一种高灵敏度酸碱值生物传感器芯片的制作方法

本发明涉及一种食品安全检测技术，尤其涉及一种大肠杆菌浓度检测的酸碱检测传感器芯片。基于其高灵敏度以及大阵列特征，该生物芯片同时可应用于基因测序领域。

背景技术：

食品安全与公共健康和卫生息息相关，食源性致病菌引起的食物中毒和病毒感染能够引起各种不同的病症，例如由金黄色葡萄球菌肠毒素容易导致恶心和呕吐，致病性大肠杆菌O157:H7容易引起腹泻和脱水，李斯特菌甚至能够引起败血症、脑膜炎、乃至死亡。除了这些危险的致病性细菌外，非致病性的细菌同样引起了业界注意，例如广泛存在于人和动物肠道中无害大肠杆菌就被用作食品卫生状况的指标。当即食性食品中大肠杆菌的含量低于20cfu/g(cfu,colony forming unit，菌落形成单位)；时视为合格，超出100cfu/g视为不合格，两者之间说明食品卫生有风险，需要加强监控。

现存的细菌检测方法包括平板计数法、聚合酶链反应法(PCR)，酵素免疫分析法(ELISA)，以及DNA/RNA杂交技术等。但是这些技术通常测试时间长、测试过程繁杂、测试仪器庞大和贵重，并且需要专业的技术人员进行操作，因此极大的限制了他们的使用范围和对象，通常只有资金和人员充足的研究机构才能进行这些检测。

电化学传感器可以有效的解决测试设备成本和测试复杂度问题，包括阻抗传感器、电流传感器和电压传感器。他们将细菌浓度信息通过电路分别转化为阻抗、电流和电压，这样极大的简化了生物信息的处理复杂度和难度。但是对于大多数的电化学传感器来说，所面临的挑战是他们所能够测得的细菌浓度一般在10³cfu/g，这远远大于食品卫生标准中所规定的细菌浓度，因此，为了提高电化学传感器的性能以扩大在食品安全中的应用，我们需要开发高灵敏度的传感器。

电压传感器作为电化学传感器中的一个重要组成部分，利用了细菌在培养过程中由于新陈代谢的作用产生的酸性物质如醋酸盐、乳酸盐、以及琥珀酸盐等将引起培养溶液酸碱度的变化，对于一定的培养液，细菌的成长速度与初始细菌浓度成正相关关系，因此经过一定时间的培养后，溶液会呈现不一样的pH值，如图1所示。从而得到溶液pH值的变化和细菌浓度之间的关系和变化趋势，如图2所示(P.M.Shaibani et al.,Sensors and Actuators B:Chemical,2016,226:176-183)。因此，电压传感器通过监测溶液pH值的变化来得到细菌初始浓度的信息。然而，人们通常需要在可检测到的细菌浓度和检测时间之间做取舍，这也意味着为了检测到更小的细菌浓度，由于pH值的变化太小而无法观察到，我们需要更长的培养时间，但是这样使得电压传感器在食品卫生检测中的优势就被极大的削弱了。这个问题可以通过采用具有高分辨率和高灵敏度的传感器来解决，通过提高可检测到的最小溶液pH值的变化，可以缩短细菌浓度检测时间。

离子敏感场效应晶体管(Ion-Sensitive Field-Effect Transistor,ISFET)长期以来一直被用作检测溶液的pH值的传感器，通常采用普通的金属氧化物来作为离子敏感膜，用以与溶液中的氢离子反应，并在传感器表面产生电势变化，该电势会被下面的管子感应并传送给读出电路。能够感应溶液中氢离子的材料包括氮化硅(Si₄N₃)、二氧化硅(SiO₂)、氧化铝(Al₂O₃)、以及氧化钽(Ta₂O₅)，他们的灵敏度从23mV/pH到57mV/pH。传统的离子敏感场效应晶体管(101)采用晶体管的栅氧化层(102)(SiO₂)作为离子敏感膜，其结构如图3所示。采用Ag/AgCl电极(103)作为晶体管的一个栅极，为晶体管提供偏置电压(Vref)。为了使该栅氧化层(102)能够与溶液(104)接触和反应，需要将标准互补金属氧化物半导体(Complementary Metal-Oxide-Semiconductor,CMOS)工艺中栅氧化层(102)结构上面的材料如金属互联线、过孔、钝化层、氧化层等通过特殊工艺移除掉，因此该结构的生产成本高。相对的，新型离子敏感场效应晶体管(105)直接采用标准互补金属氧化物半导体(CMOS)工艺中芯片表面的氮化硅(Si₄N₃)钝化层(106)来感应离子而不需要任何额外的工艺处理，其结构如图4所示。该结构可以被大量生产，极大的减小了应用成本，具有更广泛的应用前景。

