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CN103842817A - 具有改进的灵敏度和特异性的鳍型fet生物传感器 - Google Patents

具有改进的灵敏度和特异性的鳍型fet生物传感器 Download PDF

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CN103842817A
CN103842817A CN201180057335.1A CN201180057335A CN103842817A CN 103842817 A CN103842817 A CN 103842817A CN 201180057335 A CN201180057335 A CN 201180057335A CN 103842817 A CN103842817 A CN 103842817A
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CN
China
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finfet
biosensor
transistor
sample
sensor
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Application number
CN201180057335.1A
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Inventor
胡文闯
田如海
S.雷冈达
K.特里维迪
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TAXAS SYSTEM, University of, Regents of
Original Assignee
TAXAS SYSTEM, University of, Regents of
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Publication date
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Abstract

所要求权利的发明针对具有改进的灵敏度和选择性的鳍型FET生物传感器。本发明的实施例还针对鳍型FET生物传感器阵列，用于操作具有改进的灵敏度和选择性的鳍型FET生物传感器的方法，以及操作鳍型FET生物传感器阵列的方法。

Description

具有改进的灵敏度和特异性的鳍型FET生物传感器
相关申请的交叉引用
本申请要求2010年9月29日提交的美国临时申请的61/387,903的U.S.C.§119(e)下的优先权利益。
技术领域
本发明一般涉及基于离子灵敏的场效应晶体管(ISFET)的电子传感器。更具体地说，涉及具有纳米级宽度沟道作为感测元件的鳍型FET晶体管。
背景技术
酶联免疫吸附测定(ELISA)是用于医学诊断的通常使用的测试，并测试诸如农药以及水和食物污染物的分子污染物的存在。ELISA测试是非常灵敏的(~微微克每毫升)，但要由技术精湛的技术人员花数小时运行。此外，ELISA测试需要几个顺序化学反应，它们是时间灵敏并且处理灵敏的。需要昂贵的光学设备来读取结果。
电子传感器诸如例如生物化学和离子灵敏的场效应晶体管(生物FET和ISFET)克服了光学传感器的关键限制。它们是低成本的，一步测试在几分钟内就给出了结果，并且不需要训练有素的技术人员运行该测试或昂贵的光学设备来读取该测试。
FET是带电荷分析物的基于电学的感测的自然候选，由于源自于生物分子与沟道表面的结合的沟道电导对栅极电压和表面电荷的依赖性。ISFET已经开发了超过30年了，并且是用于实时测量液体PH值以及牛奶、啤酒、酸奶等在线质量监测的可靠电子生物化学传感器。
近来，已经开发了具有纳米宽度沟道的鳍型FET，它们为气体检测提供了下到十亿分之几(ppb)的检测极限，并为溶液中的检测提供了毫微微摩尔(fM)或毫微微克/毫升，这可比得上最先进的光学传感器。高灵敏度归因于鳍型FET沟道的纳米宽度(100nm或更小)，它们可比得上生物分子的装置德拜长度和大小。在纳米宽度鳍型FET中，整个沟道可由结合到栅极电介质的生物分子上的电荷充分调制，其大大增加了灵敏度。
如上面所描述的，纳米宽度鳍型FET在变成用于满足未来生物感测应用的真正低成本、超便携并且高度灵敏的传感器平台方面显示出了极大潜力。然而，对于这种类型传感器实际上有用，仍存在重要的挑战。当使用生理学样本诸如例如全血、血清、唾液等时，挑战例如可能是差的稳定性、差的可再现性以差的可靠性。装置本身及其生物无机表面的差的可靠性意味着，目前不能可再现并且统一地制作鳍型FET生物传感器。
发明内容
下面呈现简化概述，以便提供本发明一个或多个方面的基本理解。这个概述不是本发明的广泛概观，并且不打算标识本发明的关键或决定性要素，也不阐明其范围。相反，概述的首要目的是以简化形式呈现本发明的一些概念，作为后面呈现的更详细描述的前序。
