TWI661568B - 感測裝置及生物檢測方法 - Google Patents
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Abstract
一種感測裝置，其包括電晶體、至少一反應電極以及受體。電晶體包括閘極端、源極端、汲極端和半導體層，其中源極端和汲極端位於半導體層上，且閘極端位於源極端和汲極端之間。至少一反應電極相對於電晶體的閘極端，而與電晶體彼此間隔設置。受體鍵結於至少一反應電極上，其中當施加電壓於至少一反應電極時，至少一反應電極與電晶體的閘極端之間的電場為F，且F≧1毫伏特/公分。
Description
本發明是有關於檢測裝置及其方法，且特別是有關於一種感測裝置及生物檢測方法。
在生物醫學（biomedical）和基因組學（genomics）的應用上，特定之去氧核醣核酸（DNA）或核醣核酸（RNA）的定量測量相當重要。為了實現快速且不受限於實驗室的檢測技術，目前以金氧半場效電晶體（MOSFET）當作生物感測器，以定量待測溶液中的DNA濃度。舉例來說，在進行檢測時，可給予上述生物感測器一固定偏壓，使得生物感測器會因DNA或RNA的濃度不同而產生不同的電流變化。因此，可藉由量測已知DNA或RNA濃度來建立檢量線（calibration curve）之後，推知待測溶液中未知的DNA或RNA含量。
然而，在實際情況中，待測溶液通常含有高濃度的鹽（例如人體的血液），而現有的生物感測器是待反應達平衡時（例如生物感測器中的受體與待測溶液中的配體的反應達平衡），才給予一固定電壓，此時會因高濃度的鹽所產生的屏蔽效應（screening effect）而導致無法量測。因此，目前的方式是透過先稀釋待測溶液後才進行檢測，此方式雖可解決屏蔽效應所造成的影響，但是由於待測溶液過於稀釋的關係，目前生物感測器的偵測極限及靈敏度尚不足以精準地量測待測溶液中DNA或RNA的實際濃度。
綜上所述，如何開發一種具有低偵測極限（detection limit）及高靈敏度（sensitivity），實為目前本領域技術人員積極研究的課題之一。
本發明提供一種感測裝置及生物檢測方法，其具有低偵測極限及高靈敏度的特性。
本發明提供一種感測裝置，其包括電晶體、至少一反應電極以及受體。電晶體包括閘極端、源極端、汲極端和半導體層，其中源極端和汲極端位於半導體層上，且閘極端位於源極端和汲極端之間。至少一反應電極相對於電晶體的閘極端而與電晶體彼此間隔設置。受體鍵結於至少一反應電極上，其中當施加電壓於至少一反應電極時，至少一反應電極與電晶體的閘極端之間的電場為F，且F≧1毫伏特/公分。
依照本發明的一實施例所述，至少一反應電極為多個反應電極，且多個反應電極彼此間隔設置。
依照本發明的一實施例所述，更包括多個開關電路。每一反應電極與相對應的開關電路連接。
依照本發明的一實施例所述，至少一反應電極間隔地設置於電晶體的閘極端上方。
依照本發明的一實施例所述，至少一反應電極與電晶體的閘極端位於同一平面。
依照本發明的一實施例所述，電晶體包括高速電子遷移率場效電晶體、矽基場效電晶體、奈米線場效電晶體、奈米碳管場效電晶體、石墨烯場效電晶體或二硫化鉬場效電晶體。
依照本發明的一實施例所述，受體包括抗體（antibody）、適體（aptamer）或其組合。
依照本發明的一實施例所述，至少一反應電極與受體相互鍵結的表面是由金所構成。