然而，图4中基于氮化硅(Si₄N₃)的离子敏感场效应晶体管(105)结构却面临了新的问题，由于氮化硅(Si₄N₃)钝化层(106)是非导电的绝缘材料，因此在溶液(104)和离子敏感场效应晶体管(105)浮空的金属栅极(108)之间引入了一个钝化层(106)电容，其中溶液(104)为电容上极板，顶层金属(107)为电容下极板。这个钝化层(106)电容会削弱离子敏感场效应晶体管(105)的酸碱感应灵敏度，对于快速的细菌浓度检测来说是一个挑战。特别是对于先进的互补金属氧化物半导体(CMOS)工艺来说，由于芯片表面钝化层(106)的主要作用是保护芯片不被外界氧化、腐蚀以及污染，因此该层一般都会做得很厚，对65nm工艺来说，钝化层(106)的厚度是栅氧化层(102)的几百倍，因此对于一定面积的离子敏感传感单元(110)来说，其钝化层(106)电容就会很小，因此可以预测传感器的灵敏度将会非常低，特别是对于大传感阵列(111)来说，这个问题更突出。因此，如何提高离子敏感场效应晶体管(105)的灵敏度将决定了该传感器是否在食品安全监测以及基因测序中具有应用优势，本发明基于这一背景环境，提出了相应的解决方案。

技术实现要素：

本发明提出了一种酸碱值传感器芯片(128)，包括与互补金属氧化物半导体(CMOS)工艺兼容的离子敏感场效应晶体管阵列(111)、高灵敏度亚阈值区pH-时域-电压转换读取电路(109)(pH-to-time-to-voltage conversion,pH-TVC)电路和10位模数转换电路。该芯片(128)可用于食品卫生中大肠杆菌浓度的检测，解决了以下两个关键技术问题i)传统食品安全检测技术中测试时间长、测试过程繁杂、测试仪器庞大和贵重等问题，ii)基于氮化硅(Si₄N₃)的离子敏感场效应晶体管(105)结构的低灵敏度问题。

本发明的技术方案为：

一种高灵敏度酸碱值生物传感器芯片128，包括：多行多列传感单元阵列111、pH-时域-电压转换读取电路组112、10位模数转换电路组113、静态随机寄存器读取电路组114、列译码器115、行译码器116、偏置电路117、以及寄存器组118；

每一列传感单元110共享一个亚阈值区pH-时域-电压转换读取电路109、一个10位模数转换电路119和部分静态随机寄存器读取电路123；

每个传感单元110是由一个与互补金属氧化物半导体CMOS工艺兼容的离子敏感场效应晶体管MN0、一个行选通管MN1组成的两个晶体管单元2T；

整个传感单元阵列111共享一个电极103，该电极103置于溶液104中，用于给离子敏感场效应晶体管MN0的栅极108提供偏置电压V_ref；

离子敏感场效应晶体管MN0的源极接地，漏极连接到行选通管MN1源极；

行选通管MN1栅极由行译码器生成的行选通信号ROW控制，漏极接到pH-时域-电压转换读取电路109的输入节点N0；

pH-时域-电压转换读取电路109由预充电管MP0、充放电控制开关S0、积分电容C0、源极跟随读取管MN5组成；

预充电管MP0栅极接预充电管选通信号VBP，预充电管MP0漏极连接到电流-时域-电压转换读取电路109的输入节点N0上，预充电管MP0源极接到电源VDD上；

充放电控制开关S0跨接在pH-时域-电压转换读取电路109的输入节点N0和源极跟随读取管MN2的栅极之间，充放电控制开关S0由一个互补的N型和P型传输管对组成，并由互补的开关控制信号CTX和CTXB打开或关闭充放电控制开关S0；

积分电容C0的一端连接到源极跟随读取管MN2的栅极，另一端接地；

源极跟随读取管MN2漏极接到电源VDD，源极跟随读取管MN5源极连接到电流偏置I₀并作为输出端电压V_out连接到10位模数转换电路119的正输入端；

10位模数转换电路119主要由一个比较器120，一个10位计数器121以及一个锁存器122组成。

比较器120的正输入端连接到pH-时域-电压转换读取电路109的输出端，负输入端连接到一个斜坡信号RAMP，该斜坡信号RAMP可由芯片内部电路产生，也可以从外部信号发生器输入。在比较器使能信号PCOMP的控制下实现pH-时域-电压转换读取电路109的输出端电压V_out和斜坡信号RAMP之间的比较。

比较器120的输出端连接到10位计数器121上，作为该计数器121的使能信号。计数器121在使能信号的控制下对时钟信号CLK_ADC进行加1或减1计数。

锁存器组122由10个锁存器构成，每一个锁存器分别对应的连接到计数器121的10个输出端，并在锁存信号LATCH的控制下将10位计数器121的结果存入到锁存器组122中。

