TWI658268B - 血液檢測方法 - Google Patents

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Abstract

一種血液檢測方法，包括以下步驟。提供感測裝置，其中感測裝置包括基體以及至少一反應電極，反應電極相對於基體的閘極端而與基體彼此間隔設置；將血液放置於反應電極上，其中血液包括多個血球以及多個標的物質；將血液分離為第一部分以及第二部分，其中第一部分與反應電極接觸，且第一部分所含的血球數低於第二部分所含的血球數；以及施加具有可調變脈波寬度與高度的脈波電壓於反應電極，以使反應電極與基體的閘極端之間產生電場，並於脈波寬度內量測運算自基體產生的檢測電流，以量測標的物質的性質。

Description

血液檢測方法
本發明是有關於一種生物樣品檢測方法，且特別是有關於一種血液檢測方法。
血液檢驗是健康檢查中重要的檢測項目之一。在臨床血液檢測上，主要處理過程分成三大步驟，分別是血液樣本抽取、血液樣本前處理以及進行檢測。為了降低血球所造成的干擾，通常先將血液樣本作前處理使血球和血漿分離後，再檢測血漿中的標的物質，以得到精準的檢測數值。
目前已知的血球和血漿分離方法是以離心、過濾、流體力學等方法來進行處理。然而，離心的方法有體型大、不易微小化、花費時間長、價格貴等缺點。過濾的方法具有花費時間長的問題。而流體力學的方法則會造成不易微小化及增加製作的難度。
因此，如何開發一種無需前處理的全血檢測方法，實為目前本領域技術人員積極研究的課題之一。
本發明提供一種血液檢測方法，其具有低偵測極限及高靈敏度的特性，並且可使用人體全血進行檢測以及減少血球的干擾。
本發明的一種血液檢測方法，包括以下步驟。提供感測裝置，其中感測裝置包括基體以及至少一反應電極，反應電極相對於基體的閘極端而與基體彼此間隔設置。將血液放置於反應電極上，其中血液包括多個血球以及多個標的物質。將血液分離為第一部分以及第二部分，其中第一部分與反應電極接觸，且第一部分所含的血球數低於所述第二部分所含的血球數。施加具有可調變脈波寬度與高度的脈波電壓於反應電極，以使反應電極與基體的閘極端之間產生電場，並於脈波寬度內量測運算自基體產生的檢測電流，以量測標的物質的性質。
在本發明的一實施例中，上述的電場為F，且0.1伏/公分F10伏/公分。
在本發明的一實施例中，上述的將血液分離為第一部分以及第二部分的方法可包括將放置有血液的感測裝置倒置，以藉由重力將血液分離為第一部分以及第二部分。
在本發明的一實施例中，上述的標的物質例如是心血管疾病生物標記。
在本發明的一實施例中，上述的心血管疾病生物標記例如是C反應蛋白(C-reactive protein，CRP)、腦排鈉利尿胜肽(brain natriuretic peptide，BNP)、N端腦排鈉利尿胜肽前體(N-terminal pro Brain natriuretic peptide，NT-proBNP)或肌鈣蛋白(Troponin I)。
在本發明的一實施例中，上述的感測裝置可更包括受體，配置於反應電極的表面上，其中受體可與標的物質專一性地結合。
在本發明的一實施例中，上述的受體例如是抗體或適體。
在本發明的一實施例中，上述的脈波寬度不大於10-3秒
在本發明的一實施例中，上述的反應電極與基體的閘極端位於同一平面。
在本發明的一實施例中，上述的感測裝置例如是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。
在本發明的一實施例中，上述的感測裝置可包括多個反應電極，且多個反應電極彼此間隔設置。
在本發明的一實施例中，上述的感測裝置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。
基於上述，本發明的血液檢測方法可直接使用全血進行檢測，且可減少檢測期間血球的干擾。此外，本發明的血液檢測方法藉由施加可調變脈波寬度與高度的脈波電壓於反應電極，令反應電極與間隔設置的閘極端產生壓差並具有電容效應，以克服屏蔽效應，而能直接於高鹽濃度下檢測血液中的標的物質。此外，本發明的檢測法方具有增益效果，因此可檢測出細微的電訊號。