本發明另提供一種生物檢測方法，其包括以下步驟。提供感測裝置，其中感測裝置包括電晶體、至少一反應電極及受體，至少一反應電極相對於電晶體的閘極端而與電晶體彼此間隔設置，且受體鍵結於至少一反應電極上。將待測溶液放置於至少一反應電極上，其中待測溶液中能與受體產生反應的目標物質結合於受體上。施加電壓於至少一反應電極，以使至少一反應電極與電晶體的閘極端之間產生電場，並量測運算自電晶體產生的電流，以得到待測溶液中的目標物質的含量，其中電場為F，且F≧1毫伏特/公分。
依照本發明的一實施例所述，將待測溶液放置於至少一反應電極上之後，更包括在雜合溫度下，使目標物質與受體進行雜合（hybridization）反應。
依照本發明的一實施例所述，在施加電壓於至少一反應電極之後，更包括在去雜合溫度下，使目標物質與受體進行去雜合（dehybridization）反應。
依照本發明的一實施例所述，其中去雜合溫度大於雜合溫度，且雜合溫度小於或等於受體與目標物質的T
m值。
依照本發明的一實施例所述，至少一反應電極為多個反應電極，且多個反應電極彼此間隔設置。
依照本發明的一實施例所述，更包括多個開關電路。每一反應電極連接至對應的開關電路。
依照本發明的一實施例所述，至少一反應電極間隔地設置於電晶體的閘極端上方。
依照本發明的一實施例所述，至少一反應電極與電晶體的閘極端形成於同一平面。
依照本發明的一實施例所述，電晶體包括高速電子遷移率場效電晶體、矽基場效電晶體、奈米線場效電晶體、奈米碳管場效電晶體、石墨烯場效電晶體或二硫化鉬場效電晶體。
依照本發明的一實施例所述，受體包括抗體、適體或其組合。
依照本發明的一實施例所述，至少一反應電極與受體相互鍵結的表面是由金所構成。
依照本發明的一實施例所述，目標物質包括去氧核醣核酸（DNA）、核醣核酸（RNA）或其組合。
基於上述，在本發明所提出的感測裝置及生物檢測方法中，由於反應電極相對於電晶體的閘極端而與電晶體彼此間隔設置，並且當施加電壓於反應電極時，反應電極與電晶體的閘極端之間的電場大於或等於1毫伏特/公分，使得感測裝置具有低偵測極限及高靈敏度的特性。此外，由於受體可專一性地結合欲檢測之目標物質，故感測裝置對於欲量測之目標物質具高選擇性。
為讓本發明的上述特徵和優點能更明顯易懂，下文特舉實施例，並配合所附圖式作詳細說明如下。
以下將參照本實施例之圖式以更全面地闡述本發明。然而，本發明亦可以各種不同的形式體現，而不應限於本文中所述之實施例。圖式中的層與區域的厚度會為了清楚起見而放大。相同或相似之參考號碼表示相同或相似之元件，以下段落將不再一一贅述。另外，實施例中所提到的方向用語，例如：上、下、左、右、前或後等，僅是參考附加圖式的方向。因此，使用的方向用語是用來說明並非用來限制本發明。
圖1為依照本發明一實施例的感測裝置的側視示意圖。圖2為依照本發明另一實施例的感測裝置的俯視示意圖。
請參照圖1，感測裝置100包括電晶體102、至少一反應電極104以及受體106。在一些實施例中，感測裝置100可應用於檢測溶液中的DNA或是RNA的含量，但本發明不以此為限。在其他實施例中，感測裝置100也可用來檢測其他生物標的（Bio-target）的含量。
電晶體102可包括基體108、源極端110、汲極端112、半導體層114和閘極端116。電晶體102例如是高速電子遷移率場效電晶體（high electron mobility transistor；HEMT）、矽基場效電晶體、奈米線場效電晶體、奈米碳管場效電晶體、石墨烯場效電晶體或二硫化鉬場效電晶體。
