TWI662123B

TWI662123B - 細胞檢測方法

Info

Publication number: TWI662123B
Application number: TW107115775A
Authority: TW
Inventors: 王玉麟; 尼爾亞
Original assignee: 國立清華大學
Priority date: 2018-05-09
Filing date: 2018-05-09
Publication date: 2019-06-11
Also published as: TW201947032A; US20190346402A1; US11029279B2

Abstract

一種細胞檢測方法，包括：提供感測裝置，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。將包含目標細胞的待測溶液放置於反應電極上，施加第一脈波電壓於反應電極，並量測自基體產生的第一檢測電流。改變目標細胞的膜電位，並施加第二脈波電壓於反應電極，並量測自基體產生的第二檢測電流，其中第一檢測電流與第二檢測電流的正負值相反。

Description

細胞檢測方法

本發明是有關於一種生物樣品的檢測方法，且特別是有關於一種細胞檢測方法。

循環腫瘤細胞（circulating tumor cells，CTC）為身體循環系統中正在遷移的細胞，且為具有臨床重要性的癌症生物標記，可用於癌症早期以及癌細胞轉移的檢測。

由於在血液中循環腫瘤細胞非常稀少（1~10個循環腫瘤細胞/1毫升），因此要檢測循環腫瘤細胞具有一定的難度。目前已知可使用免疫磁性分離法（immunomagneticseparation）、免疫螢光法（immunofluorescence）以及流式細胞技術（flow cytometric technique）來進行正向篩選。然而，免疫磁性分離法以及免疫螢光法具有缺乏受體專一性（receptor specificity）的問題，而流式細胞技術的靈敏度則必須依賴大的樣本量。因此，如何開發一種具有高靈敏度、高準確性及低偵測極限的循環腫瘤細胞檢測方法，實為目前本領域技術人員積極研究的課題之一。

本發明提供一種細胞檢測方法，其具有高靈敏度、高準確性及低偵測極限的特性。

本發明提供一種細胞檢測方法，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。將包含目標細胞的待測溶液放置於反應電極上，並施加第一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第一電場，並量測自基體產生的第一檢測電流。改變目標細胞的膜電位，並施加第二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第二電場，並量測自基體產生的第二檢測電流，其中第一檢測電流與第二檢測電流的正負值相反。

依照本發明的一實施例，所述第一電場與所述第二電場為F，且0.1伏/公分£F£10伏/公分。

依照本發明的一實施例，其中所述感測裝置可更包括受體，配置於所述反應電極的表面上，其中所述受體可與所述目標細胞專一性地結合。

依照本發明的一實施例，其中所述受體例如是抗體或適體。

依照本發明的一實施例，其中所述第一檢測步驟包括：量測自所述基體產生的第一電流增益以及量測自基體產生的第二電流增益，其中所述第一電流增益為放置所述待測溶液之前的電流增益（current gain），所述第二電流增益為放置所述待測溶液之後的電流增益，以及所述第一檢測電流為所述第二電流增益減去所述第一電流增益。

依照本發明的一實施例，其中所述第二檢測步驟包括：量測自所述基體產生的第三電流增益以及量測自基體產生的第四電流增益，其中所述第三電流增益為放置所述待測溶液之前的電流增益，所述第四電流增益為改變所述目標細胞的所述膜電位之後的電流增益，以及所述第二檢測電流為所述第四電流增益減去所述第三電流增益。

依照本發明的一實施例，其中改變所述目標細胞的所述膜電位的方法例如是對所述目標細胞施加外部刺激。

依照本發明的一實施例，其中所述外部刺激例如是離子濃度改變、化學訊息分子、光或聲波。

依照本發明的一實施例，其中所述第一脈波電壓與所述第二脈波電壓例如是具有可調變脈波寬度與高度的脈波電壓。

依照本發明的一實施例，其中所述脈波寬度可不大於10 ^-3秒。

依照本發明的一實施例，其中所述反應電極與所述基體的所述閘極端可位於同一平面。

基於上述，本發明細胞檢測方法藉由改變目標細胞的膜電位來檢測電流增益的改變，藉此判斷目標細胞的存在，此方法具有高靈敏度、高準確性及低偵測極限的特性。

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。

圖1為依照本發明一實施例的感測裝置的示意圖。

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）或其組合。氮化鎵層以及氮化鋁鎵層（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106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2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，形成偵測區域（未繪示），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可同時對待測溶液進行多次檢測，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待測溶液進行檢測，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V _g（施加於反應電極上的脈波電壓）；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V _D。