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。
100、200‧‧‧感測裝置
102、202‧‧‧基體
104、204‧‧‧反應電極
106‧‧‧受體
108、208‧‧‧基板
110、210‧‧‧源極端
112、212‧‧‧汲極端
116、216‧‧‧閘極端
122‧‧‧電極本體
136‧‧‧線路
232‧‧‧開關電路
Vd‧‧‧汲極電壓
Vg‧‧‧閘極電壓
圖1為依照本發明一實施例的感測裝置的俯視示意圖。
圖2為依照本發明又一實施例的感測裝置的俯視示意圖。
圖3為實驗例1、比較例1與比較例2的電流變化對時間的關係圖。
圖4為實驗例2~實驗例6的△增益值對濃度的關係圖。
圖5為實驗例7~實驗例10的△增益值對濃度的關係圖。
圖6為實驗例11~實驗例15的△增益值對濃度的關係圖。
圖7為實驗例16~實驗例19的增益值對濃度的關係圖。
圖8為實驗例20~實驗例22的增益值對濃度的關係圖。
圖9為實驗例23~實驗例26的△增益值對濃度的關係圖。
圖10為實驗例27~實驗例30的△增益值對濃度的關係圖。
圖11為實驗例31~實驗例34的△增益值對濃度的關係圖。
圖1為依照本發明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包括基體102以及反應電極104，其中反應電極104與基體102彼此間隔設置。感測裝置100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，但本發明不限於此。在本實施例中，感測裝置100為類似於高速電子遷移率場效電晶體的電晶體。
基體102包括基板108、源極端110、汲極端112以及設置於源極端110與汲極端112之間的閘極端116。在本實施例中，形成基底102的方法例如是在基板108上依序形成氮化鎵(GaN)層以及氮化鋁鎵(AlGaN)層(未繪示)，並透過曝光顯影製程於基板108上形成源極端110、汲極端112及閘極端116。
基板108的材料例如是矽或藍寶石(sapphire)。氮化鎵層以及氮化鋁銦層(未繪示)之間的低維異質結構界面可使得基體102具有卓越的載子傳輸特性。在本實施例中，形成於氮化鎵層上的層的材料為氮化鋁銦，但本發明不限於此。在另一實施例中，形成於氮化鎵層上的層的材料可為具有壓電性質的其他材料，如氮化鋁鎵。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。導電材料例如是金屬材料、金屬化合物或其組合。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)。
請再參照圖1，反應電極104設置於基體102上。反應電極104包括位於基體102的頂面上的電極本體122，且電極本體122是由金屬材料所構成。反應電極104可與閘極端116位於同一平面並間隔相對設置。更詳細而言，電極本體122可與基體102 的閘極端116位於同一平面並間隔相對設置，且電極本體122與基體102無電性連接。具體來說，電極本體122與閘極端116無電性連接。要說明的是，電極本體122的表面的材料是選自可與後續所選用的受體鍵結的材料。在本實施例中，電極本體122的表面的材料例如是金。
圖2為依照本發明又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，其不同之處在於感測裝置200具有多個反應電極204，且多個反應電極204彼此間隔設置於基板208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2，感測裝置200包括多個反應電極204，且多個反應電極204對應至同一個基體202。如此一來，感測裝置200可同時對同種或是不同種之分析物進行多次檢測，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204共用同一個基體202，並且僅需更換使用後的反應電極204即可進行下一次檢測，使得檢測所需的費用能夠降低。