半導體層114位於基體108上。基體108的材料例如是矽、藍寶石（sapphire）或其組合。半導體層114的材料例如是氮化鎵（GaN）、氮化鋁銦（AlInN）、氮化鋁鎵（AlGaN）或其組合。在一些實施例中，電晶體102為高速電子遷移率場效電晶體，其半導體層114是由氮化鎵層118以及位於其上的氮化鋁銦層120所構成，如此可藉由氮化鎵層118以及氮化鋁銦層120之間具有低維異質結構界面，使得電晶體102具有卓越的載子傳輸特性。在另一些實施例中，也可使用如AlGaN等具有壓電特性的其他材料來替換氮化鋁銦層120。也就是說，在半導體層114中，氮化鎵層118上所形成的層之材料並不限於AlInN，亦可使用其他具有壓電特性的材料。在一些實施例中，氮化鋁銦層120的尺寸小於氮化鎵層118。換言之，氮化鎵層118的部分頂面被暴露出來，而與位於其上之源極端110和汲極端112接觸。在一些實施例中，可藉由物理氣相沉積（PVD）或化學氣相沉積（CVD）等方法，以於基體108上形成半導體層114。
源極端110和汲極端112位於半導體層114上，且閘極端116位於源極端110和汲極端112之間。在一些實施例中，源極端110和汲極端112分別位於氮化鋁銦層120的相對兩側壁上以及氮化鎵層118的頂面上。在一些實施例中，源極端110與汲極端112的材料可包括一種或一種以上的導電材料，所述導電材料可例如是金屬材料、金屬化合物或其組合。金屬材料可例如是Ti、Al、Ni、Au、W或其組合；金屬化合物可例如TiN、TiW、TiWN、WN或其組合。源極端110與汲極端112的形成方法可例如是化學氣相沈積法、物理氣相沈積法或其他適當的形成方法。
反應電極104相對於電晶體102的閘極端116而與電晶體102彼此間隔設置，並且反應電極104與閘極端116無電連接。在一些實施例中，當施加電壓於反應電極104時，反應電極104與電晶體102的閘極端116之間會產生一電場F。在一些實施例中，電場F大於或等於1毫伏特/公分（F≧1 mV/cm）。如此一來，當所施加的電場F在上述範圍內，感測裝置100可超越能斯特（Nernst）極限，使其具有更低的偵測極限及更高的靈敏度。除此之外，在一些實施例中，反應電極104可包括反應層122、氮化矽層124和基底126。
反應層122相對於電晶體102的閘極端116而與電晶體102彼此間隔設置於電晶體102的閘極端116上方。在一些實施例中，反應層122可包括金屬、奈米材料或導電高分子等材料，以提升感測裝置100的靈敏度、偵測極限、穩定性或是選擇性。舉例來說，反應層122可含有奈米顆粒或是奈米碳管，以增進生物檢測的靈敏度或偵測極限；反應層122也可由金（Au）所構成（亦即反應電極104與受體106相互鍵結的表面是由金所構成），如此可藉由金與受體106易產生鍵結的特性，使得受體106能穩定地鍵結於反應電極104上，藉此提升感測裝置100的穩定性。
氮化矽層124位於反應層122和基底126之間。如此一來，在進行檢測時，氮化矽層124可阻隔反應層122於檢測時所產生的電子傳遞至基底126上，以降低量測的誤差值。基底126的材料例如是矽，但本發明不以此為限。
在一些實施例中，反應電極104可以是由兩個結構相同的第一子電極104a與第二子電極104b彼此相對地連接所構成，例如第一子電極104a是以反應層122遠離基底126的方向設置於玻璃基板128上，且第一子電極104a與玻璃基板128的高度和大於電晶體102的高度。之後，再將第二子電極104b的反應層122與第一子電極104a的反應層122彼此相連接，並使第二子電極104b的反應層122凸伸出第一子電極104a，而使第二子電極104b的反應層122位於電晶體102的閘極端116上方，並使第二子電極104b的反應層122與閘極端116之間形成間隙間隔，亦即，反應電極104間隔地設置於電晶體102的閘極端116上方。在另一些實施例中，反應電極104也可以一體成型的方式所構成。
