水污染物的实时检测的制作方法

相关申请的交叉引用

本申请要求2014年8月1日提交的美国申请第62/032,280号的优先权，其通过引用结合到本文中来。

关于联邦基金的陈述

本发明在由美国科学基金会(nationalsciencefoundation)颁发的准予号0968887下在政府支持下完成。政府在本发明中拥有一定的权利。

背景

获取清洁水是对工程技术的重大挑战之一。汞及其化合物由于其高毒性和对人类健康的危险性而位列主要的水污染物。即使微量的汞摄入也可引起人体急性或慢性损伤。此外，汞及其衍生物也对生态系统造成不利影响。因此，重要的是研发高效且有效地检测其在水系统中的存在(特别是以无害水平存在)的方法。许多其他污染物对获取清洁水提出挑战。

一般而言，基于fet的生物传感器为对其生物环境的改变作出响应且将该响应转化成可读取的信号的装置。已经使用基于fet的生物传感器来检测生物分子(诸如dna和单细菌(single-bacterium))以及生物条件(诸如ph)。在样品中的水污染物的检测提供对于研究和商业应用(诸如监测环境污染或供水系统)有价值的信息。

概述

在一个实施方案中，本发明提供用于检测在含水环境中的目标物的场效应晶体管传感器，其包括：涂有钝化层的还原的氧化石墨烯层；与钝化层接触的一个或多个金纳米颗粒；和结合到所述一个或多个纳米颗粒的至少一个探针；其中所述纳米颗粒为离散的纳米颗粒。

在另一个实施方案中，本发明提供维持在基于场效应晶体管的水传感器中的电子稳定性的方法，其包括用氧化铝层涂布还原的氧化石墨烯层，其中所述氧化铝层为约1-约5纳米厚。

在又一个实施方案中，本发明提供检测在含水样品中的目标物的方法，其包括：使含水样品与根据本发明的传感器接触；施用电流到所述传感器；和检测电特性的变化。

通过考虑详述和附图将显而易见本发明的其他方面。

附图简述

图1a-b示出基于fet的生物传感器的示意图。

图2a-e在(a)和(b)中示出了横跨电极间隙的trmgo片的sem图像。在硅片上的trmgo的afm数据(tapping模式)；在横截面积上同一区的(c)高度和(d=d)相图(phaseimage)。短划线表示trmgo的扫描迹线。(e)通过从裸硅片扫描到trmgo获得的trmgo的高度曲线。

图3a-d在(a)中示出了在sio2/si基材上的trmgo的feti-v曲线(isd=100mv)。插图示出了桥接电极间隙的单层go片的sem图像。(b)在以1v的间隔从-2至2v的不同底栅电压vg下trmgofet装置的isd-vsd输出特征。(c)起皱的gofet装置的feti-v曲线。插图示出横跨电极间隙的起皱的go的sem图像。(d)多层gofet装置的feti-v曲线。插图示出横跨电极间隙的多层go片的sem图像。

图4a-d在(a)中示出了在引入不同浓度的大肠杆菌细胞时isd的典型的栅电压依赖性(vsd=0.1v)。(b)暴露于用于在trmgofet装置中的特异性结合的不同浓度的大肠杆菌细胞的装置的动态响应。(c)在trmgofet装置(没有抗大肠杆菌抗体探针)中的非特异性结合。(d)trmgofet装置的校准曲线(灵敏度s=δi/i0vs.浓度)。误差条经由多次测量获得。

图5示出传感器响应大肠杆菌o157:h7(10⁴cfu/ml)、大肠杆菌dh5α(10⁴cfu/ml)和dickeyadadantii3937(10⁴cfu/ml)的灵敏度的比较。误差条经由多次测量获得。

图6a-b示出横跨叉指电极的go片的sem图像(a)和用tga-aunp装饰(decorate)的rgo片的sem图像(b)。

图7a-b示出暴露于水(黑色)和10^-5mhg²⁺离子(红色)溶液的rgo/tga-aunp混合传感器的ids-vds(a)和ids-vgs特征(b)(在0.01v漏电压下)。

图8示出rgo/tga-aunp混合传感器对2.5×10^-8m-1.42×10^-5m的hg²⁺离子浓度的动态响应(灵敏度vs.时间)。

图9示出rgo/tga-aunp混合传感器对2.5×10^-8m-1.42×10^-5m的na⁺和ca²⁺浓度没有显示出明显响应。

图10示出对各种单独的金属离子：zn²⁺、cd²⁺和fe³⁺的响应。

图11示出具有tga修饰的rgo装置对pb²⁺的动态响应(灵敏度vs.时间)。

图12示出具有tga修饰的rgo装置对cu²⁺的动态响应(灵敏度vs.时间)。

图13a-d示出在sio2/si基材上的传感器的fet曲线(isd=100mv)：(a)裸rgofet传感器；(b)具有al2o3膜涂层的rgofet；(c)具有aunp涂层的rgo/al2o3；(d)没有al2o3膜涂层的rgo/aunpfet装置。

图14a-g示出rgo/al2o3/dna传感器对hg²⁺(a)及其他常见金属离子：(b)na⁺、(c)fe³⁺、(d)ca²⁺、(e)pb²⁺和(f)cd²⁺的动态响应。(g)传感器灵敏度(相对电阻变化，%)vs.不同金属离子浓度。对于所有测量，vds=0.1v且vg=0v。

图15示出用于检测蛋白(大肠杆菌抗体和抗生物素蛋白)的rgo/al2o3/dna传感器的传感数据。

图16示出用于检测hg±的rgo/al2o3传感器(没有aunp装饰)的动态响应。

图17a-b示出传感器平台的干扰试验。暴露于包含hg²⁺的混合金属离子(a)和没有hg²⁺的混合金属离子(b)的rgo/al2o3/dnafet装置的动态响应。

图18示出用于检测在自来水中的hg²⁺的rgo/al2o3/dna传感器的性能。

图19示出在基于rgo的场效应晶体管(fet)电极上在有和没有al2o3绝缘层的情况下的检测的比较。

图20示出在基于rgo的fet电极上在有和没有al2o3绝缘层的情况下的灵敏度比较。

图21示出在基于rgo的fet电极上在有和没有al2o3绝缘层的情况下的传感器性能衰减比较。

图22示出来自fet型基于rgo的水传感器响应hg²⁺浓度变化的实时响应。

图23示出，与去离子水相比较，在自来水中rgo/al2o3/dna传感器的传感性能。

图24a-d示出改变al2o3层的厚度的影响。

发明详述

在详细解释本发明的任何实施方案之前，应理解，本发明在其应用方面不受限于以下说明书中所阐述或以下附图中所说明的构造和部件布置的细节。本发明能够有其他实施方案且能够以多种方式实践或进行。同样，应理解，本文使用的措辞和术语是出于描述的目的且不应认为是限制性的。