本发明的实施例针对鳍型FET生物传感器，其包括：在绝缘体上硅(SOI)基底上的半导体层；晶体管源极；晶体管漏极；在所述半导体层中形成的一个或多个鳍型FET纳米沟道，其中所述纳米沟道连接所述晶体管源极和所述晶体管漏极；栅极电介质，其覆盖所述一个或多个纳米沟道的一部分；样本沟道；以及传感器区，其还包括传感器分子，其中所述传感器分子耦合到所述栅极电介质，并且另外其中所述传感器区位于所述样本沟道内。
本发明的另一实施例针对操作鳍型FET生物传感器的方法，其包括如下步骤：将具有目标分子的样本流动通过所述鳍型FET生物传感器的样本沟道；测量所述鳍型FET生物传感器晶体管的样本电信号；以及将所述样本电信号与所述目标分子的样本浓度相关。
本发明的另一实施例针对鳍型FET阵列，其包括：多个鳍型FET生物传感器晶体管装置，其具有多个传感器区，其中所述多个传感器区位于同一样本沟道内。
本发明的其它实施例针对操作鳍型FET生物传感器的方法和操作鳍型FET生物传感器阵列的方法。
附图说明
图1A和1B表示鳍型FET生物传感器的视图；
图2A是根据本发明实施例的鳍型FET增强模式生物传感器；
图2B是增强模式鳍型FET生物传感器的IV曲线；
图3A是根据本发明实施例的鳍型FET耗尽模式生物传感器；
图3B是耗尽模式鳍型FET生物传感器的IV曲线；
图4A是根据本发明实施例的鳍型FET增强模式肖特基势垒生物传感器；
图4B是增强模式肖特基势垒鳍型FET生物传感器的IV曲线；
图5A至5C是根据本发明实施例形成鳍型FET生物传感器的步骤；
图6A至6B是根据本发明实施例形成的鳍型FET生物传感器的图示；
图7、8和9是根据本发明实施例形成的具有栅极偏置电极的鳍型FET生物传感器的图示；
图10是使用鳍型FET检测目标分子的图示；
图11是使用竞争性结合测定与鳍型FET检测目标分子的方法；
图12是使用竞争性结合测定中的目标半抗原分子与鳍型FET检测目标分子的方法；
图13是使用目标分子的电荷PH相关性或依赖性检测目标分子的二维方法；
图14是测量目标分子的电荷PH相关性的设备；
图15是使用其电荷PH相关性并用两个半正交抗体检测目标分子的方法；
图16是根据本发明实施例形成的具有栅极偏置电极的鳍型FET生物传感器的图示；
图17是根据本发明实施例形成的鳍型FET生物传感器阵列；以及
图18是根据本发明实施例形成的鳍型FET生物传感器阵列的类型。
具体实施方式
参考附图描述所要求权利的发明，其中图至始至终使用相似的参考数字来标明类似的或等效的要素。图未按比例绘制，并且提供它们只是图示本发明。下面参考示例应用描述本发明的几个方面用于图示。应该理解，阐述了众多特定细节、关系和方法以提供本发明的理解。然而，相关领域的技术人员将容易认识到没有一个或多个特定细节或用其它方法也能实践本发明。在其它情形中，未详细示出众所周知的结构或操作以避免使本发明模糊不清。本发明不受所图示的动作或事件的排序的限制，因为一些动作可按不同顺序发生和/或与其它动作或事件同时发生。而且，并不是需要所有图示的动作或事件来实现根据本发明的方法论。
术语“传感器分子”是指有选择地与其浓度要在样本中测量的分子结合的分子。例如，传感器分子可以是抗体、抗原、蛋白质、受体、适体、肽、DNA链或酶。传感器分子附连到鳍型FET的栅极电介质。当传感器分子与其目标分子结合时，可改变鳍型FET晶体管的沟道周围的电荷。电荷的这种改变使鳍型FET晶体管沟道的电导改变。当在子阈值区中偏置鳍型FET生物传感器晶体管时，来自附连到鳍型FET纳米沟道周围的传感器分子的目标分子的电荷的线性改变引起鳍型FET纳米沟道电导的对数改变。
术语“目标分子”是指其浓度要在样本中测量的分子。传感器分子有选择地与目标分子结合。在许多情形中，可形成传感器分子诸如抗体，其是对目标分子诸如蛋白质是特定的。然而，有时，如在甲状腺激素T4的情况下，分子是小的并且不带电荷的，并且通过将T4分子直接注入到动物中不能形成抗体。对于这些情况，T4附连到半抗原分子，诸如牛血清白蛋白(BSA)，形成被注入到宿主动物中的目标半抗原分子。对T4-BSA(目标半抗原)分子的免疫响应是强的，并且由此形成的抗体对T4-BSA分子和单独T4分子都是有选择的。
例如，如果传感器分子是甲状腺激素T4的抗体，则它将有选择地结合到T4激素，尽管样本可含有许多其它类似激素分子，诸如甲状腺激素T3。(T3和T4分子由具有同样结构的33个原子形成。唯一差别是T3中的一个氢原子用碘原子替换以形成T4。)当传感器分子是抗体时，目标分子被称为抗原。
术语“半正交传感器分子”是指其中传感器分子中的一个对目标分子特定而其它传感器分子交叉反应或者无选择地呈现给目标分子的两个或更多传感器分子。其它传感器分子可结合到几个分子（除了目标分子之外）。
在所要求权利的发明的实施例中，目标分子可以是抗原，诸如例如胰岛素。在这些应用中，胰岛素的抗体被附连到鳍型FET生物传感器的栅极电介质。当鳍型FET生物传感器被沉浸在含有胰岛素的样本中时，附连到栅极的胰岛素抗体将结合到样本中的胰岛素抗原，从而取决于样本中胰岛素抗原的浓度改变鳍型FET生物传感器晶体管的电导。
