自加热生物传感器芯片及其制备方法、病毒检测方法
阅读说明：本技术 自加热生物传感器芯片及其制备方法、病毒检测方法 (Self-heating biosensor chip, preparation method thereof and virus detection method ) 是由 刘俊江 王焕明 王艳丽 许智 于 2021-09-16 设计创作，主要内容包括：一种自加热生物传感器芯片及其制备方法、病毒检测方法,属于生物检测领域。自加热生物传感器芯片包括衬底、二氧化硅层、检测单元以及加热电极。二氧化硅层形成并覆盖于衬底的支撑面,检测单元包括：分别形成于二氧化硅层的承载面的碳膜以及两个金属电极,两个金属电极分别与碳膜的两端电连接,碳膜被配置为接触样品溶液,碳膜具有用于修饰生物大分子的修饰面。加热电极形成于衬底内,加热电极的加热面与二氧化硅层抵接以通过热传导加热碳膜。加热电极的工作电压被配置为20～35mV,位于碳膜与加热电极之间的二氧化硅层的厚度为150～400nm。其能够解决生物传感器无法重复利用的问题,以提高利用率以及降低检测成本。(A self-heating biosensor chip, a preparation method thereof and a virus detection method belong to the field of biological detection. The self-heating biosensor chip includes a substrate, a silicon dioxide layer, a detection unit, and a heating electrode. The silicon dioxide layer is formed and covered on the supporting surface of the substrate, and the detection unit comprises: the two metal electrodes are respectively and electrically connected with two ends of the carbon film, the carbon film is configured to contact the sample solution, and the carbon film is provided with a modification surface used for modifying the biomacromolecule. The heating electrode is formed in the substrate, and a heating surface of the heating electrode is in contact with the silicon dioxide layer to heat the carbon film by thermal conduction. The working voltage of the heating electrode is set to 20-35 mV, and the thickness of the silicon dioxide layer between the carbon film and the heating electrode is 150-400 nm. The biosensor can solve the problem that the biosensor cannot be repeatedly used, so that the utilization rate is improved, and the detection cost is reduced.)
技术领域
本申请涉及生物检测领域，具体而言，涉及一种自加热生物传感器芯片及其制备方法、病毒检测方法。
背景技术
生物电学传感器不同于传统的生物检测技术，它是将病毒的检测转化成电学信号的检测，更加迅速，效率也更高。然而大多数情况下，生物传感器，例如石墨烯生物传感器只能应用一次，重复利用率低，导致生产及检测成本高。