本文使用的“包括”、“包含”或“具有”及其变体旨在涵盖其后所列项和其等价物以及另外的项。除非另外指定或限制，否则术语“安装”、“连接(connect)”、“支撑”和“联接(couple)”及其变体以广义使用且涵盖直接和间接安装、连接、支撑和联接两者。另外，“连接”和“联接”不局限于物理或机械连接或联接。

除非在本文中另外指出，否则数值范围的叙述在本文中只是想作为单个地提到落入该范围内的每个单独值的简化方法，并且每个单独值都结合到本说明书中，就如同在本文中单个地叙述一样。除非在本文中另外指出或除非在上下文中有明显矛盾之处，否则本文所述的所有方法都可以合适的顺序执行。使用本文中提供的任何和所有实施例或例示性语言(例如，“诸如”)仅意欲更好地说明本发明，且除非另外要求，否则并不对本发明的范围施加限制。在本说明书中的任何语言都不应该被视为指出任何未要求保护的要素对于实施本发明是必不可少的。

还应该理解，本文叙述的任何数值范围包括自下限值到上限值的所有值。例如，如果将浓度范围陈述为1%-50%，则意图在于诸如2%-40%、10%-30%或1%-3%等的值明确列举在本说明书中。这些仅仅是具体意指的实例，且在所列举的最低值与最高值之间且包括最低值和最高值的数值的所有可能的组合被视为在本申请中明确陈述。

另外，不承认在本说明书中引用的包括任何专利或专利文献的任何参考文献构成现有技术。特别是，应当理解，除非另有说明，否则本文中提到任何文献并不构成承认这些文献中的任一个在美国或任何其他国家形成在本领域公知常识的一部分。参考文献的任何论述陈述了其作者的主张，且申请人保留挑战本文引用的任何文献的准确性和相关性的权利。

使用纳米材料电检测生物分子常常可实现高灵敏度，因为纳米材料对在周围环境中的电子扰动极度灵敏。已经使用碳纳米管(cnt)和基于cnt的场效应晶体管(fet)生物传感器来检测蛋白结合和dna杂交事件。尽管基于cnt的fet是用于具有高灵敏度的生物传感器的有前途的候选物，但是装置灵敏度仍然受cnt的表面积和电性质限制。所制造的cnt由半导管和金属管两者组成，且没有生产纯半导电管或金属管的可用方法。管性质的变化导致装置具有改变的特性和性能，这是基于cnt的fet可靠性的障碍。

石墨烯，以二维蜂巢晶格形式的碳原子的单层，由于其独特的物理性质而在生物物类的电检测中具有潜在的应用。基于石墨烯的片是平的且横向尺寸大，这使得其容易地用于装置制造(例如，使得与电极电接触)。与cnt相比较，基于石墨烯的片具有较高的载流子迁移率和比表面积，这增强了传感器性能。已经探索了将石墨烯用于各种应用。例如，制造大尺寸石墨烯膜fet用于电检测dna杂交；将氧化石墨烯(go)用于单细菌和无标记dna传感器，且将电解质-栅石墨烯fet用于电检测ph。尽管石墨烯用于生物传感应用有稀疏的证明，但是并未报道基于石墨烯的fet用于检测蛋白结合(例如，抗体与抗原的结合)事件。已经表明将蛋白直接固定在cnt或氧化石墨烯上的方法不稳定且附着的蛋白可经由在生物传感器制造期间频繁使用的简单洗涤过程容易地除去。这产生了不期望的效果，诸如传感器的装置可靠性/可重复性差以及非特异性。

本公开涉及基于场效应晶体管(fet)的生物传感器及其用途，且具体而言，涉及使用用纳米颗粒-探针缀合物修饰的基于石墨烯的片的基于fet的生物传感器。证明了所公开的还原的go(rgo)片基于fet的生物传感器在检测污染物方面出乎意料地优异，尽管还原的go的电子性质不如纯石墨烯的电子性质好。

本公开还提供实时检测水污染物的可靠方法。在一个实施方案中，本发明提供在基于石墨烯的生物传感器中固定探针的方法和避免非特异性探针固定在基于石墨烯的片上且同时经由稳固的纳米颗粒提供对探针的稳定结合的方法。经由纳米颗粒固定探针允许将探针更稳定地连接到纳米结构。更稳定的连接提供了传感器改善的装置可靠性/可重复性和改善的特异性。

一方面，本公开提供场效应晶体管传感器，其包括涂有钝化层的还原的氧化石墨烯层；与钝化层接触的金纳米颗粒；和与金纳米颗粒结合的探针。

一方面，本发明提供具有hg²⁺依赖性dna作为探针的基于rgofet的传感器。可采用在rgo上的al2o3层将分析物与导电沟槽材料分离。所述装置在水下环境中对于hg²⁺的实时检测表现出良好的电子稳定性、优异的检测下限(例如，约1nm)和高灵敏度。

在一些实施方案中，所述钝化层可包含铝、锌、钛、硅或其氧化物或氮化物，或者合成树脂，诸如但不限于聚甲基丙烯酸甲酯、聚酯、聚苯乙烯、聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚碳酸酯、聚偏二氯乙烯或三乙酸酯。例如，所述钝化层可包含氧化铝。合适地，所述钝化层为约1-约5纳米厚。在某些实施方案中，所述钝化层为约3纳米厚。

在沉积超薄的1nmal2o3的情况下，所述装置可仅被不连续的al2o3岛覆盖。在那种情形下，1nmal2o3层仅仅起到钝化rgo表面的作用，而不能完全保护rgo以免游离金属离子的吸附。因此，1nm厚层的沉积可产生较低的灵敏度。传感器性能可能根据实际需要通过简单地沉积具有变化厚度的al2o3钝化层并控制钝化膜的均匀性而进一步增强。例如，较好的检测下限可通过恰当地调节al2o3的厚度以增强对传感器装置的门电子效应而潜在地实现。

在一些实施方案中，所述纳米颗粒为离散的纳米颗粒，即，所述纳米颗粒的面密度小于单层。所述纳米颗粒可均匀地分布在传感器上。合适地，所述纳米颗粒充分地间隔开，使得在所述纳米颗粒之间不存在电通信。在一些实施方案中，所述纳米颗粒可为约3-约5纳米大小。在一些实施方案中，所述纳米颗粒具有约5-约10纳米的颗粒间间距。合适地，所述纳米颗粒可具有约8纳米的颗粒间间距。