在所要求权利的发明的其它实施例中，目标分子可以是抗体，诸如在诊断肺结核中。在这些应用中，需要测量样本中抗体的浓度。在这些应用中，抗原可结合到鳍型FET生物传感器晶体管的栅极电介质，并用作传感器分子以检测样本中抗体的浓度。例如，肺结核抗原可被附连到鳍型FET生物传感器的栅极电介质。当鳍型FET生物传感器被沉浸在含有肺结核抗体的样本中时，样本中的抗体结合到栅极电介质上的肺结核抗体，从而取决于样本中肺结核抗体的浓度改变鳍型FET生物传感器晶体管的电导。
术语鳍型FET生物传感器的“信号”是指直接测量的电参数和/或从测量的传感器装置的电参数得出的参数。传感器的检测信号能以许多形式。对于直接测量的信号，可存在几种不同偏置和配置。一种方式是用已知电压偏置源极和漏极，并且还用另一已知电压偏置栅极电极，在感测实验期间测量漏极电流。另一种方式是用电流源偏置源极和漏极，并用已知电压偏置栅极电极，在感测期间测量漏极电压。第三种方式是用已知电压偏置源极和漏极，在选择的电压范围内扫描栅极电极电压，并且同时测量漏极电流，并且然后生成晶体管的标准I-V曲线。
信号也可以是间接测量或从直接测量结果中得出的参数，如上面所概括的。这里给出几个示例。第一，用测量的电参数，可通过从在感测之前测量的或使用标准样本测量的初始值中减去测量值来得出这些参数的改变。还可通过将相对改变除以初始值来得出改变的百分比。此外，可通过将测量的漏极电流除以漏极电压来得出晶体管电导，或者可通过将测量的漏极电流除以栅极电极的电压来得出晶体管的跨导。用测量的晶体管I-V曲线，可提取阈值电压以及阈值电压的改变或偏移等。所有这些直接或间接晶体管信号都可用于分析检测结果，并与目标分子的浓度相关。为了简化，在下面的实施例中，我们使用晶体管的电导作为传感器装置中的示范信号。
术语“鳍型FET生物传感器阵列”是指具有多于一个鳍型FET生物传感器晶体管的鳍型FET生物传感器装置，其中每个鳍型FET生物传感器晶体管的传感器区域被暴露于同一样本。当样本被输入到鳍型FET生物传感器阵列时，它将所有鳍型FET生物传感器晶体管的传感器区域都沉浸在鳍型FET生物传感器阵列中。单独鳍型FET生物传感器晶体管可具有不同的鳍宽度以检测不同的目标分子浓度范围，可具有附连的不同传感器分子以检测样本中不同的目标分子，或者可具有附连到不同的鳍型FET生物传感器晶体管的半正交抗体。
对于大多数目标分子，可直接测量样本中的浓度，如在图10A和10B中所图示的。如图10A中所示，如果目标分子1006的浓度低，则少数几个目标分子1006将结合到在鳍1002上固定不动的传感器分子1004。由于很少目标分子-传感器分子复合物形成，因此鳍沟道电导改变很小。
然而，如果样本含有高浓度的目标分子1006，如图10B中所示，则许多目标分子-传感器分子复合物1008形成，引起鳍沟道电导的大改变。在改变是如鳍FET生物传感器晶体管测量的鳍电导的直接测量测定中，电流与样本中目标分子的浓度成正比。
在一些情形中，目标分子可能是小的，或者具有不充分的电荷，从而按以所需的灵敏度检测样本中目标分子浓度所需的量来改变鳍FET生物传感器沟道的电导。对于这些情形，目标分子可结合到鳍，如图11A和11B中所示的，并且可使用传感器分子的竞争性结合。
如图11A中所示，目标分子1106可结合到鳍FET生物传感器的鳍1102。然后，在鳍被沉浸在样本中之前，将已知量的传感器分子1104添加到样本溶液。如果样本含有一点目标分子1106，如图11A中所示，则许多传感器-目标分子复合物1108将形成在鳍1102的表面上。由于传感器分子通常携带大量电荷，因此大大改变了鳍沟道的电导。
然而，如图11B中所示，如果样本溶液含有相当大浓度的目标分子1106，则被添加到样本的已知量的传感器分子1104中的许多将在溶液中形成传感器-目标分子复合物1108，从而留下很少的自由传感器分子1104以形成结合到鳍1102的传感器-目标分子复合物1108，并改变鳍电导。在传感器分子竞争性结合测定中，鳍电导的改变与样本中目标分子的浓度成反比。
备选地，如图12A和12B中所示，当目标分子1206结合到传感器分子1204时，如果所述目标分子1206太小或缺乏充分的电荷，而不能改变鳍FET生物传感器的电导，则可向样本添加已知浓度的目标-半抗原分子1210。如图12A中所示，如果样本具有低目标分子浓度1206，则目标-半抗原分子1210中的许多将结合到鳍上的传感器分子1204，形成传感器-分子-目标-半抗原分子复合物1212。由于半抗原通常携带大量电荷，因此可大大改变鳍沟道的电导。
备选地，如图12B中所示，如果样本含有高目标分子浓度1206，则很少的目标-半抗原分子1210可结合到在鳍上固定不动的传感器分子1204，从而引起鳍电导的小改变。在这种类型目标-半抗原分子竞争性结合测定中，样本中目标分子的浓度与鳍电导的改变成反比。