受體106鍵結於至少一反應電極104上。如此可藉由受體106具有可專一性地結合欲檢測之目標物質的特性，使得所欲檢測之目標物質與反應電極104上的受體106結合，以降低待測溶液134中其他干擾物質的影響，進而讓感測裝置100對欲量測之目標物質具高選擇性。受體106可鍵結於整個反應電極104上或是鍵結於部分反應電極104上，本發明不以此為限。受體106可例如是抗體、適體或其組合。在一些實施例中，受體106可以是DNA探針（DNA probe）、單股DNA探針（ssDNA probe）或其組合。在一些實施例中，當目標物質為DNA的情況下，受體106為DNA探針；當目標物質為RNA的情況下，受體106為單股DNA探針，但本發明不以此為限，依據不同的目標物質可選用其他適合的受體，只要目標物質可與對應的受體專一性地結合即可。RNA可為小分子核糖核酸（microRNA, miRNA），例如miR-126、miR-21或miR-208a。
在一些實施例中，還可選擇性地於源極端110和汲極端112的頂面和側壁上覆蓋保護層130，以提升電晶體102的穩定性。保護層130的材料可以是光阻材料（例如SU8）。
圖2為依照本發明另一實施例的感測裝置的俯視示意圖。圖2所示之感測裝置200相似於圖1所示之感測裝置100，其不同之處在於反應電極104與電晶體102的閘極端116位於同一平面，且形成於電晶體102的氮化鎵層118上的是氮化鋁鎵層，其他相同或相似之構件已於上述進行詳盡的描述，於此不再重複贅述。
請參照圖2，感測裝置200是藉由延伸電晶體102的基體108，並將反應電極104設置於基體108上，以使反應電極104可與電晶體102的閘極端116位於同一平面並間隔相對設置。在此實施例中，受體106覆蓋於部分的反應電極104上，且源極端110與汲極端112分別藉由線路136連接之外部電子元件（未繪示）。
圖3為依照本發明又一實施例的感測裝置的俯視示意圖。圖3所示之感測裝置300相似於圖2所示之感測裝置200，其不同之處在於感測裝置300具有多個反應電極104，且多個反應電極104彼此間隔設置於基體108上，其他相同或相似之構件已於上述進行詳盡的描述，於此不再重複贅述。
請參照圖3，感測裝置300包括多個反應電極104，其中受體106鍵結於反應電極104上，且多個反應電極104對應至同一個電晶體102。如此一來，感測裝置300可同時對同種或是不同種之目標物質進行多次檢測，不僅可提升檢測結果之信賴度，也可降低檢測所需的時間。除此之外，由於多個反應電極104共用同一個電晶體102，其僅需更換使用後的反應電極104即可進行下一次檢測，使得檢測所需的費用能夠降低。在一些實施例中，感測裝置300還包括多個開關電路132，每一反應電極104與相對應的開關電路132連接，如此可選擇性地控制所欲使用之反應電極104，使得感測裝置300適合應用於各種量測方法，例如在不同時間下對同樣的目標物質進行檢測，以觀察其濃度與時間的變化量。在一些實施例中，開關電路132位於反應電極104的相對兩側。位於反應電極104一側的開關電路132連接至閘極電壓Vg；而位於反應電極104另一側的開關電路132連接至閘極端116。此外，在進行量測時，電晶體102的源極端110接地，並對汲極端112施加汲極電壓Vd。