所公开的基于fet的传感器可含有多于一个探针。在一些实施方案中，所公开的基于fet的传感器可含有允许检测在单一样品中的多于一种目标物的多个探针。例如，多个电极对可沉积到一个传感芯片上，rgo和al2o3可沉积在电极对的每一个上，且各电极对用探针标记。

在一些实施方案中，每个电极对具有其自己的信号获得通道。当水经过传感器表面时，如果电极对之一显示信号，则可确定相应的污染物。如果多个电极对显示信号，则在水中存在多种污染物。

在一些实施方案中，与所述纳米颗粒缀合的探针可包括蛋白、核酸分子、微生物和低分子量的有机化合物。实例包括但不限于巯基乙酸(tga)、谷胱甘肽(gsh)、半胱氨酸(cys)、二硫苏糖醇(dtt)、5-[1,2]dithi5-[1,2]二硫杂环戊烷-3-基-戊酸[2-(4-氨基-苯基)乙基]酰胺(dpaa)、铁蛋白和锡有机受体。本领域普通技术人员之一将能够针对所期望的目标物确定适合的探针。

根据试验的具体目的，所述目标物可为任何来源，包括天然、农业、水处理工艺；人类或动物造成的或微生物(例如，病毒、原核和真核生物，包括细菌、原生动物和真菌等)来源。在一些实施方案中，所述目标物为由环境保护机构(environmentalprotectionagency)管制的水污染物，参见例如在water.epa.gov.中列出的那些。在一些实施方案中，所述目标物可为阳离子，诸如pb和hg离子。在一些实施方案中，所述目标物可为阴离子，诸如氟离子、磷酸根、氯离子或硝酸根。在一些实施方案中，所述目标物可为金属，例如，重金属，诸如铅、砷、镉、铜、铁或汞。在一些实施方案中，所述目标物可为微生物，诸如细菌，例如大肠杆菌(escherichiacoli)、隐孢子虫(cryptosporidium)、贾第鞭毛虫属(giardiasp.)或军团菌属(legionellasp.)；病毒；或其他真菌。在一些实施方案中，所述目标物可为有机水污染物，诸如苯和异狄氏剂(endrin)。在一些实施方案中，所述目标物可为离子，使得样品的ph可以确定。在一些实施方案中，所述目标物可为放射性核素，诸如镭(例如，镭226或镭228)和铀。在一些实施方案中，所述目标物可为水添加剂，诸如消毒剂或消毒剂副产物或氟化物。在一些实施方案中，所述目标物可为消毒剂，例如氯气、氯胺或二氧化氯；或消毒剂副产物，例如，溴酸盐、亚氯酸盐、卤代乙酸或三卤甲烷。

例如，如果细菌诸如大肠杆菌为目标物，则所述探针可为设计与该细菌结合的抗体。如果铅为目标物，则所述探针可为gsh或dnazyme(脱氧核酸酶)。如果汞为目标物，则所述探针可为巯基乙酸(tga)。如果砷为目标物，则所述探针可为dtt。如果镉为目标物，则所述探针可为半胱氨酸(cys)。如果磷酸盐为目标物，则所述探针可为铁蛋白。如果氯化物为目标物，则所述探针可为锡有机受体。如果所述目标物为硝酸盐，则所述探针可为5-[1,2]dithi5-[1,2]二硫杂环戊烷-3-基-戊酸[2-(4-氨基-苯基)乙基]酰胺(dpaa)。

一方面，本发明提供具有固定的抗大肠杆菌抗体的基于fet的传感器，该传感器证实对低至约10cfu/ml浓度的大肠杆菌细胞的实时、无标记、逐步、目标物特异性且高灵敏度的电检测，且灵敏度随着大肠杆菌浓度增加到高达约10³cfu/ml而增加。在一个实施方案中，可通过所述传感器检测到低至约2.5×10^-8m的汞(ii)离子浓度。

美国环境保护局(epa)已经设定了在饮用水中砷的最大污染水平为0.010mg/l，汞的最大污染水平为0.002mg/l，铅的最大污染水平为0.015mg/l且镉的最大污染水平为0.005mg/l。本领域技术人员之一将能够在例如www.water.epa.gov确定给定污染物的最大污染水平。

可使用本领域已知的方法使探针与纳米颗粒缀合。例如，稳定的金纳米颗粒蛋白缀合物可通过被动吸附来制备，原因是在蛋白与胶态金的表面层之间的静电和疏水相互作用。缀合方法还包括化学络合(其在本质上可为离子或非离子的)，或者共价键合。化学络合方法的一个实例公开在美国专利第5,521,289号中，其描述了在含有带有反应性取代基x的三芳基膦或巯基-烷基衍生物的有机溶剂中使金盐还原以得到在经由au-p或au-s键结合到表面上的连接子上带有x取代基的小纳米颗粒。将胶体溶液用带有与x反应以将蛋白共价连接到纳米颗粒的取代基y的蛋白处理。使低聚核苷酸结合到纳米颗粒的一个实例公开在美国专利第7,208,587号中，其描述借助于包含环状二硫化物的连接子将低聚核苷酸连接到纳米颗粒。与纳米颗粒缀合的生物分子为市售可得的。实例包括用抗免疫球蛋白g标记的金纳米颗粒。

在一些实施方案中，所述纳米颗粒-探针缀合物使用电喷雾和静电力引导的组装方法或滴铸方法装饰到纳米结构上。电喷雾和静电力引导的组装方法的一个实例公开在mao等人，nanotechnology(2008)19:455610中，其描述了使用电喷雾技术与使用静电场的引导组装的组合来用纳米晶体装饰碳纳米管，该电喷雾技术在电喷雾的气溶胶纳米晶体上产生高水平的电荷。在滴铸方法中，将纳米颗粒-探针缀合物溶液滴在纳米结构上并使其干燥。各种因素和条件可影响滴铸程序，诸如液体量、液体粘度、液体蒸发速率、滴落高度、滴落角度、滴液气氛、滴液飞溅、滴液装置和待装饰的纳米结构的所期望的深度或高度、宽度、构造和其他尺寸。

使用这些非化学方法，使用例如氢键、静电键、范德华力和疏水键的非共价键将纳米颗粒且因此纳米颗粒-探针缀合物连接到纳米结构。纳米颗粒且因此纳米颗粒-探针缀合物可通过范德华力连接到纳米结构。纳米颗粒与纳米结构的非共价连接避免了可能因为共价键发生(例如当使用湿化学策略将纳米颗粒组装到纳米结构上时)的纳米结构或基于石墨烯的片的电特性改变的效果。

