ES2807183T3 - Aparato para detección de biomoléculas y su fabricación - Google Patents

Aparato para detección de biomoléculas y su fabricación Download PDF

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Abstract

Un biochip (100) para detectar o secuenciar biomoléculas que comprende: un miembro base; una capa (108) dieléctrica depositada sobre el miembro base y que tiene cavidades (101, 104) discretas formadas sobre ella; y dos o más electrodos (107) intercalados entre el miembro base y la capa (108) dieléctrica y que funcionan bajo las filas respectivas de cavidades (101) discretas, estando los dos o más electrodos (107) separados entre sí a lo largo de su longitud por una porción de la capa (108) dieléctrica; en el que la capa (108) dieléctrica define una superficie de operación continua por encima de los electrodos (107) y en la cual están formadas las cavidades discretas (101, 104) para detectar o secuenciar biomoléculas, de modo que la aplicación de un campo eléctrico a dichos electrodos (107) provoca que se cree un gradiente de campo para atraer biomoléculas hacia una parte preferida de la superficie de operación; en el que las cavidades (101, 104) comprenden dos o más filas de pocillos (101) y uno o más surcos (104), en el que los uno o más surcos (104) están formados entre dos filas de pocillos (103); y en el que cada electrodo (107) se extiende a través del miembro base y es común a los pocillos (101) en una misma fila (103).

Description

DESCRIPCIÓN
Aparato para detección de biomoléculas y su fabricación
La presente invención se refiere a un biochip para detectar o una secuenciación o más tipos de biomoléculas específicas en una muestra y su fabricación.
Antecedentes de la invención
En la actualidad, los dispositivos de detección basados en biomoleculares rápidos y de alto rendimiento tienden a ser miniaturizados y de alto nivel de integración. Un término general para tales dispositivos se llama “biochip”. Un biochip se compone de un sustrato para identificar el objetivo de la solución de muestra que se dispensa sobre el sustrato. Varias partes de detección o los reactivos biomoleculares se facilitan en el sustrato dependiendo de las aplicaciones específicas. Para mejorar la eficacia de la reacción bioquímica in situ, son necesarias una distancia cercana y una concentración localmente alta del reactivo. Por lo tanto, se han realizado esfuerzos para transportar y reponer activamente las moléculas objetivo, porque estos movimientos aumentarán las oportunidades para que las entidades objetivo se encuentren/reaccionen con sus contrapartes, es decir, entidades de prueba/biomoléculas, que normalmente están inmovilizadas en el sustrato. Las tecnologías de electrocinética (EK) se han desarrollado y utilizado ampliamente como una herramienta mecánica, libre de piezas, flexible y altamente programable para la manipulación de fluidos y micropartículas, especialmente en plataformas Lab-On-A-Chip (LOAC).
Actualmente, existen algunas limitaciones en la manipulación de EK en dispositivos LOAC. Bajo el régimen de campo eléctrico de CC, la tecnología de electroforesis (EP) se ha aplicado ampliamente, como la conocida electroforesis en gel. En general, el campo eléctrico de CC solo es efectivo para entidades cargadas positiva o negativamente a la vez. Para las biomoléculas que tienen conformaciones complejas y condiciones de carga, es difícil manipular el transporte de EP con buena consistencia y eficiencia. Además, incluso el electrodo altamente resistente a la corrosión, como el platino (Pt), se degradará con el tiempo de operación, lo que también afectaría la precisión y la eficiencia de dichos dispositivos. Cuando se utiliza el campo eléctrico de CA, la dielectroforesis (DEP) se ha convertido en una tecnología sobresaliente para manipular cualquier micropartícula cargada y neutra. El principal inconveniente de DEP es el corto alcance efectivo, mientras que otros efectos electrohidrodinámicos de CA (EHD) han demostrado ser capaces de conducir fluidos a mayor distancia. Sin embargo, el flujo de fluido no es eficiente para confinar y concentrar moléculas pequeñas como los ácidos nucleicos.
En una realización adicional, el electrodo comprende una franja alargada de material conductor eléctrico.
Por lo tanto, buscamos proporcionar una solución completa y sólida para aumentar la eficiencia de la reacción bioquímica a través del diseño conceptual de estructuras de dispositivos y el método de fabricación para manipulaciones EK combinacionales.
Sumario de la invención
La presente invención está dirigida a un biochip de acuerdo con la reivindicación 1.
En una realización, el surco separa los dos o más electrodos.
Preferiblemente, el electrodo se deposita debajo de la capa dieléctrica.
Preferiblemente, el electrodo tiene una anchura predeterminada de aproximadamente 10 nm a 1 mm.
Más preferiblemente, el electrodo tiene un espesor predeterminado de aproximadamente 1 nm a 1 mm.
Aún más preferiblemente, la capa de dieléctrico tiene un espesor de aproximadamente 1 nm a 1 mm.
Es preferible que cada pozo tiene una anchura predeterminada de aproximadamente 10 nm a 1 mm y tiene que ser menor que la anchura predeterminada del electrodo como se describió anteriormente.
Es ventajoso que cada pozo tenga una profundidad predeterminada de aproximadamente 1 nm a 1 mm y tiene que ser menor que el espesor de la capa dieléctrica como se describió anteriormente.
Preferiblemente, el surco tiene una predeterminada anchura mayor que dos veces el espesor de la capa dieléctrica como se describió anteriormente y menor o igual a la anchura del electrodo como se describió anteriormente.
Preferiblemente, la capa dieléctrica comprende un material dieléctrico seleccionado de un grupo que consiste en óxido de silicio, nitruro de silicio, óxido de aluminio y óxido de titanio.
