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Bioengineering

干膜 Photoresist-based 电化学微流控生物传感器平台: 器件制备、片上检测制备及系统运行

doi: 10.3791/56105 Published: September 19, 2017
* These authors contributed equally

Summary

利用低成本干膜光刻胶技术对各种分析进行快速、灵敏的定量化设计, 制备了微流控生物传感器平台。这种一次性系统允许通过停止流动技术在片上固定的酶联用的电化学读出。

Abstract

近年来, 生物标志物诊断成为诊断人类疾病的不可或缺的工具, 特别是对点诊断。一个易于使用和低成本的传感器平台是非常理想的测量各种类型的分析 (例如,生物标记物, 激素, 和药物) 定量和具体。由于这个原因, 干膜光刻胶技术-使廉价, 轻便, 和高通量制造-被用于制造微流体生物传感器在这里提出。根据随后使用的生物测定, 多功能平台能够检测各种类型的生物分子。在制造的设备, 铂电极是结构在一个灵活的聚酰亚胺 (PI) 箔在唯一的洁净室工艺步骤。PI 箔担当基体为电极, 用氧抗蚀剂绝缘。微流控通道随后由干膜光刻胶 (DFR) 箔在 PI 晶片上的发展和层压产生。通过在通道中使用疏水阻挡屏障, 将该通道分为两个特定区域: 酶链法的固定化切片和安培信号读出的电化学测量单元。

通过生物分子对通道表面的吸附, 进行了片上生物测定的固定化。葡萄糖氧化酶是一种用于电化学信号产生的传感器。在基体的存在下, 葡萄糖, 过氧化氢被生产, 在白金工作电极被发现。在快速检测的同时, 采用了停止流技术来获得信号放大。通过引入微流控系统, 可以定量地测量不同的生物分子, 从而指示不同类型的疾病, 或在治疗药物监测方面, 促进个性化治疗。

Introduction

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在过去20年中, 诊断应用已成为 in-depth 研究全球公共卫生发展的基础。传统上, 实验室诊断工具用于检测疾病。尽管它们在疾病诊断方面仍然发挥着关键作用, 但在病人或病人附近进行的点试验 (POCT) 近年来已变得越来越普遍。特别是在需要立即治疗的情况下, 如急性心肌梗塞或糖尿病监测, 临床发现的快速确认是必不可少的。因此, 越来越需要 POCT 设备, 可以由非操作, 并且同时能够在短时间内执行精确的体外诊断测试,1,2,3,4.

在 POCT 领域已经取得了显著的进步。但是, 仍有许多挑战需要克服5678。为了使 POCT 平台能够成功地投放市场并具有实验室诊断的竞争力, 该设备必须严格满足以下要求: (i) 提供与实验室相符的精确和定量的测试结果结果;(ii) 有较短的 sample-to-result 时间, 使病人可立即接受治疗;(iii) 功能简单, 易于操作, 即使由未经训练的个人操作, 并需要尽量减少用户干预;(iv) 由一个低成本的传感器单元组成, 用于一次性应用。此外, 无设备诊断是有利的, 主要在资源贫乏的环境中3,4,6

由于这些苛刻的要求, 只有两个基于电化学检测的 POCT 系统 (例如,血糖试纸) 和侧流免疫 (例如,家庭妊娠测试) 已经成功投放市场, 以便远.然而, 这两个系统都有缺点, 如性能不佳 (即,血糖监测有不准确的测试结果和侧流分析只提供定性 (阳性或阴性) 测量结果)4, 6。传统的 POCT 系统的这些缺点导致了对开发新技术的需求不断增加, 这些技术提供了快速、低成本和定量检测, 在4,5