在一實施例中，感測裝置200還包括多個開關電路232，每一反應電極204與相對應的開關電路232連接，如此可選擇性地控制所欲使用的反應電極204，使得感測裝置200適合應用於各種量測方法，例如在不同時間下對同樣的分析物進行檢測，以觀察其濃度與時間的變化量。在一些實施例中，開關電路232位於反應電極204的相對兩側。位於反應電極204一側的開關電路232 連接至閘極電壓Vg；而位於反應電極204另一側的開關電路232連接至閘極端216。此外，在進行量測時，基體202的源極端210接地，並對汲極端212施加汲極電壓Vd。
本發明亦提出一種使用如上述的感測裝置所進行的血液檢測方法。接下來，將以圖1所示的感測裝置100來說明本發明的血液檢測方法。
首先，提供感測裝置100，其中感測裝置100包括基體102以及至少一反應電極104，反應電極104相對於基體102的閘極端116而與基體102彼此間隔設置。在本實施例中，可將受體106鍵結在電極本體122的表面上，其中受體106可與後續所欲檢測的標的物質專一性地結合。受體106例如是抗體或適體(aptamer)。
接著，將血液放置於反應電極104上，其中血液包括多個血球以及多個標的物質。在本實施例中，血液為未經前處理的血液(即全血)。在本實施例中，標的物質例如是心血管疾病生物標記。心血管疾病生物標記例如是C反應蛋白(C-reactive protein，CRP)、腦排鈉利尿胜肽(brain natriuretic peptide，BNP)、N端腦排鈉利尿胜肽前體(N-terminal pro Brain natriuretic peptide，NT-proBNP)或心肌鈣蛋白l(cardiac Troponin l，cTnl)。在本實施例中，上述的心血管疾病生物標記可與各自對應的受體專一性地結合。
然後，將血液分離為第一部分以及第二部分，其中第一 部分與反應電極104接觸，且第一部分所含的血球數低於第二部分所含的血球數。在本實施例中，將血液分離為第一部分以及第二部分的方法例如是將放置有血液的感測裝置100倒置，以藉由重力將血液分離為第一部分以及第二部分。具體來說，在倒置感測裝置100的過程中，重力會使血液中的血球遠離電極本體122的表面。也就是說，血液中的血球與血漿可因重力而分離。在一實施例中，血液的第一部分即為血漿部分，而第二部分即為血球部分，而反應電極104僅與含有少量血球的血漿部分直接接觸。在本實施例中，是藉由倒置感測裝置100的方式而利用重力使血液中的血球遠離反應電極104的表面，但本發明不限於此，亦可以使用其他方式將血液中的血球遠離反應電極104的表面。此外，在反應電極104與第一部分接觸的過程中，第一部分(血漿部分)中的標的物質與鍵結在電極本體122的表面上的受體106進行專一性的結合。
在本實施例中，由於反應電極104僅與血漿部分直接接觸，因此在對標的物質的檢測的過程中可避免血球部分的干擾，進而得到更為精準的檢測結果。
之後，施加脈波電壓V於反應電極104，以使反應電極104與基體102的閘極端116之間產生電場F，並量測運算自基體102產生的檢測電流I，以量測標的物質的性質(例如濃度)。具體來說，先給予基體102一固定電壓後，再對反應電極104施加脈波電壓V，從而使反應電極104與閘極端116之間產生壓差。 因此，當標的物質與對應的受體專一性鍵結時，透過施加脈波電壓V產生的壓差而能使反應電極104與閘極端116之間具有一電容效應，進而得到由電容效應所貢獻的電流值。在一實施例中，電場F介於0.1伏/公分至10伏/公分之間(0.1伏/公分F10伏/公分)。在另一實施例中，電場F介於0.5伏/公分至10伏/公分之間(0.5伏/公分F10伏/公分)。在又一實施例中，電場F介於0.5伏/公分至1.0伏/公分之間(0.1伏/公分F1.0伏/公分)。所施加的電場F在上述範圍內，可具有低偵測極限及高靈敏度。