除了测量的传感器信号之外，还可使用PH值作为另一参数，来实现目标分子的二维检测。如图13中所示，在感测实验期间扫描含有目标分子例如CAA24102的样本溶液的PH值1306，可生成目标分子的电荷1308对溶液PH值1306的图1302。在绘制图1302之前，可从测量的鳍型FET电导或电压偏移得出目标分子的电荷1308。对于不同目标分子例如CAA32220，在样本溶液中，可执行PH扫描的类似实验，并生成第二目标分子CAA32220的另一图1304。可使用图1302对1304的形状信息，诸如斜率、波峰和波谷，清楚地区分两种类型的目标分子，其提供指纹签名以显著改进检测特异性。
在本发明的实施例中，在图14中示出了实现二维测试的设置。含有目标分子1402的样本溶液被制备成具有低PH值，并连接到液体泵或阀1408。同一样本溶液被制备成具有高PH值1404，并连接到另一液体泵或阀1406。这两个液体入口1406和1408被合并到鳍型FET传感器1410的同一沟道。协同地控制高PH 1412和低PH 1414进入传感器1410中的溶液流率。例如，如果从0到最大线性扫描高PH流率1412，则从最大到0以同一线性同时扫描低PH流率1414，其导致在样本溶液中从低1402到高1404连续且线性扫描PH值，同时保持同一浓度的目标分子。在PH扫描期间连续测量鳍型FET的电导，使得可生成电导对PH值的图，并且可得出电荷对PH值的图，如图13中所示。
还可通过对于同一目标分子使用多种类型的半正交传感器分子来增强检测作为溶液PH的函数的目标分子电荷的特异性，如图15A和15B中的图和图18中示出的鳍型FET生物传感器阵列中所示。例如，对目标分子高度特定的一个抗体可附连到鳍型FET生物传感器阵列1800中的第一鳍型FET生物传感器1802，并用于获得第一电荷-PH图1504，其紧接着图13的过程。对同一目标分子交叉反应或非特定的另一抗体可附连到在同一样本沟道1806中的第二鳍型FET生物传感器1804，并用于获得另一电荷-PH图1502。由于目标分子-传感器分子复合物的电荷依赖于抗原-抗体交互作用的结合特异性和交叉反应性，因此两个图1502和1504具有不同的形状。然后，对于相同的PH值，可绘制两个半正交传感器分子-目标分子复合物的电荷值，如图15B中所示，即特定的结合值1504作为X轴对交叉反应的结合值1502作为Y轴。在半正交图谱中形成的目标分子1510的曲线可用作目标分子的高度特定且准确的指纹，因为它含有目标分子的特定和非特定结合信息。另一类型的目标分子1512或其它分子对传感器的任何非特定结合都可引起一些电导改变，但在半正交图谱中将具有不同的位置和形状。这种方式可使得能够准确检测目标分子，其中假阳性减少了很多。
图1A示出具有并行的多个鳍型FET纳米沟道108的鳍型FET生物传感器晶体管。鳍型FET传感器晶体管被构建在绝缘体上半导体(SOI)基底上，该绝缘体上半导体(SOI)基底由基底100和掩埋氧化物(BOX)层102构成，其具有在其中形成鳍型FET生物传感器晶体管的顶部上的单晶半导体层。鳍型FET生物传感器晶体管由源极104和漏极106构成，具有连接源极104和漏极106的多个鳍型FET纳米沟道108。纳米沟道108的宽度120优选小于大约半导体的德拜长度，用于最大灵敏度。德拜长度近似等于移动载流子屏蔽静止电荷所需的距离。当目标分子电荷遍布鳍型FET纳米沟道的整个宽度和长度调制电导时，实现鳍型FET纳米沟道电导的最大改变。
如在图1B中通过鳍型FET纳米沟道的横截面中所示的，栅极电介质110形成在鳍型FET纳米沟道108的上面，并且传感器分子112附连到栅极电介质110。鳍型FET纳米沟道108周围的样本溶液可含有许多不同的分子114和116，其包含目标分子118。在下面实施例中，使用抗体和抗原图示实施例。抗体112仅对目标分子118是特定的，并且将只结合到那个抗原118。通常给抗原118充电，因此当它们结合到抗体112时，它们改变鳍型FET纳米沟道108栅极上的电荷，并且因此改变鳍型FET纳米沟道108的电导。这改变了鳍型FET生物传感器晶体管中从源极流到漏极的电流。具有更高浓度抗原的样本将结合更多抗原，并且因此在传感器鳍型FET晶体管的电导中引起更大改变。通过鳍型FET生物传感器的电流的改变因此可与样本中的抗原浓度的改变相关。鳍型FET生物传感器晶体管的灵敏度依赖于鳍型FET纳米沟道的表面与体积比，并且还依赖于晶体管的信噪比。因此，可通过减小鳍的宽度和高度来增大灵敏度；还可通过增大鳍型FET纳米沟道的数量，或减小纳米沟道的长度，由于增大的信噪比，而增强灵敏度。而且，增大鳍型FET的数量还可增大装置均匀性和稳定性，由于降低了鳍中的离散掺杂效应。
在本发明的实施例中，鳍型FET晶体管生物传感器可以是增强模式MOSFET、耗尽模式MOSFET或肖特基势垒MOSFET。图2A中示出了实施例nmos增强模式鳍型FET晶体管。示例实施例中的基底202和鳍型FET纳米沟道204被轻掺杂了p型单晶硅。源极206和漏极208扩散被重掺杂了n型210。
图2B中示出了增强模式nmos鳍型FET晶体管的电流216对栅极电压214曲线。当在子阈值斜率区212中偏置nmos晶体管时，栅极电压214的小改变引起源极到漏极电流216的大改变。虽然为了图示，使用了nmos鳍型FET增强模式晶体管，但也可使用pmos鳍型FET增强模式晶体管。