发明内容
本申请提供了一种自加热生物传感器芯片及其制备方法、病毒检测方法，其能够解决生物传感器无法重复利用的问题。
本申请的实施例是这样实现的：
在第一方面，本申请示例提供了一种自加热生物传感器芯片，其包括衬底、二氧化硅层、至少一个检测单元以及加热电极。
衬底具有支撑面。
二氧化硅层形成并覆盖于支撑面，二氧化硅层具有远离衬底的承载面。
每个检测单元包括：分别形成于承载面的碳膜以及两个金属电极，两个金属电极分别与碳膜的两端电连接，碳膜被配置为接触样品溶液，碳膜具有修饰面，修饰面用于修饰能够检测样品溶液中的作用对象的生物大分子加热电极形成于衬底内，加热电极的加热面与二氧化硅层抵接以通过热传导加热碳膜。
其中，加热电极的工作电压被配置为20～35mV，位于碳膜与加热电极之间的二氧化硅层的厚度为150～400nm。
在上述实现过程中，自加热生物传感器芯片检测完成后，基于工作电压为20～35mV的加热电极、以及位于碳膜与加热电极之间的厚度为 150～400nm的二氧化硅层的互相配合，保证碳膜温度适宜，不仅可脱除碳膜表面与生物大分子结合的病毒以及残余的生物溶液，同时有效避免脱除病毒后的生物大分子失活，从而实现自加热生物传感器芯片的重复利用，有效降低检测成本；并且由于碳膜为超高热导率材料，若直接加热碳膜则需要的电压很大，不仅增大了功耗且容易损坏传感器本身，本申请利用碳膜与加热电极之间厚度为150～400nm的二氧化硅层的设置，保证加热碳膜到预设温度的工作电压仅仅为20～35mV，有效降低能耗。
结合第一方面，在一种可能的实施方案中，碳膜中碳材料包括石墨烯、富勒烯以及碳纳米管中的至少一种。
可选地，碳膜中碳材料为石墨烯。
石墨烯制得的芯片对于病毒的灵敏度佳。
结合第一方面，在一种可能的实施方案中，修饰面修饰有生物大分子，生物大分子为病毒抗原、病毒抗体或核酸探针。
结合第一方面，在一种可能的实施方案中，检测单元的数量为至少两个，且任意相邻的两个检测单元间隔布置。
在上述实现过程中，检测单元的数量为至少两个，因此，可根据实际的需求在每个检测单元中的碳膜上修饰相同的生物大分子，以进行平行实验或对照试验，或者在每个检测单元中的碳膜上修饰不同的生物大分子，以同时检测不同的样品溶液，提高检测效率。
结合第一方面，在一种可能的实施方案中，加热电极的数量与检测单元一一对应，每个加热电极布置于检测单元在承载面的正投影处，任意相邻的两个加热电极间隔布置。
在上述实现过程中，可实现单独控制每个检测单元对应的加热电极是否工作，结合每个加热电极的具体设置位置，可有效避免其中一个检测单元对应的加热电极工作时，影响与其相邻的另一个检测单元。
结合第一方面，在一种可能的实施方案中，自加热生物传感器芯片还包括栅极电极，栅极电极设置于承载面且被配置为调节每个碳膜的场效应。
利用栅极电极调节每个碳膜的场效应，进而调节经过碳膜的电流。
结合第一方面，在一种可能的实施方案中，衬底为硅片，二氧化硅层的材质为二氧化硅。
在第二方面，本申请示例提供了一种自加热生物传感器芯片的制备方法，其包括：
在衬底的支撑面沉积加热电极，随后在余下的支撑面以及加热电极的表面沉积二氧化硅层，刻蚀二氧化硅层以暴露加热电极的焊盘。
以二氧化硅层远离衬底的一面作为承载面，在承载面形成图案化的碳膜，在承载面沉积与碳膜两端分别电连接的两个金属电极，封装承载面并暴露碳膜、每个金属电极的焊盘以及加热电极的焊盘。
对暴露的碳膜修饰生物大分子，生物大分子为病毒抗原、病毒抗体或核酸探针。
其中，加热电极的工作电压被配置为20～35mV，位于碳膜与加热电极之间的衬底的厚度为150～400nm。
上述制备方法操作简单，同时制得的自加热生物传感器芯片能够重复利用，有效提高检测效率以及降低成本。
结合第二方面，在一种可能的实施方案中，在承载面沉积两个金属电极后，制备方法还包括在承载面沉积栅极电极，并在封装后暴露栅极电极，栅极电极被配置为调节碳膜的场效应。
结合第二方面，在一种可能的实施方案中，生物大分子为抗体，碳膜修饰生物大分子的步骤包括：
采用PBASE/乙醇溶液功能化碳膜的表面，形成PBASE/碳膜。