值得一提的是，利用此電容效應進行檢測時，能量測受體與標的物質在反應未達平衡狀態前的動態資訊。也就是說，藉由量測反應未達平衡狀態前的動態資訊，而能克服習知因為須在平衡狀態時量測，人類血液因高鹽濃度於平衡時產生的屏蔽效應，也毋須將人類血液進行繁複的稀釋步驟。
在本實施例中，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。在一實施例中，脈波寬度是選用小於受體與心血管疾病生物標記在反應未達平衡的時間，脈波寬度不大於10-3秒，但本發明不限於此。在一實際例中，脈波高度例如是0.5V，但本發明不限於此。
在一實施例中，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=0.5μs)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=1ms)。在一實施例中，可連續性地施加脈波電壓。
在本實施例中，可選擇性地對所量測運算自電晶體產生的檢測電流進行轉換，例如將檢測電流相對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基體102的源極端110所累積的總電荷量。
在本實施例中，是先將血液分離為血清部分以及血球部分後再施加電壓進行檢測，但本發明不限於此。在另一實施例中，是在施加電壓的過程中將血液分離為血清部分以及血球部分。在本實施例中，由於反應電極僅與含有少量血漿部分直接接觸，因此在對標的物質的檢測的過程中已排除了血球部分的干擾，因此可得到更為精準的檢測結果。此外，由於本實施例不需對全血先進行前處理而可直接進行全血檢測，因此也可降低全血檢測的成本與時間。
以下，藉由實驗例來詳細說明本發明所提出的血液檢測方法及其特性，然而，下述實驗例並非用以限制本發明。此外，此外，下述實驗例中所述的增益值(Gain)表示平衡電流值與初始電流值(即背景電流)之間的差值(即平衡電流值-初始電流值=增益值)。初始電流值可表示對反應電極施加初始電壓所獲得的電流值。在本實施例中，初始電壓可小於閘極電壓，但本發明不以此為限。平衡電流值可表示對反應電極施加一定時間之閘極電壓Vg後所得到的電流值。
實驗例1
在實驗例1中，使用圖1所示的感測裝置100來進行檢 測。將人體全血滴加至感測裝置的反應電極後，將感測裝置倒置並偵測不同時間的電流變化。
比較例1
使用與實驗例1大致上相同的方式進行測試，其差異僅在將人體全血滴加至感測裝置的反應電極後直接偵測不同時間的電流值而不將感測裝置倒置。
比較例2
使用與實驗例1大致上相同的方式進行測試，其差異僅在使用含有4%牛血清蛋白(bovine serum albumin，BSA)的磷酸鹽緩衝溶液(phosphate buffer Saline，PBS)來代替人體全血。要說明的是，由於血清蛋白是血液中最大量的蛋白質，因此含有牛血清蛋白的磷酸鹽緩衝溶液可模擬人體血清。
圖3為實驗例1、比較例1與比較例2的電流變化對時間的關係圖。
由圖3可以看出，實驗例1在檢測期間，電訊號不會隨時間增加而改變。反觀比較例1，在經過4分鐘後，電訊號明顯下降。由上述的結果可知，由於實驗例1在檢測期間將感測裝置倒置，重力有助於將血液中的血球與血漿分離，因此可減少血球所造成的干擾問題。而在比較例1中，重力會導致血球沉澱，一旦大量的血球靠近反應電極表面時，則會干擾到電訊號。
為了可清楚說明本發明的血液檢測方法，以下以33個實驗例進行說明。
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(或人體全血)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，並施加脈波寬度與高度分別為50μs及0.5V的脈波電壓於該反應電極上，量測基體的源極端而得到一由磷酸鹽緩衝溶液(或人體全血)所貢獻的電流值。接著，移除磷酸鹽緩衝溶液(或人體全血)，再將受體(抗體或適體)滴至反應電極的電極本體上，使受體與反應電極的電極本體反應鍵結，隨後再於反應電極與基體之間滴上磷酸鹽緩衝溶液(或人體全血)，並以上述相同條件的脈波電壓量測基體的而源極端而得到由受體所貢獻的電流值。當受體所貢獻的電流值與磷酸鹽緩衝溶液(或人體全血)所貢獻的電流值不同時，即可判定受體確實鍵結於該反應電極的電極本體的表面上。