为了应对 POCT 设备面临的这些挑战, DFR 技术最近被用于制造一次性和低成本的生物传感器9,10,11,12,13,14. 与软、液体平版印刷材料相比, 如 SU-8、DFRs 等, 具有许多优点: 它们 (i) 有多种组合物和厚度 (从几微米到几毫米);(ii) 有一个非常粗糙的表面积, 便于与各种材料粘合;(iii) 具有优异的厚度均匀性;(iv) 为大规模生产提供廉价、轻便和高通量的制造;(五) 容易用各种低成本的工具切割, 像一把简单的剪刀;和 (vi) 允许创建三维结构, 如微流控通道, 通过堆叠在彼此顶部的多个 DFR 层。

另一方面, DFRs 一般有一个相对较差的分辨率相比, 液体光刻, 这主要是由薄膜厚度和增加距离之间的面具和 DFR 由于保护箔, 这还使光散射.然而, 对于集成微流体传感器的制造, DFRs 是非常适合低成本的大规模生产。

因此, 我们在本工作中介绍了一种 DFR-based 电化学微流控生物传感器的制备和应用。详细的协议描述了生物传感器平台的每一个生产步骤, dna 模型检测的片上固定, 以及使用停止流技术的电化学读出。这个通用平台能够检测多种生物分子, 使用不同的化验技术 (例如,基因组学, cellomics, 蛋白质组学) 或化验格式 (例如,竞争性, 三明治, 或直接)。基于这样一个 DFR 平台, 我们的小组以前成功地证明了各种各样的分析的快速和敏感的定量, 包括抗生素13,15,16 (四环素,pristinamycin, 和?内酰胺抗生素), 肌钙蛋白 i17, 和物质 P18

