的cantilever-based Bio-MEMS传感器是生物传感器技术的一个实例从许多相互竞争的想法基于微机电系统(MEMS)。促进Bio-MEMS从实验室规模的实验应用领域需要标准化的组件和生产过程以及框架来评估他们的表现( 1, 2]。生物分子的识别和定量分析在疾病检测和监测至关重要,药物发现,许多分子生物学的基本问题。生物传感器的主要特征是,他们需要非常具体的;他们需要能够检测到一个特定的分子(如一个特定的抗体)在非常低的浓度。这是必要的,原因有两个。检测的响应时间和成本减少,如果需要一个更小的样本检测,更重要的是,大多数疾病是可以治愈的,如果他们被发现在早期阶段( 3]。

微,Nano-Electro-Mechanical系统(MEMS和NEMS)设计主要用于检测和传感具体双分子的浓度很低。传感主要根据设备不同,分析物分子的性质和精度要求。微米大小悬臂设备可以作为非常敏感和简单的生化传感器在环境和水环境。悬臂结构弯曲低电阻响应机械表面应力的变化在其表面。甚至早在1909年,石质的观察到沉积引起的拉伸膜在另一个材料复合结构的曲率由于沉积膜的残余应力 4]。悬臂结构容易受到这种现象已利用传感目的。虽然这个过程是通过精炼的可用性和microfabricated微悬臂探针微悬臂读出计划,悬臂传感器具体分析应用程序仍在起步阶段由于生产问题( 5]。

悬臂的生化反应表面可以监控作为悬臂的弯曲,由于表面压力的变化。biorecognition,一个悬臂表面是由沉积具有生物灵敏度的传感层。Ethir这一层包含bioreceptors或bioreceptors共价结合。这个过程被称为功能化。分析物之间的反应及其bioreceptor分子是独一无二的。最常见的形式的bioreceptors用于若基于蛋白质、抗体/抗原或核酸相互作用。特别是,化学或生物反应在一个微悬臂梁表面被发现改变其表面自由能密度或表面张力由于修改在相邻分子之间的相互作用,从而产生弯矩,悬臂偏转( 6]。自从悬臂偏转取决于分子的种类及其浓度,通过测量悬臂偏转附加物种以及它的浓度可以确定( 7]。

这些设备的偏转可以使用各种检测技术,如光学反射,压敏电阻,干涉,压电式、电容式和电子隧道效应。采用低功率激光光学方法和位敏光电探测器探测的主要有效方法。光学检测方法需要额外的硬件检测和传感,因此设备更大的大小( 8]。由于其要求昂贵的和高度先进的仪器和非常精确的机械校准,它不适合常规低成本的疾病诊断。电容法并不工作电解质溶液中由于电容板之间的感应电流的产生,因此有限的传感应用。干涉方法适合在液体(小位移但不太敏感 9, 10]。我们开发的电检测方法中描述的部分 2更适合这个目的,因为它涉及一个简单的设置比前者涉及激光探测系统。microcantilever-based生物传感器的制造工艺讨论部分 3。设备设计完成Coventorware和介绍部分 4。

这些检测方法的主要问题是测量的偏差在应对biostress纳米。制造这样的悬臂设备现在面临的挑战是创建精确的差距。悬臂的定位由反馈控制电路控制部分中描述 5。控制电路将提供的预先确定的偏转装置而不是创建一个缺口在制造纳米电极之间,很难用传统的腐蚀过程。讨论了控制电路的设计及其实现部分 6和 7。部分的可靠性问题进行了讨论 8其次是讨论的结果和结论。

我们提出新的设计检测生物分子图所示 1。悬臂挠度测量的电流通过电极。悬臂放置接近长方形的电极。悬臂接触电极表面压力的时候由于抗体/抗原相互作用超过了特定的限制。通过测量当前的抗体/抗原与悬臂梁表面能被探测到。当前的接触电阻成反比。接触电阻随接触面积。

最佳悬臂长度为100,大小35嗯宽,厚0.5嗯是由优化设计参数,如弹簧常数,bioinduced压力和流场的稳定。悬臂结构设计在Coventorware如图 2(一个)。在顶部的悬臂,在传感方面,抗体沉积。特定的生物分子抗体和抗原之间的相互作用改变biolinker层内的分子间的相互作用。因此,悬臂弯曲,如图 2 (b)。制造过程中描述的设备部分 3。