静态随机寄存器读取电路123由64个静态随机寄存器组124和一个灵敏放大器组126构成。

一个静态随机寄存器组125由10个静态随机寄存器(Static Random Access Memory,SRAM)构成，分别对应的连接到锁存器组122的10个输出端，并在写信号WD_EN的控制下，将锁存器组122的数据存入静态随机寄存器组125中。

一个灵敏放大器组126由10个灵敏放大器(Sense Amplifier,SA)构成，分别对应的连接到静态随机寄存器组125的10个输出端，并在读信号RD_EN以及读取时钟CB的作用下，将静态随机寄存器组125中存储的数据读取到芯片的输出端口DOUT。

64个静态随机寄存器组124(SRAM₀～SRAM₆₃)连接到一个灵敏放大器组126上。整个静态随机寄存器读取电路123可由64列传感单元110、64个pH-时域-电压转换读取电路109、64个10位模数转换电路119共享。

部分列译码器单元127在列地址COL_Addr和读取时钟CB的控制下产生相应的64个读信号RD_EN，分别控制每一个静态随机寄存器组125。

行译码器在行地址的控制下为传感单元阵列111提供行选通信号ROW；

同一行中处在所有列上的传感单元110的感应到由溶液酸碱值引起的电压变化后，经其对应的pH-时域-电压转换读取电路109进行放大，然后输入到后续的10位模数转换电路组113转换成数字信号，并存储在其对应的静态随机寄存器读取电路组114中，最后在列地址COL_Addr的控制下经列译码器在芯片128的输出端口DOUT输出，如此重复直至所有行的传感单元110感应信号在芯片128的输出端口DOUT输出。

其他系统模块包括偏置电路117和寄存器组118，偏置电路117为阵列111读取电路提供基准电流电压偏置，寄存器组118用于存储芯片128的在不同工作模式下的控制信号。

所述的多行多列传感单元阵列111可以是512行576列传感单元阵列。

所述的离子敏感场效应晶体管MN0：包含与标准互补金属氧化物半导体(CMOS)工艺兼容的结构105或者与标准互补金属氧化物半导体(CMOS)工艺不兼容的结构101。

所述的与标准互补金属氧化物半导体(CMOS)工艺兼容的离子敏感场效应晶体管105，其芯片128表面的氮化硅(Si₄N₃)钝化层106可直接作为离子敏感膜，并与溶液进行反应。

所述的与标准互补金属氧化物半导体(CMOS)工艺不兼容的离子敏感场效应晶体管101其离子敏感膜可由二氧化硅(SiO₂)、氧化铝(Al₂O₃)、以及氧化钽(Ta₂O₅)等材料构成，并与溶液进行反应。

有益效果

本发明可以用于食品安全中大肠杆菌浓度检测系统，利用细菌培养过程中溶液pH值变化与初始细菌浓度之间的关系，实现对食物卫生状况的监测。通过将溶液中pH值的变化转化为电压值的变化，并最终转化为数字信号送到电脑中进行数据处理，简化了生物处理的复杂度，提高了数据存储和处理能力。采用与标准互补金属氧化物半导体(CMOS)工艺兼容的pH值传感器，同时与放大读取和转换电路集成在同一块芯片(128)上，可以有效减小芯片(128)生产成本。亚阈值区pH-时域-电压转换读取电路(109)能解决标准工艺中较厚的钝化层(106)所引起的低灵敏度问题，从而一方面保证了电路的可微缩特性，另一方面缩短了细菌浓度的检测时间，因此有利于实现低成本、快速的食品安全检测，对未来食品卫生检测的商业化来说具有很大的发展前景。另一方面，基于其高灵敏度以及大阵列(111)特征，该生物芯片(128)同时可应用于基因测序领域。

