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专利名称：一种高分辨率的生物传感器的制作方法
技术领域：
本发明涉及传感器，尤其涉及一种高分辨率的生物传感器。
背景技术：
基因测序技术是生物医学研究的基础平台技术，基于Sanger方法的第一代基因测序技术必须对DNA分子进行多次复制(即扩增)，同时进行荧光示踪标记，这一过程会给测序带来错误，因此，一个基因要被测序多次才能得到值得信赖的结果。并且该技术存在速度慢，费用昂贵的缺点。通过此技术测试一个人的基因排序将花费1000 - 2500万美元。 为降低基因测序的成本，美国国家人类基因组于2004年启动了研发快速且低成本(1000美元)的基因测序新技术的创新计划。另外，X Prize基金为了促进研发快速且低成本的基因测序新技术，于2006年10月设立了 1000万美元的Archon X PRIZE for Genomics奖项用来奖励第一个能够在10天内完成10个人的基因测序的团队。第二代基因测序技术虽然提高了测序速度，但成本依旧太高(大约100万美元)且准确度不够。研发中的基于单一 DNA分子的第三代基因测序技术[Mingsheng Xu, et al. Small 5，2638 (2009).]具有价格便宜、快速及精确等优点；第三代基因测序技术中包括纳米孔(Nanopore)的基因测序技术。纳米孔测序技术是DNA在电泳作用下，碱基依次地穿越纳米孔，同时检测碱基穿越纳米孔隙时而产生的光学或电信号的差异来对DNA进行测序。潜在的基于纳米孔测序技术不需要荧光标记物，不需要聚合酶链反应(Polymerase Chain Reaction)反应，有望能直接并快速“读”出 DNA 的碱基序列[M. Zwolak, M. Di Ventra, Rev. Mod. Phys. 80, 141-165 (2008) ；D. Branton, et al. , Nature Biotechnol. 26, 1146-1153 Q008)]。然而，目前制备的纳米孔的深度一般大于10 nm，大大超出单链DNA碱基0.3 - 0.7 nm的间距，也即是孔中同时大约有15个碱基通过，因此无法达到基因测序的单碱基的分辨率；要达到单一碱基的分辨率，在尺寸上必须具备与碱基大小(碱基间距)相当的元件。基于纳米孔的单分子基因测序技术主要有三种检测方法离子封锁电、流(Strand-sequencing using ionic current blockage)，横向电子电、流 (Strand-sequencing using transverse electron currents),光学 f言 M^ (Nanopore sequencing using synthetic DNA and optical readout)。另夕卜，离子封锁电、流只有 pA 量级，信噪比很低，很难真正用于DNA测序。由于每个DNA的碱基在结构上和化学上都有所区别，因此每个碱基都可能存在独特的电子特征，利用这些子特征可能对DNA进行测序。在2005年，美国加州大学圣迭哥分校的Zwolak等在纳米快报(Nano Letters 2005, 5, 421-424)上发表“横向传输白勺 DNA M基白勺电子特j"生(Electronic signature of DNA nucleotides via transverse transport)”的论文，Zwolak等通过理论计算认为当DNA通过纳米孔时可以测量DNA碱基的横向隧道电子电流而对其进行测序。