在一些实施方案中，源电极和漏电极可由具有导电性的任何材料形成。实例包括但不限于金(au)、铂(pt)或钯(pd)。在一些实施方案中，所述基材可包括硅、二氧化硅、氧化铝、蓝宝石、锗、砷化镓、硅和锗的合金或磷化铟。基材的实例包括si晶片。

检测在样品中的目标物的方法包括使基于fet的生物传感器与含有或怀疑含有所述目标物的样品接触，并监测电特性的变化。检测所述目标物的方法包括测量通过将在目标物与传感器的探针之间的相互作用转化成相应的输出信息和/或信号而生成的电信号。

在引入目标物之后，使目标物与纳米颗粒-探针缀合物的探针相互作用并且引起基于fet的生物传感器装置的电特性的显著变化，这将通过fet和直流(dc)测量结果来研究。在一些实施方案中，作为时间的函数的电特性的变化指示所述目标物的存在。在一些实施方案中，所述电特性可包括电导、电容、电势、电阻和电感。

合适地，在ra和ra-ri之间存在线性关系(ra：在滴落之前的装置电阻；ra-ri：装置电阻变化)。在一个实例中，根据本发明的基于fet的传感器对于pb离子的检测显示非常均匀的动态曲线，检出限为约0.1nm。对于诸如pb和hg的离子，检出限低至约1nm。对于诸如大肠杆菌的细菌，检出限低至约1cfu/ml。

在一些实施方案中，在目标物与探针之间的结合事件将引起电信号增加。在一些实施方案中，与在将样品加到基于fet的生物传感器中之前相比较或与对照样品的电信号相比较，电信号将增加至少0.001%、0.01%、0.1%、1%、10%、20%、50%、70%或更大。例如，电阻增加指示在样品中存在目标物。

在一些实施方案中，在探针与目标物之间的结合事件将引起电信号减小。在一些实施方案中，与在将样品加到基于fet的生物传感器中之前相比较或与对照样品的电信号相比较，电信号将减小至少0.001%、0.01%、0.1%、1%、10%、20%、50%、70%或更大。对照样品可包括与测试样品类似的组成，但没有任何目标物，或者可含有已知量的目标物。

尽管不希望受理论约束，认为来自用识别基团官能化的aunp装饰的rgo的混合结构的传感信号是基于以下事实：沟槽电导由于目标离子的供电子或吸电子效应而灵敏地改变。特异性识别基团(即探针)经由aunp锚定到rgo表面并进一步用来固定目标离子。由于在aunp(5.1-5.47ev)和还原的氧化石墨烯(4.2ev)之间的功函数差异，电子可在rgo和aunp之间转移且由此改变漏电流。目标离子在探针上的吸附可由于在rgo和aunp之间的有效电子转移而导致rgo中的载流子浓度变化。结合探针的目标物试剂的电检测可通过测量装置的电特性的变化来实现。

电特性的变化可被传输到显示器。该显示器可在包括传感器的单元上，或者它可在智能手机或其他手持装置上。在一些实施方案中，所述显示器可为远程的且电特性的变化可无线传输到显示器。例如，所公开的基于fet的传感器可存在于住宅供水系统中且电特性的变化可经由用于水表的现有无线网络传输。

所公开的基于fet的生物传感器适合于家庭或工业用途。例如，所公开的基于fet的传感器可用于分析废水处理过程，以优化水处理的化学品用量或分析水添加剂，诸如氟或氯。在一些实施方案中，所公开的基于fet的传感器可用于水分配系统中以监测水供应。

在以下非限制性实施例中进一步描述本发明。

实施例

实施例1.合成基于fet的传感器

材料.氧化石墨烯(go)自acsmaterial订购，其通过使用改进的赫默方法(hummer’smethod)合成。2-氨基乙硫醇(aet)和戊二醛(ga)购自sigma-aldrich。吐温20和冷水鱼明胶自tedpella订购。抗大肠杆菌o157:h7抗体和大肠杆菌o157:h7细胞购自kpl,inc。将磷酸盐缓冲盐水(pbs)(ph7.4，×1)(fisherbioreagents)用作抗大肠杆菌o157:h7抗体的溶剂。所有溶液都用去离子(di)水(cellgro)制备。细胞培养级水购自mediatech，inc.。

装置制造.热还原的单层氧化石墨烯(trmgo)fet通过在aet修饰的au叉指电极上自组装go片来制造，au叉指电极的指宽和指间间距(源极和漏极分开)均为约2μm，厚度为50nm。电极使用光刻法在具有干法形成的sio2顶层(厚度为200nm)的高掺杂的si晶片上制造。将制备的电极浸入浓度为10mm的aet(1mg/ml)溶液中历时10分钟，在电极上组装aet的单层。将该经修饰的装置在超声处理(bransonic1510-dth)的辅助下浸入go分散体中；如果没有超声处理，则将在电极上形成go的多层或折叠层。1分钟后，由于静电相互作用，go膜的单层沉积在电极上。接着将装置在氩气流(1升/分钟)中在400℃下退火1小时以还原含氧基团，以便改善半导体性质并减少在au电极和trmgo之间的结垒(junctionbarrier)。使用具有au靶(纯度99.999%)的射频(60hz)emitechk550x溅射涂布机设备在0.03mbar的氩气压力下将作为用于固定特异性探针的支架的孤立的(isolated)au纳米颗粒(np)沉积在trmgo上。沉积时间为2秒，工作电流为10ma。

固定.将制备的装置浸入浓度为10mm的aet(1mg/ml)溶液中历时1小时。在用去离子水彻底冲洗并在氮气流下干燥之后，将经修饰的装置在25℃下用25%ga溶液处理1小时。之后，在4℃下将装置在含有抗大肠杆菌o157(10μg/ml)抗体的pbs中温育12小时。最后，将该装置与阻断缓冲液(0.1%吐温20)在室温下温育2小时，且随后用细胞培养水洗涤。

表征.在室温下使用keithley4200半导体表征系统在trmgo传感器上进行电测量。当装置暴露于不同浓度的目标物材料时，对于给定的源-漏电压(vsd)通过监测漏电流(isd)的变化来记录装置的传感信号。