Más preferiblemente, el elemento de base comprende una capa de óxido térmico depositado sobre una capa de sustrato de silicio.
Aún más preferiblemente, una o más entidades de la sonda están unidas a la superficie de operación en las cavidades para la restauración el uso de un campo eléctrico de baja frecuencia para crear un gradiente de campo que atrae las entidades de destino hacia la cavidad.
Es preferible que una o más entidades de la sonda estén unidas a la superficie de operación y fuera de las cavidades para restaurar el uso de un campo eléctrico de alta frecuencia para crear un gradiente de campo que dirige las entidades objetivo hacia la superficie de operación fuera de la cavidad.
En otro aspecto de la invención, se proporciona un método de fabricación del biochip como se describió anteriormente de acuerdo con las reivindicaciones 11, 12 y 13.
Breve descripción de los dibujos
La invención se describirá ahora más particularmente, solamente a modo de ejemplo, con referencia a los dibujos adjuntos, en los que:
La Figura 1A es una vista en perspectiva del biochip de acuerdo con la invención;
La Figura 1B es una representación esquemática en sección transversal del biochip en la Figura 1A;
La Figura 2 es una vista lateral esquemática de parte del biochip de la Figura 1A que muestra una cavidad con entidades de sonda unidas a la misma en una superficie de operación y un electrodo;
La Figura 3 es una representación esquemática de una parte del biochip en la Figura 1A con indicaciones que muestran un transporte de fluidos de largo alcance y un transporte de fluidos de corto alcance o regulación localizada;
Las Figuras 4A a 4D son representaciones esquemáticas de una operación EK de una cavidad circular en el biochip de la figura 1A. Específicamente, la Figura 4A muestra el receso circular sin operación EK, la Figura 4B muestra la operación EK de la cavidad circular bajo un campo eléctrico de CA de baja frecuencia que se aplica a través de los electrodos del biochip, se proporcionan indicaciones para mostrar la dirección del transporte de fluido a larga distancia y el transporte de fluido de corto alcance o la regulación localizada, la Figura 4C muestra la operación EK bajo una frecuencia media de campo eléctrico de CA aplicado a través de los electrodos del biochip, se proporcionan indicaciones que muestran la dirección del transporte de fluido de largo alcance y el transporte de fluido de corto alcance o regulación localizada, la Figura 4D muestra la operación e K bajo una alta frecuencia de campo eléctrico de CA aplicado a través de los electrodos del biochip, se proporcionan indicaciones para mostrar la dirección del transporte de fluido de largo alcance y el transporte de fluido de corto alcance o regulación localizada;
La Figura 5 es una comparación ilustrativa esquemática entre la unión de las entidades objetivo y la sonda a través de difusión pasiva y a través del transporte electrocinéticamente mejorado;
La Figura 6 es una ilustración esquemática de una primera realización de un proceso de fabricación del biochip en la Figura 1A;
La Figura 7 es una ilustración esquemática de una segunda realización del proceso de fabricación del biochip en la Figura 1A;
La Figura 8 es una ilustración esquemática de una tercera realización del proceso de fabricación del biochip en la Figura 1A;
La Figura 9A es una ilustración esquemática de la conexión eléctrica del biochip en la Figura 1A;
La Figura 9B es una ilustración fotográfica del biochip en la Figura 9A que muestra la distribución de entidades objetivo suspendidas en el biochip a diferentes frecuencias de campo eléctrico aplicado a través de los electrodos;
La Figura 10 es una ilustración esquemática de la distribución del campo eléctrico y la dirección de la fuerza DEP, mostrada por flechas, en un medio en el biochip bajo un campo eléctrico de CA a una frecuencia de 1 kHz;
La Figura 11A es una ilustración esquemática de la distribución del campo eléctrico y la dirección de la fuerza DEP, mostrada por flechas, alrededor de la cavidad en el biochip en un medio de baja conductividad bajo un campo eléctrico de CA de baja frecuencia a 1 kHz;
La Figura 11B es una ilustración esquemática de la distribución del campo eléctrico y la dirección de la fuerza DEP, mostrada por flechas, alrededor de una región de separación entre dos cavidades en el biochip de la Figura 11A en un medio de baja conductividad bajo un campo eléctrico de CA de baja frecuencia a 1 kHz ;
La Figura 12A es una ilustración esquemática de la distribución del campo eléctrico y la dirección de la fuerza DEP, mostrada por flechas, alrededor de la cavidad en el biochip en un medio de baja conductividad bajo un campo eléctrico de CA de frecuencia media a 10 kHz;
La Figura 12B es una ilustración esquemática de la distribución del campo eléctrico y la dirección de la fuerza DEP, mostrada por flechas, alrededor de una región de espacio entre dos cavidades en el biochip de la Figura 12A en un medio de baja conductividad bajo un campo eléctrico de CA de frecuencia media a 10 kHz ;
La Figura 13A es una ilustración esquemática de la distribución del campo eléctrico y la dirección de la fuerza DEP, mostrada por flechas, alrededor de la cavidad en el biochip en un medio de baja conductividad bajo un campo eléctrico de CA de alta frecuencia de 1 MHz;
La Figura 13B es una ilustración esquemática de la distribución del campo eléctrico y la dirección de la fuerza DEP, mostrada por flechas, alrededor de una región de separación entre dos cavidades en el biochip de la Figura 13A en un medio de baja conductividad bajo un campo eléctrico de CA de alta frecuencia de 1 MHz ;
La Figura 14A es una ilustración esquemática de la distribución del campo eléctrico y la dirección de la fuerza DEP, mostrada por flechas, alrededor de la cavidad en el biochip en un medio de alta conductividad bajo un campo eléctrico de CA de baja frecuencia de 1 kHz;
