具有多孔芯吸层的生物传感器

发明领域

本发明涉及有机薄膜传感器及其制备和在传感中的应用，特别是在葡萄糖传感应用中的应用。

发明背景

近年来，有机薄膜晶体管(OTFT)传感器的发展迅速，其主要原因是聚合物器件的独特物理特性，包括它们的灵活性和使用低成本、基于解决方案的技术进行制造。为新的和现有的应用开发OTFT的工作集中在两个主要领域。首先，在材料和制造工艺上进行了系统的改进，从而导致有机器件的常规性能参数得到了改进，使其与无机器件相媲美。其次，有机半导体层的薄膜形态的改进，旨在消除电子和/或空穴陷阱，增强聚合物半导体材料中的自由载流子传输。在开发高电容有机介电层方面也取得了进展，并且已经报道了OTFT性能的大幅提高。有机材料与生物分子的固有兼容性使OTFT适合用于生物传感应用。

本发明人已经成功地制造了一种OTFT器件，该器件能够在宽的浓度范围内检测分析物的水平，而且制造简单，成本相对低廉。该器件可以为商业上可行的葡萄糖传感器开辟道路，该传感器允许通过检测唾液中的葡萄糖水平，而不是血液中水平，来估算血糖浓度。这种器件可以避免糖尿病患者在测定血糖水平时需要采集血液样本。该器件还可以以类似的方式为其他分析物的传感开辟道路。

在说明书中对任何现有技术的引用不是承认或暗示该现有技术在任何管辖范围内均构成公知常识的一部分，该现有技术也并非本领域技术人员可以合理地预期理解，视为相关和/或与其他现有技术结合。

发明内容

在本发明的第一方面，提供了一种用于检测液体样品中分析物的存在的基于有机薄膜晶体管的传感器，所述传感器包括：

具有第一表面和第二表面的多孔芯吸层，其中，所述第一表面被配置为接收液体样品；

位于多孔层上或内部的酶，所述酶用于促进分析物产生电荷载流子；

与多孔层的第二表面接触的聚合物栅极层，所述的聚合物栅极层被配置为与用于向聚合物栅极层施加栅极电压的欧姆导体相连，且所述聚合物栅极层对电荷载流子导电；和

有机半导体层，被配置为连接到源电极和漏电极。

在一个实施方式中，所述传感器还包括与聚合物层接触的欧姆导体，所述欧姆导体被配置为向聚合物栅极层施加栅极电压。

在一个实施方式中，有机半导体层与源电极和漏电极相连并位于其之间。

在一个实施方式中，多孔层的厚度为约50nm至约500μm。优选地，所述厚度高达(upto)200μm。更优选地，所述厚度高达为100μm。甚至更优选地，所述厚度高达80μm。最优选地，所述厚度高达60μm。任选地或另外地，所述厚度低至(from)为500nm。更优选地，所述厚度低至为1μm。甚至更优选地，所述厚度低至为20μm。最优选地，所述厚度低至为40μm。在优选的形式中，所述厚度为约50μm。

在一个实施方式中，多孔层由材料形成，使得在多孔层的第一表面上的液体，优选地为生物流体，更优选地为稀释的唾液，或未稀释的唾液或未处理的唾液(“纯唾液”)的接触角为60°或更小。优选地，所述接触角为50°或更小。更优选地，所述接触角为45°或更小。甚至更优选地，所述接触角为40°或更小。最优选地，所述接触角为38°或更小。

在一个实施方式中，所述多孔层包括多个孔，所述孔的孔径为50nm至2000nm。优选地，所述孔径为高达1600nm。更优选地，所述孔径高达1200nm。最优选地，所述孔径高达1000nm。任选地或另外地，所述孔径低至80nm。更优选地，所述孔径低至100nm。最优选地，所述孔径低至150nm。

在一个实施方式中，多孔层具有约30％至约95％的空隙率。优选地，所述空隙率最大为约90％。任选地或另外地，所述空隙率最小为约35％。优选地，所述空隙率最小为约40％。更优选地，所述空隙率最小为约45％。最优选地，所述空隙率最小为约50％。