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Protocol

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1. 利用 DFR 技术制备微流控生物传感器

  1. PI 晶片的制备。
    1. 将 PI 衬底切成6个圆片。将 PI 晶片放入烤箱中120和 #176; C 用于脱水烘烤约1小时.
  2. 第一个光刻步骤用于剥离过程.
    1. 将自旋涂布机的30秒旋转时间定为 3000 rpm, 加速度为 2000 rpm/秒. 将 PI 晶片放在自旋涂布机上, 并将其固定, 应用真空。免除2毫升的抵抗, 使剥离过程, 并启动自旋涂布机程序。从自旋涂布机上取下晶片, 并在热板上 soft-bake PI 晶片2分钟, 在100和 #176; C.
    2. 调整所需的掩码以将 PI 晶片上的电极与肉眼进行阵列, 并将其暴露给400兆焦耳/cm 2 UV 光 (365 nm)。将晶片放在一个装有抗阻匹配显影液的碗里, 让它稍微摇动1分钟.
    3. 在去除多余的抗性后, 使用淋浴器在湿的长凳上用去离子水 (DI 水) 冲洗 PI 晶片, 然后用压缩空气将其烘干.
  3. 沉积铂以形成电极。
    1. 使用标准的物理气相沉积过程将200纳米铂沉积到晶片上 19
    2. 将晶片放入碗中。添加匹配的卸妆到碗, 并删除剥离抵抗, 而轻微晃动的晶圆在一个轨道振动筛, 直到所有过剩的白金被删除。如步骤1.2.3 所述, 冲洗和烘干 PI 晶片.
  4. 第二个光刻步骤: 形成保温层.
    1. 将 PI 晶片放入预热到120和 #176 的烤箱中; C 为5分钟, 使其脱水.
    2. 将自旋式涂布机的第一步按 500 rpm 的旋转时间的5秒进行编程。计划的第二步为三十年代在4000转每分钟, 以加速度700转/秒.
    3. 将 PI 晶片放在自旋涂布机上, 并将其固定, 应用真空。在启动自旋涂布机程序之前, 免除4毫升适当的氧光刻胶.
    4. 软烤涂覆的硅片在95和 #176; C 在热板上.
    5. 使用相应的校准标记和目镜调整晶片上的保温层的掩码。将硅片暴露为100兆焦耳/cm 2 UV 光 (365 nm).
    6. 对于后烘烤, 将晶片放在预热的热板上, 在95和 #176 处放置2分钟; C.
    7. 将晶片放入碗中, 并与合适的显影剂一起开发 ( 例如, 在 SU-8 上, 在轨道振动筛上的 1-甲氧基-2-丙基 acetat, 用于2分钟).
    8. 先用异丙醇冲洗 PI 晶片, 然后冲洗并干燥, 如步骤1.2.3 中所述.
    9. 硬-在烤箱中烘烤3小时的光刻胶, 在 150 #176; C.
  5. 等离子辅助清洗电极。
    1. 要除去光刻胶残留物, 请使用标准等离子单元的氧等离子体。启动清洁程序, 使用 200 W 低频电源与 100% O 2 流, 速率为 250 sccm, 总时间为 3 min.
    2. 将 PI 晶片放入等离子室, 用玻璃盖固定在接地板上的晶片, 并启动等离子过程.
  6. 银和氯化银沉积: 创建芯片上的参考电极。
    1. 钝化用 UV 敏感的胶带将晶片的铂接触垫。将铝箔切成5毫米宽和11厘米长的条纹, 并将其附着在晶片上, 以保护不被银沉积的部分.
    2. 对于银沉积, 将声波浴 (35 赫) 放入通风柜中, 并将银电解质溶液 (100 克/L Ag, pH 12.5) 放入浴缸中。将声波浴设置为室温和功率为 10%.
      注意: 银电解质溶液是剧毒的, 应格外小心处理。烟雾不应该被吸入.
    3. 将参考电极的大容量触点连接到恒定的电流源。使用标准连接电缆将计数器电极、银电解液中浸入的银线连接到当前源.
    4. 将当前源设置为 DC, 并将电流密度设为-4.5 毫安/厘米 2 , 导致银沉积速率约0.3 和 #181; m/分钟启动声波浴, 让电流源运行10分钟. 用 DI 冲洗硅片
    5. 对于参考电极的氯化, 在声波槽中插入0.1 米氯化钾 (氯化钾) 溶液的容器。将晶片的本体接触和在氯化钾溶液中浸泡的铂电极与恒流源连接.
    6. 将当前源设置为 DC, 并将电流密度设为 +0.6 毫安/cm 2 , 从而使沉积速率大约为0.075 和 #181; m/分钟启动声波浴, 让当前源运行 7.5 min.
    7. 冲洗和烘干 PI 晶片, 如步骤1.2.3 中所述.
    8. 在 uv (365 nm) 曝光300兆焦耳/cm 2 并冲洗并烘干 PI 晶片后, 再按步骤1.2.3 中的描述删除 uv 敏感磁带.
  7. 第三个光刻步骤: 使用 DFRs 创建微流体通道.
    1. 将所需的 DFR 层剪切到与硅片 (20 x 20 cm 2 ) 类似的大小。将所需的掩码固定在曝光单元上, 并使用肉眼将 DFR 层对准蒙版。用250兆焦耳/cm 2 UV 光 (365 nm) 照亮抵抗.
    2. 取下光刻胶的保护箔, 并在1% 碳酸钠 (Na 2 CO 3 ) 中使用标准声波槽 (35 kHz) 预热至42和 #176, 以大约2分钟 (根据结构) 开发抗蚀剂; C 和声波功率100%。为了立即停止反应, 在一个轨道振动筛的 1% HCl 浴中摇动抵抗1分钟。冲洗和干燥每个 DFR 层, 如步骤1.2.3 所述.
      注: 总共需要处理四 DFR 层, 如步骤1.7 所述: 一个通道层、一个盖层和两个背面层 (防止生物传感器在末端弯曲).
  8. 在 PI 衬底上的 DFR 层的分层。
    1. 将 PI 晶片放在透明的架空箔上, 并用标准胶带固定。使用相应的对齐结构在显微镜下调整 PI 晶片上的通道 DFR 层.
    2. 对于层压, 使用标准热辊式贴合机, 并将顶辊预热至100和 #176; c 和底部辊至60和 #176; c. 将压力设置为 3 bar, 向前速度为0.3 米/分. 将晶片与固定的 DFR 层放在层压机的中间启动它;DFR 是通过层压机推的。在将硅片旋转180和 #176 后重复该步骤;.
    3. 为了防止生物传感器的弯曲, 将两个开发后的背面层层压到硅片上, 步骤 1.8. 1-1. 8.2.
  9. 使用疏水阻挡屏障并密封芯片。
    1. 从 DFR 通道的前侧卸下保护层将标准胶带放在 DFR 的一端, 向上拉。使用带有0.004 个管的手分配器, 将被溶解的聚四氟乙烯的小水滴分配到绝缘层的井中。要密封微流控芯片, 将盖 DFR 层层压到通道层上, 如步骤1.8 所述.
  10. 对微流体传感器进行硬烘烤.
    1. 卸下盖上的所有保护箔和背面 DFR 层。使用普通剪刀把生物传感器切成条。在160和 #176 的烤箱中治疗芯片; C 为 3 h.