为了检查在电极上的自组装trmgo片的表面状况(topography)，采用扫描电子显微镜(sem)和原子力显微镜(afm)。图2a示出在au电极上的trmgo分布的sem图像。在装置上trmgo片的横向尺寸通常为数百纳米至数微米，最大的trmgo片超过3µm(图2a)。横跨电极的trmgo片的面密度评估为每10平方微米约5片，这证实了trmgo片均匀分布在修饰的电极上。

图2b示出在电极上的单个透明trmgo片，其指示go片横跨电极之间的间隙充裕地定位。图2c和图2c示出在装置上的trmgo片的afm图像。通过来自afm数据的横截面高度特性测得的片的厚度为0.8-0.9nm，这与单层trmgo片一致。sem图像和afm图像两者都显示go单层相对于热还原过程在形态上是稳定的。

对于fet传感器，trmgo装置的场效应响应应该是快速且灵敏的。为了研究trmgofet装置的电性质，在空气中在室温下使用背栅fet装置进行测量。图3a示出trmgofet装置的典型isd-vg特性，其中vg为栅电压且isd为漏电流。当栅偏压从-40v变化到+40v时，装置的电流从139na减小到59na。导电性随着电压增加而减小表示该trmgo片为p型半导体材料。更重要的是，所建议的trmgo装置显示出良好的开关性能，开/关电流比为2.35。这已经用超过一百个装置进行重复，其显示出类似的电性质，诸如导电性(约140kω)和电流开/关比(约2.3)。因此，在超声波辅助下的静电自组装方法可用以在大面积上形成稳定、均匀的装置，而不会附聚。

为了进一步检查trmgofet装置的电特性，在装置上以1v的间隔施加从-2v至2v的底栅电压。漏-源电流随着栅电压的增加而减小，如在图3b中所示，这指示所述装置响应对栅电压敏感。此外，装置显示出欧姆接触行为，指示在trmgofet系统中的传感机理由静电门控主导。在装置的超声处理制造过程中，通过自组装方法沉积在电极上的go片为单层且透明的，且基于go的fet装置表现出良好的半导体性质。如果没有超声处理，则沉积在电极上的go片可能形成折叠或多层go膜(图3c和3d的插图)，导致装置具有较低的开/关电流比(对于折叠go和多层go而言分别为1.41和1.27)。对于fet生物传感器应用，通常认为灵敏度严重依赖于传感器的开/关电流比，特别是严重依赖于亚阈值斜率(subthresholdslope)。

实施例2.大肠杆菌的检测

根据实施例1制备的基于fet的传感器用于检测大肠杆菌。使用抗大肠杆菌抗体作为探针来研究trmgofet装置的传感性能。将装置暴露于各种浓度的在细胞培养级水中的大肠杆菌细胞。已经研究了在添加选定浓度的大肠杆菌细胞(10、10²、10³和10⁴cfu/ml)之后fet传感器的转移曲线的变化。可以观察到，随着大肠杆菌细胞浓度的增加，装置的电导持续增加(图4a)。由于trmgofet在p型区域中操作(vg=0v)，因此装置电导增加归因于由高度带负电荷的细菌壁引发的增加的空穴浓度，且与先前的报道一致。

用于检测大肠杆菌细胞的基于trmgo的装置的动态响应分别使用如在图4b中所示的特异性结合和如在图4c中所示的非特异性结合来测定。采用特异性结合的装置的电导相应地随着大肠杆菌细胞溶液的添加而增加，且在引入10cfu/ml的情况下，装置的电流变化为约1.1%。为了比较，在没有抗大肠杆菌抗体探针修饰的装置上进行对照实验。相比之下，大肠杆菌细胞的受控注入对不存在探针的trmgo装置的电导几乎没有影响(图4c)。因此，证实了电导增加仅仅归因于在探针和目标物材料之间的特异性结合。

传感器灵敏度(相对导电性变化，%)在图4d中表示为大肠杆菌细胞浓度的函数。与使用非特异性结合的装置的灵敏度相比，trmgo装置对所有大肠杆菌细胞浓度都具有更高的灵敏度。对于特异性结合，对于10cfu/ml至10³cfu/ml的大肠杆菌细胞浓度，灵敏度逐渐线性增加，且响应幅度取决于大肠杆菌细胞浓度。如果更多的大肠杆菌细胞结合到装置上的抗大肠杆菌抗体，则将引入更大的门效应，并将导致更显著的载流子浓度变化，从而导致在传感器中更大的导电性变化。该传感机理也由先前报道中的转移曲线证实；然而，在10⁴cfu/ml的更高浓度下，传感器信号不与增加的细胞浓度直接成正比，因为传感器变得饱和。这种现象指示在10⁴cfu/ml浓度水平下装置上的大多数结合位点被目标分析物占据。对于非特异性结合(无抗大肠杆菌细胞探针)，trmgo装置仅显示非常弱的响应，因为阻断缓冲液可有效地阻断大肠杆菌细胞在装置上的物理吸附。因此，归一化的灵敏度n可表示为

其中c和k分别表示大肠杆菌细胞在溶液中的浓度和在大肠杆菌细胞和抗大肠杆菌抗体之间的平衡常数。传感器响应可以表示为以相对于在一定浓度范围(10、10²和10³cfu/ml)内的对数浓度的线性形式。通过使用该方程拟合在图4d中的数据，分别估计在特异性结合中平衡常数为6.8×10⁴ml/cfu且在非特异性结合中为1.3×10³ml/cfu。特异性结合的平衡常数高得多，这意味着，对于大肠杆菌细菌的检测，特异性结合提供比非特异性结合更灵敏的响应。

为了确立对大肠杆菌细胞的传感器特异性，用与用于大肠杆菌o157:h7细胞的特异性检测相同的程序审查非致病性大肠杆菌菌株dh5a(10⁴cfu/ml)和植物致病性细菌dickeyadadantii3937(10⁴cfu/ml)。传感器的特异性的性能评价已经概括在图5中。这指示来自大肠杆菌dh5α(1.4%)和dickeyadadantii3937(1.3%)的传感器灵敏度显著小于来自大肠杆菌o157:h7(7.3%)的传感器灵敏度。该结果进一步证实了传感器响应是来自大肠杆菌细胞与抗大肠杆菌抗体的结合且目标物材料可由trmgofet传感器选择性地检测。

实施例3.hg(ii)离子的检测

材料.氧化石墨(graphiteoxide)使用改进的赫默方法通过氧化处理纯化的天然石墨来合成(sp-1，baycarbon,mi)。将氧化石墨溶解于水中并离心除去可能的附聚物质。随后，氧化石墨由于其源于氧官能团的存在而产生的强亲水性而在水中完全片状剥落。单个氧化石墨烯(go)片可借助于超声处理从稳定的悬浮液获得。

aunp(5nm胶体金)购自bbinternational。tga购自sigmaaldrich。汞(ii)、钠(i)和钙(ii)离子溶液通过在去离子水中加入氯化物盐来制备。