La Figura 14B es una ilustración esquemática de la distribución del campo eléctrico y la dirección de la fuerza DEP, mostrada por flechas, alrededor de una región de espacio entre dos cavidades en el biochip de la Figura 14A en un medio de alta conductividad bajo un campo eléctrico de CA de baja frecuencia de 1 kHz
La Figura 15A es una ilustración esquemática de la distribución del campo eléctrico y la dirección de la fuerza DEP, mostrada por flechas, alrededor de la cavidad en el biochip en un medio de alta conductividad bajo un campo eléctrico de CA de alta frecuencia de 1 MHz;
La Figura 15B es una ilustración esquemática de la distribución del campo eléctrico y la dirección de la fuerza DEP, mostrada por flechas, en un área alrededor de una región de separación entre dos cavidades en el biochip de la Figura 15A en un medio de alta conductividad bajo un campo eléctrico de CA de alta frecuencia de 1 MHz;
La Figura 16 es una ilustración fotográfica de una parte del biochip en la Figura 1 que demuestra una comparación entre la concentración del objetivo unido para sondear biomoléculas bajo difusión pasiva y la concentración del objetivo unido para sondear biomoléculas bajo transporte electrocinéticamente mejorado durante un mismo período de tiempo;
La Figura 17 muestra el patrón de las biomoléculas de la sonda inmovilizada y el significado de las biomoléculas de la sonda en la región de los biochips experimentados que se muestran en la Figura 16; La Figura 18 es un gráfico de barras que compara las eficiencias de unión representadas en la unidad de intensidad artificial de transporte mejorado electrocinéticamente y las eficiencias de unión representadas en la unidad de intensidad artificial de difusión pasiva; y
La Figura 19 es una representación esquemática que muestra varias dimensiones del biochip.
Descripción detallada de la realización preferida
Con referencia a las Figuras 1A y 1B de los dibujos, se muestra una realización preferida de un biochip 100 de acuerdo con la invención. Dos o más pocillos/cavidades 101 discretas se forman en una superficie 108A de operación. Estos pocillos/cavidades están alineados para formar una pluralidad de filas de pocillos/cavidades 103. Estas filas 103 corren paralelas entre sí y se extienden a través del biochip 100. Cada fila 103 está separada por un hueco en forma de un surco 104 alargado. La forma de los pocillos/cavidades 103 puede ser de cualquier tamaño y forma.
El término cavidad puede utilizarse para describir cualquier indentación incluidos los pocillos 103 y surcos 104. Como se muestra en la Figura 1B, el biochip 100 es una laminación de o un conjunto de capas de material. Tiene un miembro base que puede incluir una capa 105 de óxido térmico depositada sobre una capa de sustrato 106 de silicio. Las bandas de material 107 conductor. Se colocan sobre la capa 105 de óxido térmico que forman los electrodos 107 del biochip 100 que corre debajo de cada fila 103. Una capa de material 108 dieléctrico se deposita sobre los electrodos 107 para formar una superficie 108A de operación del biochip. Los electrodos 107 están separados entre sí por el surco 104. Los pocillos/cavidades 101 discretas y el surco 104 se forman en la superficie 108A de operación en forma de una estructura cóncava y una ranura, respectivamente. En otras palabras, la superficie de operación es una superficie 108A de operación contorneada . Las entidades 109 de sonda están unidas a la superficie 108A de operación de manera convencional.
El biochip 100 cuando está en uso está cubierto por una solución acuosa con entidades diana desembolsado su interior que forma el medio para la operación EK. Los conjuntos 107 de electrodos están incorporados debajo de capas aislantes tales como la capa de material 108 dieléctrico. Esta capa aislante evita que el electrodo entre en contacto directo con la solución del medio, lo que lleva a una reacción electroquímica, a saber, electrólisis. Al aplicar un campo eléctrico variable en el tiempo, el campo eléctrico puede penetrar en el medio de solución por encima de la superficie aislante. La existencia de intensidad de campo eléctrico en el medio puede inducir el flujo de fluido electrocinético y el movimiento de partículas. En la superficie de la capa 108 aislante, se proporcionan estructuras de pocillos/cavidades para regular específicamente los efectos de EK y concentrar las entidades objetivo en los sitios de reacción donde las entidades de sonda están inmovilizadas. Con el aumento de la concentración local, se mejora la oportunidad de colisión entre entidades objetivo con las entidades de sonda correspondientes. Este proceso se logra mediante las fuerzas DEP y el flujo de fluido ACEO/ACET en la superficie del chip, y es mucho más eficiente que la difusión pasiva en dispositivos de reacción convencionales. Un ejemplo se muestra en las Figuras 16 y 18 y se describirá más adelante.
El biochip 100 es capaz de manipular el flujo de fluido y ayuda en la eficiencia de enfoque de superficie. Las fuerzas electrocinéticas que actúan sobre las entidades objetivo, como EP y DEP, dependen en gran medida de la intensidad de campo y el gradiente del cuadrado de intensidad de campo, respectivamente. Sin embargo, la intensidad del campo eléctrico se atenúa exponencialmente en el medio, lo que limita el rango efectivo de la fuerza EK directa sobre partículas dentro de una distancia muy corta por encima de la superficie 107 del electrodo. En este caso, el conjunto 107 de electrodos es de manera plana, que está diseñada para inducir flujos de fluido de largo alcance por los efectos ACEO y/o ACET bajo el campo eléctrico de CA. Los flujos de fluido inducidos por ACEK se modelan de manera circulante, lo que puede refrescar continuamente las entidades objetivo en el fluido superficial con aquellas en el fluido en volumen.