本發明亦提出一種使用如上述的感測裝置所進行的細胞檢測方法。在本發明的一實施例中，細胞檢測方法包括：準備步驟、第一檢測步驟以及第二檢測步驟。接下來，將以圖1所示的感測裝置100來說明本發明的細胞檢測方法。

首先，進行準備步驟：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鍵結在的電極本體122的表面上，其中受體106可與後續所欲檢測的待測溶液中的目標細胞結合。受體106例如是抗體或適體（aptamer）。

接著，執行第一檢測步驟：將包含目標細胞的待測溶液放置於反應電極104上，並施加第一脈波電壓V1於反應電極104，以使反應電極104與基體102的閘極端116之間產生第一電場F1，並量測自基體102產生的第一檢測電流。

在一實施例中，待測溶液例如是包含目標細胞的全血。在另一實施例中，待測溶液例如是包含目標細胞以及緩衝溶液（或細胞培養基）的待測溶液。緩衝液例如是磷酸鹽緩衝溶液（phosphate buffer saline，PBS）、漢克平衡鹽溶液（Hanks balanced salt solution，HBSS），但本發明不限於此。培養基例如是RPMI-1640細胞培養基。在一實施例中，目標細胞例如是是腫瘤細胞或癌細胞，但本發明不限於此。在本實施例中，待測溶液與反應電極104上的受體106直接接觸，且待測溶液中的目標細胞與反應電極104表面上的受體106進行專一性的結合。

在一實施例中，目標細胞為人結腸癌細胞株HCT-8細胞，而受體則選用可與HCT-8細胞專一性結合的適體。

在本實施例中，由於反應電極104表面上的受體106與目標細胞直接且專一性的接觸，因此在對目標細胞偵測的過程中可避免其他細胞的干擾，進而得到更為精準的檢測結果。

具體來說，第一檢測步驟包括先給予基體102一固定電壓後，再對反應電極104施加第一脈波電壓V1，從而使反應電極104與閘極端116之間產生壓差。因此，當待測溶液的目標細胞與受體專一性鍵結時，透過施加第一脈波電壓V1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檢測電流值。依據檢測電流值以偵測與受體結合的目標細胞。值得一提的是，利用此電容效應進行檢測時，能量測受體與目標細胞的結合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，第一脈波電壓V1為具有可調變脈波寬度與高度的脈波電壓。第一脈波電壓V1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目標細胞的結合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，第一電場F1介於0.1伏/公分至10伏/公分之間（0.1伏/公分£F£10伏/公分）。在另一實施例中，第一電場F介於0.5伏/公分至10伏/公分之間（0.5伏/公分£F£10伏/公分）。在又一實施例中，第一電場F介於0.5伏/公分至1.0伏/公分之間（0.1伏/公分£F£1.0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。

在本實施例中，第一檢測步驟可包括以下子步驟：量測自基體產生的第一電流增益，以及量測自基體產生的第二電流增益，其中第一電流增益為放置待測溶液之前的電流增益，第二電流增益為放置待測溶液之後的電流增益，以及第一檢測電流（即電流增益改變（change in current gain））為第二電流增益減去第一電流增益。

在本實施例中，電流增益（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=電流增益）。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V _g後所得到的電流值。

接著，進一步執行第二檢測步驟：改變目標細胞的膜電位，並施加第二脈波電壓V2於所述反應電極104，以使反應電極104與基體102的閘極端116之間產生第二電場F2，並量測自基體102產生的第二檢測電流。