应当理解，可以使用一系列不同的多孔材料来形成多孔层，例如多孔陶瓷材料、多孔金属、由蛋白质纤维形成的多孔层或多孔聚合物层。在本发明的优选形式中，多孔层为多孔聚合物层。多孔聚合物层可以是均聚物、共聚物或聚合物共混物层。

在某些形式中，多孔聚合物层包括，由或基本上由多孔聚合物、酶和任选地一种或多种选自下组的添加剂：弹性体、稳定剂或表面活性剂。

在本发明的形式中，其中，所述多孔层为多孔聚合物层，优选地，所述聚合物层由玻璃化转变温度为至少50℃的聚合物形成。更优选地，玻璃化转变温度为至少70℃。甚至更优选地，玻璃化转变温度为至少80℃。又更优选地，玻璃化转变温度为至少90℃。最优选地，玻璃化转变温度为约95℃。

在本发明的形式中，多孔层为多孔聚合物层，优选地，多孔聚合物层由可溶于有机溶剂的聚合物形成。优选地，聚合物可溶于极性非质子溶剂，例如二甲基亚砜。

在本发明形式中，多孔层为多孔聚合物层，优选地，多孔聚合物层由一种或多种重复单体单元形成的聚合物形成，其中所述的一种或多种重复单体单元不包括卤原子。优选地，所述的一种或多种重复单体单元由C、N、O和H原子组成。更优选地，所述的一种或多种重复单体单元由C、N和H原子组成。

在一个实施方式中，所述多孔芯吸层为多孔聚丙烯腈(PAN)层。

在一个或多个实施方式中，所述多孔芯吸层直接层叠在聚合物栅极层的表面上。

在一个或多个实施方式中，所述聚合物栅极层直接层叠在有机半导体层的表面上。

在一或多个实施方式中，所述传感器还包括基底层。优选地，至少所述源电极和漏电极设置在基底上。在至少一种形式中，所述源电极、漏电极和有机半导体分别与基底接触。基底可以为玻璃，或者是本领域技术人员已知的任何其他合适的基底，例如纸或低成本塑料，例如聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)。

在本发明的优选形式中，分析物为葡萄糖，并且所述酶为葡萄糖氧化酶。

在本发明的第二方面中，提供了一种形成根据本发明的第一方面所限定的基于有机薄膜晶体管的传感器的方法，所述方法包括通过相转化法形成多孔芯吸层。

在一个实施方式中，在聚合物栅极层的表面上原位形成多孔层。在其他实施方式中，首先在与基于有机薄膜晶体管的传感器分离的基底上形成多孔层，然后将其从基底上转移，并应用到聚合物栅极层的表面上。

在本发明的第三方面，提供了一种用于检测液体样品中分析物存在形成基于有机薄膜晶体管的传感器的方法，所述方法包括：

提供一种层状结构，所述层状结构至少包括有机半导体层(其配置为与源电极和漏电极相连)和聚合物栅极层；和

在聚合物栅极层的表面上布置多孔芯吸层；

其中，所述多孔芯吸层包含，或被处理从而包含酶，以促进从分析物产生电荷载流子。

在一个实施方式中，在聚合物栅极层的表面上设置多孔芯吸层的步骤包括通过相转化法在聚合物栅极层的表面上形成多孔芯吸层。

在一个或多个实施方式中，所述相转化法包括：

在基底的表面上形成聚合物溶液的湿膜，所述聚合物溶液至少包括溶解于溶剂中的聚合物；和

在湿膜上涂覆能够与所述的溶剂混溶的非溶剂，从而形成多孔聚合物膜，并将溶剂从多孔聚合物膜的孔中溶解。

在一种形式中，所述基底为聚合物栅极层的表面。在其他形式中，基底为与基于有机薄膜晶体管的传感器分离的惰性层，并且所述方法还包括在将多孔芯吸层布置在聚合物栅极层的表面上之前，从基底去除多孔芯吸层。