Por último, mediante la aplicación de campo eléctrico de CA al biochip 100, las entidades objetivo suspendidas en una solución acuosa son impulsadas a los sitios de reacción sobre la superficie del chip a través de los flujos de fluido inducido. Las estructuras superficiales regulan aún más el flujo y concentran las entidades objetivo en los sitios de reacción designados con la ayuda de las fuerzas DEP. La circulación del flujo de fluido, mientras tanto, actúa para reponer las entidades objetivo de la solución en volumen. Por lo tanto, con la combinación de efectos EK, se logran tanto la manipulación de largo alcance como la de corto alcance. La eficacia de reacción resultante se puede mejorar a partir del mecanismo basado en difusión.
En más detalle, como se muestra en la Figura 19, el ancho (B) del pozo/cavidad 101 discreto es de aproximadamente 10 nm a 1 mm y sería menor que el ancho (F) del electrodo 107 que es de aproximadamente 10 nm a 1 mm. La profundidad (A) de los pocillos/cavidades 101 es de aproximadamente 1 nm a 1 mm y es menor que el grosor (G) de la capa 108 dieléctrica, que es de aproximadamente 1 nm a 1 mm. El ancho (D) del surco 104 es mayor que el doble del espesor (G) de la capa 108 dieléctrica y menor o igual que el ancho (F) del electrodo 107. La profundidad (C) del surco 104 es igual al espesor (E) del electrodo 107 que es de aproximadamente 1 nm a 1 mm. Los pocillos/cavidades 101 discretas tienen bordes superiores afilados con un radio de borde que es igual al exceso de longitud del grosor (G) de la capa 108 dieléctrica sobre la profundidad (A) del pozo/cavidad 101. Los surcos 104 discretos también tienen bordes superiores afilados con un radio de borde que es igual al grosor (G) de la capa 108 dieléctrica. En resumen, cuanto menor es el radio del borde, mayor es el gradiente eléctrico establecido en el medio adyacente al reborde y al borde cuando el campo eléctrico es aplicado al electrodo.
Las técnicas y procesos de fabricación CMOS para la producción a nivel de oblea se utilizan para crear el biochip 100. Hay cuatro capas cruciales. El sustrato del biochip es la oblea 106 de silicio. La oxidación térmica se realiza para crear una capa de base, una capa 105 de óxido térmico para la deposición de metal. El procedimiento de dispersión se usa para formar una capa 107 metálica y modelarla en conjuntos de microelectrodos por fotolitografía. Luego una capa 108 dieléctrica se deposita sobre la capa 107 metálica para proteger los electrodos 107 y el aislamiento. Los pocillos/cavidades 101 y los surcos 104 se forman por fotoenmascaramiento y grabado por fotolitografía. Los materiales de la capa dieléctrica se detallarán a continuación.
El sustrato 106 de silicio es preferiblemente un sustrato de materiales a base de silicio y materiales de polímeros sólidos. La capa de material 108 dieléctrico es preferiblemente una capa aislante hecha de óxido de silicio, nitruro de silicio, óxido de titanio u otros materiales dieléctricos.
Ahora se introduce el mecanismo y las condiciones que controlan la manipulación de EK en el biochip.
El conjunto de electrodos 107, más preferiblemente de microelectrodos, están incorporados en el sustrato 106 de silicio preferentemente un chip de silicio para crear una distribución no uniforme de campo eléctrico en el medio de disolución. Múltiples efectos EK debido al campo eléctrico no uniforme son responsables de concentrar las entidades objetivo, induciendo el flujo de fluido/permitiendo la circulación por encima del biochip 100. Entidades objetivo micro o submicroescaladas, como biomoléculas, por ejemplo, ácido nucleico, suspendidas en el medio de solución se transportan y circulan cerca de la superficie 108A de operación desde el medio de solución debido al campo eléctrico generado a partir del conjunto de electrodos 107. Generalmente, el campo eléctrico no uniforme a gran escala se crea en el surco 104 entre cada electrodo que puede generar flujo de fluido EK de largo alcance y transportar entidades objetivo en volumen a la región cercana a la superficie del chip. La superficie 108A de operación contorneada , particularmente con los pocillos/cavidades 101, modifica la distribución local del campo eléctrico y mejora el rendimiento de la región corta EK.
Las principales actividades EK eficaces incluyen dielectroforesis (DEP), electroósmosis AC (ACEO), y electrotermosis AC (ACET). El fenómeno general es siempre una combinación de múltiples efectos. ACEO y ACET se clasifican como efectos electrohidrodinámicos, que inducen un flujo de fluido de largo alcance en el medio de solución. DEP es un movimiento de corto alcance sobre partículas. Como se ilustra en la Figura 4, ACEO y ACET son responsables de generar flujo de fluido para el transporte 110 de largo alcance, y el DEP participa en confinamiento de corto alcance/transporte de fluido de corto alcance/regulación 111 localizada. Con flujo 110 de fluido de largo alcance inducido, las entidades como partículas que incluyen partículas cargadas o no cargadas, con un tamaño de micras a submicras pueden transportarse efectivamente cerca de la superficie 108A de operación. Los pocillos/cavidades 101 modelados en la superficie 108A de operación regulan aún más el campo eléctrico local y, por lo tanto, las partículas objetivo cercanas a la superficie 108A de operación se concentran por las fuerzas DEP dentro de los pocillos/cavidades 101.