这要求将纳米电极集成于纳米孔系统，这样纳米电极将记录在DNA穿越纳米孔时产生的与DNA链垂直的电流。然而，尽管目前制备纳米孔的技术比较成熟，但是，迄今为止还没有技术方法将具有单碱基分辨率纳米电极集成于纳米孔系统。另一方面，纳米电极与DNA碱基之间的距离以及DNA碱基的取向对隧道电流影响很大，所以必须解决这种由于DNA碱基通过纳米孔时由不同的取向而可能导致的对测量信号的影响。2007年，徐明生等人在Small (5)腕#2007，3, 1539-1M3)上发表“DNA碱基的电子性能(The electronic properties of DNA bases) ”的论文他们利用超高真空隧道扫描显微镜首次在实验上揭示DNA的四种碱基在单晶Au的表面存在着不同的电子指纹特性，这意味着DNA的四种碱基与电极功能材料之间存在不同的相互作用；因此，利用DNA的四种碱基与纳米功能层材料之间的不同相互作用的原理，测量当DNA穿越纳米孔时四种不同的碱基与纳米功能层材料之间由于不同相互作用而导致的电学特性差异或光学特性差异等有望实现快速、成本低的基因测序。

发明内容
本发明的目的是克服现有技术的不足，提出一种高分辨率的生物传感器。高分辨率的生物传感器包括在第三绝缘层上两端分别设有第一储藏室、第二储藏室，第一储藏室上设有第一电泳电极，第二储藏室上设有第二电泳电极，第一储藏室与第二储藏室之间设有微纳米分离通道，第一储藏室与二储藏室之间设有N个并列排列的场效应晶体管单元，N个场效应晶体管单元之间通过第三绝缘层隔开，场效应晶体管单元包括基板、介电层、源电极、漏电极、栅极、纳米功能层单元，每个纳米功能层单元包括第一绝缘层、 纳米功能层、第二绝缘层，每个纳米功能层单元的中心设有纳米孔，纳米孔与第一储藏室、 微纳米分离通道和第二储藏室相通，每个纳米功能层单元的下端设有基板、介电层、栅极， 每个纳米功能层单元的设有源电极和漏电极与之保持电接触，第一电泳电极、第二电泳电极、第一储藏室、第二储藏室、微纳米分离通道、N个场效应晶体管单元、封装层构成生物传感器，多个生物传感器阵列化排列构成传感器阵列。所述的纳米功能层的材料为层状导电材料，层状导电材料为石墨、还原的氧化石墨烯、部分氢化的石墨烯、W&、BNC、MoS2、NbSi52或Bi2Sr2CaCu2Ox ；所述的纳米功能层单元的厚度为0. 2 50 nm。所述的石墨为1 10层的石墨烯薄膜。所述的纳米孔为圆孔、多边形孔或者椭圆孔，孔径最大处的距离为1 2000 nm。所述的微纳米分离通道为圆孔、多边形孔或者椭圆孔，孔径最大处的距离为1 2000 nm。所述的源电极与漏电极之间的距离为0.05 μπι 1000 μπι。所述的纳米功能层的宽度为0.01 μπι 1000 μπι。所述的第一绝缘层和第一绝缘层的厚度为0. 001 μπι 1000 μπι。本发明的纳米功能层的厚度可以控制在0.3 0.7 nm之间，达到检测单链DNA 中的单个碱基的电学特征的分辨率要求，从而适于便宜、快速基因电子测序。本发明的生物传感器解决了将纳米孔集成于纳米功能层的技术难点，其制备与操纵纳米功能层的方法简单。纳米功能层夹嵌于两绝缘层之间，可以避免污染及不必要的环境影响，这样的纳米功能层结构牢固。纳米孔周边为整片的纳米功能层的形状解决了 DNA碱基穿越纳米孔时由于碱基可能存在的不同取向而导致对碱基与纳米功能层的相互作用的影响。采用微纳米通道有利于拉直生物DNA分子。采用场效应晶体管单元与微纳米流体器件单元集成的系统， 有利于控制生物分子在穿越纳米孔时与纳米功能层的相互作用，有利于测量电学性能的变化。纳米功能层的厚度与所测试的生物分子的特征长度相当，有助于研究生物分子的特定性能。