附图说明

图1为细菌培养过程中溶液pH值变化与细菌初始浓度的关系示意图。

图2为细菌培养过程中溶液pH值变化与细菌初始浓度的关系曲线。

图3为传统的基于栅氧化层(SiO₂)的离子敏感场效应晶体管结构图。

图4为基于氮化硅(Si₄N₃)钝化层的离子敏感场效应晶体管结构图。

图5为与标准互补金属氧化物半导体(CMOS)工艺兼容的离子敏感场效应晶体管以及溶液的电容模型。

图6为本发明的亚阈值区pH-时域-电压转换读取电路原理图。

图7为本发明的系统结构图。

图8为本发明的系统时序图。

图9为一个典型的传感芯片示意图。

图10为传统的源极跟随读取电路原理图。

图11为本发明用于检测样本溶液的系统示意图。

图12为传统读取电路和本发明读取电路的测试结果对比图。

图13为本发明用于检测大肠杆菌浓度的实验结果图。

图14为采用传统的平板计数法后得到的大肠杆菌菌落图。

图15为用于基因测序的单个离子敏感场效应晶体管传感单元结构示意图。

图16为本发明用于基因测序原理及流程图。

具体实施方式

下面结合附图对本发明进一步详细说明。

图4为基于氮化硅(Si₄N₃)钝化层(106)的离子敏感场效应晶体管(105)结构图，其结构与金属-氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)相同，不过离子敏感场效应晶体管(105)的栅极(108)为浮空状态。溶液(104)中的电极(103)(Ag/AgCl)作为一个控制端口为离子敏感场效应晶体管(105)的栅极(108)提供偏置电压(V_ref)，使离子敏感场效应晶体管(105)工作在亚阈值区。由于氮化硅(Si₄N₃)钝化层(106)包含化学分子SiOH和SiNH₂可以与溶液(104)中的氢离子进行反应，化学反应式如下所示：

其中H_S⁺表示在钝化层(106)表面的氢离子。钝化层(106)表面SiO^-、SiOH₂⁺和SiNH₃⁺离子的总数决定了溶液(104)和钝化层(106)界面的电荷浓度σ₀，同时在溶液(104)中会产生等量的相反的电荷浓度σ_dl,因此在该液体-固体界面会产生一个双电层(double layer)电容C_dl。该双电层电容上的电势差ψ₀可表示为：

σ₀＝C_dl·ψ₀＝-σ_dl (4)

考虑到溶液(104)中氢离子浓度的波尔兹曼分布，双电层电容上的电势差ψ₀与溶液(104)中的酸碱pH值的变化关系可表示为：

$\frac{{\mathrm{\Δ\ψ}}_0}{\mathrm{\Δ}pH}=-2.303\mathrm{\α}\·U_T---\left(5\right)$

其中U_T表示热电压。α表示一个无量纲的0～1之间的因子，其大小与离子敏感膜的材料和质量以及溶液(104)中的离子浓度息息相关，当α取最大值1时，离子敏感场效应晶体管(105)表面达到最大的能斯特灵敏度(Nernstian sensitivity)59.2mV/pH。

从溶液(104)电极(103)到钝化层(106)表面的化学相关电势差集合V_chem可以表示为：

V_chem＝γ+2.303α·U_T·pH (6)

其中γ表示所有与溶液(104)的pH无关的电势集合。

由于氮化硅(Si₄N₃)钝化层(106)是非导电的绝缘体，因而其表面所感应到的电势变化在到达下面的栅极(108)的时候由于电容的电荷再分配而被削弱。离子敏感场效应晶体管(105)的电容模型如图5所示，发生在溶液(104)和钝化层(106)界面的电荷密度变化经过钝化层(106)电容C_pass被分配到栅氧化层(102)电容C_ox，寄生电容C_para以及亚阈值区衬底电容C_d上，因此离子敏感场效应晶体管(105)浮空栅极(108)的电压变化ΔV_in可以表示为：

ΔV_in＝A·ΔV_chem (7)

$A=\frac{C_{pass}}{C_{pass}+C_{ox}\left|\right|C_d+C_{para}}---\left(8\right)$

其中A表示灵敏度削弱因子，其中钝化层(106)电容C_pass为关键参数。由于标准互补金属氧化物半导体(CMOS)工艺中钝化层(106)非常厚，单位面积的钝化层(106)电容非常小，为了增大C_pass以减小削弱因子A的影响，可以增加传感单元(110)钝化层(106)的电容C_pass，即增加下极板顶层金属(107)的面积，但是这种方法的效率非常低，并且会增加传感器的成本，特别对于大的传感阵列(111)应用。

本发明提出了一种亚阈值区pH-时域-电压转换读取电路(109)进行片上电压信号放大，其原理图如图6所示。亚阈值区离子敏感场效应晶体管(MN0)的漏极电流与栅极(108)电压成指数倍关系：

$I_o=I_{D0}\·\exp \frac{V_{in}}{{\mathrm{nU}}_T}---\left(9\right)$

其中I₀为特征电流，一般为经验参数，n为大于1的非理想因子。其中电流到电压的跨导G_m为：

$G_m=\frac{{\mathrm{\ΔI}}_o}{{\mathrm{\ΔV}}_{in}}=\frac{I_o}{{\mathrm{nU}}_T}---\left(10\right)$