图3A中示出了实施例pmos鳍型FET耗尽模式晶体管。基底302和鳍型FET纳米沟道304被轻掺杂了p型单晶硅。源极306和漏极308扩散被重掺杂了p型310。
图3B中示出了pmos鳍型FET耗尽模式晶体管的电流316对栅极电压314曲线。当在子阈值斜率区312中偏置pmos晶体管时，栅极电压314的小改变引起源极到漏极电流316的大改变。虽然为了图示，使用了pmos鳍型FET耗尽模式晶体管，但也可使用nmos鳍型FET耗尽模式晶体管。
图4A中示出了实施例pmos增强模式肖特基势垒鳍型FET晶体管。基底402和鳍型FET纳米沟道404被轻掺杂了p型单晶硅。源极406和漏极408扩散也被轻掺杂了p型单晶硅，对其形成了肖特基势垒接触。所述肖特基势垒接触可通过以下形成：沉积金属诸如镍、钛或铂，并且然后在惰性气氛（诸如合成气体、氢、氮、氩或它们的混合物）中以300°C到600°C范围内的温度给接触退火。
图4B中示出了增强模式pmos鳍型FET晶体管的电流416对栅极电压414曲线。如图4B中所示，肖特基势垒增强模式晶体管在负栅极电压418和正栅极电压412区中都具有子阈值斜率。这提供了能够在两个子阈值斜率区中都操作肖特基势垒鳍型FET并比较结果的另外的优点。此外，对于给定传感器分子，检测目标分子可在两个子阈值斜率区418或412之一中具有增大的灵敏度。虽然为了图示实施例，使用了pmos增强模式肖特基晶体管，但也可使用nmos增强模式肖特基晶体管。
可显著改进鳍型FET纳米沟道生物传感器的灵敏度、准确性和可重复性，如在图5A至5C中图示的实施例涂敷过程中所示的。
在图5A中，传感器区域光刻胶图案512覆盖鳍型FET晶体管生物传感器502的传感器区516。被暴露的鳍型FET生物传感器504、506和510的区可被涂敷有抗粘附保护分子，诸如聚乙二醇(PEG)封端的自组装单层、苯封端的自组装单层、氟碳分子或薄层抗蚀剂诸如聚乙烯(甲基丙烯酸甲酯)(PMMA)或S1813(来自Sigma-Aldrich的STO-609-乙酸)等。由传感器区域光刻图案512覆盖的传感器区域516仅占据可由样本溶液或样本气体接触的表面区域的一小部分。如果目标分子被吸附到传感器区域外部的表面并且被其吸收，则可从样本溶液或气体中移除大量目标分子，从而在它到达传感器区域之前改变样本浓度。这可在目标分子浓度的测量中引起变化和误差。通过用抗粘附保护分子涂敷传感器区域外部的表面，可显著增强鳍型FET生物传感器的可再现性、可靠性和灵敏度。
图5B示出了鳍型FET生物传感器502，其中传感器区域516外部的区域514涂敷有抗粘附保护分子，并移除了光刻胶图案512。示例实施例示出了包含在传感器区域中的鳍型FET纳米沟道的一部分，但在传感器区域中可包含鳍型FET纳米沟道的整个长度。
如图5C中所示，传感器区域516然后被涂敷有传感器分子518，诸如抗体。在示例实施例中，通过将鳍型FET生物传感器502浸泡在含有交联剂分子的溶液中，首先将交联剂分子诸如11-(三乙氧基)十一醛(TESU)附连到传感器区域。用于交联剂分子的溶剂可以是甲苯。接下来，通过将鳍型FET生物传感器502淹没在含有传感器分子的缓冲溶液中，可将传感器分子诸如抗体附连到交联剂分子结合位。如果未用的交联剂结合位保留了，则鳍型FET生物传感器502然后可被沉浸在含有交联剂阻断剂分子的缓冲溶液中，所述交联剂阻断剂分子可附连到未用的交联剂分子结合位，由此阻断它们。这阻止了样本中的非目标分子附连到这些位。附连到交联剂分子的非目标分子可改变鳍型FET纳米沟道的栅极上的电荷，其引起变化性和选择性的丢失。阻断未用的交联剂分子结合位改进了鳍型FET生物传感器502的灵敏度、选择性和准确性。
图6A示出了另外处理之后的实施例鳍型FET生物传感器602。具有样本沟道606的电介质层604形成在鳍型FET生物传感器602的上面。电介质可以是二氧化硅或氮化硅或塑料，诸如聚酰亚胺。液体或气态样本可流过样本沟道606，并且在样本沟道606中的传感器区域618的上面。在传感器区域618外部但在样本沟道606内部的表面区域可涂敷有抗粘附保护分子。到鳍型FET生物传感器602的源极610的接触608和到漏极614的接触612通过电介质604形成，并填充有导电材料，诸如CVD-W、铜或铝合金。虽然在此实施例中样本沟道606被示为在样本区域上面流动的管道606，但也可使用其它样本沟道配置，诸如图6B中的顶部开口阱620。
在图7中所示的实施例中，偏置线704延伸到样本沟道708中。可向偏置线704施加电压(Vgate)706以将鳍型FET纳米沟道710偏置到子阈值区中。线对于液体是导电的液体样本是有效电极，但对于气态样本可能不是有效电极。偏置线704优选由铂或银/氯化银混合物形成。
在图8中示出了在鳍型FET传感器区域上面具有偏置板804的另一示例实施例。可向偏置板804施加电压(Vgate)806以将鳍型FET纳米沟道810偏置到子阈值区中。偏置板804对于液体和气态样本可能都是有效电极。对于液体样本，偏置板优选由铂或银/氯化银混合物形成。对于气态样本，偏置板可由不与气态样本反应的任何金属材料形成。