在PBASE/碳膜上点样抗体/PBS溶液，干燥，随后采用封闭液封闭未与抗体结合的PBASE，清洗即可。
采用上述修饰方法，将抗体经PBASE稳定的结合于碳膜上，同时封闭未与抗体结合的PBASE，保证生物大分子能够特异性结合抗原，同时 PBASE作为连接分子，可保证加热的温度范围内，抗体能够稳定结合于碳膜，不会从碳膜脱离。
在第二方面，本申请示例提供了一种病毒检测方法，病毒检测方法包括：
获得本申请第一方面提供的自加热生物传感器芯片或第二方面提供的制备方法制得的自加热生物传感器芯片。
使样品溶液与碳膜接触，利用两个金属电极来检测碳膜两端的电流，若碳膜两端的电流发生变化，确定样品溶液中含有与生物大分子特异性反应的病毒。
利用加热电极加热碳膜，以脱附与生物大分子结合的病毒。
上述检测方式简单，且检测结果出来后经过加热电极加热即可脱附与生物大分子结合的病毒，并且生物大分子依然保持活性，从而实现重复使用。
附图说明
为了更清楚地说明本申请实施例的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，应当理解，以下附图仅示出了本申请的某些实施例，因此不应被看作是对范围的限定，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他相关的附图。
图1为自加热生物传感器芯片的结构示意图；
图2为芯片本体的结构示意图；
图3为图2中A-A向的结构示意图；
图4为检测单元设置在二氧化硅层表面的结构示意图；
图5为试验例1提供的经石墨烯的电流随时间变化的示意图；
图6为试验例1提供的干烧条件下经石墨烯的电流随时间变化的示意图；
图7为自加热生物传感器芯片检测灵敏性示意图；
图8为试验例3提供的经石墨烯的电流随时间变化的示意图。
图标：10-自加热生物传感器芯片；100-芯片本体；110-衬底；120-二氧化硅层；131-碳膜；133-金属电极；140-加热电极；150-栅极电极；170-封装层；200-PDMS层；210-样品添加槽。
具体实施方式
下面将结合实施例对本申请的实施方案进行详细描述，但是本领域技术人员将会理解，下列实施例仅用于说明本申请，而不应视为限制本申请的范围。实施例中未注明具体条件者，按照常规条件或制造商建议的条件进行。所用试剂或仪器未注明生产厂商者，均为可以通过市售购买获得的常规产品。
实施例1
请参阅图1以及图2，一种自加热生物传感器芯片10，其包括芯片本体100以及PDMS层200。
请参阅图2、图3以及图4，芯片本体100包括衬底110、二氧化硅层120、检测单元、加热电极140、栅极电极150以及封装层170。
其中，衬底110具有支撑面，二氧化硅层120形成并覆盖于支撑面，二氧化硅层120具有远离衬底110的承载面；栅极电极150、检测单元分别设置于承载面，栅极电极150被配置为调节每个碳膜131的场效应。检测单元包括分别形成于承载面的碳膜131以及两个金属电极133，两个金属电极133分别与碳膜131的两端电连接，碳膜131被配置为接触并检测样品溶液中的作用对象，碳膜131具有修饰面，修饰面用于修饰能够检测样品溶液中的作用对象的生物大分子，加热电极140形成于衬底110内，加热电极140的加热面与二氧化硅层120抵接以通过热传导加热碳膜131。
上述设置可以利用使样品溶液与碳膜131接触，利用两个金属电极133 来检测碳膜131两端的电流是否发生变化，进而判断样品溶液中是否含有与生物大分子特异性反应的作用对象—病毒，同时在判断完成后，可采用加热电极140原位热传导加热碳膜131的方式，在低功耗的前提下脱除碳膜131表面与生物大分子结合的病毒以及生物溶液。
二氧化硅层120具有绝缘性且具有导热性。为了避免实际使用过程中因温度过大导致碳膜131上的生物大分子失效，过小无法解决本申请的技术问题，本申请经过控制位于碳膜131与加热电极140之间的二氧化硅层 120的厚度，以及加热电极140的工作电压的互相配合，有效解决上述问题。