實驗例2
在實驗例2中，使用圖2所示的感測裝置200來進行檢測，其中在感測裝置的反應電極上已鍵結有C反應蛋白的專一性適體。
以磷酸鹽緩衝溶液(phosphate buffer Saline，PBS)配製含有4%牛血清蛋白(bovine serum albumin，BSA)的參考蛋白液，並將參考蛋白液滴至反應電極與基體的間隙之間，量測的條件如 下：Vd=2V；Vg=0.1V；脈衝時間=100μs。並於基體的源極端量測得到第一電流I1。
接著，以沖堤緩衝溶液(elution buffer)將反應電極與基體之間的牛血清蛋白溶液洗去。以上述含有4%牛血清蛋白的參考蛋白液作為溶劑，並以C反應蛋白作為溶質，調配濃度為0.5mg/L的C反應蛋白溶液。
接著，將C反應蛋白溶液滴至反應電極上後，並以上述相同量測條件(Vd=2V；Vg=0.1V；脈衝時間=100μs)的進行量測，以得到第二電流I2。
最後，將第二電流I2扣除第一電流I1即得到檢測電流I。
要說明的是，實驗例1選用含有牛血清蛋白的溶液作為溶劑的目的在於：由於血清蛋白是血液中最大量的蛋白質，使該配體液更接近於實際的人體血液環境，且先行滴上參考蛋白液量測該第一電流I1的步驟，能做為一背景值，因此，藉由量測C反應蛋白溶液所貢獻的第二電流I2減去參考蛋白(BSA)所產生的第一電流I1，即能得到僅是由C反應蛋白與受體結合後所貢獻的檢測電流I。
實驗例3~實驗例6
使用與實驗例2大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於：實驗例3~實驗例6所配製的C反應蛋白溶液的濃度分別為1.0mg/L、3.0mg/L、5.0mg/L以及10.0mg/L。
圖4為實驗例2~實驗例6的△增益值對濃度的關係圖。 由圖4可知，△增益值隨著C反應蛋白的濃度增加而上升，且具有明顯的趨勢。
實驗例7
使用與實驗例1大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於：實施例7的感測裝置的反應電極上是鍵結有心肌鈣蛋白l(cardiac Troponin l，cTnl)的專一性單株抗體。此外，實施例7使用含有4%牛血清蛋白的參考蛋白液作為溶劑，並以心肌鈣蛋白l作為溶質，調配濃度為1pM的心肌鈣蛋白溶液進行量測。
實驗例8~實驗例10
使用與實驗例7大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於：實驗例8~實驗例10所配製的心肌鈣蛋白溶液的濃度分別為10pM、50pM以及100pM。
圖5為實驗例7~實驗例10的△增益值對濃度的關係圖。由圖5可知，△增益值隨著心肌鈣蛋白l的濃度增加而下降，且具有明顯的趨勢。
實驗例11
在實驗例11中，使用圖2所示的感測裝置200來進行檢測，其中在感測裝置的反應電極上已鍵結有C反應蛋白的專一性適體。
將人體全血滴至反應電極與基體的間隙之間，並將感測裝置倒置，量測的條件如下：Vd=2V；Vg=0.1V；脈衝時間=100μs。並於基體的源極端量測得到第一電流I1。
接著，以沖堤緩衝溶液(elution buffer)將反應電極與基體之間的人體全血洗去。以上述人體全血作為溶劑，並以C反應蛋白作為溶質，調配濃度為1.28mg/L的C反應蛋白溶液。
接著，將上述C反應蛋白溶液滴至反應電極上後，將感測裝置倒置，並以上述相同量測條件(Vd=2V；Vg=0.1V；脈衝時間=100μs)的進行量測，以得到第二電流I2。
最後，將第二電流I2扣除第一電流I1即得到檢測電流I。
實驗例12~實驗例15
使用與實驗例2大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於：實驗例12~實驗例15所配製的C反應蛋白溶液的濃度分別為3.26mg/L、4.26mg/L、5.26mg/L以及11.26mg/L。