2。片上试验固定化程序

  1. 在通道的固定区中吸附素.
    1. 准备100和 #181; 在10毫米磷酸盐缓冲盐水 (PBS) 中素溶液, pH 值为 7.4.
    2. 免除2和 #181; 将素溶液的 L 放到生物传感器的入口.
      注: 通道由毛细管力填充, 直到流体到达疏水阻挡屏障.
    3. 确保射流在整个孵化时间内在屏障上不停地停留, 免除2和 #181; 在芯片出口处的 DI 水。将芯片在25和 #176 上孵育; 在封闭容器中, C 为1小时.
    4. 通过应用真空, 将多余的试剂通过芯片的入口移除。使用50和 #181 清洗通道; 洗涤缓冲器 (PBS 与0.05% 吐温 20), 在真空应用时, 在插座上分配。干燥的渠道, 三十年代, 而真空正在应用.
  2. 阻塞通道表面以抑制不绑定.
    1. 在10毫米 PBS 中制备1% 牛血清白蛋白 (BSA) 溶液, pH 值为 7.4.
    2. 吸管2和 #181; 1% BSA 溶液在入口和2和 #181 上的 l; 在通道出口处的 DI 水。将芯片在25和 #176 上孵育; C 为1小时, 在密闭容器中。去除多余的试剂和干燥的通道, 如步骤2.1.4 所述.
  3. 寡标记有生物素和6个家族的 DNA 的孵化。
    1. 在10毫米 PBS 中准备不同浓度 (0.001-5 和 #181; M) 的 DNA 溶液, pH 值为 7.4.
    2. 免除2和 #181; 在入口和2和 #181 上的一个浓度的 DNA 溶液的 l; 出水口的 l。在25和 #176 中孵育芯片; C 为封闭容器中的15分钟.
    3. 使用额外的生物传感器芯片对其他 DNA 浓度重复步骤 2.3.2.
    4. 删除多余的试剂和干燥的通道, 如步骤2.1.4 所述.
  4. 固定化氧化标记的6抗体。
    1. 制定一个5和 #181; 在 10 mM PBS 中, 6 个抗体的浓度, 在 pH 值为 7.4.
    2. 引入2和 #181; 对入口和2和 #181 的抗体溶液 l; 向通道的出水口。在封闭容器中孵育25和 #176 的标记抗体; C 为15分钟。删除多余的试剂, 如步骤2.1.4 中所述.