En más detalle, el ACEO surge debido a la interacción entre la doble capa eléctrica (EDL) formado en la interfaz entre una solución y una superficie sólida cargada como la superficie 108A de operación y un campo eléctrico en la dirección tangencial (es decir, Et) para conducir los iones en la capa difusa de la EDL. Cuando un par de electrodos planos se carga con polaridad opuesta, el campo eléctrico es más fuerte en el espacio y más débil en el centro del electrodo, por lo tanto, el Et. En ciertas circunstancias, existe otro efecto electrohidrodinámico, conocido como ACET, que se debe a la interacción entre el campo eléctrico y el gradiente de las propiedades del fluido. Dado que el campo eléctrico de CA puede inducir el calentamiento de Joule en el medio de solución y es más significativo en la región de alta intensidad de campo, el cambio de temperatura regional induce la variación de la densidad del fluido y, por lo tanto, la conductividad y la permitividad. Para un par de electrodos planos, ACET puede formar circulación desde el espacio del electrodo y agitar el fluido en volumen en un rango microescalado. En resumen, se pueden generar flujos de fluidos de largo alcance utilizando varios patrones de electrodos clásicos, como el paralelo, almenado, cuadrupolo, etc.
Para la manipulación de corto alcance, los efectos de DEP se vuelven más prometedor como la intensidad de campo, así como su gradiente son altos. La estructura que puede inducir un gradiente de campo agudo son los bordes de los pocillos/cavidades 101 que se modelan en la superficie 108A de operación. Este campo de fuerza localizado permite patrones de conducción designados para la recolección 111 de corto alcance de las entidades objetivo.
Además, es posible controlar los patrones de flujo de fluido y la recogida de partículas por el cambio de la tensión aplicada, la frecuencia y la formación del campo eléctrico de corriente alterna. El mecanismo puede usarse para mejorar la eficacia de la reacción bioquímica entre las moléculas objetivo suspendidas en el medio de solución y las moléculas equivalentes, por ejemplo, las entidades 109 de sonda inmovilizadas en la superficie 108A de operación.
La superficie 108A de operación contorneada por encima del conjunto 107 de electrodos genera gradientes de campo eléctrico y altera DEP, ACEO y ACET en específico. Dependiendo de la frecuencia del campo eléctrico y la conductividad del medio de solución, dirección del transporte 110 de largo alcance, así como la del confinamiento de corto alcance/transporte de fluido de corto alcance/regulación localizada 111 se puede manipular. El voltaje está más relacionado con la fuerza general de los efectos EK, es decir, la fuerza DEP es proporcional a V|£2| en magnitud
Las Figuras 4A a 4D son una ilustración esquemática de la dirección del flujo 112 EK de largo alcance y el flujo 113 EK de corto alcance, de ahí la concentración de partículas dentro y fuera del pozo/cavidad 101 cuando diferentes tensiones, frecuencias y formaciones del El campo eléctrico de CA se aplica al conjunto de electrodos 107. El flujo EK de largo y corto alcance constituye directamente el transporte 110 de largo alcance y el confinamiento de corto alcance/transporte de fluido de corto alcance/regulación localizada 111 respectivamente para transportar las entidades objetivo en el medio de solución. En la Figura 4A, se muestra una vista en planta superior de los pocillos/cavidades 101 en la superficie 108A de operación contorneada. La Figura 4B muestra la dirección del flujo 112/113 EK cuando se aplica un campo eléctrico de baja frecuencia. La corriente principal del flujo 112/113 EK apuntan al centro del electrodo, y el gradiente localizado en el borde del pozo/cavidad 101 dirige las partículas hacia el centro del pozo/cavidad 101 y el electrodo 107. La Figura 4C muestra la dirección del flujo 112/113 EK cuando se aplica un campo eléctrico de frecuencia media. La corriente principal del flujo 112 EK está apuntando al centro del electrodo 107, y el gradiente 113 localizado en el borde del pozo/cavidad 101 dirige las partículas lejos del centro del pozo/cavidad 101 y el electrodo 107. La Figura 4D muestra la dirección del flujo 112/113 EK cuando se aplica un campo eléctrico de alta frecuencia. La corriente principal del flujo 112 EK y el gradiente 113 localizado en el borde del pozo/cavidad 101 aleja las partículas del centro del pozo/cavidad 101 y el electrodo 107. Como los pocillos/cavidades adyacentes 101 están separados por un surco 104, cuando el flujo 112 EK de corriente principal y el gradiente 113 localizado se alejan del centro del pozo/cavidad 101, se dirigen hacia el surco 104. La situación en la Figura 4B es más óptima cuando las entidades 109 de sonda están unidas dentro de los pocillos/cavidades 101.
La condición en las Figuras 4C y 4D es más óptima cuando las entidades 109 de sonda están unidas a la superficie 108A de operación fuera de los pocillos/cavidades 101 o en el surco 104.
Con la superficie 108A de operación contorneada, somos capaces de manipular modelos de colección de entidades diana en la superficie 108A de operación utilizando diferentes frecuencias, tensiones y formaciones del campo eléctrico de corriente alterna. Podemos modelar la superficie 108A de operación en matriz o en cualquier disposición asimétrica en los electrodos 107, dependiendo de las aplicaciones específicas.