通过以示例的方式并参考附图给出的以下描述，本发明的其他方面以及在前述段落中描述的方面的其他实施方式将变得显而易见。

附图的简要说明

图1：根据本发明的一个实施方式的器件结构示意图。

图2：根据本发明的一个实施方式的器件结构示意图。

图3：聚(丙烯腈)(PAN)多孔膜的扫描电子显微照片(SEM)。(a)中的比例尺为100μm，(b)中的比例尺为1μm。

图4：示出了水在(a)有聚(丙烯腈)(PAN)和(b)没有PAN的葡萄糖传感器上的接触角照片。

图5：(a)全新的纳菲(Nafion)膜的XPS测量扫描。(b)全新的PAN膜(实线)，纳菲(Nafion)/PAN双层(虚线)和纳菲(Nafion)/PAN双层暴露于分析物溶液的XPS区域扫描(虚线)。

图6：采用多孔聚丙烯腈膜的传感装置结构示意图，(a)层1，电极，ITO；(b)层2，聚合物半导体，P3HT；(c)层3，栅电极，纳菲(Nafion)；(d)层4，多孔膜，PAN；(e)层5，酶，GOX。图中所示的每个基底都包含两个传感器。

图7：(a)打印完GOX层后，放置在喷墨打印机平台上的传感器照片，左边的传感器包含PAN孔膜，而右边的传感器不包含PAN孔膜。(b)传感器对在t＝180s处添加到含有PAN膜的器件(实线)和没有PAN膜的器件(虚线)的10mM葡萄糖溶液的响应。

具体实施方式

在本发明的第一方面，提供了一种用于检测液体样品中分析物的存在的基于有机薄膜晶体管的传感器，所述传感器包括：

具有第一表面和第二表面的多孔芯吸层，其中，所述第一表面被配置为接收液体样品；

位于多孔层上或内部的酶，所述酶用于促进分析物产生电荷载流子；

聚合物栅极层，其与多孔层的第二表面接触，所述聚合物栅极层被配置为使欧姆导体与聚合物栅极层相连，以将栅极电压施加至该聚合物栅极层，所述聚合物栅极层对电荷载流子导电；和

有机半导体层，被配置为与源电极和漏电极相连。

图1中示出了根据本发明的一个实施方式的示例性的基于有机薄膜晶体管的传感器100，其提供了传感器100的结构的概念表示。传感器100包括布置在基底106的表面上的漏电极102和源电极104。所述传感器包括三层膜结构，其包括：多孔芯吸层108，聚合物栅极层120和有机半导体层122。所述有机半导体层122覆盖所述漏电极和源电极的一部分，所述有机半导体层108与所述漏电极102和源电极104接触并在它们之间延伸。聚合物栅极层120布置在有机半导体层122的表面上。欧姆导体132与聚合物栅极层120接触，以使栅极电压能够施加到聚合物栅极层120上。多孔芯吸层108布置在聚合物栅极层120的表面上。所述多孔芯吸层108的表面暴露以接收流体样品。将酶布置在多孔芯吸层108内和/或表面上。所述多孔芯吸层100不在门控和漏电极之间。所述多孔芯吸层100未配置为使欧姆导体与多孔芯吸层相连。

发明人发现，将包含酶的多孔芯吸层结合到有机薄膜晶体管中是有利的。这是由于两个主要原因。首先，在将液体样品沉积到多孔芯吸层的表面上时，多孔芯吸层表现出芯吸效应，该芯吸效应改善了液体样品向器件中的掺入，这种芯吸效应可以确保将标准体积的液体样品输送到器件内部。其次，芯吸效应导致多孔芯吸层的内部多孔结构的优异润湿，从而导致液体样品中的分析物高度暴露于保留在多孔芯吸层中的酶。这是有益的，因为它导致在器件内有效产生电荷载流子，并因此快速检测分析物(如果存在于液体样品中)。