跨导G_m在输入ΔVin在一个较小的范围内变化时可以近似看成一个常量。

亚阈值区pH-时域-电压转换读取电路(109)的操作时序可以分为三个阶段。在第一阶段，打开预充电管(MP0)和充放电控制开关(S0)，对积分电容(C0)进行充电使得节点N1电压达到电源电压(VDD)。在第二阶段进行溶液(104)的pH值检测，实现从pH到时域的转换。溶液(104)中的电极(103)对离子敏感场效应晶体管(105)提供栅极(108)电压偏置，使其工作在亚阈值区，当溶液(104)中的pH值发生变化时，离子敏感场效应晶体管(MN0)感应到相应的栅极(108)电压变化，并转化为漏电流，这时关闭预充电管(MP0)，打开行选通管(MN1)，形成一条从节点N1经过充放电控制开关(S0)、行选通管(MN1)、以及亚阈值区放大管(MN0)到地的放电通路。放电电流与溶液(104)的pH值变化相关，进而影响N0节点的放电时间。在第三阶段实现从时域到电压的转换，节点N1经过一定的放电时间Δt后，关闭充放电控制开关(S0)，根据放电电流的不同，积分电容(C0)上最后得到的电压也不同。最后节点N1上的电压通过工作在饱和区的源极跟随读取管(MN2)输出，电流源(I0)为源极跟随读取管(MN2)提供偏置电流。由于放电电流大小随溶液(104)的pH值而变化，因此最后的输出电压V_out是pH值的函数，当溶液(104)的pH值有ΔpH的变化时，与之相关的输出电压V_out的变化ΔV_pH可表示为：

${\mathrm{\ΔV}}_{pH}=\frac{\mathrm{\Δ}t}{C_o}\·G_m\·A\·{\mathrm{\ΔV}}_{chem}---\left(11\right)$

ΔV_chem＝2.303α·U_T·ΔpH (12)

从上述公式中，本发明的pH-时域-电压转换读取电路(109)引入了一个放大因子G_m·Δt/C₀,用以抵消削弱因子A所引起的灵敏度的下降。

为了使数据更容易存储、传输和分析，本发明采用了10位模数转换电路(analog-to-digital converter,ADC)将感应到的pH值相关的输出电压转化成10位的数字信号。

本发明采用了多行多列的传感单元阵列(111)，每列传感单元(110)共享一个pH-时域-电压转换读取电路(109)，10位模数转换电路(119)，以及静态随机寄存器读取电路(123)。系统结构图如图7所示。每个传感单元(110)由一个基于氮化硅(Si₄N₃)钝化层(106)的离子敏感场效应晶体管(MN0)以及一个行选通管(MN1)组成；pH-时域-电压转换读取电路(109)由一个预充电管(MP0)、一个互补型充放电控制开关(S0)、一个积分电容(C0)、一个源极跟随传输管(MN2)以及其对应的电流偏置(I0)组成；10位模数转换电路(119)主要由一个比较器(120)、一个10位计数器(121)以及相应的锁存器组(122)构成；静态随机寄存器读取电路主要由静态随机寄存器组(125)和灵敏放大器组(126)组成，64个静态随机寄存器组(124)共用一个灵敏放大器组(126)。

行译码器(116)主要根据行地址生成传感阵列(111)行选通信号(ROW)。其他系统模块包括偏置电路(117)和寄存器组(118)，偏置电路(117)为阵列(111)读取电路提供基准电流电压偏置，寄存器组(118)用于存储芯片(128)的在不同工作模式下的控制信号。系统通过行选通信号(ROW)、预充电管控制信号(VBP)、以及互补型充放电控制开关控制信号(CTX/CTXB)控制每行传感单元(110)的操作时序。当第一行传感单元(110)的检测到的溶液pH值变化后，经过pH-时域-电压转换读取电路(112)进行电压放大后，10位模数转换电路组(113)中所有比较器(120)的使能信号(PCOMP)打开，并将采样电压(Vout)与斜坡电压(RAMP)进行比较，比较器(120)的输出作为一个的10位计数器(121)的使能信号，对时钟信号(CLK_ADC)进行计数。当比较器(120)的输出翻转时，计数器(121)会停止计数，在锁存信号(LATCH)的控制下将计数器(121)的结果锁存到锁存器组(122)中。此时放大后的与pH值相关的感应电压就转化为了数字信号。静态随机寄存器组(124)在写信号(WD_EN)的控制下读取并存储锁存器组(122)中的数据。列译码器单元(127)在读取时钟(CB)和列地址(COL_Addr)的控制下为静态随机寄存器组(124)提供按列读取信号(RD_EN)，静态随机寄存器组(124)在由列译码器单元(127)生成的读取信号(RD_EN)以及读取时钟(CB)的控制下经过灵敏放大器组(126)将存储的数据输出，第一行的所有列(第1到第m列)数据在列译码器(115)的控制下将串行输出到计算机中。紧接着对第二行的传感单元(110)进行操作，并将所有列的数据输出。以此类推，直至最后一行(第n行)。如此，整个多行多列传感单元阵列(111)的数据都被读取到计算机中，以进行后续数据处理。具体的操作时序如图8所示，在此操作时序中，设传感单元阵列(111)有n行m列，共n×m个传感单元(110)。