Como se muestra en la Figura 9A se muestra un ejemplo de una superficie de operación con un conjunto de matriz de pozo/cavidad de N por N, donde N es un número impar. El biochip 100 se fabrica en obleas de 8' y se corta en cubos y se ensambla en PCB con circuitos y adaptador que se conectan a una fuente de alimentación externa. Todas las bandas 107 de electrodos impares están conectadas a la señal de CA, y el resto de las bandas de electrodos pares 107 están conectadas a tierra. El campo eléctrico de CA se suministra con un generador de funciones artificiales, Agilent 33250A. Las perlas de SiO2 se usan en este ejemplo (Sigma S5631) para ilustrar el efecto de la frecuencia del campo eléctrico aplicado a la distribución activa de las entidades objetivo. Las perlas tienen un rango de 0,5 -10 um (80 % entre 1 - 5 um), y se suspenden en DI H2O con una conductividad de 5,5 uS/m. Se dispensan 30 ul de la solución de perlas en la superficie 108A de operación, cubriendo el conjunto de microelectrodos y el proceso de manipulación EK se registra a través del microscopio Nikon eclipse i50 bajo luz blanca.
Se recogieron las imágenes en la figura 9B para demostrar el efecto de transporte y enfoque de utilizar la superficie 108A de operación de matriz de N por N modelada. La señal de CA aplicada es de una onda sinusoidal de pico a pico de 20V con una frecuencia que varía de 100 Hz a 1 MHz.
Cuando comenzó a 100 Hz, las perlas comenzaron a moverse lentamente. A medida que la frecuencia aumentó gradualmente a varios kHz, el movimiento se volvió más dramático, y el centro del pozo/cavidad 101 se concentró más con perlas. Se observó que, entre 100 Hz y 500 Hz, las perlas se atrajeron hacia el centro del electrodo y el pozo/cavidad 101 y permanecieron alrededor de la línea de simetría geométrica. También se observó que, a medida que la frecuencia aumentaba por encima de 500 Hz, las perlas recogidas en la línea central comenzaron a arrastrarse al pozo/cavidad 101 más cercano. En consecuencia, la “línea” se dividió en “puntos”. Esto se debió al perfil descrito en la Figura 4B.
Se observa la forma redonda más discreta de grupos de perlas cuando la frecuencia del campo eléctrico es de 10 kHz. A medida que la frecuencia aumenta más allá de 10 kHz, el grupo de perlas comenzó a deformarse y se mueve fuera de los pocillos/cavidades 101 o el centro del electrodo 107 hacia los bordes del electrodo 107. Luego se observó que las perlas circulaban desde el borde del electrodo 107 hacia el centro del electrodo, surgiendo y volviendo a la región del borde. El ancho de circulación se hizo más estrecho a medida que aumentaba la frecuencia. Este proceso de transición fue dramático alrededor de 10 kHz a 20 kHz, y a 40 kHz, la mayoría de las perlas se introdujeron en los surcos 104 y el espacio de los electrodos 107, como se describe en la Figura 4D.
A partir de 40 kHz a 100 kHz, el ancho de circulación alcanza el mínimo y las perlas vibran en el borde del electrodo 107, mientras que algunas perlas grandes de tamaño exhiben auto - rotación. Por encima de 100 kHz, las perlas formaron cadenas perpendiculares al electrodo entre los surcos 104. Luego, las cadenas se rompieron a alrededor de 600 kHz, y las perlas se repelieron al centro de los electrodos 107 y surcos 104. Este efecto se vuelve más significativo a 1 MHz. La razón por la cual las perlas formaron líneas distintas a los puntos discretos como en las frecuencias bajas fue porque los mecanismos dominantes del flujo de fluido eran diferentes. Más específicamente, a bajas frecuencias, las perlas experimentan un flujo de fluido inducido por ACEO, que es sensible a las estructuras superficiales. La estructura cóncava podría regular el flujo y atraer las perlas hacia adentro. Mientras que, a altas frecuencias, como en el nivel de MHz, ACEO ya no existía, ACET tomó el predominio, que hacía circular perlas desde el volumen, y era menos sensible a las estructuras superficiales.
En referencia a la Figura 10, se muestra el campo de fuerza DEP simulado (flecha roja) en un medio de solución de alta conductividad con campo eléctrico de alta frecuencia. Todas las flechas se alejan de los electrodos 107 y las cavidades 101.
Volviendo a las figuras 11A y 11B, en un medio de baja conductividad y con campo eléctrico de baja frecuencia, la fuerza DEP, que se muestra por las flechas, se dirige hacia los pocillos/cavidades 101 y el surco 104 y lejos de la superficie 108A de operación adyacente el pozo/cavidad 101. Lo mismo se aplica cuando el medio de solución es de baja conductividad y se aplica un campo eléctrico de frecuencia media (ver Figura 12A y 12B), excepto que el campo local está más concentrado hacia el pozo/cavidad 101. En un nivel bajo campo eléctrico de media y alta frecuencia de conductividad como se muestra en las Figuras 13A y 13B, la fuerza DEP se dirige lejos del pozo/cavidad 101 y el surco 104 pero hacia la superficie 108A de operación adyacente al pozo/cavidad 101. En las Figuras 14A y 14B, cuando la conductividad del medio es alta y la frecuencia del campo eléctrico es baja, la fuerza DEP se dirige lejos del pozo/cavidad 101 y el surco 104 pero hacia la superficie 108A de operación adyacente al pozo/cavidad 101. En las Figuras 15A y 15B, cuando el medio de solución es de alta conductividad y el campo eléctrico está en alta frecuencia, la fuerza DEP se dirige lejos del pozo/cavidad 101 y el surco 104 pero hacia la superficie 108A de operación adyacente al pozo/cavidad 101.
