Nghiên cứu khả năng phát hiện phần tử DNA và độ pH của cảm biến dùng transistor hiệu ứng trường điện cực cổng kép

22 Nguyễn Linh Nam 
NGHIÊN CỨU KHẢ NĂNG PHÁT HIỆN PHẦN TỬ DNA VÀ ĐỘ PH CỦA 
CẢM BIẾN DÙNG TRANSISTOR HIỆU ỨNG TRƯỜNG ĐIỆN CỰC CỔNG KÉP 
A STUDY ON DUAL-GATE FIELD EFFECT TRANSISTOR SENSORS FOR DETECTING 
DNA MOLECULES AND PH SENSITIVITY 
Nguyễn Linh Nam 
Trường Đại học Sư phạm Kỹ thuật - Đại học Đà Nẵng; nlnam@ute.udn.vn 
Tóm tắt - Với các ưu điểm nổi bật như độ nhạy cao, phát hiện thời 
gian thực, khả năng xử lý tín hiệu song song, chi phí thấp, cảm 
biến DGFET rất được quan tâm nghiên cứu và cho thấy khả năng 
ứng dụng rất lớn. Trong bài báo này, chúng tôi tính toán, mô phỏng, 
phân tích và trình bày các kết quả nghiên cứu về việc phát hiện 
phần tử sinh học bằng cảm biến DGFET. Mô hình khuếch tán-bắt 
giữ và phương trình Poisson-Boltzman được sử dụng để phân tích 
hiệu suất hoạt động của cảm biến DGFET trong việc phát hiện 
phần tử DNA thông qua thời gian phản ứng, độ nhạy và độ chọn 
lọc của cảm biến. Đồng thời việc phát hiện độ nhạy pH bằng cảm 
biến DGFET cũng được khảo sát và phân tích. Kết quả cho thấy 
độ nhạy pH vượt qua giới hạn Nernst trong cảm biến dựa trên cấu 
trúc FET thông thường. Đây là nền tảng quan trọng trong việc 
nghiên cứu tối ưu hóa hoạt động và triển khai ứng dụng cảm biến 
DGFET trong thực tế. 
Abstract - With outstanding features including high sensitivity with 
minimal requirement of the target molecules, a direct and real-time 
electrical signal transduction, capability for multiplex parallel 
processing and low cost, DGFET biosensors attract interest from 
researchers and show the huge potential applications in 
biotechnology. In this work, detection of DNA molecules using 
DGFET biosensor is carried out. The diffusion-capture model and 
Poisson-Boltzman equation are used to characterize DGFET 
biosensor’s performance in terms of its setting time, sensitivity and 
selectivity. In addition, the use of DGFET as pH sensor is also 
characterized. It is found that the pH sensitivity of DGFET 
biosensors is beyond the Nernst limit that is the maximum 
sensitivity of traditional FET based pH sensors. This study can 
provide a systematic optimization for designing high sensitivity 
biosensors and using DGFET in biosensing applications. 
Từ khóa - Cảm biến sinh học; DGFET; DNA; thời gian phản ứng; 
độ nhạy pH. 
Key words - Biosensors; DGFET; DNA; setting time; pH 
sensitivity. 
1. Giới thiệu 
Do sự tương đồng về kích thước cũng như cấu trúc 
thông thường giữa các phần tử sinh học như tế bào, DNA, 
protein hay vi rút với các vật liệu có cấu trúc nano như 
chấm lượng tử, dây nano hay màng nano, khoa học và công 
nghệ nano có khả năng ứng dụng rất lớn trong lĩnh vực y 
học từ việc tầm soát, phát hiện bệnh cũng như khả năng 
chữa trị bệnh. Các cấu trúc nano như hạt nano [1], dây nano 
[2] hay màng nano [3] với các đặc tính điện tử, quang tử, 
từ tính riêng biệt giúp tạo ra nhiều phương pháp tiếp cận và 
giải quyết các vấn đề trong lĩnh vực y học. Trong những 
năm gần đây, phát hiện điện tử của phân tử sinh học hay độ 
nhạy pH trong dung môi bằng màng nano luôn là một trong 
những chủ đề nghiên cứu rộng rãi trong lĩnh vực này. Hệ 
thống cảm biến sinh học dựa trên các thiết bị dùng màng 
nano có thể cho kết quả nhanh chóng, chính xác, chi phí 
thấp, và phân tích thông lượng cao của quá trình phản ứng 
sinh học cho thấy tiềm năng ứng dụng của hệ cảm biến sinh 
học trong thực tế [3]. 
