一种场效应晶体管生物传感器及其制备方法与流程

本发明涉及生物传感器技术领域，具体涉及一种场效应晶体管生物传感器及其制备方法。

背景技术：

场效应晶体管(fieldeffecttransistor，fet)生物传感器是近年来最具潜力的生物传感器之一，它具有灵敏度高、分析速度快、试剂消耗少、操作简单、免标记等特点，尤其是其高度微型化和集成化引起了生命科学领域的广泛关注。而目前的fet生物传感器大都是通过标准的半导体光刻技术制备而来，所以基本上都是平板型的硅基阵列电极形式。这种平板型的fet生物传感器只能用于体外的液体样品检测或者细胞水平的检测，难以用于活体生物检测。

当前活体实时监测是国际前沿科学领域的研究热点与难点，毛兰群课题组率先在国内开展活体研究，建立和发展了活体分析化学的新原理、新方法和新技术，并取得一系列重要的研究成果。他们主要集中于脑内物质的研究，发展了微透析技术用于在线提取脑内物质的实时监测，也发展了不同功能的碳纤维电极用于活体信号分子的实时跟踪，这些研究为国内活体实时研究的开展奠定了很好的基础。但是碳纤维电极属于电化学传感器，是基于电化学的方法针对具有电活性的物质进行检测，而且缺乏特异性。所以目前活体实时研究仍然存在一些困难和挑战。

技术实现要素：

本发明的目的在于提供一种场效应晶体管生物传感器及其制备方法，本发明提供的场效应晶体管生物传感器的形状为针型，能够实现活体实时监测。

为了实现上述发明目的，本发明提供以下技术方案：

本发明提供了一种场效应晶体管生物传感器，包括形状为针型的源极、设置在所述源极表面的第一绝缘层、设置在所述第一绝缘层表面的漏极和设置在所述漏极表面的第二绝缘层；其中，所述场效应晶体管生物传感器的尖端部分为包括源极、第一绝缘层、漏极和第二绝缘层的截面，所述尖端部分的源极和漏极通过沟道连接层导通。

优选地，所述源极的材质包括不锈钢、金、铂或铜。

优选地，所述源极的直径为0.15～0.5mm。

优选地，所述漏极的材质包括金、铂或铜。

优选地，所述漏极的厚度为3～5μm。

优选地，形成所述第一绝缘层和第二绝缘层的绝缘材料独立地包括聚对二甲苯、电泳漆或环氧树脂。

优选地，所述第一绝缘层和第二绝缘层的厚度独立地为4～10μm。

优选地，形成所述沟道连接层的沟道连接材料包括半导体材料。

优选地，所述半导体材料包括碳纳米管、石墨烯、二硫化钼或硅纳米线。

本发明提供了上述技术方案所述场效应晶体管生物传感器的制备方法，包括以下步骤：

在形状为针型的源极的表面依次沉积第一绝缘层、漏极和第二绝缘层，得到针型器件；

对所述针型器件的尖端部分进行打磨，得到包括源极、第一绝缘层、漏极和第二绝缘层的截面；

在所述截面的源极和漏极之间设置沟道连接层，得到场效应晶体管生物传感器。

本发明提供了一种场效应晶体管生物传感器，包括形状为针型的源极、设置在所述源极表面的第一绝缘层、设置在所述第一绝缘层表面的漏极和设置在所述漏极表面的第二绝缘层；其中，所述场效应晶体管生物传感器的尖端部分为包括源极、第一绝缘层、漏极和第二绝缘层的截面，所述尖端部分的源极和漏极通过沟道连接层导通。本发明提供的场效应晶体管生物传感器的形状为针型，可直接插入活体进行生物信号分子的实时监测。

本发明提供了所述场效应晶体管生物传感器的制备方法，操作简单，可以批量制备。

附图说明

图1为本发明提供的场效应晶体管生物传感器的结构示意图，1为漏极，2为绝缘层，2-1为第一绝缘层，2-2为第二绝缘层，3为源极，4为沟道连接层；

图2为实施例1制备的碳纳米管场效应晶体管生物传感器的转移特性曲线图；

图3为实施例1制备的碳纳米管场效应晶体管生物传感器的输出特性曲线图；

图4为实施例2制备的石墨烯场效应晶体管生物传感器的转移特性曲线图；

图5为实施例2制备的石墨烯场效应晶体管生物传感器的输出特性曲线图。

具体实施方式

本发明提供了一种场效应晶体管生物传感器，包括形状为针型的源极、设置在所述源极表面的第一绝缘层、设置在所述第一绝缘层表面的漏极和设置在所述漏极表面的第二绝缘层；其中，所述场效应晶体管生物传感器的尖端部分为包括源极、第一绝缘层、漏极和第二绝缘层的截面，所述尖端部分的源极和漏极通过沟道连接层导通。