本發明亦提出一種生物檢測方法，以下將使用上述實施例的感測裝置100進行生物檢測，但本發明不以此為限。在其他實施例中也可使用上述其他實施例的感測裝置200、300進行生物檢測。此外，上述感測裝置100中各構件之連接關係、材料、製程及功效已於前文中進行詳盡地描述，故於下文中不再重複贅述。
請繼續參照圖1，生物檢測方法包括如下步驟。首先，提供感測裝置100，其中感測裝置100包括電晶體102、反應電極104及受體106。反應電極104相對於電晶體102的閘極端116而與電晶體102彼此間隔設置，且受體106鍵結於反應電極104上。
接著，將待測溶液134放置於反應電極104上，使得待測溶液134中能與受體106產生反應的目標物質結合於其上。待測溶液134的體積並不特別限制，只要可與反應電極104和電晶體102的半導體層114或是閘極端116接觸即可（如圖1所示）。在一些實施例中，在待測溶液134放置於反應電極104之前，還可選擇性地對待測溶液134進行前處理製程，以降低待測溶液134中的干擾物質。
之後，可於室溫的環境下，施加電壓於反應電極104，以使反應電極104與電晶體102的閘極端116之間產生電場F，並量測運算自電晶體產102生的電流，以得到待測溶液134中的目標物質的含量。在一些實施例中，可藉由施加可調變脈波寬度與高度的脈波電壓於鍵結有受體的反應電極104，使得反應電極104與間隔設置的閘極端116產生壓差並具有電容效應，而能克服屏蔽效應，進而讓感測裝置100可直接於高鹽濃度下量測目標物質的濃度。另外，脈波電壓的脈波寬度與高度的大小可依據使用者所欲分析的檢測時間及檢測所需的電壓大小進行調整。舉例來說，所施加的電壓可為單一脈波（汲極電壓=2V；閘極電壓=0.5V；閘極脈波寬度=0.5 μs）或是雙相脈波（汲極電壓=2V；閘極電壓=0.5V；閘極循環脈波寬度=1 ms）。在一些實施例中，電場F大於或等於1毫伏特/公分（F≧1 mV/cm）。如此一來，當所施加的電場F在上述範圍內，感測裝置100可超越能斯特（Nernst）極限，使其具有更低的偵測極限及更高的靈敏度。
在一些實施例中，將待測溶液134放置於反應電極104上之後，在一雜合溫度（hybridization temperature）下，使目標物質與受體106進行雜合反應，如此可進一步提升目標物質結合於受體106上的效率。舉例來說，雜合溫度可小於或等於受體106與目標物質的T
m值。此外，待雜合反應完成之後，可將溫度調降回室溫進行檢測。在本實施例中，雜合溫度為52℃，此溫度略小於受體106與目標物質的T
m值，但本發明不以此為限，在其他實施例中可依據不同的目標物質與相對應的受體106調整為其他適當的溫度。
在一些實施例中，在施加電壓於反應電極104之後（即完成檢測後），可在一去雜合溫度（dehybridization temperature）下，使目標物質與受體106進行去雜合反應，藉此讓目標物質從受體106上脫離，使得感測裝置100能夠進行下一次的生物檢測。在一些實施例中，去雜合溫度可大於雜合溫度或是T
m值。在本實施例中，去雜合溫度為95℃，但本發明不以此為限，可依據不同的目標物質與相對應的受體106調整為其他適當的溫度。
在一些實施例中，可選擇性地對所量測運算自電晶體產生的電流進行轉換，例如將檢測電流相對該脈波寬度進行積分轉換，此時即為對電流與時間進行積分，而可得知特定時間於電晶體102的源極端110所累積的總電荷量（total charge）。