3。使用停止流技术的安培信号检测

  1. 用于电化学检测的基底溶液的制备.
    1. 在 0.1 M PBS 中制定40毫米葡萄糖溶液, pH 值为 7.4, 超纯水.
    2. 对于初步处理, 请在超纯水中以7.4 的 pH 值制备0.1 米 PBS 溶液.
  2. 对工作电极的初步处理。
    1. 使用 custom-made 芯片托架可以方便地放置芯片和一个射流和电连接.
    2. 将生物传感器电连接到电位。确保微流体通道的射流接触到注射器泵和使用 custom-made 适配器和管的试剂库。启动连接到电位的笔记本电脑, 启动注射器泵控制器, 控制流经芯片的射流流.
    3. 手动启动注射器泵, 流量为20和 #181 的0.1 米 PBS;在工作电极与芯片上的参考电极, 适用于 5 s 的交流电压为0.8 和-0.05 V 为30周期。在这之后, 使用 0.8 V 的电压在六十年代氧化工作电极.
    4. 使用停止流技术的
  3. 检测读数。
    1. 启动检测信号读数, 等待测量的电流信号稳定。停止注射器泵, 将试剂从0.1 米 PBS 切换到 40 mM 葡萄糖溶液, 并在注射器泵控制器上启动软件;它将自动停止1、2或5分钟的流, 然后重新启动流。观察所产生的当前峰值.
      注: 对于数据的分析, 可以考虑电流峰值或峰值电荷, 如电化学信号读出模型所描述的 ( 图 2 ).

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Representative Results

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微流控生物传感器平台的设计与制作:

采用多 DFR 层的标准光刻技术, 在晶片级上实现了微流体生物传感器芯片的制备。这种制作策略依赖于铂图案的 PI 基底上的 DFRs 层的分层, 形成微流控通道。在图 1中给出了描述不同制造步骤的简短摘要。一个单一的6个晶片包括130微流控生物传感器, 每一个尺寸为 8 x 10 mm2

Figure 1
图1。微流体生物传感器平台的不同制作步骤的图解说明.a) 将 PI 衬底切成6圆片。b) 曝光的可能的自旋涂层剥离抵抗使用各自的面具白金图案。c) 在曝光后, 后背面, 并开发光刻胶。d) 基材上的铂的物理蒸气沉积。e) 剥离去除多余的光刻胶的过程。f) SU-8 的自旋涂层, 形成绝缘层。g) O2等离子体工艺去除 Pt 电极上的 SU-8 残留物。h) 银/氯化参考电极的电偶沉积。i) 紫外线照射和开发不同的 DFR 层。j) 将 DFR 层层压到 PI 晶片上。k) 配制解决聚四氟乙烯, 在固定化毛细管和电化学电池之间形成疏水阻挡屏障。l) 最后的电化学微流控生物传感器。请单击此处查看此图的较大版本.

每个生物传感器由一个微流控通道组成, 由疏水阻挡屏障分成两个不同的区域: 固定化部分和电化学电池, 分别以红色和蓝色标记,图 2。微通道的固定部分具有 10.34 mm2的表面体积和 580 nL 的体积, 导致高 surface-to 体积比 155 cm-1。所述电化学电池包括: 片上银/银氯化物参考电极以及计数器和工作的铂电极。这种分离的固定区和电化学读数的化验, 防止任何污染的电极与生物分子, 从而抑制电极污垢。此外, 它可以通过毛细管充填对固定化试剂进行精确计量。

Figure 2
图2。说明了电化学微流控平台的工作原理.a) 基于素的模型分析示意图。b) 微流体生物传感器的照片显示其主要元素, 包括计数器电极 (CE), 参考电极 (RE), 工作电极 (我们), 和停止屏障 (SB)。固定区以红色突出显示, 电化学电池以蓝色标记。c) 在铂工作电极上氧化产生的过氧化氢在电化学电池内安培检测的示意性反应。请单击此处查看此图的较大版本.