本发明的生物传感器的基本工作原理是DNA分子在电泳电极形成的梯度场作用下被拉直，并从第一储藏室经过微纳米通道和纳米孔向第二储藏室运动；当组成DNA分子的碱基依次穿越纳米孔时，与纳米功能层发生相互作用，这时，由场效应晶体管检测碱基与纳米功能层发生相互作用而导致的场效应特性的变化，从而对DNA进行测序。在解释本发明时，常以生物DNA分子为例，但本发明的生物传感器不仅仅局限于探测DNA分子，也包括其它的生物分子如RNA，蛋白质等。


图1为本发明的生物传感器的示意图。其中栅极在下部。图2为本发明的生物传感器的示意图。其中栅极在上部。图3为本发明的生物传感器阵列。图4为本发明的生物传感器的进行DNA电子测序的所施加的各种电脉冲的示意图，其中包括迁引DNA运动与拉伸DNA的电泳脉冲，用于控制DNA碱基与纳米功能层发生相互作用的锁住脉冲，施加于场效应晶体管的用于检测信号的脉冲，以及自动化的碱基序列分析脉冲。图5为本发明的纳米功能层单元的流程示意图。图6为本发明的场效应晶体管单元的流程示意图。图7为本发明的微纳米流体器件单元的结构示意图。图中，基板1、介电层2、第三绝缘层3、第一绝缘层4、纳米功能层5、第二绝缘层6、 源电极7、漏电极8、栅极9、第一电泳电极10、第二电泳电极11、第一储藏室12、第二储藏室13、微纳米分离通道14、生物分子15、纳米孔16、封装层17、纳米功能层单元20、场效应晶体管单元30、生物传感器40、传感器阵列50。
具体实施例方式下面通过具体实施例并结合附图对本发明进一步说明。高分辨率的生物传感器包括在第三绝缘层3上两端分别设有第一储藏室12、第二储藏室13，第一储藏室12上设有第一电泳电极10，第二储藏室13上设有第二电泳电极11， 第一储藏室12与第二储藏室13之间设有微纳米分离通道14，第一储藏室12与二储藏室 13之间设有N个并列排列的场效应晶体管单元30，N个场效应晶体管单元30之间通过第三绝缘层3隔开，场效应晶体管单元30包括基板1、介电层2、源电极7、漏电极8、栅极9、 纳米功能层单元20，每个纳米功能层单元20包括第一绝缘层4、纳米功能层5、第二绝缘层 6，每个纳米功能层单元20的中心设有纳米孔16，纳米孔16与第一储藏室12、微纳米分离通道14和第二储藏室13相通，每个纳米功能层单元20的下端设有基板1、介电层2、栅极 9，每个纳米功能层单元20的上端设有源电极7、漏电极8，第一电泳电极10、第二电泳电极 11、第一储藏室12、第二储藏室13、微纳米分离通道14、N个场效应晶体管单元30、封装层 17构成生物传感器40，多个生物传感器40阵列化排列构成传感器阵列50。所述的纳米功能层5的材料为层状导电材料，层状导电材料为石墨、还原的氧化石墨烯、部分氢化的石墨烯、W&、BNC、MoS2、NbSi52或Bi2Sr2CaCu2Ox ；所述的纳米功能层5的厚度为0. 2 50 nm。所述的石墨为1 10层的石墨烯薄膜。所述的纳米孔16为圆孔、多边形孔或者椭圆孔，孔径最大处的距离为1 2000 nm。所述的微纳米分离通道14为圆孔、 多边形孔或者椭圆孔，孔径最大处的距离为1 2000 nm。所述的源电极7与漏电极8之间的距离为0.05 μ m 1000 μ m。所述的纳米功能层5的宽度为0. 01 μ m 1000 μ m。 所述的第一绝缘层4和第一绝缘层6的厚度为0. 001 μ m 1000 μ m。实施例1 制备纳米功能层单元