图9为一个典型的传感芯片(134)，包括一个512行576列的传感单元阵列(129)，共9组64列共享读取电路(130)，列译码器(131)，行译码器(132)，偏置电路(117)，寄存器组(118)。

其中一列传感单元(133)上有576个传感单元(110)，其输出节点分别根据列位置由N0<0>～N0<575>来表示，64列传感单元(133)共用一组64列共享读取电路(130)。每一组64列共享读取电路(130)包括64个pH-时域-电压转换读取电路(109)，64个10位模数转换电路(119)，以及一个静态随机寄存器读取电路(123)。其中静态随机寄存器读取电路(123)由64个静态随机寄存组(124)和一个灵敏放大器组构成(126)。所有512列传感单元(133)共需要9组64列共享读取电路(130)。

行译码器(134)为传感单元阵列(129)提供行选通信号(ROW<0>～ROW<511>)，当选中第一行时，对于第192列传感单元(133)来说，列输出节点N0<191>由第2组64列共享读取电路(130)进行读取，经过pH-时域-电压转换读取电路(109)进行电压放大，以及10位模数转换电路(119)转化为数字信号后，存储在静态随机寄存器读取电路(123)中的第64个静态随机寄存组SRAM₆₃(125)中。当列译码器(131)的列地址(COL_Addr<0:9>)为10进制的192即二进制的0011000000时，第64个静态随机寄存组SRAM₆₃(125)的读信号(RD_EN)将被选通，通过灵敏放大器组(126)将第64个静态随机寄存组SRAM₆₃(125)中存储的10位数据输出到芯片(134)的输出端口(Dout<0:9>)。

512行576列的传感单元阵列(129)需要9位行地址信号(ROW_Addr<0:8>)以及10位列地址信号(COL_Addr<0:9>)，以便对整个传感单元阵列(129)进行操作。

本发明的传感器芯片(134)可在典型的65nm标准互补金属氧化物半导体(CMOS)工艺上制造与生产，芯片(134)的长和宽分别为5mm，总面积为25mm²。整个芯片(134)的表面为钝化层(106)来保护芯片(134)不受空气的氧化、化学试剂的腐蚀以及污染。该钝化层(106)结构为包含氮化硅Si₃N₄与二氧化硅SiO₂的组合，如Si₃N₄-SiO₂-Si₃N₄-SiO₂-Si₃N₄的结构，整个钝化层(106)的厚度为1.8μm，由于氮化硅Si₃N₄和二氧化硅SiO₂材料的相对介电常数分别为8.1和4.2，另外根据真空介电常数(8.854187817×10^-12F/m)以及串联电容的计算公式，可以计算得到单位面积的钝化电容为0.026fF/μm²。而与之相对的，图4中所标识的离子敏感场效应晶体管(105)的栅氧化层(102)为二氧化硅SiO₂材料，其厚度为5.6nm，远远小于钝化层(106)的厚度，同样的可以计算得到单位面积的栅氧化层(102)电容为6.16fF/μm²。其含义可以解释为，当钝化层(106)的面积是栅氧化层(102)面积的200倍以上的时候，钝化层(106)的电容才与栅氧化层(102)电容相当。因此可以推断，由于芯片(134)面积的制约，对于整个传感阵列(129)来说，单个传感单元(110)所对应的钝化层(106)面积非常有限，公式(8)中定义的灵敏度削弱因子A将远远小于1，从而使得芯片(134)表面累积的由溶液pH值变化引起的电势变化ΔV_chem在到达离子敏感场效应晶体管(105)浮空栅极(108)时，所引起的电压变化ΔV_in将被极大的削减。

本发明中组成传感单元阵列(129)的每个传感单元(110)的尺寸可以为4.4μm×4.4μm,4.4μm×8.8μm或者8.8μm×8.8μm，且不仅仅限于这些尺寸。作为一个实例，本发明中的传感阵列(129)大小为512×576，对于这么大的传感单元阵列(129)来说，由于单元间距可小至4.4μm，因此每一列读取电路的间距也需保证为4.4μm，以便与传感单元阵列(129)所匹配。

作为一个本发明读取电路实例，采用的电源电压(VDD)为2.8V，pH-时域-电压转换读取电路(109)的积分电容(C0)设为0.5pF，放电时间Δt设为3.6μs。

在传统的读取电路(135)中，离子敏感场效应晶体管(105)工作在饱和区，并作为一个源极跟随器，直接将栅极(108)感应到的电压传送到输出端(Vout)，而不具有任何放大效果，如图10所示。同样的，传感单元(110)由一个基于氮化硅(Si₄N₃)钝化层(106)的离子敏感场效应晶体管(MN0)以及一个行选通管(MN1)组成；电流源(I0)为作为源极跟随器的离子敏感场效应晶体管(MN0)提供偏置电流。