图9中图示了将鳍型FET纳米沟道910偏置到子阈值区中的另一实施例方法。可使用BOX 912作为栅极电介质，向基底904施加偏置电压906以将鳍型FET纳米沟道910偏置到子阈值区中。对于这种偏置方法，更薄的BOX 912是有利的，因为它将偏置电极904放得更靠近鳍型FET纳米沟道。对于液体和气态样本都可使用这种偏置方法。这种方法可以是用于气态样本的优选方法。
图16中图示了将鳍型FET纳米沟道1602偏置到子阈值区中的另外的实施例方法。在处理期间，微图案化的电极1610可形成在SOI基底1600的顶部表面上，并且在鳍型FET生物传感器旁边，延伸到样本沟道1612中。电极1610可由掺杂硅；硅化物诸如钛、镍或铂；或金属形成。接触1608可形成为微图案化的电极1610，同时接触1604形成为鳍型FET生物传感器的源极和漏极区域1606。
图17中示出了生物传感器鳍型FET阵列1700，其能够实现在几个数量级上测量目标分子的浓度。生物传感器鳍型FET阵列1700由样本沟道1708与同一样本沟道1708中具有一定范围的鳍宽度的几个生物传感器鳍型FET晶体管1702、1704、1706组成。例如，具有宽鳍宽度的鳍型FET晶体管1702可优化成测量在微摩尔到毫摩尔浓度范围内的目标分子浓度，具有中间鳍宽度的鳍型FET晶体管1704可优化成测量在纳米摩尔到微摩尔浓度范围内的目标分子浓度，并且具有窄鳍宽度的鳍型FET晶体管1706可优化成测量在毫微微摩尔到纳米摩尔浓度范围内的目标分子浓度。为了图示，使用具有三个鳍型FET生物传感器晶体管（各自具有不同的鳍宽度）的鳍型FET生物传感器阵列1700。具有不同数量的鳍型FET生物传感器晶体管的鳍型FET生物传感器阵列可被优化成针对各种目标分子浓度范围。
在图18中所示的实施例鳍型FET生物传感器阵列1800中，第一传感器分子可附连到第一鳍型FET生物传感器晶体管1802的栅极电介质，并且第二传感器分子可附连到第二鳍型FET生物传感器晶体管1804的栅极电介质。用这种方式，可在处于样本沟道1806中的样本中测量两个不同目标分子的浓度。可使用多于两个的鳍型FET生物传感器（每个都具有附连到栅极电介质的不同传感器分子）来测量样本中多于两个的目标分子的浓度。
虽然上面已经描述了本发明的各种实施例，但应理解，仅通过示例而非限制来呈现它们。可根据本文的公开作出对公开实施例的众多改变，不脱离本发明的精神或范围。由此，本发明的广度和范围不应受任何上面所描述实施例的限制。相反，应该根据随附权利要求及其等同物来限定本发明的范围。

Claims (47)

1. 一种鳍型FET生物传感器，包括：
在绝缘体上硅(SOI)基底上的半导体层；
晶体管源极；
晶体管漏极；
在所述半导体层中形成的一个或多个鳍型FET纳米沟道，其中所述纳米沟道连接所述晶体管源极和所述晶体管漏极；
栅极电介质，其覆盖所述一个或多个纳米沟道的一部分；
样本沟道；以及
传感器区，其还包括传感器分子，其中所述传感器分子耦合到所述栅极电介质，并且另外其中所述传感器区位于所述样本沟道内。
2. 如权利要求1所述的鳍型FET生物传感器，还包括涂敷所述传感器区外部所述样本沟道的表面的抗粘附保护分子层。
3. 如权利要求2所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述抗粘附保护分子层由聚乙二醇(PEG)封端的自组装单层、苯封端的自组装单层、氟碳分子或薄层抗蚀剂诸如聚乙烯(甲基丙烯酸甲酯)(PMMA)或S1813组成。
4. 如权利要求1所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述传感器分子是抗体、抗原、蛋白质、受体、适体、肽、DNA链或酶。
5. 如权利要求1所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述传感器分子是抗体。
6. 如权利要求1所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述传感器分子是抗原。
7. 如权利要求1所述的鳍型FET生物传感器，还包括偏置电极。
8. 如权利要求7所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述偏置电极是偏置线，其延伸到所述样本沟道中；偏置板，其位于所述样本沟道中并且其置于所述传感器区上；SOI基底，其包括掩埋氧化物(BOX)层；或SOI基底的顶部表面上并且位于所述纳米沟道旁边的微图案的金属电极。
9. 如权利要求7所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述偏置电极由铂或银/氯化银混合物形成。
10. 如权利要求1所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述鳍型FET是nmos或pmos增强模式晶体管。