基於上述實施例可知，上述實施例所提出的感測裝置及生物檢測方法中，由於反應電極相對於電晶體的閘極端而與電晶體彼此間隔設置，並且當施加電壓於反應電極時，反應電極與電晶體的閘極端之間的電場大於或等於1毫伏特/公分，使得感測裝置具有低偵測極限及高靈敏度的特性。此外，由於受體可專一性地結合欲檢測之目標物質，故感測裝置對於欲量測之目標物質具高選擇性。
以下，藉由實驗例來詳細說明本發明所提出的生物檢測方法及其特性，然而，下述實驗例並非用以限制本發明。
實驗例
實驗1及實驗2是以感測裝置200為示範性實施例進行生物檢測，但本發明並不以此為限。
實驗
1
圖4A為實驗1中以本發明一實施例的感測裝置對不同濃度的DNA進行檢測所得之電流對時間的曲線圖。圖4B為對圖4A所示之曲線圖進行積分處理後所獲得之總電荷對時間的關係圖。圖4C為實驗1中以本發明一實施例的感測裝置對不同濃度的DNA進行檢測所得之電荷對DNA濃度的關係圖。
要說明的是，為了確保受體確實鍵結於反應電極的電極本體上，因此，在進行量測之前，會先進行如下量測，以確認受體確實鍵結於反應電極的電極本體的表面上。
首先，取磷酸鹽緩衝溶液（PBS）滴至反應電極與基體上，且使緩衝溶液覆蓋且連結反應電極的電極本體與基體的閘極端，並施加電壓於該反應電極上，量測電晶體的源極端而得到一由磷酸鹽緩衝溶液所貢獻的電流值（如圖4A所標示的PBS）。接著，移除磷酸鹽緩衝溶液，再將受體（例如DNA探針）滴至反應電極的電極本體上，使受體鍵結於反應電極上，隨後再於反應電極與基體之間滴上磷酸鹽緩衝溶液，並施以上述相同條件的電壓於反應電極上，量測電晶體的源極端而得到由受體所貢獻的電流值（如圖4A所標示的Probe）。請參照圖4A，受體所貢獻的電流值（Probe）與磷酸鹽緩衝溶液（PBS）所貢獻的電流值不同，因此，可判定受體確實鍵結於反應電極上。
實驗1中所使用的待測溶液是於TE緩衝液（Tris-ethylenediaminetetraacetic buffer, TE buffer）中配製不同濃度的DNA，其中DNA於TE緩衝液中的濃度分別為1 fM、10 fM和100 fM。實驗結果顯示於圖4A至圖4C。
請參照圖4A和圖4B，在相同的時間下，隨著DNA的濃度越來越高，感測裝置所測得之電流（或總電荷量）也有明顯的變化。圖4C為截取圖4B中相同時間下之不同DNA濃度的總電荷量，以顯示總電荷量對濃度的關係圖。如圖4C所示，本實施例的感測裝置對於DNA的偵測極限（detection limit）為1 fM，且相對於未含有DNA的待測溶液（可參照圖4A或圖4B所標示的Probe）具有良好的信號雜訊比（signal-to-noise ratio, SNR）。由此可知，本實施例的感測裝置可準確地測量到極低濃度的DNA，故即便對待測溶液進行稀釋來排除干擾因素，亦能精準地量測DNA的濃度變化。
實驗
2
圖5A為實驗2中以本發明一實施例的感測裝置對不同濃度的RNA進行檢測所得之電流對時間的曲線圖。圖5B為對圖5A所示之曲線圖進行積分處理後所獲得之總電荷對時間的關係圖。圖5C為實驗2中以本發明一實施例的感測裝置對不同濃度的DNA進行檢測所得之總電荷對DNA濃度的關係圖。
要說明的是，為了確保受體確實鍵結於反應電極的電極本體上，因此，在進行量測之前，會先進行如下量測，以確認受體確實鍵結於反應電極的電極本體的表面上。