为方便测试，采用尺寸为40mm×40mm的144脚陶瓷针栅阵列封装(Ceramic Pin Grid Array，CPGA)对经过半导体工艺制造后的传感芯片(134)裸片进行封装，将裸片上的接合垫(Bonding Pad)通过金线连接出来，与封装材料的引脚对应起来，作为传感芯片(134)与外界电路进行连接和通信的通路。采用激光切割出的一个长宽为0.25mm高为0.375mm的框架，该框架由非导电性材料制成并粘在芯片(134)传感单元阵列(111)的表面。除了框架所界定的传感区域外，整个芯片(134)表面特别是金属线封装区将采用防水的树脂材料进行覆盖，使得在测试过程中保护芯片(134)非传感区域不与溶液进行接触而引起短路和腐蚀等问题。

作为一个实例，图11为本发明用于检测样本溶液的系统示意图。一个溶液中Ag/AgCl电极(103)为所有传感阵列(129)所共享，并提供偏置电压，在测试过程中可用一个三维打印的塑料框架将电极(103)固定在溶液中。可使用聚二甲基硅氧烷(Polydimethylsiloxane,PDMS)制成一个能覆盖整个传感器感应区(137)的圆柱形容器(136)并粘到封装后的芯片(138)表面，以便于在测试过程中盛装溶液样本(104)。封装后的传感器芯片(138)会焊接到一个印刷电路板(PCB)上，采用商业的分离元件和现场可编程门阵列(field-Grogrammable Gate Array,FPGA)来为整个测试系统包括封装后的传感器芯片(138)和Ag/AgCl电极(103)提供稳定的电源电压、偏置电压以及时序和通讯等。可通过电脑上由Matlab编辑的图形用户界面(Graphical User Interface,GUI)来控制系统的操作和数据的传输。封装后的传感器芯片(138)所得到的数据将被读到电脑中进行存储和分析。

在实验过程中，首先将样本溶液滴入圆形容器(136)中，使传感阵列的表面(137)与溶液(104)充分接触，然后将Ag/AgCl电极(103)浸入到溶液(104)中，提供一个稳定的偏压，使离子敏感场效应晶体管(105)工作在亚阈值区。通过所设计的图形用户界面(GUI)来控制封装后的传感芯片(138)开始工作，将溶液(104)中的pH值的变化信息转化为10位数据，并最终传送并存储到电脑中。

首先，采用一系列已知酸碱值的溶液，对封装后的传感芯片(138)的酸碱值灵敏度进行校准。将氢氧化钠(NaOH)和盐酸(HCl)溶液以不同的比例进行混合，配制出一系列具有不同酸碱值的样本溶液(104)，用商业的pH值测量仪可以测得样本溶液(104)的pH值为2.5到11之间。分别将样本溶液(104)滴到芯片(134)的传感区表面(137)进行测量，且在每两次测量中间采用蒸馏水对芯片(138)传感区表面(137)进行清洗并吹干，以保证后续的测量不受前一次测量中残留样本溶液的干扰。最后，得到pH值与输出电压值的关系曲线，通过分析该曲线的斜率就可以得到传感芯片(138)的酸碱值灵敏度(mV/pH)。

图12为传统读取电路(135)和本发明读取电路(109)的测试结果对比图。对于传统读取电路(135)来说，当溶液(104)的pH值由高变低时，溶液(104)中氢离子浓度增加，相应的传感器表面(137)的离子浓度增加，因而离子敏感场效应晶体管(105)的浮空栅极(108)的电压增加，电路(135)输出端电压(Vout)也跟随这种增加的趋势。但是图12(a)中输出端电压(Vout)随pH值变化的趋势并不明显，因而可以判断，由钝化层(106)电容引起的灵敏度削弱效果很明显，没有放大效果的传统读取电路(135)灵敏度很低。相对的，本发明的亚阈值区pH-时域-电压转换读取电路(109)由于引入了放大因子来补偿传感器灵敏度的衰减，输出随pH值的变化可以很明显的观察到。当溶液(104)的pH值由高变低时，离子敏感场效应晶体管(105)的漏电流增加，积分电容(C0)的放电速度加快，因此输出电压减小。从图12(b)的统计结果可以观察到本发明的亚阈值区pH-时域-电压转换读取电路(109)的pH值灵敏度为123.8mV/pH,比传统读取电路(135)的6.3mV/pH放大了近20倍。由钝化层(106)电容引起的灵敏度的衰减不仅被补偿了，而且还被放大了，超过了能斯特灵敏度(59.2mV/pH)。因此，本发明的亚阈值区pH-时域-电压转换读取电路(109)能够有效的实现高灵敏度的溶液酸碱值检测。