如图5所示(a)将单层石墨烯转移到绝缘的氮化硼(20 nm)上，然后在石墨烯上面旋涂绝缘的PMMA (聚甲基丙烯酸甲酯)层(500 nm)。(b)采用电子束刻蚀及腐蚀技术制备纳米孔(2 nm)。效果及解析在这实施例中，第一绝缘层使用氮化硼，第二绝缘层使用聚合物 PMMA,但在实际的传感器中第一绝缘层和第二绝缘层也可以使用其它的绝缘材料，如SiO2, Al2O3，SiNx，BN、SiC、氟化石墨烯、聚乙烯醇、聚(4 一乙烯基苯酚)、聚甲基丙烯酸甲酯、 或二乙烯基四甲基二硅氧烷一二(苯并环丁烯)中的一种或多种的混合物。对于纳米功能层，不但可以使用单层石墨烯，也可以使用双层或多层石墨烯，也可以使用其它具有不同厚度的导电材料作为纳米功能层，如还原的氧化石墨烯、部分氢化的石墨烯、WS2、BNC、MoS2, NbSh或Bi2Sr2CaCu2Ox中的一种或多种混合物。制备纳米孔可以采用各种纳米制备技术与手段，如电子束刻蚀，聚焦离子束刻蚀， 脉冲离子束刻蚀，He离子束刻蚀，来自透射电子显微镜的电子束等。实施例2 制备场效应晶体管单元
如图6所示(a)在Si (500 μ m)的基板上采用原子层沉积技术制备30 nm厚度的 HfO2作为场效应晶体管的介电层。(b)将所制备的像三明治的结构转移到Si (500 μ m) / HfO2 (30 nm)上。(c)采用光刻及腐蚀技术在像三明治的结构上制备Ti (2 nm)/Au (50 nm)作为场效应晶体管的源、漏电极。效果及解析在这实施例中，使用500 μπι厚的Si作为基板，也可以使用其它厚度的Si或其它材料如GaN、Ge、GaAs、SiC、Al203、SiNx、Si02、HfO2、聚乙烯醇、聚(4 一乙烯基苯酚)、二乙烯基四甲基二硅氧烷一二(苯并环丁烯)或聚甲基丙烯酸甲酯中的一种或多种的混合物。对于介电层，本例使用HfO2，但也可以使用具有不同厚度的其它介电材料如SiO2, Al2O3，SiNx，BN、SiC、氟化石墨烯、聚乙烯醇、聚(4 一乙烯基苯酚)、或二乙烯基四甲基二硅氧烷一二(苯并环丁烯)、或聚甲基丙烯酸甲酯中的一种或多种的混合物。可以采用所有可能的技术制备源、漏电极，如真空热蒸镀，溶液旋涂，低压化学气相沉积，电子束沉积，等离子增强化学气相沉积，溅射，原子层沉积等。对于源、漏电极不但可以使Ti/Au，也可以是其它的导电材料，如Cr、Pd、Pt、Cu、 Al、Ni、或PSS:PEDOT中的一种或多种的混合物。制备源、漏电极可以采用不同的技术方法如真空热蒸镀，溶液旋涂，低压化学气相沉积，电子束沉积，等离子增强化学气相沉积，溅射，原子层沉积等。对于需要形成各种图案，可以结合相关的制备技术采用所有可能的图案形成技术如掩膜、光刻、电子束刻蚀、离子束刻蚀、等离子体刻蚀等。实施例3 制备微纳米流体器件单元
如图7所示在500 μ m厚的硅基板上热氧化生长300 nm SiO2层；然后采用光刻及腐蚀技术在SiO2层制备第一储藏室(2 mm X 2 mm)、第二储藏室(2 mm X 2 mm)和微纳米分离通道(孔径200 nm);最后，采用光刻与电子束蒸镀技术制备Pt (30 nm)层作为第一电泳电极和第二电泳电极。效果及解析本例使用Si/SiA来制备微纳米流体器件，在实际的生物传感器中， 可以考虑在材料功能上与场效应晶体管的集成，而有选择性地采用不同的材料。对于第一、 二储藏室的大小与形状，可以依据实际情况而决定；对于第一、二电泳电极可以采用其它的导电材料。实施例4 组装生物传感器