在一實施例中，改變目標細胞的膜電位例如是將目標細胞的靜息電位（resting potential）（即極化電位（polarized potential））改變為去極化電位（depolarized potential）。在另一實施例中，改變目標細胞的膜電位例如是將目標細胞的去極化電位改變為極化電位。改變目標細胞的膜電位的方法例如是對目標細胞施加外部刺激。在一實施例中，外部刺激例如是離子濃度改變、化學訊息分子、光或聲波，但本發明不限於此。在本實施例中，離子的種類及濃度並無特別限制，只要可以將目標細胞的膜電位由極化電位改變為去極化電位或者是由去極化電位改變為極化電位即可。當目標細胞的膜電位改變時，基體的局部電荷分佈也會改變，導致溶液電容的變化，從而導致電流增益改變。

在本實施例中，第二脈波電壓V2與第二電場F2的定義與上述的第一脈波電壓V1與第一電場F1相同。

在本實施例中，第二檢測步驟可包括以下子步驟：量測自基體產生的第三電流增益，以及量測自基體產生的第四電流增益，其中第三電流增益為放置待測溶液之前的電流增益，第四電流增益為改變目標細胞的膜電位之後的電流增益，以及第二檢測電流（即電流增益改變（change in current gain））為第四電流增益減去第三電流增益。

在本實施例中，第一檢測電流與第二檢測電流的正負值相反。舉例來說，當第一檢測電流的值為正時，第二檢測電流的值為負。或者，當第一檢測電流的值為負時，第二檢測電流的值為正。當滿足上述條件時，可確認目標細胞的存在。具體來說，當目標細胞的膜電位受到改變（由極化電位改變為去極化電位或者是由去極化電位改變為極化電位）時，會導致電流增益改變。因此在改變目標細胞的膜電位之後所測得的檢測電流的正負值與改變目標細胞的膜電位之前所測得的檢測電流的正負值會相反，藉此可確認目標細胞的存在。

此外，相較於使用微電極或膜片鉗（patch clamp）方法來檢測膜電位，本發明的細胞檢測方法中所使用的感測裝置為非侵入性（non-invasive）的。此外，目前已知可使用電位分子探針（potentiometric molecular probe）來測量細胞的膜電位。然而，螢光探針容易發生光漂白（photo-bleaching）問題。本發明的細胞檢測方法中所使用的感測裝置可以檢測單個細胞的膜電位變化，而無需大量的校準程序。

以下，藉由實驗例來詳細說明本發明所提出的細胞檢測方法及其特性，然而，下述實驗例並非用以限制本發明。

實施例

在本實施例中，使用圖2所示的感測裝置200來進行檢測，其中感測裝置的反應電極與閘極端的距離：65 µm；偵測區域的面積：10´60 µm ²。此外，在感測裝置的反應電極上已鍵結有人結腸癌細胞株HCT-8細胞的專一性適體。

[感測裝置的量測條件]

在本實施例中，使用安捷倫（Agilent）B1530/B1500A半導體參數分析儀（semiconductor parameter analyzer）來測量並記錄源極汲極特性。操作條件為：V _D=2.5 V；V _g= 2 V；脈衝時間=50 μs。將在施加閘極偏壓之前和之後的汲極電流的變化定義為電流增益。

[細胞株以及使用的試劑]

在本實施例中，使用人結腸癌細胞株HCT-8細胞作為目標細胞。HCT-8細胞以RPMI-1640細胞培養基（美國英傑生命技術有限公司，Invitrogen Co., USA）培養。在進行後續的電測量時，將HCT-8細胞懸浮於具有鈣離子與鎂離子的漢克平衡鹽溶液（以下稱為HBSS w/Ca&Mg）、不具有鈣離子與鎂離子的漢克平衡鹽溶液（以下稱為HBSS w/o Ca&Mg）或具有鈣離子的漢克平衡鹽溶液（以下稱為HBSS w/Ca）中，以製備待測溶液。具有鈣離子與鎂離子的漢克平衡鹽溶液（HBSS w/Ca&Mg）中的鈣離子為1.2 mM，鎂離子為0.8 mM。具有鈣離子的漢克平衡鹽溶液（HBSS w/Ca）中的鈣離子為1.2 mM。