提出设备可以通过标准制作表面微加工过程。制造过程包含四种不同光刻法如图 3。这些步骤的组合材料沉积和蚀刻技术用于控制膜均匀、梁的长度、厚度、和最后的底物和结构之间的差距。制造过程始于一个隔离层的沉积在硅衬底。这个过程也可以利用隔离和金属化层上可用CMOS晶片处理。这一步是紧随其后的是一个掺杂多晶硅层的沉积和模式,这将作为第一或底部电极。接下来,牺牲层上沉积多晶硅层和图案;这一步是紧随其后的是一个0.5的沉积和模式 μ米厚的多晶硅创建第一层悬臂梁。多晶硅是用作结构材料。最重要的这一层,0.3 μ米厚的金层是气急败坏,图案形成传感表面。金属设备的顶层,可以用作导电层。在这个表面,生物分子相互作用和绑定事件发生并成电信号。

生物分子的吸附表面的微悬臂弯曲改变其表面特性和结果。订单的表面压力是0.005 N / m - 0.5 N / m,导致悬臂的弯曲几十纳米。设备制造的主要问题是精确的创建这个秩序的电极之间的差距。在腐蚀过程中有厚度的变化约为10%。这将影响设备的灵敏度。这个问题是很常见的在所有报告的检测方法。改善设备的灵敏度,我们设计了反馈控制电路将照顾的悬臂定位优化结果。这种反馈控制电路能解决问题创造一个缺口,在纳米。我们将制造设备有2 μ米电极之间的差距。很容易由传统制造过程描述在图 3。设备设计使用以上步骤在Coventorware完成。分析设备的模拟和介绍部分 4。

悬臂结构使用Coventorware软件进行设计和仿真。相应的挠度对压力和电压进行了研究。研究显示在图下的悬臂 2。悬臂的多晶硅尺寸100 * 35 * 0.5 μm。黄金是用作传感层厚度0.3微米。

下面的步骤是用来设计Coventorware中的悬臂结构: (1)

定义一个过程,也就是说,一系列的存款,蚀刻步骤不同材料的硅衬底指定一个合适的面具;

Coventorware MemMech和CoSolve模块是用来进行仿真。

表面应力是由于抗体与抗原相互作用生成的悬臂偏转。应力分析的价值0.005 N / m−0.5 N / m是观察,如图 4。

在图 4 x 设在代表负载变化从1 - 100相对应的应力值0.005 N / m - 0.5 N / m步长5。的NodeZDisplacement_minimum代表 y 轴测微计。我们建议使用静电驱动来实现所需的两个电极之间的差距。之后分析了理解与外加电压悬臂的行为。应用1 volt-10伏之间的电压变化和相应的挠度是观察图所示 5。的Minz y 设在代表挠度图 5测微计。

这个实验表明,后9伏特梁和电极接触。所需的电极之间的差距可以通过静电驱动。所需的必要的硬件设计将提供的电压来实现所需的电极之间的差距。

Arntz et al。 11)报道,0.05 N / m的最大表面应力产生在注射50 μ克毫升−1 (~ 2.5 μ米)肌红蛋白蛋白质功能化硅悬臂上,产生0.9的最大挠度 μm在悬臂梁自由端。当表面应力超过特定限制悬臂挠度增加和梁和电极接触。接触电阻随接触面积的增加,因此电流通过电极增加监控。这种变化在当前将决定表面压力的变化。

我们设计了反馈控制电路,将创建一个精确的精确测量电极之间的差距,这是讨论的部分 5。

在这个设计电极之间的距离是2 μm。悬臂的预偏转电极之间必须保持精确的差距可以通过应用悬臂表面和底部电极之间的电压。悬臂的定位由控制电路如图所决定 6。有限状态机(FSM)将通过DAC 2提供参考电压比较器来实现所需的电极之间的差距。一旦决定悬臂的定位,FSM将切换到下一个状态指示的应用生物分子功能化悬臂的表面上的生物传感器的应用程序。控制电路的仿真结果提出了我们之前的文献[ 12]。

悬臂的设计,参数的报道Arntz et al。 11)作为参考。0.05 N / m的最大表面应力产生在注射50 μ克毫升−1 (~ 2.5 μ功能化悬臂(M)肌红蛋白的蛋白质上 11]。