Các cảm biến sinh học nano hiện nay dựa trên cấu hình 
transistor hiệu ứng trường (FET: Field Effect Transistor) 
được quan tâm và nghiên cứu rộng rãi [4, 5] bởi có nhiều 
yếu tố thuận lợi như phát hiện trực tiếp, quy trình chuẩn bị 
và đánh dấu mẫu đơn giản dễ thực hiện, độ nhạy tốt, chi phí 
thấp. Nguyên lý cơ bản của cảm biến FET trong việc phát 
hiện phần tử sinh học hoặc độ pH là đo sự thay đổi độ dẫn 
điện của kênh dẫn khi liên kết sinh học giữa phần tử sinh học 
với thụ kháng thể cũng như độ pH dung môi thay đổi sẽ tạo 
ra sự thay đổi điện tích bề mặt và có tác dụng như thế cực 
cổng vào kênh dẫn thông qua hiệu ứng trường làm thay 
cường độ dòng điện chạy qua kênh dẫn. Mặc dù được nghiên 
cứu và sử dụng rộng rãi nhưng cảm biến sinh học dùng cấu 
trúc FET vẫn tồn tại một số hạn chế nhất định như độ nhạy 
không thể vượt qua giới hạn Nernst (59 mV/pH) [6], tín hiệu 
nhiễu lớn làm giảm tỉ số tín hiệu trên nhiễu SNR (Signal 
noise ratio) [7]  Những hạn chế này sẽ được khắc phục và 
cải thiện bằng cách thay thế cấu trúc FET bằng cấu trúc 
transistor hiệu ứng trường cổng kép DGFET (Dual - gate 
Field Effect Transistor) [8]. So với cảm biến FET chỉ dùng 
thế cực cổng (Gate voltage) để thay đổi độ dẫn điện của kênh 
dẫn, cảm biến DGFET dùng hai cực cổng bất đối xứng trước 
(FG: Front Gate) và sau (BG: Back Gate) để điều khiển độ 
dẫn điện của kênh dẫn một cách độc lập và chính xác [8]. 
Việc dùng hai cổng để điều khiển kênh dẫn giúp hạn chế tín 
hiệu nhiễu và qua đó làm tăng hệ số SNR của cảm biến nên 
giúp cảm biến có độ nhạy tốt hơn [6]. 
Trong bài báo này, tác giả tính toán, mô phỏng, phân 
tích và trình bày các kết quả nghiên cứu về việc phát hiện 
phần tử sinh học cũng như độ nhạy pH của dung môi bằng 
cảm biến DGFET. Mô hình khuếch tán - bắt giữ và phương 
trình Poisson-Boltzman được sử dụng để phân tích hiệu 
suất hoạt động của cảm biến DGFET trong việc phát hiện 
phần tử DNA được thể hiện thông qua thời gian phản ứng, 
độ nhạy và độ chọn lọc của cảm biến. Đồng thời kết quả 
phát hiện độ nhạy pH của dung môi bằng cảm biến DGFET 
cũng được khảo sát và phân tích. Kết quả nghiên cứu cho 
thấy, cảm biến DGFET cải thiện tỉ số SNR và làm tăng độ 
nhạy so với cảm biến FET thông thường. 