装置制造.传感装置由在si基材上的200nm热法形成的sio2组成，其中sio2层充当栅电介质且si充当背栅。指宽和指间间距(源极-漏极分开)均为约1μm的叉指电极使用电子束光刻法图案化，随后电子束沉积cr/au并剥离(lift-off)。为了在叉指电极之间放置go片，将一滴go悬浮液移液到电极上并在室温下干燥。在管式炉(lindbergblue，tf55035a-1)中通过在氩气流(1升/分钟)中在300℃下加热1小时进行go的热还原，以除去残余溶剂、还原氧化石墨烯并改善在rgo片与电极之间的接触。在加热之后，样品在吹风机的辅助下在约5分钟内快速冷却至室温。在退火过程之后，即使在数个洗涤和干燥循环之后，发现rgo还固定在叉指的手指之间，这通过sem成像证实。随后通过先前报道的方法将aunp组装到rgo片的表面上，所述方法将电喷雾与静电力引导的组装(esfda)技术相组合。aunp组装时间为约2小时。为了排除溶液诱导的对装置的干扰，使用标准电子束光刻法用400nm厚的4%聚甲基丙烯酸甲酯(pmma)封装叉指电极区域，仅留下传感区域(涂有aunp的rgo)可接近液体溶液。简要地讲，首先将pmma溶液旋涂在装置上。随后使用电子束光刻来使pmma层图案化，使得覆盖传感区域的pmma(在电极之间)可以除去，从而产生封装电极和开放的传感区。之后，将装置在室温下浸入10mmtga溶液中24小时以使aunp官能化。随后将传感器装置用去离子水冲洗数次以除去额外的tga。

表征.传输和电测量使用keithley4200半导体表征系统在rgo/tga-aunp混合传感器上执行。仅对于装置传输特性采用三端fet测量，而所有其他电测试都用浮动栅极通过两端测量来操作。当装置暴露于不同浓度的目标物离子溶液时，rgo/tga-aunp混合传感器的电导通过固定漏电压(vds)并同时记录漏电流(ids)来测量。所有传感数据都用3-4个传感器重复，且它们类似的传感响应进一步证实传感器的可重复性。使用hitachis4800场发射扫描电子显微镜(sem)来表征在2kv加速电压下rgo片的形态。

结果.图6a示出横跨一对au叉指电极的单一rgo片的sem图像。在aunp组装之后，看到aunp均匀地分布在rgo片的表面上而没有附聚(图6b)。在aunp和rgo之间的范德华力结合强到足以将aunp保留在适当位置，即使在数个洗涤和干燥循环之后。

tga(hs-ch-cooh)具有硫醇(-c-sh)基团和羧酸(-cooh)基团。在tga中的硫醇基团与aunp的表面相互作用，促进将tga锚在aunp上。另一方面，在tga中的羧酸充当连接子以固定hg²⁺离子，原因是它们可以反应以形成r-coo-(hg²⁺)-ooc-r螯合物。由于在金和硫醇基团之间的强键合，在金表面上形成tga的自组装单层，这通过x射线光电子能谱(xps)和接触角测量来证实。

当将传感器暴露于水和10^-5mhg²⁺离子溶液时，测量作为漏电压(vds)或栅电压(vg)的函数的rgo/tga-aunp混合传感器的漏电流(ids)，如在图7a和7b中所示。在暴露于hg²⁺离子溶液之后，rgo/tga-aunp混合传感器的漏电流增加是由于通过hg²⁺离子与aunp上的tga分子的羧酸基团之间的反应形成r-coo-(hg²⁺)-ooc-r螯合物。hg²⁺离子与羧酸基团的联接可引起在rgo片中电荷载流子浓度的变化。为了抵消来自hg²⁺离子的正电荷的累积，电子可从rgo转移到aunp，增加rgo中的空穴浓度，且由此增加漏电流。因此，与水相比较，暴露于hg²⁺离子溶液增加rgo/tga-aunp混合传感器的电导。如在图7b中所示，由于hg²⁺离子的固定，rgo/tga-aunp混合传感器的狄拉克点(diracpoint)偏移约+10v。

门控效应也被报道为带正电荷的抗原结合事件的可能传感机理，因为带正电荷的目标分析物的累积可充当正电位门控并进一步降低rgo的导电性。基于rgo/tga-aunp混合传感器的传输特性，通过rgo片的传输主要由浮动栅极(vgs=0v)条件下的正电荷载流子(空穴)主导。然而，rgo的导电性随着hg²⁺离子浓度的增加而增加，显示对于我们的传感器平台而言门控效应可忽略不计。需要另外的研究以进一步理解传感机理。

图8示出在2.5×10^-8至1.42×10^-5m的hg²⁺离子浓度下rgo/tga-aunp混合传感器的动态响应。监测漏电流与时间的函数关系，且随后获得对于不同的目标hg²⁺离子浓度的灵敏度(定义为源-漏电流变化比率，或在hg²⁺溶液中的传感器电导与在去离子水中的传感器电导的比率)。在加入去离子水时没有观察到能被察觉的变化，这意味着装置的特异性和稳定性。当将具有变化的hg²⁺浓度的溶液引到装置表面时，传感器显示快速的响应。传感器在几秒钟内对扩散通过液滴到达装置顶部上的hg²⁺离子做出响应，这与常规荧光传感器所需的数分钟或甚至数小时形成鲜明对比。在单一测试内在aunp上的结合位点没有完全被hg²⁺离子占据，且灵敏度随着添加更高浓度的hg²⁺离子而保持增加。

进行三个对照实验以揭示aunp和tga探针在混合传感平台中所起的作用。第一对照实验使用裸rgo装置进行，而没有任何aunp或tga官能化的aunp。裸rgo装置对hg²⁺离子不敏感。在第二对照实验中，制造rgo装置，其中组装了aunp，但没有tga官能化过程。rgo/aunp混合装置对hg²⁺离子也无响应，这意味着在组装aunp之后，传感器灵敏度没有明显的改善。用tga修饰处理但没有组装aunp的第三rgo装置显示对hg²⁺离子没有灵敏性。不希望受理论束缚，这可能是由于在tga和rgo之间缺乏强粘附性，这可能导致在用去离子水洗涤之后tga从rgo表面除去。因此，这三个对照实验表明，aunp与aunp的tga修饰的组合对于基于rgo的传感器实现良好的hg²⁺传感性能是关键的，如在图8中所示。