首先，取磷酸鹽緩衝溶液（PBS）滴至反應電極與基體上，且使緩衝溶液覆蓋且連結反應電極的電極本體與基體的閘極端，並施加電壓於該反應電極上，量測電晶體的源極端而得到一由磷酸鹽緩衝溶液所貢獻的電流值（如圖5A所標示的PBS）。接著，移除磷酸鹽緩衝溶液，再將受體（例如單股DNA探針）滴至反應電極的電極本體上，使受體鍵結於反應電極上，隨後再於反應電極與基體之間滴上磷酸鹽緩衝溶液，並施以上述相同條件的電壓於反應電極上，量測電晶體的源極端而得到由受體所貢獻的電流值（如圖5A所標示的Probe）。請參照圖5A，受體所貢獻的電流值（Probe）與磷酸鹽緩衝溶液（PBS）所貢獻的電流值不同，因此，可判定受體確實鍵結於反應電極上。
實驗2中所使用的待測溶液是於TE緩衝液（Tris-ethylenediaminetetraacetic buffer, TE buffer）中配製不同濃度的RNA（在此實驗中是使用miR-208a），其中RNA於TE緩衝液中的濃度分別為1 fM、10 fM、50 fM和100 fM。實驗結果顯示於圖5A至圖5C。
請參照圖5A和圖5B，在相同的時間下，隨著RNA的濃度越來越高，感測裝置所測得之電流（或總電荷量）也有明顯的變化。圖5C為截取圖5B中相同時間下之不同RNA濃度的總電荷量，以顯示總電荷量對濃度的關係圖。如圖5C所示，本實施例之感測裝置對於RNA的偵測極限（detection limit）為1 fM，且相對於未含有RNA之待測溶液（可參照圖5A或圖5B所標示的Probe）具有良好的信號雜訊比（signal-to-noise ratio, SNR）。由此可知，本實施例的感測裝置可準確地測量到極低濃度的RNA，故即便對待測溶液進行稀釋來排除干擾因素，亦能精準地量測RNA的濃度變化。
綜上所述，上述實施例所提出的感測裝置及生物檢測方法中，由於反應電極相對於電晶體的閘極端而與電晶體彼此間隔設置，並且當施加電壓於反應電極時，反應電極與電晶體的閘極端之間的電場大於或等於1毫伏特/公分，使得感測裝置具有低偵測極限及高靈敏度的特性。此外，由於受體可專一性地結合欲檢測之目標物質，故感測裝置對於欲量測之目標物質具高選擇性。
雖然本發明已以實施例揭露如上，然其並非用以限定本發明，任何所屬技術領域中具有通常知識者，在不脫離本發明的精神和範圍內，當可作些許的更動與潤飾，故本發明的保護範圍當視後附的申請專利範圍所界定者為準。
100、200、300：感測裝置 102：電晶體 104：反應電極 104a：第一子電極 104b：第二子電極 106：受體 108：基體 110：源極端 112：汲極端 114：半導體層 116：閘極端 118：氮化鎵層 120：氮化鋁銦層 122：反應層 124：氮化矽層 126：基底 128：玻璃基板 130：保護層 132：開關電路 134：待測溶液 136：線路 Vg：閘極電壓 Vd：汲極電壓
圖1為依照本發明一實施例的感測裝置的側視示意圖。 圖2為依照本發明另一實施例的感測裝置的俯視示意圖。 圖3為依照本發明又一實施例的感測裝置的俯視示意圖。 圖4A為實驗1中以本發明一實施例的感測裝置對不同濃度的DNA進行檢測所得之電流對時間的曲線圖。 圖4B為對圖4A所示之曲線圖進行積分處理後所獲得之總電荷對時間的關係圖。 圖4C為實驗1中以本發明一實施例的感測裝置對不同濃度的DNA進行檢測所得之總電荷對DNA濃度的關係圖。 圖5A為實驗2中以本發明一實施例的感測裝置對不同濃度的RNA進行檢測所得之電流對時間的曲線圖。 圖5B為對圖5A所示之曲線圖進行積分處理後所獲得之總電荷對時間的關係圖。 圖5C為實驗2中以本發明一實施例的感測裝置對不同濃度的DNA進行檢測所得之總電荷對DNA濃度的關係圖。
Claims (20)