技术人员将理解，多孔芯吸层108可以由多种不同的材料形成，包括：多孔陶瓷、多孔金属、多孔蛋白纤维或多孔聚合物。然而，为了易于传感器制造，通常优选多孔聚合物。合适的聚合物包括但不限于：聚丙烯腈、聚砜、聚醚砜、聚苯乙烯、聚丁二烯、聚异戊二烯、聚酰亚胺、聚酰胺和氟聚合物。通常，多孔芯吸层由与形成聚合物栅极层的材料不同的材料形成。在聚合物栅极层由纳菲(Nafion)形成的情况下，多孔芯吸层不是由纳菲(Nafion)形成的。优选地，多孔芯吸层不是由纳菲(Nafion)形成的。

理想地，多孔芯吸层108由与液体样品的液体具有低接触角的材料形成，以确保液体样品被迅速地带入多孔芯吸层108中，并且确保多孔芯吸层108的孔表面具有良好的润湿性。

优选地，多孔芯吸层采取能够快速形成液滴的层形式，所述液滴优选为水性液滴，更优选为生物流体液滴，更优选为唾液液滴(例如纯唾液液滴或经处理或稀释的唾液)，在多孔芯吸层上与多孔芯吸层具有低接触角的液滴。

优选地，多孔芯吸层由水性液滴，更优选生物流体液滴，更优选唾液液滴，更优选纯唾液液滴或经处理或稀释的唾液液滴形成的具有高润湿性的层。

尽管如此，优选地，多孔芯吸层108为多孔聚丙烯腈(PAN)层。PAN的物理特性使其特别适合用作多孔芯吸层108。PAN热稳定，玻璃化转变温度(T

在一个优选的实施方式中，多孔芯吸层具有足够低的表面能，以使体液，优选唾液，优选未经稀释或未经加工的唾液或经加工的唾液能够迅速润湿并渗透多孔芯吸层。

如上所述，多孔芯吸层108包括酶。酶可以布置在多孔芯吸层108的表面上和/或布置在整个多孔芯吸层108上，使得酶暴露在多孔芯吸层108内的孔表面上。

当分析物接触器件时，选择酶以促进产生电荷载流子。通常，电荷载流子为电子、阴离子或阳离子(例如氢离子/质子)。电场的存在可以进一步促进电荷载流子的产生。如将要描述的那样，这些产生的电荷载流子然后可以有助于产生流过器件的电流。将会认识到，多种酶可以用于任何一种特定的分析物。进一步考虑到可用酶的多样性，通过遵循本文的公开内容，所述器件可以被适配或开发用于检测一系列分析物。

一类特别优选的酶为氧化还原酶。用于所述器件的氧化还原酶可以作用于以下任何一个供体基团：CH-OH基团的供体(醇氧化还原酶)、醛基或氧代基基团的供体，CH-CH基团的供体(CH-CH氧化还原酶)，CH-NH

聚合物栅极层120布置在多孔芯吸层108和有机半导体层122之间。聚合物栅极层120的功能是促进在施加栅极电压时由分析物在多孔芯吸层108中产生的电荷载流子的传输。根据分析物、酶和/或电荷载流子的性质，可以使用多种不同的聚合物来形成聚合物栅极层120。在优选形式中，电荷载流子为质子(例如氢离子)，并且聚合物栅极层120为质子导电。优选地，聚合物层对质子的电导率大于对有机半导体层122的质子的电导率。导电性可以归因于聚合物栅极层120对电荷载流子的渗透性，例如在通过载流子迁移发生传导的地方；或者，传导可以通过另一种机制发生，例如格罗特胡斯(Grotthuss)机制。当电荷载流子为质子或电子时，聚合物栅极层可以是质子导电性或电子导电性的。

在本发明的优选形式中，聚合物栅极层120包括，由或基本上由磺化的基于四氟乙烯的含氟聚合物-共聚物组成，例如包含四氟乙烯主链和被磺酸盐基团封端的全氟烷基醚基的共聚物。更优选地，磺化的基于四氟乙烯的含氟聚合物-共聚物为四氟乙烯和全氟-3，6-二氧杂-4-甲基-7-辛烯-磺酸的共聚物。合适的聚合物的例子有四氟乙烯-全氟-3，6-二氧杂-4-甲基-7-辛烯磺酸共聚物(通常称为纳菲Nafion)。