實驗例 1

[感測裝置反應於KCl誘發的去極化（Sensor device response to depolarization induced by KCl）]

在實驗例1中，將包含不同KCl濃度（5 mM、10 mM、20 mM、30 mM）的HBSS w/Ca&Mg作為參考溶液，並使用上述參考溶液來計算感測裝置的基線（baseline）。具體來說，將包含不同KCl濃度的HBSS w/Ca&Mg分別滴至反應電極上，以上述相同條件（V _D=2.5 V；V _g= 2 V；脈衝時間=50 μs）進行量測，以得到各自的第一電流增益（I1、I2、I3、I4）。而這些第一電流增益則構成了基線。

接著，以沖堤緩衝溶液（elution buffer）將反應電極上的HBSS w/Ca&Mg洗去。將HCT-8細胞分別懸浮於上述包含不同KCl濃度（5 mM、10 mM、20 mM、30 mM）的HBSS w/Ca&Mg中，以得到待測溶液。

然後，將待測溶液分別滴至反應電極上後，以上述相同條件（V _D=2.5 V；V _g= 2 V；脈衝時間=50 μs）進行量測，以得到各自的第二電流增益（I1’、I2’、I3’、I4’）。

最後，將第二電流增益I’減去對應的第一電流增益I，即得到各自的檢測電流（即電流增益的改變（Δ電流增益））。

圖3A表示電流增益對KCl濃度的關係圖。圖3B表示Δ電流增益對KCl濃度的關係圖。

在圖3A中，各自的第一電流增益（即在不包含目標細胞情況下所測得的電流增益）構成了基線（baseline）。由圖3A可以看出，第一電流增益隨HBSS w/Ca&Mg中的KCl濃渡增加（5 mM至30 mM）而上升。這是因為由於參考溶液中的總離子濃度增加，因此增加了溶液電容，進而增加電流增益。而當目標細胞被適體捕獲，且細胞外KCl濃度增加時，所測得的第二電流增益低於所相應的基線。

由圖3B可以看出，目標細胞在KCl濃度為5 mM的情況下所測得檢測電流的值（即第二電流增益減去第一電流增益）為正，而目標細胞在KCl濃度為10 mM~30 mM的情況下所測得檢測電流的值（即第二電流增益減去第一電流增益）為負。由上述的內容可知，目標細胞在KCl濃度為5 mM的情況下，目標細胞具有極化電位。而在細胞外KCl濃度增加的情況下，細胞膜外部K離子會流入細胞中，導致細胞內部負電性減弱，從而改變細胞的膜電位（即去極化），並改變了電流增益。因此在改變目標細胞的膜電位之後所測得的檢測電流的正負值與改變目標細胞的膜電位之前所測得的檢測電流的正負值會相反，藉此可確認目標細胞的存在。

[動態感測裝置反應於連續變化的二價陽離子濃度（Dynamic sensor device response to continuously changing divalent cation concentrations）]

實驗例 2

在本實施例中，將HBSS w/o Ca&Mg以及包含不同鈣離子濃度（0.01 mM、0.1 mM、1 mM、1.2 mM）以及鎂離子濃度（0.004 mM、0.04 mM、0.4 mM、0.8 mM）的HBSS w/o Ca&Mg作為參考溶液，並使用上述參考溶液計算感測裝置的基線。具體來說，將上述參考溶液滴至反應電極上，以上述相同條件（V _D=2.5 V；V _g= 2 V；脈衝時間=50 μs）進行量測，以得到各自的第一電流增益（I1、I2、I3、I4、I5）。而這些第一電流增益則構成了基線。

接著，以沖堤緩衝溶液（elution buffer）將反應電極上的HBSS w/Ca&Mg洗去。將HCT-8細胞懸浮於HBSS w/o Ca&Mg中，以得到待測溶液。