在本发明中，所述源极的材质优选包括不锈钢、金、铂或铜，更优选为不锈钢。本发明对于所述不锈钢的具体种类没有特殊的限定，能够满足实际安全使用要求即可。在本发明中，所述源极的直径优选为0.15～0.5mm，更优选为0.2～0.4mm。在本发明的实施例中，具体是采用不锈钢针灸针作为源极；本发明采用不锈钢针灸针作为源极，刚性好且尺寸合适，插入活体损伤小，同时购买方便，价格低廉，适于规模化生产。

本发明对于所述漏极的材质没有特殊的限定，采用本领域技术人员熟知的材质即可，在本发明中，所述漏极的材质优选包括金、铂或铜，更优选为金。在本发明中，所述漏极的厚度优选为3～5μm，更优选为3～4μm。

本发明对于形成所述第一绝缘层和第二绝缘层的绝缘材料没有特殊的限定，采用本领域技术人员熟知的绝缘材料即可。在本发明中，形成所述第一绝缘层和第二绝缘层的绝缘材料优选独立地包括聚对二甲苯、电泳漆或环氧树脂，更优选为聚对二甲苯。在本发明中，所述第一绝缘层和第二绝缘层的厚度独立地优选为4～10μm，更优选为6～8μm。

本发明对于所述沟道连接层的厚度、尺寸大小以及形成所述沟道连接层的沟道连接材料没有特殊的限定，能够实现源极和漏极导通即可。在本发明中，所述沟道连接材料优选包括半导体材料，更优选包括碳纳米管、石墨烯、二硫化钼或硅纳米线。本发明对于所述具体种类的半导体材料没有特殊的限定，采用本领域技术人员熟知的市售商品即可。

图1为本发明提供的场效应晶体管生物传感器的结构示意图，1为漏极，2为绝缘层，2-1为第一绝缘层，2-2为第二绝缘层，3为源极，4为沟道连接层；图中场效应晶体管生物传感器的尖端部分由虚线引出的图为尖端放大图，即包括源极、第一绝缘层、漏极、第二绝缘层和沟道连接层的截面的结构示意图，由内向外依次为漏极、第一绝缘层、源极和第二绝缘层，所述源极和漏极通过沟道连接层导通。图1中为了更清楚地体现各层的位置关系，故将所述漏极、第一绝缘层、第二绝缘层和源极的长度设置为阶梯状。

本发明提供了上述技术方案所述场效应晶体管生物传感器的制备方法，包括以下步骤：

在形状为针型的源极的表面依次沉积第一绝缘层、漏极和第二绝缘层，得到针型器件；

对所述针型器件的尖端部分进行打磨，得到包括源极、第一绝缘层、漏极和第二绝缘层的截面；

在所述截面的源极和漏极之间设置沟道连接层，得到场效应晶体管生物传感器。

本发明在形状为针型的源极的表面依次沉积第一绝缘层、漏极和第二绝缘层，得到针型器件。本发明对于沉积所述第一绝缘层、漏极和第二绝缘层的具体方法和操作参数没有特殊的限定，采用本领域技术人员熟知的沉积方法、能够得到所需厚度的第一绝缘层、漏极和第二绝缘层即可；本发明优选采用化学气相沉积方法沉积所述第一绝缘层和第二绝缘层，采用电镀法沉积所述漏极。

得到针型器件后，本发明对所述针型器件的尖端部分进行打磨，得到包括源极、第一绝缘层、漏极和第二绝缘层的截面。本发明对于所述打磨没有特殊的限定，能够保证得到平整的截面即可。本发明对于所述截面的大小没有特殊的限定，能够保证露出所述源极和漏极即可，即保证截面上包括源极、第一绝缘层、漏极和第二绝缘层。

得到包括源极、第一绝缘层、漏极和第二绝缘层的截面后，本发明在所述截面的源极和漏极之间设置沟道连接层，得到场效应晶体管生物传感器。本发明对于所述沟道连接层的设置方法没有特殊的限定，能够实现源极和漏极导通即可。在本发明中，所述沟道连接层的设置方法优选包括以下步骤：将沟道连接材料分散于二甲基亚砜中，得到浓度为0.5～2mg/ml的沟道连接材料分散液；将所述沟道连接材料分散液涂覆在所述源极和漏极之间，然后在75～85℃条件下固化0.5～2h。本发明对于所述沟道连接材料分散液的涂覆量没有特殊的限定，能够保证固化后形成的沟道连接层将源极和漏极导通即可。