在我们的设计最初的电极之间的差距和悬臂是2 μm。最初悬臂与底电极接触,当前值为零(0)状态和FSM开始递增悬臂的电压。当DAC1的输出是9伏悬臂和底电极接触电流开始流动状态1。所需的预偏转值是8伏特悬臂不接触电极。由于静电驱动悬臂的定位(在本例中它是8伏特是由FSM),尽管发达悬臂表面压力非常小(0.05 N / m)的电流将流过悬臂在与底电极接触。如果压力值进一步增加的大小成正比的电流将进一步增加抗原梁表面的数量。如果我们校准装置的输出电流的生物传感器将检测抗原functionalised悬臂表面。目前在传感器生物分子的浓度增加而增加,显示被监控。

反馈控制电路由模拟和数字模块。数字电路是使用FPGA实现平台和模拟电路PCB上实现。我们有界面的两个模拟和数字系统如图 8。我们有9伏的继电器用于悬臂梁传感器的测试电路表示。(Coventorware分析悬臂梁接触电极9伏,电流流经它。)

在这个工作使用静电驱动实现所需cantilever-based传感器的电极之间的差距。Coventorware仿真结果如图 5上面显示,9伏接触,接触面积大约是816.67 μm²,接触电阻是3.33Ω。以上9伏特电流周围3安培,流经的悬臂足以损害poly-to-poly-contact由于electro-thermo-mechanical (ETM)影响由于焦耳热生成的接触区域。这些热量是通过电极,由于当前的联系接口的特点,和其他物理参数的电极。它大大提高温度的接触,从而影响接触的机械和电气性能,这可能会导致焊接或融化导致可靠性的一个主要问题。有必要研究ETM影响接触区域的焦耳热的影响降到最低,从而提高传感器的性能( 13, 14]。减少焦耳热的方法之一是通过限制电流通过悬臂。为了这样做,应该优化传感器的设计。为了最小化当前通过接触界面,可以放置在系列电阻器与电源电压从而减少电流通过联系人。

熔断电流不同的线进行了w·h·泼里斯( 13, 15),开发了公式 (1) 我 = 一个 * d 3 / 2 , 在哪里 我 在安培保险丝熔断电流, d 在英寸直径的线,然后呢 一个 是一个material-dependent常数。

的保险丝熔断电流计算模型,对多晶硅联系在我们的设计中,大约是3.3。10 KΩ添加系列的限流电阻与电源电压限制当前保护悬臂。最大1.5 mA电流将通过联系人,保险丝熔断电流极限以下。

限制的插入电阻将避免悬臂的损害。然而,这个电阻将大幅降低传感器的灵敏度。用该值(3.3Ω接触电阻和10 kΩ限制电阻),一个巨大的接触面积的变化(因此接触电阻)引起的压力(比如从3.3Ω- 1.5Ω)只有1.5/10003.3或150相对变异的结果测量电流,从而使分析物的精确测量极具挑战性。尽管可用放大器/仪器可以测量电流与1 ppm解决方案和下面 16]。提高设备的敏感性,不同circuit-topology-like当前监听技术,可以使用差动电流测量将保护灵敏度的前提下悬臂。这些方法正在接受调查。

在文献中大部分的疾病检测微悬臂被提出诸如癌症和心脏违规。大多数设计依靠光学读出方法是制造一些复杂和困难。我们设计简单的设备,可以测量电信号的当前和容易。新读出方法设计。并给出了Coventorware仿真结果和分析。完全集成控制电路microcantilever-based生物传感器被设计来解决制造业挑战这在所有读出方法中很常见。反馈控制电路是设计模拟和数字模块组成。有限状态机设计提供的递增和递减操作控制电压悬臂取决于输入逻辑状态。预偏转电压水平是由FSM决定将照顾变化由于制造工艺获得的。空间上的不确定性的影响预应力电压可以由FSM的控制电路。 The results are experimentally validated using the test circuit and SPARTAN-II FPGA Kit. The precise gap between electrodes is adjusted by electrostatic actuation. In the polysilicon cantilever due to the joules heating effect cantilever may get damage with high-voltage application. To protect the cantilever from the damage, the current-limiting resistor is connected in series with the control voltage which may reduce the sensitivity. The measurements could be improved by using the precise current to voltage convertor or other topology.