然後，將待測溶液滴至反應電極上，並逐步增加HBSS w/o Ca&Mg中的鈣離子濃度（[Ca ²⁺] _o：0.01 mM、0.1 mM、1 mM、1.2 mM）以及鎂離子濃度（[Mg ²⁺] _o：0.004 mM、0.04 mM、0.4 mM、0.8 mM），並在各個濃度點以上述相同條件（V _D=2.5 V；V _g= 2 V；脈衝時間=50 μs）進行量測，以得到各自的第二電流增益（I1’、I2’、I3’、I4’、I5’）。

圖4A表示電流增益對鈣離子與鎂離子濃度的關係圖。圖4B表示Δ電流增益對鈣離子與鎂離子濃度的關係圖。

由圖4A可以看出，當二價陽離子濃度（即鈣離子與鎂離子）增加時，基線並不會顯著改變。這是因為參考溶液中的整體離子濃度的變化可以忽略的，因此感測裝置的電流增益保持穩定。當目標細胞懸浮在不具有鈣離子與鎂離子的漢克平衡鹽溶液（HBSS w/o Ca&Mg）中時（即鈣離子與鎂離子濃度為0），目標細胞被補捉在感測裝置上，所測得的第二電流增益低於基線。而當鈣離子與鎂離子濃度逐步增加時，所測得的第二電流增益持續增加。

由圖4A以及圖4B可以看出，當目標細胞在二價陽離子濃度為0的情況下所測得檢測電流的值（即第二電流增益減去第一電流增益）為負，表示此目標細胞具有去極化的膜電位。隨著加入的二價陽離子的濃度增加，電流增益持續增加。而在目標細胞在鈣離子與鎂離子濃度分別為0.1 mM及0.04 mM以上的情況下時，所測得的檢測電流的值為正，此代表目標細胞的再極化（repolarization）。

實驗例 3

[鈣通道的鎘阻斷（Cadmium block of calcium channels）]

目前已知可使用通道阻斷劑（channel blocker）來關閉存在於細胞膜上的離子通道，此將導致細胞膜電位的改變。鎘離子是眾所周知的鈣通道阻斷劑，而二價陽離子可以作為鈣拮抗劑（calcium antagonizer），因此細胞外的鎂離子（Mg ²⁺）可以關閉鈣通道且維持細胞內鈣離子的生理濃度。鈣離子和（Ca ²⁺）鎘離子（Cd ²⁺）的外半徑相似，因此鎘離子也可以阻斷細胞膜上存在的鈣通道。目前已知Cd ²⁺是一種對膜電位變化敏感的滲透通道阻滯劑（permeant channel blocker）。這意味著Cd ²⁺不僅可以關閉鈣離子通道，而且還可以進入細胞內並與細胞質中的Ca ²⁺競爭。

在實驗例3中，將HBSS w/Ca以及包含不同鎘離子濃度（5 uM、10 uM、20 uM、50 uM、100 uM）的HBSS w/Ca作為參考溶液，並使用上述參考溶液計算感測裝置的基線。具體來說，將上述參考溶液滴至反應電極上，以上述相同條件（V _D=2.5 V；V _g= 2 V；脈衝時間=50 μs）進行量測，以得到各自的第一電流增益（I1、I2、I3、I4、I5、I6）。而這些第一電流增益則構成了基線。

接著，以沖堤緩衝溶液（elution buffer）將反應電極上的HBSS w/Ca洗去。將HCT-8細胞分別懸浮於上述的HBSS w/Ca中，以得到待測溶液。

然後，將待測溶液滴至反應電極上，並逐步增加HBSS w/Ca中的鎘離子濃度（5 uM、10 uM、20 uM、50 uM、100 uM），並在各個濃度點以上述相同條件（V _D=2.5 V；V _g= 2 V；脈衝時間=50 μs）進行量測，以得到各自的第二電流增益（I1’、I2’、I3’、I4’、I5’、I6’）。