2. Mô hình và phương pháp 
2.1. Mô hình hệ cảm biến dùng DGFET 
Hình 1 trình bày cấu trúc và nguyên lý hoạt động của 
cảm biến DGFET. DGFET gồm có kênh dẫn điện Si được 
cách ly về điện với hai điện cực cổng trước (FG) và điện 
ISSN 1859-1531 - TẠP CHÍ KHOA HỌC VÀ CÔNG NGHỆ ĐẠI HỌC ĐÀ NẴNG, VOL. 17, NO. 1.2, 2019 23 
cực công sau (BG) bởi hai lớp ôxít cách điện trước (tox) và 
sau (box). Các thụ kháng thể phù hợp với các phần tử sinh 
học cần được phát hiện được gắn lên trên bề mặt cảm biến 
thông qua các quy trình sử lý bề mặt, khi phần tử sinh học 
tạo liên kết với thụ kháng thể hoặc độ pH của dung môi 
thay đổi sẽ tạo ra sự thay đổi điện tích trên bề mặt cảm biến 
và có tác động như thay đổi điện thế cực cổng, dẫn đến sự 
thay đổi mật độ hạt dẫn hay thay đổi dòng cực máng ISD 
của FET khỏi giá trị ban đầu so với khi chưa có liên kết 
phần tử sinh học-thụ kháng thể hoặc thay đổi độ pH xảy ra. 
Hình 1. Cấu trúc và hoạt động của cảm biến dùng DGFET 
trong phát hiện phần tử sinh học 
2.2. Phát hiện phần tử sinh học 
Thời gian phản ứng của cảm biến sinh học phụ thuộc 
vào yếu tố chính đó là nồng độ phân tích. Thời gian phản 
ứng được xác định dựa trên mô hình khuếch tán-bắt giữ 
trong trường hợp quá trình khuếch tán của phần tử sinh học 
là giới hạn cũng như phản ứng liên kết giữa phần tử sinh 
học và thụ kháng thể là nghiệm phương trình vi phân bậc 
một của phương trình phản ứng [9]. Theo đó, mật độ liên 
kết giữa thụ kháng thể và phần tử sinh học, N, sẽ được xác 
định theo phương trình: 
( )0f S r
dN
k N N k N
dt
 = − − (1) 
trong đó, N0 là mật độ của thụ kháng thể được cố định trên 
bề mặt cảm biến, kf và kr lần lượt là hằng số bắt giữ và tách 
ra giữa phần tử sinh học và thụ kháng thể, ρS là nồng độ 
của phần tử sinh học [9] được xác định từ phương trình 
khuếch tán: 
2d D
dt
 =  (2) 
trong đó, tùy theo kích thước của phần tử sinh học cũng 
như nồng độ môi trường dung môi, hệ số khuếch tán D có 
thể được xác định. Từ hai phương trình 1 và 2, sự phụ thuộc 
theo thời gian của mật độ liên kết của thụ kháng thể với 
phần tử sinh học có thể được xác định bằng biểu thức [10]: 
1
0( ) ~
FDN t k t 
(3) 
với k là hằng số cấu trúc còn DF là hệ số phân dạng chiều 
không gian của bề mặt cảm biến. 
Trong các hệ cảm biến sinh học, hiệu ứng màn chắn 
điện tích gây ra bởi các ion tồn tại trong dung dịch điện 
phân có tác động rất lớn, ảnh hưởng đến khả năng phát hiện 
phần tử sinh học của cảm biến. Phương trình phi tuyến 
Poisson-Boltzman thường được sử dụng để xác định mối 
liên hệ giữa hiệu ứng này đối với thời gian phản ứng của 
hệ cảm biến [11]: 
( ) ( )( ) ( )
2
2 sinh
N
i i
iw
k q
r r Z r r  
 
− + = − (4) 
với φ là thế điện tĩnh, k là hệ số Debye-Huckel, εw là hằng 
số điện môi của dung môi. β=q/(kBT) là hàm Boltzman với 
q là điện tích cơ bản, kB là hằng số Boltzman và T là nhiệt 
độ phản ứng. Zi là phân bố điện ích còn ri là điện vị trí của 
nguyên tử trong phần tử sinh học. Sự thay đổi về độ dẫn 
điện của cảm biến (độ nhạy) có thể được xác định thông 
qua việc giải phương trình phi tuyến Poisson-Boltzman: 
( )
( ) ( )0
1 0 2
ln ln
( ) ln
2F
t I
S t C C
D
= + − + 
 (5) 
trong đó ρ0 và I0 lần lượt là nồng độ phân tích và nồng độ 
ion dung dịch điện phân. Còn C1, C2 là các hằng số. 