- 一種感測裝置，包括： 電晶體，包括閘極端、源極端、汲極端和半導體層，其中所述源極端和所述汲極端位於所述半導體層上，且所述閘極端位於所述源極端和所述汲極端之間； 至少一反應電極，相對於所述電晶體的所述閘極端而與所述電晶體彼此間隔設置；以及 受體，鍵結於所述至少一反應電極上， 其中當施加電壓於所述至少一反應電極時，所述至少一反應電極與所述電晶體的所述閘極端之間的電場為F，且F≧1毫伏特/公分。
- 如申請專利範圍第1項所述的感測裝置，其中所述至少一反應電極為多個反應電極，且所述多個反應電極彼此間隔設置。
- 如申請專利範圍第2項所述的感測裝置，更包括： 多個開關電路，每一反應電極與相對應的開關電路連接。
- 如申請專利範圍第1項所述的感測裝置，其中所述至少一反應電極間隔地設置於所述電晶體的所述閘極端上方。
- 如申請專利範圍第1項所述的感測裝置，其中所述至少一反應電極與所述電晶體的所述閘極端位於同一平面。
- 如申請專利範圍第1項所述的感測裝置，其中所述電晶體包括高速電子遷移率場效電晶體、矽基場效電晶體、奈米線場效電晶體、奈米碳管場效電晶體、石墨烯場效電晶體或二硫化鉬場效電晶體。
- 如申請專利範圍第1項所述的感測裝置，其中所述受體包括抗體、適體或其組合。
- 如申請專利範圍第1項所述的感測裝置，其中所述至少一反應電極與所述受體相互鍵結的表面是由金所構成。
- 一種生物檢測方法，包括： 提供感測裝置，其中所述感測裝置包括電晶體、至少一反應電極及受體，所述至少一反應電極相對於所述電晶體的閘極端而與所述電晶體彼此間隔設置，且所述受體鍵結於所述至少一反應電極上； 將待測溶液放置於所述至少一反應電極上，其中所述待測溶液中能與所述受體產生反應的目標物質結合於所述受體上；以及 施加電壓於所述至少一反應電極，以使所述至少一反應電極與所述電晶體的所述閘極端之間產生電場，並量測運算自所述電晶體產生的電流，以得到所述待測溶液中的所述目標物質的含量， 其中所述電場為F，且F≧1毫伏特/公分。
- 如申請專利範圍第9項所述的生物檢測方法，更包括： 將待測溶液放置於所述至少一反應電極上之後，在雜合溫度下，使所述目標物質與所述受體進行雜合反應。
- 如申請專利範圍第10項所述的生物檢測方法，更包括： 在施加電壓於所述至少一反應電極之後，在去雜合溫度下，使所述目標物質與所述受體進行去雜合反應。
- 如申請專利範圍第11項所述的生物檢測方法，其中所述去雜合溫度大於所述雜合溫度，且所述雜合溫度小於或等於所述受體與所述目標物質的T m值。
- 如申請專利範圍第9項所述的生物檢測方法，其中所述至少一反應電極為多個反應電極，且所述多個反應電極彼此間隔設置。
- 如申請專利範圍第13項所述的生物檢測方法，更包括： 多個開關電路，每一反應電極連接至對應的開關電路。
- 如申請專利範圍第9項所述的生物檢測方法，其中所述至少一反應電極間隔地設置於所述電晶體的所述閘極端上方。
- 如申請專利範圍第9項所述的生物檢測方法，其中所述至少一反應電極與所述電晶體的所述閘極端形成於同一平面。
- 如申請專利範圍第9項所述的生物檢測方法，其中所述電晶體包括高速電子遷移率場效電晶體、矽基場效電晶體、奈米線場效電晶體、奈米碳管場效電晶體、石墨烯場效電晶體或二硫化鉬場效電晶體。
- 如申請專利範圍第9項所述的生物檢測方法，其中所述受體包括抗體、適體或其組合。
- 如申請專利範圍第9項所述的生物檢測方法，其中所述至少一反應電極與所述受體相互鍵結的表面是由金所構成。
- 如申請專利範圍第9項所述的生物檢測方法，其中所述目標物質包括去氧核醣核酸、核醣核酸或其組合。
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