为了证明rgo/tga-aunp混合传感器的特异性，当将其暴露于含有诸如na⁺和ca²⁺离子的干扰物质的溶液时，检查其传感行为。由于硫醇盐化合物的螯合效应有利于诸如hg²⁺的重金属离子，所以na⁺和ca²⁺离子的干扰弱。rgo/tga-aunp混合传感器在添加na⁺和ca²⁺离子时确实没有给出明显的响应，如在图9中清楚地显示。

为了进一步证实传感器的特异性，已经在图10中研究了各种其他常见重金属离子包括zn²⁺、cd²⁺和fe³⁺。zn²⁺和cd²⁺产生非常弱(week)的响应。但是，对于fe³⁺，装置表现出与hg²⁺相当的灵敏度，这可能归因于与羧酸基团的高亲和力和fe³⁺的更多净正电荷。检测fe³⁺的灵敏度极限为约5μm，远低于检测hg²⁺的灵敏度极限。为了研究对于化学上更类似hg²⁺的离子的选择性，已经检查了cu²⁺和pb²⁺(图11和图12)，其显示与fe³⁺类似的响应。

实施例4.hg(ii)的检测

材料.go购自acsmaterial，其通过使用改进的赫默方法合成。282-氨基乙硫醇(aet)购自sigma-aldrich。所有溶液都用去离子(di)水(cellgro)制备。dna(5'-sh-tcatgtttgtttgttggccccccttctttctta-3')购自integrateddnatechnologies(idt)。使用pbs(ph7.4，×1)(fisherbioreagents)作为dna的溶剂。

装置形成.通过在aet修饰的au叉指电极上自组装go片来制造rgofet，该au叉指电极的指宽和指间间距(源极和漏极分开)均为约2μm，厚度为50nm。通过自组装法go片在电极上沉积的过程如在实施例1中所述进行。接着在氩气流(1升/分钟)中在400℃下将沉积有go的装置退火1小时以还原含氧基团，从而改善半导体性质。

al2o3钝化层通过原子层沉积(ald)沉积在电极上。三甲基铝(tma)和水是200℃下使用10秒扩散时间和在两个脉冲之间10秒间隔的二元反应的两种前体。al2o3层的厚度通过沉积速率为0.12nm/循环的沉积循环精确地控制。使用具有au靶(纯度99.999%)的射频(60hz)emitechk550x溅射涂布机设备在0.03mbar的氩气压力下将作为用于固定特异性探针的支架的孤立的au纳米颗粒(np)沉积在al2o3上。

固定.将在1×pbs中的10μl等分的100μmdna(5'-sh-tcatgtttgtttgttggccccccttctttctta-3')溶液注人到涂有aunp装置的传感区顶部上，且将装置在室温下温育90分钟。在dna温育之后，将装置用去离子水(di)短暂地冲洗。接着，将装置暴露于具有不同浓度的各金属离子的溶液(溶剂：去离子水)以及混合物。

表征.在室温下使用keithley4200半导体表征系统在rgo传感器上执行电测量。当将装置暴露于不同浓度的目标物材料时，通过监测对于给定源-漏电压(vsd)的导电性变化来记录装置的传感信号。扫描电子显微术(sem)在hitachis-4800上执行。拉曼光谱通过使用具有632.8nm氦氖激光器的renishaw1000b拉曼显微镜进行，每10秒累积3次。

结果.为了研究rgo/al2o3/aunpfet装置的电性质，在环境条件下在室温下将输出(漏-源电压(vds)=0.1v和栅-源电压(vgs)：-40v至40v)施加到背栅fet装置中。图13示出裸rgofet装置的典型ids-vg特性。当栅偏压从-40v增加到+40v时，装置的电流从297na减小到94na，这指示该rgo片为p型半导体材料，如在图13a中所示。更重要的是，rgo装置显示良好的开关性能，开关电流比为3.15。在al2o3涂布之后，如在图13b中所示，由于场效应迁移率的增强，导电性增加，但电流开/关比(3.08)类似于裸rgo装置的电流开/关比。接着，al2o3/rgo装置用孤立的aunp涂布，如在图13c中所示，其电性质类似于裸rgo装置的那些电性质。因此，在al2o3保护的情况下，aunp的结合不会明显降低装置性能。作为比较，还测量了没有al2o3涂层的rgo/aunp的电性质(图13d)，其由于因来自aunp的掺杂效应诱导的rgo的空穴迁移率的减小而显示差的导电性和低的电流开/关比(1.29)。

使用用于汞离子检测的基于dna的探针研究rgo/al2o3/dna装置的传感性能，产生高选择性hg²⁺传感器。所施加的vds限制为0.1v，以保持装置在含水条件下操作的稳定性。当将hg²⁺引入rgo/al2o3/dna传感器时，结合了hg²⁺的适体(aptamer)经历构象变化，导致经由胸苷(t)-hg²⁺-t配位的重排。在hg²⁺在装置上累积期间，传感器表面处的增加的正电荷引发更强的电场，这最终导致p型晶体管中的漏-源电流(ids)减小。为了研究灵敏度，将装置暴露于不同浓度的hg²⁺含水溶液。图14a说明当添加选定浓度的hg²⁺(10^-9、10^-8、10^-7和10^-6m)时装置的动态响应。为了验证溶液浓度，使用电感耦合等离子质谱仪测量hg²⁺浓度。图14a示出了响应浓度逐渐增加的hg²⁺，装置的电导持续明显减小。hg²⁺的实时检测可能低至1nm。来自fet型基于rgo的水传感器响应hg²⁺浓度变化的实时响应为快速读出的(几秒)且检出限低。这些传感数据由超过10个传感器重复，且其类似传感响应进一步证实传感器可重复性，并且经计算在1nm下的灵敏度的相对标准偏差(rsd)为17.20%。为了进一步表征rgo/al2o3/dna传感器，研究灵敏度与hg²⁺浓度的函数关系。从1nm的hg²⁺浓度到1μm的hg²⁺浓度，灵敏度逐渐增加，在约1μm下观察到饱和。