Đối với hệ cảm biến sinh học, để phân tích độ chính xác 
và độ tin cậy của cảm biến, người ta thường đánh giá tỉ số 
tín hiệu trên nhiễu (SNR: Signal noise ratio) của cảm biến. 
Thông số kỹ thuật này còn được gọi là là độ chọn lọc của 
cảm biến và được xác định bằng công thức: 
T
SNR

= (6) 
trong đó T là tín hiệu được tạo ra từ liên kết giữa phần tử 
sinh học và thụ kháng thể, còn η là nhiễu gây ra bởi nồng 
độ ion trong dung môi cũng như xác xuất thống kê về mật 
độ của phần tử sinh học trong dung môi. 
2.3. Đo độ nhạy pH 
 Độ nhạy pH của cảm biến dùng DGFET được xác định 
là tỉ lệ giữa sự thay đổi giá trị của điện áp cực cổng (ΔVG) 
theo sự thay đổi của nồng độ pH (ΔpH) của dung môi: 
 G
pH
V
S
pH

=

 (7) 
Chi tiết lý thuyết về độ nhạy pH của cảm biến DGFET 
được tham khảo trong tài liệu số 6. Theo đó, khi độ pH 
trong dung môi thay đổi sẽ tác động làm thay đổi điện thế 
cực cổng trước (FG) ΔVFG dẫn đến sự thay đổi điện tích 
trên kênh dẫn FET ΔIDS,FG~CtoxΔVFG, với Ctox là điện dung 
liên kết giữa dung môi với kênh dẫn Si. Với một dòng cực 
máng IDS không đổi trên kênh dẫn thì sự thay đổi điện thế 
cực cổng trước (ΔVFG) sẽ phải được cân bằng bởi một sự 
thay đổi về điện thế cực cổng sau (ΔVBG), điều này sẽ dẫn 
đến: -ΔIDS,FG= ΔIDS,BG~ CboxΔVBG, với Cbox là điện dung liên 
kết giữa điện cực cổng sau với kênh dẫn Si. Như vậy độ 
nhạy pH dưới tác động của điện thé cực cổng sau sẽ là: 
 BG FG tox
box
V V C
pH pH C
 
= 
 
 (8) 
hay: 
, ,
tox
pH BG pH FG
box
C
S S
C
= (9) 
3. Kết quả nghiên cứu và thảo luận 
Trong nghiên cứu này, các thông số kỹ thuật về hoạt 
động của cảm biến trong việc phát hiện phần tử sinh học 
như thời gian phản ứng, độ nhạy và độ chọn lọc của cảm 
biến cũng như khả năng phát hiện sự biến động về độ pH 
24 Nguyễn Linh Nam 
của môi trường được tính toán thông qua chương trình mô 
phỏng BioSensorLab được viết bởi nhóm của Nair [13]. 
Đây là một chương trình tính toán được chạy trực tuyến tại 
trang Nanohub.org. Đây là một website chuyên ngành với 
hơn 500 chương trình khác nhau thực hiện mô phỏng, tính 
toán về các vấn đề liên quan đến lĩnh vực nano được thành 
lập tại Mỹ và tài trợ bởi NCN (Network for Computational 
Nanotechnology). Các thông số kỹ thuật của cảm biến 
DGFET được trình bày trong Bảng 1: 
Bảng 1. Các thông số kỹ thuật cảm biến DGFET 
Tham số 
kỹ thuật 
DGFET 
Chiều dài: L=1μm; Chiều rộng: W=1μm 
Độ dày lớp điện môi cách điện FG: ttox=5nm 
Độ dày lớp điện môi cách điện BG: tbox=150nm 
Độ dày kênh dẫn Si: tSi=80nm 
Mật độ doping kênh dẫn Si: n= 1×1019cm-3 
3.1. Phát hiện phần tử DNA 
Hiệu suất hoạt động của hệ cảm biến DGFET phụ thuộc 
vào nhiều yếu tố khác nhau như các tham số liên quan đến 
môi trường phản ứng gồm nồng độ phân tích, nồng độ ion 
và độ pH. Các thông số kỹ thuật về đặc tính hoạt động của 
hệ cảm biến DGFET như thời gian phản ứng, độ chọn lọc 
và độ nhạy sẽ được tính toán, phân tích và trình bày. Ở đây, 
bài báo sẽ trình bày kết quả tính toán và phân tích khả năng 
phát hiện phần tử DNA của hệ cảm biến DGFET. Theo đó, 
trong chương trình tính toán, đặc tính của phần tử sinh học 
DNA cũng như điều kiện môi trường được thiết lập cố định. 