11. 如权利要求10所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述鳍型FET是nmos增强模式晶体管，其中所述半导体层具有小于大约1E18/cm3的p型掺杂；并且所述晶体管源极和所述晶体管漏极具有大于大约1E19/cm3的n型掺杂。
12. 如权利要求10所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述鳍型FET是pmos增强模式晶体管，其中所述半导体层具有小于大约1E18/cm3的n型掺杂；并且所述晶体管源极和所述晶体管漏极具有大于大约1E19/cm3的p型掺杂。
13. 如权利要求1所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述鳍型FET是nmos或pmos耗尽模式晶体管。
14. 如权利要求13所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述鳍型FET是nmos耗尽模式晶体管，其中所述半导体层具有小于大约1E17/cm3的n型掺杂；并且所述晶体管源极和所述晶体管漏极具有大于大约1E19/cm3的n型掺杂。
15. 如权利要求13所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述鳍型FET是pmos耗尽模式晶体管，其中所述半导体层具有小于大约1E17/cm3的p型掺杂；并且所述晶体管源极和所述晶体管漏极具有大于大约1E19/cm3的p型掺杂。
16. 如权利要求1所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述鳍型FET是nmos或pmos肖特基势垒增强模式晶体管。
17. 如权利要求16所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述鳍型FET是nmos肖特基势垒增强模式晶体管，其中所述半导体层具有小于大约1E18/cm3的p型掺杂；并且所述晶体管源极和所述晶体管漏极形成与所述半导体层的肖特基接触。
18. 如权利要求16所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述鳍型FET是pmos肖特基势垒增强模式晶体管，其中所述半导体层具有小于大约1E18/cm3的n型掺杂；并且所述晶体管源极和所述晶体管漏极形成与所述半导体层的肖特基接触。
19. 如权利要求1所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述栅极电介质由二氧化硅、氮化硅、Al2O3、HfO2或氮氧化硅组成，并且所述栅极电介质具有0.5-20nm的厚度。
20. 如权利要求1所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述传感器分子使用交联剂分子耦合到所述栅极电介质。
21. 如权利要求20所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述交联剂分子是具有附连所述传感器分子的2到20个碳-碳链和功能团的硅烷。
22. 如权利要求1所述的鳍型FET生物传感器，其中，所述样本沟道是样本管道或样本阱。
23. 一种操作鳍型FET生物传感器的方法，包括如下步骤：
将具有目标分子的样本流动通过所述鳍型FET生物传感器的样本沟道；
测量所述鳍型FET生物传感器晶体管的样本电信号；以及
将所述样本电信号与所述目标分子的样本浓度相关。
24. 如权利要求23所述的方法，包括如下步骤：
将具有所述目标分子的第一标准浓度的第一样本流动通过所述样本沟道，并测量第一标准样本电信号值；
将具有所述目标分子的第二标准浓度的第二样本流动通过所述样本沟道，并测量第二标准样本电信号值；
通过第一图轴上的所述第一和所述第二标准电信号值和第二图轴上的所述第一和第二标准浓度，绘制标准曲线图；以及
通过在所述标准曲线图上绘制所述样本电信号将所述样本电信号与所述样本浓度相关。
25. 如权利要求23所述的方法，包括如下步骤：
给鳍型FET生物传感器提供耦合到所述鳍型FET生物传感器的栅极的抗原；以及
向每个样本添加固定浓度的抗体，其中在流动所述样本的所述步骤之前所述抗体对所述抗原是特定的。
26. 如权利要求23所述的方法，包括如下步骤：
给鳍型FET生物传感器提供耦合到所述鳍型FET生物传感器的栅极的目标半抗原；以及
向每个样本添加固定浓度的抗体，其中在流动所述样本的所述步骤之前所述抗体对所述目标半抗原和对所述目标分子是特定的。
27. 如权利要求23所述的方法，包括如下步骤：
给鳍型FET生物传感器提供耦合到所述鳍型FET生物传感器的栅极的抗体；以及
向每个样本添加固定浓度的目标半抗原分子，其中在流动所述样本的所述步骤之前所述抗体对所述目标半抗原分子是特定的，并对所述目标分子是特定的。
28. 如权利要求23所述的方法，其中，所述样本电信号是所述鳍型FET的漏极或源极电流、I-V曲线、栅极电压、漏极电压。
29. 一种鳍型FET阵列，包括：