为了建立传感器在现场中对于hg²⁺检测的特异性和再现性，必须使其对其他潜在污染物的响应最小化。使用与对于hg²⁺所用相同的程序，用包括例如na⁺、fe³⁺、ca²⁺、pb²⁺和cd²⁺的常见环境污染物的各种其他离子测试传感器。虽然对这些离子的子集进行测试，但是已经报道使用dna-hg²⁺复合物的形成将dna探针用于hg²⁺的高选择性传感。如在图14b-f中所示，额外的离子导致ids的轻微减小。该响应可能是由在带负电的dna和带正电荷的离子之间的静电相互作用引起的。此外，测试rgo/al2o3/dna传感器以检测蛋白(大肠杆菌抗体和抗生物素蛋白)，其没有显示任何响应(图15)。另一对照实验使用具有2nm厚的al2o3薄膜、但不具有aunp装饰的rgo装置进行。rgo/al2o3装置对hg²⁺离子不响应(图16)。在图14g中所示的传感器灵敏度(相对电阻变化，%)与金属离子浓度(nm)的函数关系表明，与对于其他金属离子相比，rgo/al2o3/dna装置对各种hg²⁺浓度表现出高得多的灵敏度。

还研究了传感器选择性检测在复杂溶液中的hg²⁺的能力。当用含有多种离子物质(na⁺、fe³⁺、cd²⁺、pb²⁺和hg²⁺，每种金属离子与hg²⁺在混合溶液中具有相同浓度)的复杂样品进行测试时，传感器表现出仅检测hg²⁺的类似趋势，这意味着来自其他金属离子的传感干扰是可忽略的(图17a)，如先前用碳纳米管⁴⁰检测hg²⁺所观察到的那样。在没有hg²⁺的情况下，所述装置对在1nm下的复杂样品表现出弱响应，这可能由在dna和离子之间的非特异性结合引起。装置随后暴露于无hg²⁺的复杂样品产生最小的传感信号。dna官能化的装置对具有hg²⁺的溶液的响应显著高于对没有hg²⁺的溶液的响应，这归因于由hg²⁺引起的结合有hg²⁺的dna序列的重排。最终，传感平台对于hg²⁺的高选择性证明对选择性目标物的特异性检测的能力，而在复杂溶液中不受任何其他离子干扰的平台传感能力证明其在高度复杂环境中特异性检测的可行性。传感器在实时水传感(来自milwaukee的自来水)中也示出良好的性能。(图18)。

实施例5.在具有和没有al2o3层的情况下的检测限比较

材料：go自acsmaterial订购，其通过使用改进的赫默方法合成。2-氨基乙硫醇(aet)和戊二醛(ga)购自sigma-aldrich。吐温20和冷水鱼明胶从tedpella订购。抗大肠杆菌o157:h7抗体和大肠杆菌o157:h7细胞购自kpl,inc.。将pbs(ph7.4，×1)(fisherbioreagents)用作抗大肠杆菌o157:h7抗体的溶剂。所有溶液都用去离子(di)水(cellgro)制备。细胞培养级水购自mediatech.inc.。

装置制造：rgofet通过在aet修饰的au叉指电极上自组装go片来制造，au叉指电极的指宽和指间间距(源极和漏极分开)均为约2μm，厚度为50nm。接着，将沉积有go的装置在氩气流(1升/分钟)中在400℃下退火1小时以还原含氧基团，从而改善半导体性质。

al2o3钝化层通过原子层沉积(ald)沉积在电极上。三甲基铝(tma)和水是在200℃下使用10秒扩散时间和在两个脉冲之间10秒间隔的二元反应的两种前体。al2o3层的厚度通过沉积速率为0.12nm/循环的沉积循环精确地控制，其为2nm。

固定：将制备的装置浸入浓度为10mm的aet(1mg/ml)溶液中1小时。在用去离子水充分冲洗并在氮气流下干燥后，将经修饰的装置在25℃下用25%ga溶液处理1小时。之后，将装置在含有抗大肠杆菌o157(10μg/ml)抗体的pbs中在4℃下温育12小时。最后，将装置与阻断缓冲液(0.1%吐温20)在室温下温育2小时，且随后用细胞培养水洗涤。

结果：具有al2o3绝缘层(insultinglayer)的装置比没有al2o3绝缘层的装置性能更好。具有al2o3绝缘层的rgofet传感器装置在40天测试期间具有较低的检出限。(图19)。具有al2o3绝缘层的rgofet传感器装置对于每种浓度也具有更高的灵敏度。(图20)。

实施例6.使用rgo/dna/al2o3传感器检测hg²⁺

为了研究灵敏度，将根据本发明的装置暴露于不同浓度的hg²⁺含水溶液。响应于浓度逐渐增加的hg²⁺，装置的电导持续明显减小。hg²⁺的实时检测可能低至1nm。来自fet型基于rgo的水传感器响应hg²⁺浓度变化的实时响应为快速读出的(几秒)，且检出限低。(图22)。rgo/al2o3/dna传感器在自来水中的传感性能与在去离子水中的相当。(图23)。

实施例7.基于rgo/al2o3/aunpfet的传感器的电性质。

材料：go从acsmaterial订购并使用改进的赫默方法合成(park和ruoff2010)，且2-氨基乙硫醇(aet)购自sigma-aldrich。所有溶液都用去离子(di)水(cellgro)制备。

在电极上沉积go：rgofet通过在aet修饰的au叉指电极上自组装go片来制造，au叉指电极的指宽和指间间距(源极和漏极分开)均为约2μm，厚度为50nm。在我们以前的出版物(chang等人2013c)中已经报道了使用自组装方法在电极上沉积go片的方法。接着，将沉积有go的装置在氩气流(1升/分钟)中在400℃下退火1小时以还原含氧基团，从而改善半导体性质。

通过ald的al2o3膜沉积和通过溅射的aunp沉积：al2o3钝化层通过原子层沉积(ald)沉积在电极上。三甲基铝(tma)和水是在200℃下使用10秒扩散时间和在两个脉冲之间10秒间隔的二元反应的两种前体。al2o3层的厚度通过沉积速率为0.12nm/循环的沉积循环精确地控制。使用具有au靶(纯度99.999%)的射频(60hz)emitechk550x溅射涂布机设备在0.03mbar的氩气压力下将作为用于固定特异性探针的支架的孤立的au纳米颗粒(np)沉积在al2o3上。

结果：为了研究rgo/al2o3/aunpfet装置的电性质，在环境条件下在室温下将输出(漏-源电压(vds)=0.1v和栅-源电压(vgs)：-40v至40v)施加到背栅fet装置。rgo/al2o3/dnafet传感器的电流开/关比是可决定传感器灵敏度的重要因素之一。通过研究al2o3厚度对rgo的电性质的影响，发现具有3nm厚al2o3涂层的rgo/al2o3/dna传感器表现出最佳的开关性能，电流开/关电流比为1.9。(图24)

本发明的各种特点和优势在以下权利要求中阐述。