日漸成熟的MEMS (micro-electro-mechanical systems, 微機電系統) 技術使包括生物微傳感器在內的Bio MEMS得以迅速發展, 并對生物醫學檢測及診斷產生了巨大的革新和推動作用。Bio MEMS繼承了MEMS技術小型化、便攜式、高集成和低成本的特點, 具有微米-納米量級的特征尺寸, 可實現對細胞、DNA、蛋白質分子及新型藥物等智能、快速、準確的檢測診斷[1]。

基于表面應力的MEMS生物傳感器, 是一種新型的Bio MEMS生物傳感器, 其利用分子間化學鍵的結合能進行傳感, 具有很高的檢測精度和靈敏度。當前國內外表面應力生物傳感器主要基于懸臂梁或微薄膜兩種結構[2], 它們可制成平行排列的陣列[3], 形成多個獨立的并具有不同表面功能化的高靈敏度傳感單元, 實現同時檢測;其功能化的敏感物質與待測樣本分子作用而產生表面應力, 使懸臂梁或薄膜發生微納米量級的形變響應。這種形變響應通常利用白光干涉和激光干涉等光學方法或壓阻效應進行檢測[4], 然而光學檢測需要昂貴復雜的檢測儀器, 且很難進行非透明生物樣本溶液的檢測, 壓阻效應檢測方式又容易產生較大的熱漂移, 不利于制作高精度、便攜式生物傳感器。電容檢測可獲得較高的靈敏度并且易實現集成[5]。但當懸臂梁電容結構完全浸入檢測樣本溶液中時, 容易在電極間產生感應電流, 并且懸臂梁背面會有一定的非特定吸附, 從而使輸出電容噪聲較大, 影響測量精度;而電極密封的薄膜電容結構只有上電極會與待測物接觸, 電容腔體不受待測溶液的影響, 可以克服懸臂梁結構的不足, 進行精確可靠的檢測。因此, 研究薄膜電容結構為開發高精度便攜式生物傳感器提供了新的思路。

Vasiliki等[6]設計了用于檢測生物素-抗生蛋白鏈菌素的超薄Si膜電容式生物傳感器。當超薄Si膜表面功能化的探針分子與其對應的目標物發生相互作用時, 超薄Si膜的表面應力生物會導致Si膜產生形變, 從而使器件輸出電容改變, 利用biotin–NHS探針可成功檢測濃度為2.1×10–8mol/L的抗生蛋白鏈菌素目標分子。Srinath等[7]提出了parylene (聚對二甲苯) 薄膜表面應力生物傳感器并在化學物質測試中對三種不同官能團 (—COOH, —CH3, —OH) 進行了檢測。然而, 傳感器的靈敏度與應變單元材料的機械硬度有關, 應變單元材料的楊氏模量E越大, 機械硬度越大, 一定表面應力下其形變越小, 靈敏度越低;反之靈敏度越高。因此, 測量小應變時選用聚合物parylene (E=3.2 GPa) 作應變單元優于選用Si (E=169 GPa) 。新型聚合物材料PDMS (polydimethylsiloxane, 聚二甲基硅氧烷) 的楊氏模量E僅為0.007 GPa, 相對上述常用薄膜, 靈敏度更高, 且楊氏模量大小與其加工工藝有著一定的關系, 可通過工藝研究使其探測靈敏度最大化, 利于分析檢測;而且成本低, 使用簡單, 同硅片之間具有良好的粘附性, 具有良好的化學惰性和生物相容性, 并且無毒, 非常適合作為生物傳感應變膜。Sang等[8]設計了利用PDMS微薄膜作傳感膜的表面應力生物傳感器, 采用白光干涉法來測量薄膜加載待測物前后的形變量, 具有良好的檢測靈敏度, 但笨重的光學檢測儀器限制了其小型化的應用。

綜上所述, 筆者提出運用聚合物PDMS薄膜作為應變單元的電容式表面應力生物傳感器, 為了簡化傳感器設計過程并優化其性能, 筆者采用有限元分析方法[9]對傳感單元幾何尺寸進行計算仿真, 通過對仿真結果進行分析可得出最優結構尺寸, 為進一步開發便攜式、高靈敏的薄膜電容式表面應力生物傳感器奠定了理論基礎。

基于PDMS微薄膜的電容式表面應力生物傳感器模型如圖1所示, 傳感單元由上電極Au、PDMS微薄膜、空氣腔及底電極組成[10], Au薄層可在醇溶液中形成具有特異性結合的Au—S鍵固定探針分子, 因此被用于覆蓋在PDMS微薄膜上制作電容傳感器的上電極;Si具有優良的介電性能, 作為基底材料。當傳感器上電極的探針分子與目標物發生生物化學反應時, 分子間作用力將導致薄膜表面應力改變, 使Au-PDMS應變膜發生形變, 引起兩電極間距產生變化 (圖1中Δd) , 從而使輸出電容改變, 進而通過測量電容變化量可檢測目標樣本的濃度。