本发明提供的场效应晶体管生物传感器的形状为针型，可直接插入活体进行生物信号分子的实时监测，具体的，按照上述方案制备好场效应晶体管生物传感器后，可以在沟道连接材料上修饰相应的抗原或抗体，然后将修饰后的场效应晶体管生物传感器直接插入活体，进行目标物分子的实时监测。本发明对于修饰后的场效应晶体管生物传感器的插入方式或位置没有特殊的限定，根据实际需要选择即可；具体的，如果是检测脑部的目标物分子，那就需要用脑立体定位仪定位，电钻钻孔后再插入修饰后的场效应晶体管生物传感器；如果是检测肌肉组织中的目标物分子，直接将修饰后的场效应晶体管生物传感器插入肌肉组织即可。在本发明的实施例中，具体的，按照上述方案制备好场效应晶体管生物传感器后，可以在沟道连接材料上修饰谷氨酸受体，然后用脑立体定位仪定位，电钻钻孔后再插入修饰后的场效应晶体管生物传感器，实时监测大脑海马组织释放谷神经递质谷氨酸。

下面将结合本发明中的实施例，对本发明中的技术方案进行清楚、完整地描述。显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，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在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

实施例1

以不锈钢针灸针(直径为0.2mm)作为源极，采用化学气相沉积法在所述源极的表面沉积聚对二甲苯作为第一绝缘层，厚度为8μm；采用电镀法在所述第一绝缘层的表面镀金作为漏极，厚度为5μm；采用化学气相沉积法在所述漏极的表面沉积聚对二甲苯作为第二绝缘层，厚度为8μm，得到针型器件；

将所述针型器件的尖端部分进行打磨，得到包括源极、第一绝缘层、漏极和第二绝缘层的截面；

以碳纳米管作为沟道连接材料分散于二甲基亚砜中，得到浓度为1mg/ml的碳纳米管分散液；

将所述碳纳米管分散液涂覆在所述截面上的源极和漏极之间，然后在80℃条件下固化30min，得到碳纳米管场效应晶体管生物传感器。

实施例2

以不锈钢针灸针(直径为0.4mm)作为源极，采用化学气相沉积法在所述源极的表面沉积聚对二甲苯作为第一绝缘层，厚度为6μm；采用电镀法在所述第一绝缘层的表面镀金作为漏极，厚度为3μm；采用化学气相沉积法在所述漏极的表面沉积聚对二甲苯作为第二绝缘层，厚度为6μm，得到针型器件；

将所述针型器件的尖端部分进行打磨，得到包括源极、第一绝缘层、漏极和第二绝缘层的截面；

以石墨烯作为沟道连接材料分散于二甲基亚砜中，得到浓度为1mg/ml的石墨烯分散液；

将所述石墨烯分散液涂覆在所述截面上的源极和漏极之间，然后在80℃条件下固化2h，得到石墨烯场效应晶体管生物传感器。

对实施例1和实施例2制备的碳纳米管场效应晶体管生物传感器和石墨烯场效应晶体管生物传感器进行电性能测试，具体如下：

图2为实施例1制备的碳纳米管场效应晶体管生物传感器的转移特性曲线图，图3为实施例1制备的碳纳米管场效应晶体管生物传感器的输出特性曲线图。由图2可知，所述碳纳米管场效应晶体管生物传感器具有典型的p型掺杂特征，证明其具有可作为传感器来使用的潜能；由图3可知，随着栅压从-0.6v到0.2v增加，漏电流也随着减小，说明所述碳纳米管场效应晶体管生物传感器具有n型掺杂特性，且说明其对栅压调控电流的变化非常敏感。因此，本发明提供的碳纳米管场效应晶体管生物传感器具有很好的电学性能，为其后续应用于活体实时监测奠定了基础。

图4为实施例2制备的石墨烯场效应晶体管生物传感器的转移特性曲线图，图5为实施例2制备的石墨烯场效应晶体管生物传感器的输出特性曲线图。由图4可知，所述石墨烯场效应晶体管生物传感器在小范围栅压内(-0.4v到0.8v)具有明显的双极性特征；由图5可知，随着栅压从0.3v到-0.1v减小，漏电流也随着减小，说明所述石墨烯场效应晶体管生物传感器具有p型掺杂特性，且说明其对栅压调控电流的变化非常敏感。因此，本发明提供的石墨烯场效应晶体管生物传感器具有很好的电学性能，为其后续应用于活体实时监测奠定了基础。

以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。