在本发明的优选形式中，聚合物栅极层的厚度在约50nm至约5μm的范围内。优选地，厚度为从大约200到大约800nm。

有机半导体层122被配置为随着这些电荷载流子的产生而使得电流能够在源电极和漏电极之间流动。

有机半导体层122包括一种或多种有机化合物。具有半导体性质的任何有机化合物均适合使用。但是，优选地，所述一种或多种有机化合物选自下组：聚乙炔、卟啉、酞菁、富勒烯、聚对苯撑、聚苯乙炔、聚芴、聚噻吩、聚吡咯、多吡啶、聚咔唑、聚吡啶乙炔、聚芳基乙炔、聚(对-苯基甲基乙炔)，包括其衍生物和共聚物，以及进一步包括其混合物。更优选地，一种或多种有机化合物选自：聚(9,9-二辛基芴基-2,7-二基-共-双-N,N-(4-丁基苯基)-双-N,N-苯基-1,4-苯二胺)、聚(9,9-二辛基芴基-2,7-二基-共-苯并噻二唑)、聚(3-己基噻吩)、(6,6)-苯基-C

在本发明的优选形式中，有机半导体层的层厚度为20nm至最高500nm。优选地，所述层厚度最大为350nm。更优选地，所述层厚度最大为200nm。最优选地，所述层厚度最大为150nm。任选地或另外地，所述层厚度最小为40nm。更优选地，所述层厚度最小为60nm。最优选地，所述层厚度最小为70nm。

下面将针对优选实施例描述传感器100的使用，其中传感器100用于检测唾液样本中葡萄糖的存在。

在使用中，将栅极电压V

H

栅极电压V

在本发明的其他形式中，如图2所示，传感器200与图1的传感器100相似，但是还包括介电层234，其在聚合物栅极层220和有机半导体层222之间并与之接触。

介电层234包括有机介电材料，由有机介电材料组成或基本上由有机介电材料组成。优选地，有机介电材料对质子的电导率大于有机半导体层222的电导率。优选地，有机介电材料为吸湿性绝缘体，例如聚乙烯基苯酚。更具体地，介电层可以包括聚(4-乙烯基苯酚)，由聚(4-乙烯基苯酚)组成，或基本上由聚(4-乙烯基苯酚)组成。

对于该领域的技术人员来说，可用所述器件的替代介电材料将是显而易见的。非限制性实例包括聚酰亚胺和聚(甲基丙烯酸甲酯)(PMMA)。在其他实方式中，电介质层可以包括掺杂的电介质材料，例如高氯酸锂掺杂的聚(4-乙烯基吡啶)。

玻璃基底上的预成型的ITO(15Ω□

用甲醇和纯净水清洗玻璃基底上的预成型的ITO。将CHCl

尽管本文示例的器件不包括介电层，但是可以包括介电层。优选的介电层为PVP层。对于包括PVP层的器件，可以将PVP溶液以2000rpm的速度在P3HT层的顶部旋涂60秒，以形成厚度约为400nm的膜，然后可以对其进行成型和干燥。对于包含PVP的器件，纳菲(Nafion)可以在源极-漏极通道区域上方滴铸并连接于基底的ITO栅极焊盘，然后干燥大约30分钟。

可以使用相转化(浸没沉淀)技术制造多孔聚合物膜。首先，将聚丙烯腈(PAN)聚合物在DMSO溶剂中的粘性溶液涂覆在平坦的刚性基底(例如玻璃)上，以形成均匀的“湿”膜。可以通过旋涂、滴铸或使用印刷技术(例如夹缝式挤压型涂布)来涂覆“湿”膜。“湿”膜不是固态的干膜，它是复合膜，包含具有在聚合物链之间的空隙中存在的液体溶剂分子的聚合物网络。然后，将刚性基底上的“湿”膜浸入水(非溶剂)中，当DMSO溶剂从聚合物网络中扩散到周围的水浴中并且水扩散到聚合物网络中时，形成多孔聚合物膜。正是这种与非溶剂的交换引起聚合物的沉淀。溶剂和非溶剂的选择在很大程度上取决于所选择的聚合物，溶剂需要能够溶解聚合物，而非溶剂是聚合物不溶于其中的溶剂。溶剂和非溶剂的混合物应该是可混溶的，否则溶剂将不会扩散到非溶剂中，并且不会形成多孔聚合物膜，而是作为一个“湿的”含溶剂膜。制造过程分两步进行，在第二步中，“湿”膜变成了固态膜。形成固态膜后，将其加工成所需大小和厚度的各个层，并作为多孔芯吸层应用到器件上。