圖5A表示電流增益對鎘離子濃度的關係圖。圖5B表示Δ電流增益對鎘離子濃度的關係圖。

在圖5A中，各自的第一電流增益（即在不包含目標細胞情況下所測得的電流增益）構成了基線（baseline）。

由圖5A以及圖5B可以看出，當目標細胞懸浮在不具有鎘離子的HBSS w/Ca中時（即鎘離子濃度為0），目標細胞被補捉在感測裝置上，所測得的第二電流增益低於基線，且檢測電流的值為負值。上述結果表示在目標細胞具有去極化的膜電位。

而當細胞外的溶液中鎘離子濃度由0增加至20 μM時，所測得的第二電流增益增加，且在鎘離子濃度為10 μM與20 μM狀況下得到的檢測電流為正值。這是因為細胞外低濃度的Cd ²⁺可阻斷鈣通道。因此，原本具有去極化的膜電位的目標細胞可因為鈣通道閉合而實現再極化。

當鎘離子濃度從20 μM進一步增加到100 μM時，所測得的第二電流增益下降，且檢測電流的值為負值。這種現象可歸因於鎘離子具有滲透通道阻斷劑的特性，因此細胞外的鎘離子滲透到細胞中。此外，滲透到細胞內的鎘離子會增加細胞內的鈣離子濃度進而造成細胞去極化。

綜上所述，本發明細胞檢測方法藉由改變目標細胞的膜電位來檢測電流增益的改變，藉此判斷目標細胞的存在，此方法具有高靈敏度、高準確性及低偵測極限的特性。

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‧‧‧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

V_D‧‧‧汲極電壓

V_g‧‧‧閘極電壓

圖1為依照本發明另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3A表示電流增益對KCl濃度的關係圖。圖3B表示Δ電流增益對KCl濃度的關係圖。圖4A表示電流增益對鈣離子與鎂離子濃度的關係圖。圖4B表示Δ電流增益對鈣離子與鎂離子濃度的關係圖。圖5A表示電流增益對鎘離子濃度的關係圖。圖5B表示Δ電流增益對鎘離子濃度的關係圖。

Claims

一種細胞檢測方法，包括：準備步驟，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；第一檢測步驟，將包含目標細胞的待測溶液放置於所述反應電極上，並施加第一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第一電場，並量測自所述基體產生的第一檢測電流；以及第二檢測步驟，改變所述目標細胞的膜電位，並施加第二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第二電場，並量測自所述基體產生的第二檢測電流，其中所述第一檢測電流與所述第二檢測電流的正負值相反，所述第一電場與所述第二電場為F，且0.1伏/公分F10伏/公分。
如申請專利範圍第1項所述的細胞檢測方法，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目標細胞專一性地結合。
如申請專利範圍第2項所述的細胞檢測方法，其中所述受體為抗體或適體。
如申請專利範圍第1項所述的細胞檢測方法，其中所述第一檢測步驟包括：量測自所述基體產生的第一電流增益以及量測自所述基體產生的第二電流增益，其中所述第一電流增益為放置所述待測溶液之前的電流增益(current gain)，所述第二電流增益為放置所述待測溶液之後的電流增益，以及所述第一檢測電流為所述第二電流增益減去所述第一電流增益。
如申請專利範圍第1項所述的細胞檢測方法，其中所述第二檢測步驟包括：量測自所述基體產生的第三電流增益以及量測自所述基體產生的第四電流增益，其中所述第三電流增益為放置所述待測溶液之前的電流增益，所述第四電流增益為改變所述目標細胞的所述膜電位之後的電流增益，以及所述第二檢測電流為所述第四電流增益減去所述第三電流增益。
如申請專利範圍第1項所述的細胞檢測方法，其中改變所述目標細胞的所述膜電位的方法包括對所述目標細胞施加外部刺激。
如申請專利範圍第6項所述的細胞檢測方法，其中所述外部刺激包括離子濃度改變、化學訊息分子、光或聲波。
如申請專利範圍第1項所述的細胞檢測方法，其中所述第一脈波電壓與所述第二脈波電壓為具有可調變脈波寬度與高度的脈波電壓。
如申請專利範圍第8項所述的細胞檢測方法，其中所述脈波寬度不大於10^-3秒。
如申請專利範圍第1項所述的細胞檢測方法，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。