通过使用 DFRs 制造传感器, 生产过程允许在晶片级上的高通量。因此, 成本可以保持在最低水平。所有 DFR 层的开发是使用简单和低成本的箔口罩和真空曝光单元, 而不是昂贵的铬口罩和口罩器。另外, 必要的清洁房间过程的减少步骤到极小值减少制造的费用更加。总的来说, 制作过程中的工作量大约是 10 h, 不包括烘烤时间和铂的物理蒸气沉积。

片上检测孵化:

单片机检测孵育仅由毛细管力进行。通过将不同试剂滴移到微流控通道的入口, 将流体通过毛的动作驱动, 直到到达疏水阻挡屏障。在稳态条件下, 试剂会在不同的时间孵育。这种无源系统使通道的毛细管填充, 不需要任何外部仪器, 如注射器泵, 并允许精确计量的试剂, 因为液体自动停止在停止屏障。此外, 工作流程与传统的 ELISA 法是一致的, 它与高液体如血清或血液一起工作。

为了本实验的目的, 芯片操作通过使用素-生物素相互作用的简单测试方法来演示, 如图 2所示。在芯片上的检测孵化开始与素对毛细管表面的吸附1小时, 其次是一个阻断步骤与 BSA 为另1小时。随后, 6-生物/生物素标记的 DNA 在固定毛细管中孵育15分钟, 在那里它与素分子结合。在每个孵化步骤之间, 任何未绑定的生物分子都被洗涤步骤移除。洗涤缓冲器通过通道出口应用 custom-made 真空适配器。在最后一步, 葡萄糖氧化酶标记的 antifluorescein 抗体被引入到通道15分钟。在那之后, 生物传感器为电化学读出准备, 使用40毫米葡萄糖解答作为基体。

使用停止流技术的安培信号读数:

对于固定化检测的信号读出, 酶产品 (这里, H2O2), 产生于其基体、葡萄糖的存在, 可以在电化学电池的工作电极上电化学检测到。为了实现快速检测以及信号放大, so-called 停止流技术使用13。在这种方法中, 基板的流动停止, 导致产品在毛细管内的堆积。因此, 生成的 H2O2的数量取决于绑定葡萄糖氧化酶的数量, 并依赖于化 DNA 的数量。通过重新启动流, 增强的 H2O2浓度随后通过电化学测量单元刷新, 从而产生当前峰值信号, 如图 3所示。

对于数据分析, 停止流技术提供了两个不同的参数: 峰值信号的最大高度和电荷 (积分)。两个参数都与停止时间成正比因此可以用于分析数据。考虑到数据评估, 当使用峰值高度时, 信号高度依赖于最大的 H2O2浓度, 从而影响其扩散系数和应用的停止时间。停止时间越长, 测量信号响应越高。因此, 测量的峰值高度保持不变, 降至固定毛细管的最小长度。这种特殊的特性, 停止流技术允许大幅减少芯片尺寸, 特别是在毛细管长度, 同时保持灵敏度的传感器。

Figure 3
图3。采用停止流技术的一种典型的酶联试验的电化学信号读出模型.a) 以20µL/分钟的速度使用40毫米葡萄糖溶液的流动。在停止阶段 (1, 2, 或5分钟), 酶生产的 H2O2继续。通过重新启动流, 累积的 H2O2通过电化学电池刷新, 其中过氧化氢被电化学检测。通过多次重复测量 (误差条;SEM), 得到了片上的标定曲线 b。请单击此处查看此图的较大版本.

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Discussion

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在这里提出的用于制造微流体电化学生物传感器的协议, 使开发一个低成本, 紧凑, 易于使用的平台, 用于检测分子。根据随后在生物传感器上使用的化验, 可以检测到几种不同的生物标志物。这使得该平台非常通用, 可以广泛地访问各种应用程序领域, 从标准诊断测试 (例如,确定医生办公室的特定疾病的存在) 到点应用程序 (例如,对患者进行治疗性药物监测以进行个体化药物治疗)。特别是在点诊断中, 微型生物传感器比传统的方法有许多优势, 通常需要大量的实验室设备、专门的员工、大的试剂和样品量, 并有很长的周转次.