为了将GOX合并到芯吸层中，将GOX浇铸到芯吸层的顶部。芯吸层的孔隙率促进了GOX在整个芯吸层中的分散。

在2kV加速电压下，在Zeiss ZP FESEM上，使用扫描电子显微镜(SEM)对通过相转化技术制备的PAN膜的孔隙率进行了研究(参见图3)。在膜制备过程中，使用DMSO作为溶剂，使用水作为非溶剂。SEM显示PAN膜孔径在200–800nm范围内。

为了研究PAN膜芯吸的电势，测量了水在PAN上接触角相对于在纳菲(Nafion)上的接触角。图4显示了水滴在(a)PAN和(b)纳菲(Nafion)上的照片，从中提取了接触角。水在PAN上的接触角经测量为～35°，在纳菲(Nafion)上增加至～70°。水在PAN上的接触角减小表明PAN比纳菲(Nafion)亲水性更好。这种在PAN上减小的接触角有利于芯吸效应，这是对该材料进行初试的极好结果。

进行X射线光电子能谱(XPS)，以检测添加分析物后，纳菲(Nafion)在整个PAN多孔膜中的任何电势重新分布。通过使用AlKα(1486.6eV)辐射用非单色X射线源(Omnivac)照射样品来收集XPS光谱，并通过SES2002分析仪(Scienta)收集光发射。F 1s峰用作纳菲(Nafion)的标记，因为纳菲(Nafion)包含连接到聚合物主链碳原子上的氟原子，而PAN仅包含碳、氮和氢元素。以下提供(a)PAN和(b)纳菲(Nafion)的结构：

原始纳菲(Nafion)膜的XPS全扫描(图5(a))确定了在691eV的结合能下的F1s峰。暴露于分析物溶液后，对原始的PAN膜，纳菲(Nafion)/PAN双层和纳菲(Nafion)/PAN双层进行XPS区域扫描。原始的PAN膜没有F1s峰(图5(b))。纳菲(Nafion)/PAN双层XPS光谱包含一个F1s峰，暴露于分析物溶液XPS光谱后的纳菲(Nafion)/PAN双层也包含一个F1s峰，与纳菲(Nafion)/PAN双层相比，这个峰是相当不变的，这表明分析物溶液不会引起潜在的纳菲(Nafion)的溶解和重新分布。对于生物传感器而言，这是一个积极的结果，表明纳菲(Nafion)非常坚固。

葡萄糖传感器采用图6中所示的架构制造。制造了具有PAN和不具有PAN的传感器，并使用具有10pL喷嘴打印头的Dimatix DMP 2831喷墨打印机进行喷墨打印GOX层(图7)。

将传感器暴露于葡萄糖分析物溶液中，并分析有无PAN多孔膜的传感器的响应差异。图7(b)示出了在暴露于10mM葡萄糖溶液后，具有PAN的传感器和不具有PAN的传感器的代表性图。在这里，当我们使用多孔PAN膜时，我们观察到漏极电流(ID)响应时间以及最大电流的改善。不具有PAN的ID速率为0.04μA/s，具有PAN的ID速率增加为0.93μA/s，我们发现含PAN的传感器的总ID改善了三倍以上。出色的响应时间表明，葡萄糖以更快的速度被氧化和/或过氧化氢能够更快地迁移至纳菲(Nafion)层。

应当理解，在本说明书中公开和说明书限定扩展到所提到的或从文本或附图中显而易见的两个或更多个单个特征的所有替代组合。所有这些不同的组合构成了本发明的的各种可选方面。