其中，加热电极140的工作电压被配置为20～35mV，位于碳膜131与加热电极140之间的二氧化硅层120的厚度为150～400nm，例如位于碳膜 131与加热电极140之间的二氧化硅层120的厚度为150nm、160nm、170 nm、180nm、190nm、200nm、250nm、280nm、300nm、350nm或400nm 等。基于特定的电压、加热电极140及碳膜131的位置关系以及二氧化硅层120及其厚度的配合，可保证脱除碳膜131表面与生物大分子结合的病毒以及残余的生物溶液后，有效避免脱除病毒后的生物大分子失活，从而实现自加热生物传感器芯片的重复利用，同时有效降低能耗。
本实施例中，加热电极140的工作电压被配置为35mV，位于碳膜131 与加热电极140之间的二氧化硅层120的厚度为200nm。
其中，生物大分子可根据实际需要检测的病毒自行制备或购买，同时病毒包括但不局限于新冠病毒、流感病毒等，本领域技术人员可根据实际的需求进行限定，在此不做限定。
例如，本实施例中，生物大分子为新冠病毒抗体Mab Mouse anti-Covid-19 N。
衬底110用于支撑形成在支撑面上的二氧化硅层120等，本实施例中，衬底110为硅片，其厚度及大小可根据实际的需求进行选择。
为了便于控制位于碳膜131与加热电极140之间的二氧化硅层120的厚度，如图3所示，支撑面设有凹槽，加热电极140沉积于凹槽内且加热面朝向凹槽的开口且与支撑面齐平，也即是凹槽的深度与加热电极140的厚度相同，例如本实施例中，凹槽的深度为50nm，加热电极140的厚度为 50nm。二氧化硅层120形成并覆盖于支撑面(未设有凹槽的支撑面)和加热面，实现加热面能够通过热传导的方式将热量传递给二氧化硅层120。
加热电极140的数量为至少一个，例如一个、两个或三个等，检测单元的数量为至少一个，例如一个、两个或三个等。
在本申请提供的第一种设置情况下，检测单元与加热电极140的数量一一对应，此时每个加热电极140布置于检测单元在支撑面的正投影处。也即是，利用每个检测单元对应的加热电极140对对应的碳膜131进行单独加热，使用更为灵活，并且实际使用过程中，在仅使用其中部分检测单元对应的加热电极140工作，以脱除对应的碳膜131上结合的病毒和/或干燥碳膜131时，可避免影响与其相邻的闲置的碳膜131上的生物大分子。
需要说明的是，为了保证加热效果佳，加热电极140的面积与正投影处的面积相等或略大于正投影处的面积。
在第一种设置情况下的一些可选地示例中，检测单元与加热电极140 的数量均为一个。
在第一种设置情况下的另一些可选地示例中，检测单元与加热电极140 的数量均为至少两个，例如检测单元的数量为两个、三个、五个等。同时，可根据实际的需求在不同的检测单元中的碳膜131上修饰相同的生物大分子，以进行平行实验或对照试验，或者在不同的检测单元中的碳膜131上修饰不同的生物大分子，以同时检测不同的样品溶液，以提高检测效率。
其中，为了避免一个检测单元对应的加热电极140工作时，影响与其相邻的另一个检测单元，可选地，任意相邻的两个检测单元间隔布置，任意相邻的两个加热电极140间隔布置。需说明的是，任意相邻的两个检测单元之间的间距、任意相邻的两个加热电极140之间的间距均可根据实际的芯片布局进行设置。
例如本实施例中，检测单元与加热电极140的数量均为三个，且三个加热电极140、三个检测单元分别呈阵列布置。
在第二种设置情况下，检测单元的数量多于加热电极140的数量。
也即是，此时检测单元的数量为至少两个，加热电极140的数量为至少一个。此时，相邻的两个碳膜131间隔布置，加热电极140在覆盖每个检测单元在支撑面的正投影处。
此时，可根据实际的需求在不同的检测单元中的碳膜131上修饰相同的生物大分子，以进行平行实验或对照试验，或者在不同的检测单元中的碳膜131上修饰不同的生物大分子，以同时检测不同的样品溶液，提高检测效率。但是需注意的是，此时为了使用效果考虑，建议多个检测单元使用后一起进行加热以重复利用。
其中，检测单元中碳膜131中碳材料包括石墨烯、富勒烯以及碳纳米管中的至少一种，例如碳材料为石墨烯、富勒烯或碳纳米管等，或者为其中任意两种的混合物等，其均为超高热导率材料，且具有可修饰性以及出色的导电性能，可用在本申请中作为测试电极。