在食品安全监测实验中，将掺有不同大肠杆菌(DH5α)浓度的培养液放到培养箱里进行持续培养，温度为37℃，转速为200rpm(rpm,revolutions per minute，每分钟转数)。每隔一个小时，每个样本取出200μL并滴到传感器芯片(138)表面进行pH值测量。每次溶液样本测试前，都需要用蒸馏水清洗芯片(138)表面并吹干，排除相互间的干扰。最后，得到不同细菌浓度pH值随着培养时间变化的曲线图，从而可作为判断食品卫生状况的一个判断依据。

本实验中培养了两种大肠杆菌样本，其初始浓度分别为15和30cells/mL，每隔1小时测量一次。图13为本发明用于检测大肠杆菌浓度的实验结果图，从测量结果中可以看到两种样本间的pH值差别(实线)随着培养时间的增加而增大，并且经过7个小时的连续培养后达到0.08pH。此外，由于本发明中所实现的高灵敏度特性，实验中可观察到的最小分辨率达到了0.01pH，这对于快速区分两种低浓度细菌样本来说是关键因素。因此在仅仅经过4个小时的连续培养后，两种样本之间的0.01pH差别就能够被观察到。

作为对比，图14为采用传统的平板计数法后得到的大肠杆菌菌落图。将1mL的大肠杆菌样本滴到琼脂培养皿中，并在37℃的温度中培养24小时，培养皿中会生长和形成大肠杆菌菌落，假设每一个大肠杆菌都能够繁殖并成长成一个单独的菌落，通过人工观察大肠杆菌的菌落数可以计算出样本中的大肠杆菌浓度。

因此，与传统的平板计数法(24小时)相比，本发明的离子敏感场效应晶体管(105)传感器芯片(138)可以极大的缩短食品安全中大肠杆菌浓度的检测时间(4～7小时)。

另一方面，离子敏感场效应晶体管(105)传感器芯片(128)还有一个重要的应用，就是基因测序领域。可利用后工艺处理在芯片(128)表面淀积光刻胶或者氮化硅(Si₃N₄)等半导体加工材料(139)，利用微机电系统(Microelectromechanical Systems，MEMS)的加工工艺制造出的微孔(140)阵列，使得每个微孔(140)下面会相对应的有一个离子敏感场效应晶体管(105)。单个离子敏感场效应晶体管(105)用于基因测序的示意图如图15所示，微孔(140)里面有一个用于附着待测基因片段(141)的微珠(142)，采用一系列的生物反应，通过检测微孔(140)内溶液(104)的pH值变化，可以得到待测基因片段(141)的序列。

基于离子敏感场效应晶体管(105)传感阵列(111)的基因测序原理和流程如图16所示(J.Go and M.A.Alam,Journal of Applied Physics,2013,114(16):164311)。首先，需要将长的单基因链切成小的待测基因片段(141)，采用多聚酶链式反应(Polymerase Chain React1n，PCR)进行复制扩增，并附着在微珠(142)上，利用微流控系统将微珠(142)注入并分布到离子敏感场效应晶体管(105)传感芯片(128)表面的微孔阵列(111)里，且每个微孔最多只能容纳一个微珠(142)。在测序时，按固定顺序通过微流控系统将腺嘌呤(A)、鸟嘌呤(G)、胞嘧啶(C)、胸腺嘧啶(T)四种不同的核苷酸分别注入到微孔(140)中，待测基因片段(141)上的当前碱基与相对应的核苷酸(dNTP)配对时，就会释放氢离子(H⁺)和焦磷酸根(PPi)，配对的基因链由n个核苷酸(DNA_(n))延伸到n+1个(DNA_(n+1))，该聚合反应可表示为：

DNA_(n)+dNTP→DNA_(n+1)+PPi+H⁺ (13)

聚合反应所释放的氢离子将改变微孔(140)中溶液(104)的酸碱值，这种改变将会被下面的离子敏感场效应晶体管(105)检测到，将这种pH值的变化与当前的核苷酸的种类进行配对，就可以通过算法最终还原待测基因片段(141)对应位置的碱基信息。

由于本发明中的酸碱值传感芯片(128)能够在有限的传感单元(110)面积上实现较高的灵敏度，有利于集成大规模传感阵列(111)，因此，可以有效提高一次可测得的基因片段的数量，有利于缩短测序时间以及成本。

本发明提出了一种高灵敏度、低成本酸碱值传感器芯片(128)，采用与标准互补金属氧化物半导体(CMOS)工艺兼容的离子敏感场效应晶体管(105)传感单元(110)，可以有效提高芯片(128)集成度，减少生产成本。采用亚阈值区pH-时域-电压转换读取电路(109)可以有效的补偿由钝化层(106)电容引起的灵敏度的衰减，极大的简化了电路结构，从而保证了电路的可微缩特性。本发明有利于实现低成本、快速的食品卫生监测，对未来食品卫生检测的商业化来说具有很大的发展前景。同时，该大阵列(111)传感芯片(128)还可用于实现快速、低成本、高通量的基因测序。