圖6為實驗例11~實驗例15的△增益值對濃度的關係圖。由圖6可知，△增益值隨著C反應蛋白的濃度增加而上升，且具有明顯的趨勢。
實驗例16
使用與實驗例11大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於：實施例16的感測裝置的反應電極上是鍵結有N端腦排鈉利尿胜肽前體(N-terminal pro Brain natriuretic peptide，NT-proBNP)的專一性適體。此外，實驗例16使用人類全血作為溶劑，並以N端腦排鈉利尿胜肽前體作為溶質，調配濃度為100pg/mL的NT-proBNP溶液。
實驗例17~實驗例19
使用與實驗例16大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於：實驗例17~實驗例19所配製的NT-proBNP溶液的濃度分別為450pg/mL、900pg/mL以及1800pg/mL。
圖7為實驗例16~實驗例19的增益值對濃度的關係圖。由圖7可知，增益值隨著N端腦排鈉利尿胜肽前體濃度增加而下降，且具有明顯趨勢。
實驗例20
使用與實驗例11大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於：實施例20的感測裝置的反應電極上是鍵結有心肌鈣蛋白l(cardiac Troponin l，cTnl)的專一性適體。此外，實驗例16使用人類全血作為溶劑，並以心肌鈣蛋白l作為溶質，調配濃度為1ng/mL的心肌鈣蛋白溶液。
實驗例21~實驗例22
使用與實驗例20大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於：實驗例21~實驗例22所配製的心肌鈣蛋白溶液的濃度分別為2.0ng/mL以及3.0ng/mL。
圖8為實驗例20~實驗例22的增益值對濃度的關係圖。由圖8可知，增益值隨著心肌鈣蛋白l的濃度增加而下降，且具有明顯的趨勢。
實驗例23
使用與實驗例11大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於：實施例23的感測裝置的反應電極上是鍵結有C反應蛋白的 專一性單株抗體。此外，實施例23使用人體全血作為溶劑，並以C反應蛋白作為溶質，調配濃度為0.5mg/L的C反應蛋白溶液。
實驗例24~實驗例26
使用與實驗例23大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於實驗例24~實驗例26所配製的C反應蛋白溶液的濃度分別為1.0mg/L、3.0mg/L、以及10.0mg/L。
圖9為實驗例23~實驗例26的△增益值對濃度的關係圖。由圖9可知，△增益值隨著C反應蛋白的濃度增加而上升，且具有明顯的趨勢。
實驗例27
使用與實驗例11大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於：實施例27的感測裝置的反應電極上是鍵結有腦排鈉利尿胜肽(brain natriuretic peptide，BNP)的專一性單株抗體。此外，實施例27使用人體全血作為溶劑，並以腦排鈉利尿胜肽作為溶質，調配濃度為50pg/L的腦排鈉利尿胜肽溶液。
實驗例28~實驗例30
使用與實驗例27大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於實驗例28~實驗例30所配製的腦排鈉利尿胜肽溶液的濃度分別為100pg/L、500pg/L以及1000pg/L。
圖10為實驗例27~實驗例30的△增益值對濃度的關係圖。由圖10可知，△增益值隨著腦排鈉利尿胜肽的濃度增加而上升，且具有明顯的趨勢。
實驗例31