本实施例中，碳材料为石墨烯，制得的自加热生物传感器芯片10的灵敏度更佳。
为了便于后续与外接电源连接以及进行检测操作，二氧化硅层120设有用于暴露加热电极140的焊盘的第一开口(图未示)。
封装层170形成于承载面以封装二氧化硅层120、碳膜131、第一金属电极133、第二金属电极133以及栅极电极150。
其中，封装层170设有用于分别暴露栅极电极150及其焊盘、第一金属电极133的焊盘、第二金属电极133的焊盘以及加热电极140的焊盘的第三开口，以及用于暴露碳膜131的第二开口，其中用于暴露加热电极140 的焊盘的第三开口与第一开口连通。
PDMS层200设置于封装层170远离二氧化硅层120的一面。PDMS (聚二甲基硅氧烷)具有优异的柔弹性、透明性、流动性和生物相容性等优点，其厚度可根据实际的需求进行设定，例如本实施例中PDMS层200 的厚度为2mm。
PDMS层200设有与第二开口一一对应三个第四开口，三个第四开口间隔布置，每个第四开口的截面面积大于第二开口的截面面积且第四开口在承载面的投影完全覆盖第二开口，第四开口与第二开口连通并形成作为样品添加槽210的阶梯槽，样品添加槽210利用第四开口的截面面积大于第二开口的截面面积以便于添加检测样品溶液，同时由于碳膜131的高度低于封装层170，因此其具有足够的深度以避免实际使用过程中样品溶液溅出等问题。
本申请提供上述自加热生物传感器芯片10的制备方法，其包括以下步骤：
S1、提供衬底110。
S2、在衬底110的支撑面沉积加热电极140，随后在余下的支撑面以及加热电极140的表面沉积二氧化硅层120，刻蚀二氧化硅层120以暴露加热电极140的焊盘。
S3、以二氧化硅层120远离衬底110的一面作为承载面，在承载面形成图案化的碳膜131，在承载面沉积与碳膜131两端分别电连接的两个金属电极133，随后在承载面沉积被配置为调节碳膜131的场效应的栅极电极 150，获得芯片本体100，然后采用封装层170封装承载面并暴露碳膜131、每个金属电极133的焊盘、加热电极140的焊盘以及栅极电极150的焊盘，然后可利用PDMS层200包覆封装层170并暴露碳膜131即可。
在封装承载面后，对暴露的碳膜131修饰生物大分子，本实施例中生物大分子为病毒抗体。
碳膜131修饰生物大分子的步骤包括：
采用PBASE/乙醇溶液功能化碳膜131的表面，形成PBASE/碳膜131；在PBASE/碳膜131上点样抗体/PBS溶液，干燥，随后采用封闭液封闭未与抗体结合的PBASE，清洗即可。
本实施例中，在石墨烯表面滴加2mM PBASE/乙醇溶液2h后用乙醇冲洗，并用气枪吹干，得到PBASE/石墨烯。在PBASE/石墨烯上滴加抗体/PBS 溶液4h，后用PBS溶液冲洗，并用气枪吹干，然后滴加1M乙醇胺/PBS 1h 对PBASE进行封闭，之后清洗，获得封闭后的抗体/PBASE/石墨烯。
芯片本体100的制备步骤可采用光刻工艺进行。
本实施例采用如下制备方式制得芯片本体100：
在硅片的支撑面上旋涂光刻胶，并进行紫外曝光，获得图案化凹槽刻蚀区，通过电感耦合等离子体装置刻蚀图案化凹槽刻蚀区，获得刻蚀深度为50nm的凹槽，在凹槽内沉积厚度为50nm加热电极140，去除光刻胶留下加热电极140。
在支撑面沉积厚度为200nm的二氧化硅层120，采用二氧化硅层120 覆盖住已经制备好的加热电极140。然后在二氧化硅层120的承载面旋涂光刻胶，紫外曝光形成与加热电极140的焊盘对应的焊盘暴露区，然后刻蚀焊盘暴露区，以把加热电极140的焊盘暴露出来，去除光刻胶。
转移石墨烯到承载面，然后在石墨烯表面旋涂光刻胶，并进行紫外曝光，使用等离子体清洗机刻蚀暴露出来的石墨烯，获得图案化石墨烯。
然后在石墨烯和承载面的表面旋涂光刻胶，并进行紫外曝光形成与石墨烯膜的两端对应的两个金属电极沉积区，在各金属电极沉积区沉积与石墨烯电连接的金属电极133后去除光刻胶。
在承载面旋涂光刻胶，并进行紫外曝光，形成栅极电极沉积区，在栅极电极沉积区沉积栅极电极150，去除光刻胶，然后采用封装层170封装承载面并暴露碳膜131、每个金属电极133的焊盘以及加热电极140、栅极电极150的焊盘。