如图6至图7所示将所制备的场效应晶体管单元与微纳米流体器件单元进行功能化组装就可以完成高分辨率的生物传感器的制备。效果及解析在一个完整的高分辨率的生物传感器的制备构成中，应当充分考虑功能上的集成，而选择相关的材料来达到所需的目的。以上实施例对本发明的高分辨率的生物传感器的基本结构特征及制备进行了详细说明，但本发明的生物传感器的结构特征以及制备不局限于以上实施例。
权利要求
1.一种高分辨率的生物传感器，其特征在于包括在第三绝缘层3上两端分别设有第一储藏室12、第二储藏室13，第一储藏室12上设有第一电泳电极10，第二储藏室13上设有第二电泳电极11，第一储藏室12与第二储藏室13之间设有微纳米分离通道14，第一储藏室12与二储藏室13之间设有N个并列排列的场效应晶体管单元30，N个场效应晶体管单元30之间通过第三绝缘层3隔开，场效应晶体管单元30包括基板1、介电层2、源电极7、漏电极8、栅极9、纳米功能层单元20，每个纳米功能层单元20包括第一绝缘层4、纳米功能层 5、第二绝缘层6，每个纳米功能层单元20的中心设有纳米孔16，纳米孔16与第一储藏室 12、微纳米分离通道14和第二储藏室13相通，每个纳米功能层单元20的设有源电极7和漏电极8与此纳米功能层单元20保持电接触，第一电泳电极10、第二电泳电极11、第一储藏室12、第二储藏室13、微纳米分离通道14、N个场效应晶体管单元30、封装层17构成生物传感器40，多个生物传感器40阵列化排列构成传感器阵列50。
2.根据权利要求1所述的一种高分辨率的生物传感器，其特征在于所述的纳米功能层 5的材料为层状导电材料，层状导电材料为石墨、还原的氧化石墨烯、部分氢化的石墨烯、 WS2, BNC、MoS2, NbSe2或Bi2Sr2CaCu2Ox ；所述的纳米功能层5的厚度为0. 2 50 nm。
3.根据权利要求2所述的一种高分辨率的生物传感器，其特征在于所述的石墨为 1 10层的石墨烯薄膜。
4.根据权利要求1所述的一种高分辨率的生物传感器，其特征在于所述的纳米孔16为圆孔、多边形孔或者椭圆孔，孔径最大处的距离为1 2000 nm。
5.根据权利要求1所述的一种高分辨率的生物传感器，其特征在于所述的微纳米分离通道14为圆孔、多边形孔或者椭圆孔，孔径最大处的距离为1 2000 nm。
6.根据权利要求1所述的一种高分辨率的生物传感器，其特征在于所述的源电极7与漏电极8之间的距离为0. 05 μπι 1000 μπι。
7.根据权利要求1所述的一种高分辨率的生物传感器，其特征在于所述的纳米功能层 5 的宽度为 0.01 μ 1000 μ 。
8.根据权利要求1所述的一种高分辨率的生物传感器，其特征在于所述的第一绝缘层 4和第一绝缘层6的厚度为0. 001 μπι 1000 μπι。
全文摘要
本发明公开了一种高分辨率的生物传感器。第一绝缘层、纳米功能层和第二绝缘层构成的基本单元的中心设有纳米孔从而组成纳米功能层单元，第一电泳电极或微泵、第一储藏室、第二储藏室、第二电泳电极或微泵和微纳米分离通道构成微纳米流体器件单元，纳米功能层单元、源电极、漏电极、介电层、栅电极构成场效应晶体管单元。当生物分子在微纳米流体器件中经过纳米孔，并与纳米功能层发生相互作用时，由场效应晶体管单元测量该相互作用导致的场效应特征的变化，达到检测生物分子的目的。本发明解决了将纳米孔集成于纳米功能层的技术难点，可以控制生物分子穿越纳米孔时形态的变化，解决了达到检测生物分子的特征结构的分辨率，传感器的制备方法简单。
文档编号G01N27/447GK102242062SQ20111009779
公开日2011年11月16日 申请日期2011年4月19日 优先权日2011年4月19日
发明者吴刚, 徐明生, 施敏敏, 汪茫, 陈红征 申请人:浙江大学