傳感器結構設計的目標是使輸出信號最大, 也就是在一些約束條件 (如加工工藝、微流體結構或器件大小) 滿足的情況下, 通過研究傳感器最優的結構尺寸使得在一定表面應力作用下, 傳感器輸出電容C變化量最大。根據平行板電容器原理公式:

式中:ε為電容極板間介質的介電常數;A為兩平行板正對面積;d為兩平行板間距離。傳感器輸出電容變化量近似與電極尺寸成正比, 與電極間距成反比。電極間距較小可增大傳感器輸出初始電容, 提高傳感器靈敏度, 但間距太小會導致PDMS薄膜與底電極發生粘合使傳感器不能正常工作, 因此電極間距設定為3μm[7]。根據Stoney公式:

式中:δ為應變膜響應;σs為表面應力;t和L分別為應變膜的厚度和長度;E和υ為分別為應變膜材料的楊氏模量和泊松比。對于給定的表面應力, 應變膜的形變δ大小正比于 (L/t) 2, 因此, PDMS薄膜要盡可能薄;由于Au的楊氏模量很大, 容易對PDMS薄膜的偏轉產生抵消作用, 影響傳感器電容變化量, 所以Au電極也要盡可能薄, 以提高傳感器靈敏度。結合目前微加工工藝, PDMS薄膜厚度 (tp) 和Au電極厚度 (tg) 分別設定為1μm和20 nm。

可優化的設計參數是傳感器電容Au電極的邊長 (Lg) 和PDMS薄膜的邊長 (Lp) , 對于給定的PDMS薄膜邊長, 當電極邊長盡可能大時, 輸出初始電容就大, 但薄膜形變會減小, 輸出電容變化量反而減小, 因此, 傳感器輸出性能與Au電極在PDMS薄膜上的覆蓋率Lg/Lp有關。筆者利用有限元分析軟件ANSYS對不同覆蓋率Lg/Lp情況下, 傳感器的薄膜形變大小及對應輸出電容變化量大小進行了仿真計算。

有限元分析模型包括電極Au、PDMS薄膜和空氣腔, 其各部分相關參數如表1所示。在ANSYS有限元仿真軟件中, 表面應力無法直接加載, 因此, 利用一種新的方法:等效溫度載荷來模擬表面應力[11], 其等效溫度載荷 (ΔT) 與表面應力 (σs) 的關系如式 (3) 所示。建模時, 除Au外, 其他所有材料的熱膨脹系數 (CTE) 均設為0。

式中:Eg、αg和tg分別為Au電極的楊氏模量、CTE和厚度, 用于有限元分析的典型生物反應產生的表面應力值約為0.01 J/m2。本文設計的傳感器薄膜及電極為方形對稱結構, 因此有限元分析采用1/4建模進行仿真, 可簡化計算過程, 縮短計算時間。通過ANSYS仿真計算得傳感器電容能量W, 根據平行板電容器原理式 (4) , 可得傳感器電容C。

式中:W為電容器能量;C為電容值;V1、V0分別為上下電極所加電壓。

運用ANSYS建立傳感器有限元分析模型后, 當對Au-PDMS復合膜加載等效于0.01 J/m2表面應力的熱應力后, 不同Au覆蓋率的Au-PDMS復合膜的形變量及所對應的電容改變量不同。本文仿真過程中PDMS薄膜及對應Au電極的尺寸選擇如表2所示。

當PDMS薄膜邊長為400μm時, 對應不同Au電極大小得到的仿真結果如圖2所示。

在Au電極邊長約為390μm處, Au-PDMS薄膜形變量最大, 為113.6 nm, 此時電容改變量也達到最大值, 為28 f F。因此, Au-PDMS薄膜幾何尺寸的一組最優值為390μm~400μm;當PDMS薄膜邊長為500μm時, 對應不同Au電極大小得到的仿真結果如圖3所示。

在Au電極邊長約為490μm處, Au-PDMS薄膜形變量最大, 接近178 nm;此時電容改變量也達到最大值, 為71.7 f F。因此, Au-PDMS薄膜幾何尺寸的另一組最優值為490μm~500μm。根據此仿真結果, 可為薄膜電容式表面應力生物傳感器微加工制作尺寸選擇提供一定的理論依據。然而, 由仿真結果可以看出, 薄膜電容式表面應力生物傳感器的傳感薄膜形變量較小 (僅為nm量級) , 其輸出電容改變量也較小 (僅為f F量級) , 因此, 傳感器電容信號采集檢測電路將成為該類傳感器的另一個設計重點。

通過有限元方法對薄膜電容式表面應力生物傳感器進行了仿真研究, 設計了基本傳感單元結構, 仿真計算了該結構在0.01 J/m2表面應力下的薄膜形變量及電容改變量, 驗證了其與Au電極在PDMS薄膜上的覆蓋率有關, 該覆蓋率將成為研究及設計新型薄膜電容傳感器的主要優化參數;得到了薄膜形變量與電容改變量隨該覆蓋率變化的關系曲線, 得出針對Au-PDMS薄膜的2組最優幾何尺寸, 為進一步加工制作傳感器提供了理論依據。