本申请还提供一种病毒检测方法，其利用上述自加热生物传感器芯片 10进行，病毒检测方法包括：
使样品溶液与碳膜131接触，利用两个金属电极133来检测碳膜131 两端的电流，若碳膜131两端的电流发生变化，确定样品溶液中含有与生物大分子特异性反应的病毒。
测试完成后，利用加热电极140经热传导的方式加热碳膜131，以脱附与生物大分子结合的病毒。
重复实施例1，采用相同方式分别制得5个自加热生物传感器芯片10，分别作为第一自加热生物传感器芯片、第二自加热生物传感器芯片、第三自加热生物传感器芯片、第四自加热生物传感器芯片以及第五自加热生物传感器芯片，以进行以下试验例。
试验例1
对实施例1制得的第一自加热生物传感器芯片的其中任一个检测单元对应的样品添加槽内滴加抗原SARS-CoV-2Nucleocapsid-His recombinant Protein，在750s开始使该样品添加槽对应的加热电极工作，加热电极工作电压为35mV，获得如图5所示的经过石墨烯的电流随时间的变化图。
根据图5，可以看出，在0-750s石墨烯表面的抗体结合有抗原，在750s 开始给加热电极通电，随着时间的增加抗原逐渐脱附抗体，此时电流开始上升，最后完全脱附，电流曲线平稳；再次加入抗原后，抗体与抗原快速结合，导致电流下降并恢复到以前的数值，说明抗体未失活，抗原仍能和抗体结合。
采用余下的两个检测单元进行重复试验，获得相似的经石墨烯的电流随时间变化示意图，说明加热电极工作电压为35mV，抗体未失活，抗原仍能和抗体结合。
同时在实验过程中发现，可通过经过石墨烯的电流随时间的变化图判断是否出现干烧情况。如图6所示，对实施例1制得的第二自加热生物传感器芯片的其中任一个检测单元对应的样品添加槽内滴加抗原 SARS-CoV-2Nucleocapsid-His recombinant Protein，在1030s开始使该样品添加槽对应的加热电极工作，加热电极工作电压为35mV。
其中，结合图5以及图6可以看出，在抗体+抗原阶段，其电流均较为平稳，随后在加热电极工作后(图6中为在约1030s启动加热电极)同时不额外增加抗原，可以看出随后抗原脱离抗体使得电流增加至平稳状态后，在电流瞬时减少，表明此时出现干烧。也即是利用上述经石墨烯的电流随时间变化的示意图可判断是否出现干烧。
试验例2
对实施例1制得的第三自加热生物传感器芯片的进行灵敏度检测，灵敏度检测的操作步骤包括：开始滴加未加入抗原(SARS-CoV-2 Nucleocapsid-His recombinantProtein)的1x PBS溶液，随后开始含有浓度依次为10-18～10-8的抗原(SARS-CoV-2Nucleocapsid-His recombinant Protein)的1x PBS溶液，随着滴加溶液中抗原浓度的不同，电流产生变化，利用电流的变化趋势以获得灵敏度，其结果如图7所示。
根据图7可以看出，第三自加热生物传感器芯片即使在抗原浓度为10-18 M时也具有较高的灵敏性。对实施例1制得的第四自加热生物传感器芯片重复上述试验，获得相似的结果。
试验例3
对实施例1制得的第五自加热生物传感器芯片的其中任一个检测单元对应的样品添加槽内滴加1nM抗原SARS-CoV-2Nucleocapsid-His recombinant Protein后，通电并使该样品添加槽对应的加热电极工作，加热电极工作电压为45mV，获得如图8所示的经过石墨烯的电流随时间变化的示意图。
根据图8，可以看出，加热电极工作电压为45mV时加热温度很高，在加热后，抗体失活，加入抗原后，电流无法回到原来的数值。
综上，自加热生物传感器芯片及其制备方法、病毒检测方法，其能够解决生物传感器无法重复利用的问题，同时重复使用功耗低，有效降低检测成本。
以上仅为本申请的具体实施例而已，并不用于限制本申请，对于本领域的技术人员来说，本申请可以有各种更改和变化。凡在本申请的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本申请的保护范围之内。
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