多个鳍型FET生物传感器晶体管装置，具有多个传感器区，其中所述多个传感器区位于同一样本沟道内。
30. 如权利要求29所述的鳍型FET阵列，其中，所述多个鳍型FET生物传感器晶体管具有不同沟道宽度，并且传感器分子附连到所述多个传感器区域中的每个。
31. 如权利要求29所述的鳍型FET阵列，还包括：
第一鳍型FET生物传感器晶体管，具有选择成对于具有浓度从0.1毫微微摩尔到纳米摩尔的目标分子执行具有最优灵敏度和动态范围的感测的第一沟道宽度；
第二鳍型FET生物传感器晶体管，具有选择成对于具有浓度从纳米摩尔到微摩尔的目标分子执行具有最优灵敏度和动态范围的感测的第二沟道宽度；以及
第三鳍型FET，具有选择成对于具有浓度从微摩尔到毫摩尔的目标分子执行具有最优灵敏度和动态范围的感测的第三沟道宽度；其中所述第一沟道宽度比所述第二沟道宽度窄，并且其中所述第二沟道宽度比所述第三沟道宽度窄。
32. 如权利要求29所述的鳍型FET阵列，还包括：
第一鳍型FET生物传感器晶体管，含有具有对目标分子的选择性的第一抗体；以及
第二鳍型FET生物传感器晶体管，含有具有对所述目标分子的交叉反应的第二抗体。
33. 如权利要求29所述的鳍型FET阵列，还包括：
第一鳍型FET生物传感器晶体管，含有具有对第一目标分子的选择性的第一传感器分子；以及
第二鳍型FET生物传感器晶体管，含有具有对第二目标分子的选择性的第二传感器分子。
34. 一种操作鳍型FET生物传感器的方法，包括如下步骤：
将所述鳍型FET生物传感器的传感器区域沉浸在具有第一PH含有一浓度的目标分子的第一样本溶液中，并测量第一鳍型FET晶体管信号；以及
将所述鳍型FET生物传感器的所述传感器区域至少沉浸在具有第二PH含有所述浓度的所述目标分子的第二样本溶液中，并测量第二鳍型FET晶体管信号。
35. 如权利要求34所述的方法，包括如下步骤：
将所述鳍型FET生物传感器的所述传感器区域沉浸在具有多个PH含有所述浓度的所述目标分子的多个样本溶液中，并测量多个鳍型FET晶体管信号；以及
制备所述多个PH对所述多个鳍型FET晶体管信号的图。
36. 如权利要求34所述的方法，其中，所述多个PH以连续方式改变。
37. 如权利要求34所述的方法，其中，PH范围和PH值覆盖蛋白质的等电位点(pI)。
38. 如权利要求34所述的方法，其中，所述第一和所述第二鳍型FET晶体管信号包含所述鳍型FET生物传感器晶体管信号的驱动电流、漏极电压、栅极电压、电导、跨导和相对改变。
39. 如权利要求34所述的方法，包括如下步骤：
用具有高PH含有一浓度的目标分子的溶液填充第一储器；
用具有低PH含有所述浓度的所述目标分子的溶液填充第二储器；
将具有第一泵的所述第一储器耦合到鳍型FET生物传感器的样本沟道；
将具有第二泵的所述第二储器耦合到所述样本沟道；
以协同方式操作所述第一泵和所述第二泵，从而将具有以均匀方式从低到高或从高到低改变的PH的所述溶液传递到所述样本沟道。
40. 如权利要求34所述的方法，还包括如下步骤：
执行所述目标分子的二维分析还包括如下步骤：
测量在一个PH的所述鳍型FET晶体管信号的改变；以及
测量在多个PH的所述鳍型FET晶体管信号的改变；
在图的第一轴上绘制所述鳍型FET晶体管信号，并在图的第二轴上绘制所述多个PH；
确定所述目标分子的浓度；以及
确定所述目标分子的生物分子类型。
41. 一种操作鳍型FET生物传感器阵列的方法，包括如下步骤：
给第一鳍型FET生物传感器晶体管提供第一类型传感器分子；
给第二鳍型FET生物传感器晶体管提供第二类型传感器分子；
将所述第一和所述第二鳍型FET生物传感器晶体管沉浸在含有一浓度的目标分子的样本溶液中；
测量所述第一鳍型FET生物传感器晶体管的第一晶体管信号；以及
测量所述第二鳍型FET生物传感器晶体管的第二晶体管信号。
42. 如权利要求41所述的方法，包括如下步骤：
将所述第一晶体管信号与第一目标分子的浓度相关；以及
将所述第二晶体管信号与第二目标分子的浓度相关。
43. 如权利要求41所述的方法，还包括如下步骤：
将所述第一和所述第二鳍型FET生物传感器晶体管沉浸在具有多个PH值含有一浓度的目标分子的多个样本溶液中；
对于所述样本溶液的每一个测量所述第一和所述第二鳍型FET生物传感器晶体管中每个的多个晶体管信号；以及
绘制所述多个PH与所述多个鳍型FET晶体管信号的图。
44. 如权利要求43所述的方法，其中，所述传感器分子对同一目标分子都是特定的。
45. 如权利要求43所述的方法，其中，所述传感器分子对于目标分子是半正交的。
46. 如权利要求43所述的方法，其中，通过绘制用所述第一类型传感器分子涂敷的所述第一鳍型FET生物传感器晶体管的所述多个信号和用所述第二类型传感器分子涂敷的所述第二鳍型FET生物传感器晶体管的所述多个信号，生成所述图。
47. 如权利要求41和43所述的方法，还包括如下步骤：
计算在所述多个PH中每个PH的所述目标分子的电荷；以及
制备所述多个PH关于所述目标分子的所述电荷的图。
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