该生物传感器的制作要求严格遵循该协议;否则, 可能会出现制造问题。最常观察到的问题之一是不同层的失调。这可以很容易地解决, 使用更先进的设备为制造过程, 这使得更容易和更精确的对齐不同的层。

DFR 技术提供了快速和低成本制造的可能性。另一方面, 该技术在分辨率方面是有限的。例如, 非常小的结构 (小于100µm) 的微流控通道无法使用此处提供的协议实现。在这种情况下, 影印必须由高精度的面具器与玻璃光。此外, 一个太宽的通道也可能有问题, 因为通道可以弯曲, 降低通道的高度, 并影响微流控芯片的行为。

我们相信, DFR 技术在未来的应用中将会更加广泛, 因为它可以很容易地被扩展为商业用途。DFR-based 微流体传感器的 mass-production 对市场的冲击不会受到阻碍, 因为该技术在其他应用领域 (例如柔性电子学) 中是行之有效的。

在降低整个系统的复杂性方面, 我们今后的工作重点将是设计和实现一个包括生物传感器芯片的一次性微流控磁带;废物库;和预加载的试剂, 如洗涤缓冲器和其他化验成分。对于安培测量, 样品和其他试剂的交付然后可以由气动驱动提供。这将由手持式读写器执行, 并将通过微流体传感器芯片移动到一个废物库。

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Disclosures

作者没有什么可透露的。

Acknowledgments

作者希望感谢德国研究基金会 (DFG) 在赠款号 ur 70/10-01 和 ur 70/12-01 的部分资助这项工作。

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Material
Pyralux DuPont AP8525R Used as polyimide substrate
MA-N 1420 Micro Resist Technology MA-N1420 Lift-off resit to define the platinum depostion
Ma-D 533s Micro Resist Technology MaD533S Developer for MA-N1420
Platinum - - Electrode and contact pad material
Ma-R 404s Micro Resist Technology MaR404S Remover for MA-N1420
SU-8 3005 MicroChem Corp. SU-8-3005 Photoresist to define the electrode area and as insulation
1-methoxy-2-propanol acetate Sigma-Aldrich 108-65-6 Developer for SU-8 3005
2-Propanol VWR 8.18766.2500 Removing of the SU-8 developer
1020R Ultron Systems Inc. 1020R UV sensitive adhesive tape for protection of contact pads
Arguna S Degussa 1935 For Silver depostion on reference electrode
KCl Methrom 62308.020 For chloridation of the silver reference electrode
Pyralux DuPont PC1025 Dry film photoresist
Sodium carbonat Fluka 71352 Developer for Pyralux PC1025
Hydrogen chloride Sigma-Aldrich 30720 To top the development of the DFR
Teflon AF 1600 DuPont AF1600 For employing the stopping barrier
Name Company Catalog Number Comments
Equipment
PA104 Mega Electronics - Bubble etch tank
FED 53 Binder 9010-0018 Oven
SPIN150 APT - Spin coater
Präzitherm Harry Gestigkeit GmbH PZ 28-2 Hot plate
Hellas Bungard Elektronik 40000 Exposure unit
Tetra30-LF-PC Diener - Plasma unit
Univex 500 Leybold - Physical vapor deposition unit
Shaker S4 ELMI - Orbital shaker
Sonorex Super 10 P Bandelin 783 Sonic bath
6221 DC and AC Keithley - Current source
HRL 350 Ozatec - Laminator unit
Vaccum pen EFD - Vacuum pen