使用與實驗例11大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於：實施例31的感測裝置的反應電極上是鍵結有心肌鈣蛋白l(cardiac Troponin l，cTnl)的專一性單株抗體。此外，實施例31使用人體全血作為溶劑，並以心肌鈣蛋白l作為溶質，調配濃度為0.024ng/L的心肌鈣蛋白溶液。
實驗例32~實驗例34
使用與實驗例29大致上相同的方式進行測試，其差異僅在於實驗例32~實驗例34所配製的心肌鈣蛋白溶液的濃度分別為0.24ng/L、2.4ng/L以及24ng/L。
圖11為實驗例31~實驗例34的△增益值對濃度的關係圖。由圖11可知，△增益值隨著心肌鈣蛋白l的濃度增加而下降，且具有明顯的趨勢。
綜上所述，本實施例的血液檢測方法可直接使用全血進行檢測，且可減少檢測期間血球的干擾。此外，本實施例的血液檢測方法藉由施加可調變脈波寬度與高度的脈波電壓於反應電極，令反應電極與間隔設置的閘極端產生壓差並具有電容效應，以克服屏蔽效應，而能直接於高鹽濃度下檢測血液中的標的物質。此外，本實施例的檢測法方具有增益效果，因此可檢測出細微的電訊號。
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。

Claims (12)

  1. 一種血液檢測方法，包括：提供感測裝置，其中所述感測裝置包括基體以及至少一反應電極，所述反應電極相對於所述基體的閘極端而與所述基體彼此間隔設置；將血液放置於所述反應電極上，其中所述血液包括多個血球以及多個標的物質；將所述血液分離為第一部分以及第二部分，其中所述第一部分為含有少量血球的血漿部分，所述第二部分為血球部分，所述第一部分與所述反應電極接觸，且所述第一部分所含的血球數低於所述第二部分所含的血球數；以及施加具有可調變脈波寬度與高度的脈波電壓於所述反應電極，以使所述反應電極與所述基體的所述閘極端之間產生電場，並於所述脈波寬度內量測運算自所述基體產生的檢測電流，以量測所述標的物質的性質。
  2. 如申請專利範圍第1項所述的血液檢測方法，其中所述電場為F，且0.1伏/公分
    Figure TWI658268B_C0001
    F
    Figure TWI658268B_C0002
    10伏/公分。
  3. 如申請專利範圍第1項所述的血液檢測方法，其中將所述血液分離為所述第一部分以及所述第二部分的方法包括將放置有所述血液的所述感測裝置倒置，以藉由重力將所述血液分離為所述第一部分以及所述第二部分。
  4. 如申請專利範圍第1項所述的血液檢測方法，其中所述標的物質包括心血管疾病生物標記。
  5. 如申請專利範圍第4項所述的血液檢測方法，其中所述心血管疾病生物標記包括C反應蛋白(C-reactive protein，CRP)、腦排鈉利尿胜肽(brain natriuretic peptide，BNP)、N端腦排鈉利尿胜肽前體(N-terminal pro Brain natriuretic peptide，NT-proBNP)或肌鈣蛋白(Troponin I)。
  6. 如申請專利範圍第1項所述的血液檢測方法，其中所述感測裝置更包括受體，配置於所述反應電極的表面上，其中所述受體可與所述標的物質專一性地結合。
  7. 如申請專利範圍第6項所述的血液檢測方法，其中所述受體包括抗體或適體。
  8. 如申請專利範圍第1項所述的血液檢測方法，其中所述脈波寬度不大於10-3秒。
  9. 如申請專利範圍第1項所述的血液檢測方法，其中所述反應電極與所述基體的所述閘極端位於同一平面。
  10. 如申請專利範圍第1項所述的血液檢測方法，其中所述感測裝置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。
  11. 如申請專利範圍第1項所述的血液檢測方法，其中所述感測裝置包括多個所述反應電極，且多個所述反應電極彼此間隔設置。
  12. 如申請專利範圍第11項所述的血液檢測方法，其中所述感測裝置更包括多個開關電路，每一反應電極連接至對應的所述開關電路。
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