En resumen, de un diseño específico biochip descrito anteriormente, en un medio de alta conductividad, incluso si el campo eléctrico aplicado tiene una frecuencia baja, la fuerza DEP se dirige lejos de los pocillos/cavidades 101. Para dirigir la fuerza d Ep hacia el pozo/cavidad 101, casi siempre se debe usar medio de baja conductividad. Al dirigir la fuerza DEP lejos del pozo/cavidad 101, se debe usar una alta frecuencia y la conductividad del medio no es una preocupación importante. Puede que esta no sea una solución universal, ya que solo las frecuencias bajas a medias y el medio conductivo bajo pueden dirigir entidades a la matriz del pozo/cavidad 103. El diseño del electrodo 107 y el pozo/cavidad 103 patrón son más cruciales para modular las combinaciones de fuerzas EK y, por lo tanto, las entidades objetivo dentro o fuera del pozo/cavidad 103. El diseño del electrodo 107 y las estructuras del pozo/cavidad 103 pueden incluir el material, escalas o formas del mismo.
El biochip 100 produce incluso mejores resultados mediante la mejora de la hibridación Asistida por EK. Como se muestra en la Figura 2, las entidades de sonda se unen mediante ingeniería de superficie a la superficie 108A de operación mediante enlaces covalentes a una matriz química de una manera convencional. El objetivo del biochip 100 de acuerdo con la invención es mejorar la interacción entre las entidades objetivo en el medio de solución y las entidades 109 de sonda en la superficie 108A de operación usando efectos electrocinéticos (EK). En la Figura 5 se muestra una comparación simulada entre la hibridación pasiva y la hibridación asistida por EK. La Figura 16 es una comparación fotográfica entre dos biochips, la izquierda muestra el resultado de la hibridación asistida por EK y la derecha muestra los resultados de la hibridación pasiva. Claramente, la hibridación asistida por EK produce mejores resultados. La figura 18 es la representación de la intensidad de la unidad artificial del resultado de hibridación en los dos biochips de la figura 16.
Pasamos ahora al procedimiento de fabricación del biochip 100. Se muestra el procedimiento preferido en la Figura 6.
El proceso se basa en una fabricación microelectrónica compatible CMOS. En un sustrato 106 de silicio, un espesor de la capa 105 de óxido se produce por oxidación térmica, y una capa 107 de metal se construye mediante pulverización catódica de aluminio. Los conjuntos de electrodos se forman mediante grabado en seco de la capa 107 metálica. Después del proceso de metalización, la capa 108 dieléctrica de óxido de silicio (SO2) se deposita a través de PECVD sobre la superficie superior definida por la capa 107 metálica. El conjunto de pocillos/cavidades 101 así como las micro - indentaciones de la almohadilla de unión de cable se modelan y abren mediante grabado en seco. Luego, una segunda capa 108 de SO2 se deposita con espesor sobre la primera capa de SO2 usando PECVD. La fabricación del chip se completa con un proceso final de grabado en seco para la apertura completa de las almohadillas de unión de cables. Un proceso adicional implica el tratamiento superficial del biochip 100 para la inmovilización de las entidades 109 de sonda en cada pozo/cavidad 101. El biochip 100 ahora está listo para su uso.
Haciendo referencia a la Figura 7 que muestra un proceso basado en una fabricación microelectrónica compatible CMOS. En un sustrato 106 de silicio, un espesor de la capa 105 de óxido se produce por oxidación térmica, y una capa 107 de metal se construye mediante pulverización catódica de aluminio. Los conjuntos 107 de electrodos se forman mediante grabado en seco de esta capa 107 de metal. Se aplica otra máscara para el patrón del pozo/cavidad 101, y sigue el grabado para crear el pozo/cavidad 101 en los electrodos de metal 107. Después de eso, se deposita la capa dieléctrica de un óxido de silicio (SiO2) a través de PECVD sobre la superficie superior de la capa 107 metálica. Las micro - indentaciones de la almohadilla de unión de cable se modelan y se abren mediante grabado en seco.
Con referencia a la Figura 8, que nuevamente se basa en una fabricación microelectrónica compatible con CMOS. En un sustrato 106 de silicio, un espesor de la capa 105 de óxido se produce por oxidación térmica. Aplicamos una máscara fotográfica para modelar pocillos/cavidades 101, y realizamos un grabado en seco en la capa 105 de óxido térmico . Después de eso, los pocillos/cavidades 101 se forman en la capa 105 de óxido. Se deposita una capa de metal en la superficie superior de la capa 105 de óxido y construida mediante pulverización catódica de aluminio. Los conjuntos de electrodos se forman mediante grabado en seco de esta capa 107 metálica. Después de eso, se deposita una capa dieléctrica de óxido de silicio (SO2) a través de PECVD sobre la superficie superior definida en la capa 107 metálica. Las micro - indentaciones de la almohadilla de unión de cable son modelado y abierto por grabado en seco.
La invención ha sido dada a modo de ejemplo solamente, y otras diversas modificaciones y/o alteraciones a la realización descrita pueden hacerse por los expertos en la técnica sin apartarse del alcance de la invención tal como se especifica en las reivindicaciones adjuntas .

Claims (13)

REIVINDICACIONES
1. Un biochip (100) para detectar o secuenciar biomoléculas que comprende:
un miembro base;
una capa (108) dieléctrica depositada sobre el miembro base y que tiene cavidades (101, 104) discretas formadas sobre ella; y
dos o más electrodos (107) intercalados entre el miembro base y la capa (108) dieléctrica y que funcionan bajo las filas respectivas de cavidades (101) discretas, estando los dos o más electrodos (107) separados entre sí a lo largo de su longitud por una porción de la capa (108) dieléctrica;
en el que la capa (108) dieléctrica define una superficie de operación continua por encima de los electrodos (107) y en la cual están formadas las cavidades discretas (101, 104) para detectar o secuenciar biomoléculas, de modo que la aplicación de un campo eléctrico a dichos electrodos (107) provoca que se cree un gradiente de campo para atraer biomoléculas hacia una parte preferida de la superficie de operación;
en el que las cavidades (101, 104) comprenden dos o más filas de pocillos (101) y uno o más surcos (104), en el que los uno o más surcos (104) están formados entre dos filas de pocillos (103); y
en el que cada electrodo (107) se extiende a través del miembro base y es común a los pocillos (101) en una misma fila (103).