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Spindel, S., Sapsford, K. E. Evaluation of optical detection platforms for multiplexed detection of proteins and the need for point-of-care biosensors for clinical use. Sensors (Basel). 14, (12), 22313-22341 (2014).
  2. Luppa, P. B., Bietenbeck, A., Beaudoin, C., Giannetti, A. Clinically relevant analytical techniques, organizational concepts for application and future perspectives of point-of-care testing. Biotechnol Adv. 34, (3), 139-160 (2016).
  3. Gauglitz, G. Point-of-Care Platforms. Annu Rev Anal Chem. 7, (1), 297-315 (2014).
  4. Jung, W., Han, J., Choi, J. W., Ahn, C. H. Point-of-care testing (POCT) diagnostic systems using microfluidic lab-on-a-chip technologies. Microelectron Eng. 132, 46-57 (2014).
  5. Yager, P., et al. Microfluidic diagnostic technologies for global public health. Nature. 442, (7101), 412-418 (2006).
  6. Fu, E., Yager, P., Floriano, P. N., Christodoulides, N., McDevitt, J. T. Perspective on diagnostics for global health. IEEE Pulse. 2, (6), 40-50 (2011).
  7. Yager, P., Domingo, G. J., Gerdes, J. Point-of-care diagnostics for global health. Ann Rev Biomed Eng. 10, 107-144 (2008).
  8. Dincer, C., Bruch, R., Kling, A., Dittrich, P. S., Urban, G. A. Multiplexed point-of-care testing - xPOCT. Trends Biotechnol. 35, (2017).
  9. Horak, J., Dincer, C., Bakirci, H., Urban, G. A disposable dry film photoresist-based microcapillary immunosensor chip for rapid detection of Epstein-Barr virus infection. Sens Actuators B Chem. 191, 813-820 (2014).
  10. Method for the fabrication of a "lab on chip" from photoresist material for medical diagnostic applications. US patent. Jobst, G., Gamp, T. 7,691,623 (2010).
  11. Kling, A., Dincer, C., Armbrecht, L., Horak, J., Kieninger, J., Urban, G. Electrochemical microfluidic platform for simultaneous multi-analyte detection. Procedia Eng. 120, 916-919 (2015).
  12. Armbrecht, L., Dincer, C., Kling, A., Horak, J., Kieninger, J., Urban, G. Self-assembled magnetic bead chains for sensitivity enhancement of microfluidic electrochemical biosensor platforms. Lab Chip. 15, 4314-4321 (2015).
  13. Dincer, C., et al. Designed miniaturization of microfluidic biosensor platforms using the stop-flow technique. Analyst. 141, 6073-6079 (2016).
  14. Weltin, A., Kieninger, J., Enderle, B., Gellner, A. K., Fritsch, B., Urban, G. A. Polymer-based, flexible glutamate and lactate microsensors for in vivo applications. Biosens Bioelectron. 61, 192-199 (2014).
  15. Kling, A., et al. Multianalyte Antibiotic Detection on an Electrochemical Microfluidic Platform. Anal Chem. 88, (20), 10036-10043 (2016).
  16. Bruch, R., et al. Clinical on-site monitoring of ß-lactam antibiotics for a personalized antibiotherapy. Sci Rep. (2017).
  17. Horak, J., Dincer, C., Qelibari, E., Bakirci, H., Urban, G. Polymer-modified microfluidic immunochip for enhanced electrochemical detection of troponin i. Sens Actuators B Chem. 209, 478-485 (2015).
  18. Horak, J., Dincer, C., Bakirci, H., Urban, G. Sensitive, rapid and quantitative detection of substance P in serum samples using an integrated microfluidic immunochip. Biosens Bioelectron. 58, 186-192 (2014).
  19. Mattox, D. M. Handbook of Physical Vapor Deposition (PVD) Processing. Elsevier Inc. (2010).
干膜 Photoresist-based 电化学微流控生物传感器平台: 器件制备、片上检测制备及系统运行
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Bruch, R., Kling, A., Urban, G. A., Dincer, C. Dry Film Photoresist-based Electrochemical Microfluidic Biosensor Platform: Device Fabrication, On-chip Assay Preparation, and System Operation. J. Vis. Exp. (127), e56105, doi:10.3791/56105 (2017).More

Bruch, R., Kling, A., Urban, G. A., Dincer, C. Dry Film Photoresist-based Electrochemical Microfluidic Biosensor Platform: Device Fabrication, On-chip Assay Preparation, and System Operation. J. Vis. Exp. (127), e56105, doi:10.3791/56105 (2017).

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