2. El biochip según la reivindicación 1, en el que el uno o más surcos (104) separan los dos o más electrodos (107).
3. El biochip según la reivindicación 1 o 2, en el que cada uno de los dos o más electrodos (107) comprende una banda alargada de material conductor eléctrico.
4. El biochip (100) según la reivindicación 3, en el que los dos o más electrodos (107) están depositados directamente debajo de la capa (108) dieléctrica.
5. El biochip (100) según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, en el que cada uno de los dos o más electrodos (107) tiene un ancho predeterminado de 10 nm a 1 mm y/o en el que cada uno de los electrodos (107) tiene un espesor predeterminado de 1 nm a 1 mm y opcionalmente en el que cada pocillo (101) tiene un ancho predeterminado de 10 nm a 1 mm que es más pequeño que el ancho predeterminado de cada uno de los electrodos (107).
6. El biochip (100) según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, en el que la capa (108) dieléctrica tiene un espesor de 1 nm a 1 mm y opcionalmente en el que cada pocillo (101) tiene una profundidad predeterminada de 1 nm a 1 mm que es menor que el espesor de la capa (108) dieléctrica.
7. El biochip (100) según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, en el que la capa (108) dieléctrica tiene un espesor de 1 nm a 1 mm y cada uno de los dos o más electrodos (107) tiene un ancho de 10 nm a 1 mm y en el que el surco (104) tiene un ancho predeterminado mayor que el doble del espesor de la capa (108) dieléctrica y no mayor que el ancho de cada uno de los dos o más electrodos (107).
8. El biochip (100) según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, en el que la capa (108) dieléctrica comprende un material dieléctrico seleccionado de un grupo que consiste en óxido de silicio, nitruro de silicio, óxido de aluminio y óxido de titanio.
9. El biochip (100) según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8, en el que el miembro base comprende una capa de óxido térmico (105) depositado sobre una capa de sustrato de silicio (106).
10. El biochip (100) según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9, en el que una o más entidades de sonda están unidas a la superficie de operación en las cavidades (101, 104) para abastecer el uso de un campo eléctrico de baja frecuencia para crear un gradiente de campo que atrae las biomoléculas hacia la cavidad (101, 104) o en el que una o más entidades de sonda están unidas a la superficie de operación y fuera de las cavidades (101, 104) para abastecer el uso de un campo eléctrico de alta frecuencia para crear un gradiente de campo que obliga a las biomoléculas a ir hacia la superficie de operación fuera de la cavidad (101, 104).
11. Un procedimiento de fabricación del biochip (100) según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10, que comprende las etapas de:
a) proporcionar un miembro base, en el que el miembro base comprende una capa metálica depositada sobre una capa de óxido térmico, definiendo la capa metálica una superficie superior;
b) foto enmascarar la superficie superior del miembro base;
c) grabar dos o más cavidades (101, 104) en la superficie superior;
d) realizar una segunda ronda de etapas b) y c) en la superficie superior y entre las dos o más cavidades para crear otra cavidad entre ellas, definiendo así una capa superior;
e) depositar un material dieléctrico en la capa superior sobre las cavidades (101, 104);
en el que las cavidades (101, 104) definen un contorno en la superficie superior, el material dieléctrico adopta al menos parte del contorno y se endurece para formar una superficie de operación contorneada.
12. Un procedimiento de fabricación del biochip (100) según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10 que comprende las etapas de:
a) proporcionar un miembro base, en el que el miembro base comprende una capa metálica depositada sobre una capa de óxido térmico, definiendo la capa de metal una superficie superior;
b) foto enmascarar la superficie superior del miembro base;
c) grabar dos o más cavidades (101, 104) en la superficie superior;
d) depositar un material dieléctrico en la superficie superior sobre las dos o más cavidades (101, 104) para formar una superficie superior adicional, en el que las dos o más cavidades (101, 104) definen un contorno en la superficie superior, el material dieléctrico adopta al menos parte del contorno y se endurece para formar una superficie de operación contorneada;
e) realizar una segunda ronda de etapas b) y c) en la superficie superior adicional para crear una cavidad adicional entre las dos o más cavidades, definiendo así una capa superior que tiene otro contorno;
f) repetir la etapa d) en la capa superior de modo que el material dieléctrico adopte el otro contorno y se endurezca para formar una superficie de operación contorneada.
13. Un procedimiento de fabricación del biochip (100) según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10, que comprende las etapas de:
a) proporcionar un miembro base, en el que el miembro base incluye al menos una capa de óxido térmico que define una superficie superior;
b) foto enmascarar la superficie superior del miembro base;
c) grabar dos o más cavidades (101, 104) en la superficie superior para definir un contorno;
d) depositar una capa de metal sobre la superficie superior para formar otra superficie superior que adopta el contorno;
e) realizar una segunda ronda de etapas b) y c) en la superficie superior adicional para crear una cavidad adicional entre las dos cavidades para definir aún más el contorno y formar una capa superior;
f) depositar un material dieléctrico en la capa superior sobre las dos o más cavidades (101, 104);
en el que la una o más cavidades (101, 104) definen un contorno en la superficie superior, el material dieléctrico adopta al menos parte del contorno y se endurece para formar una superficie de operación contorneada.
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