Các tham số này được thể hiện trong Bảng 2: 
Bảng 2. Các thông số kỹ thuật của phần tử DNA 
Phần tử 
sinh học 
DNA 
kf=3×106 (M×s) 
kr=1 (1/s) 
Mật độ thụ kháng thể: 1×1012cm-3 
Cặp bazơ DNA: 12 
Hệ số khuếch tán: 10-6 
Một trong những vấn đề quan tâm của các hệ cảm biến 
đó là độ linh hoạt hay tốc độ phản ứng của cảm biến với 
phần tử mục tiêu. Đây chính là thời gian phản ứng của cảm 
biến khi phần tử sinh học tạo liên kết với thụ kháng thể đủ 
để tạo ra sự thay đổi độ dẫn điện của kênh dẫn FET. Theo 
đó thời gian phản ứng của hệ cảm biến thông thường phụ 
thuộc mạnh và hai đại lượng quan trọng đó là nồng độ DNA 
có trong chất cần phân tích và mật độ của các phân tử DNA. 
Hình 2 trình bày kết quả tính toán thời gian phản ứng của 
hệ cảm biến DGFET theo nồng độ DNA có trong chất cần 
phân tích. Từ kết quả ta thấy, khi nồng độ phân tử sinh học 
DNA càng cao thì xác xuất tạo liên kết giữa các thụ kháng 
thể được gắn trên bề mặt DGFET và các phân tử DNA càng 
lớn khiến cho thời gian phát hiện ra DNA xảy ra nhanh 
hơn. Kết quả cho thấy, nếu coi thời gian đáp ứng khả dụng 
thực tế của các hệ cảm biến sinh học là khoảng 100s [9], 
thì cảm biến DGFET có khả năng phát hiện phần tử DNA 
với nồng độ phân tích ở mức nM. Hình 3 thể hiện mật độ 
phân tử DNA tạo liên kết với thụ kháng thể trên bề mặt dây 
theo thời gian với nồng độ phân tích tương ứng là 1nM. Kết 
quả khảo sát cho thấy, số lượng phần tử sinh học DNA bị 
bắt giữ bởi các thụ kháng thể càng nhiều khi nồng độ phần 
tử DNA trong dung môi tăng lên. Đồng thời, số phân tử 
DNA bị phát hiện tăng tuyến tính theo thời gian phản ứng. 
Hình 2. Thời gian phản ứng của cảm biến DGFET tương ứng 
với nồng độ phần tử sinh học DNA trong dung môi. 
Thời gian đáp ứng khả dụng của các hệ cảm biến được 
thiết lập ở mốc 100s 
Hình 3. Đường đặc tính thể hiện mật độ phân tử DNA 
tạo liên kết với thụ kháng thể trên bề mặt cảm biến DGFET 
theo thời gian 
Như trình bày ở trên, một thông số kỹ thuật quan trọng 
khác của cảm biến sinh học DGFET được xác định là độ 
nhạy. Trong hoạt động của cảm biến DGFET, khi phần tử 
sinh học tạo liên kết với thụ kháng thể sẽ tạo ra sự thay 
đổi điện tích trên bề mặt của cảm biến. Sự thay đổi này sẽ 
tác động làm thay đổi cường độ dòng điện chạy qua kênh 
dẫn. Độ thay đổi cường độ này so với tín hiệu gốc được 
xác định là độ nhạy của cảm biến. Ở đây, chúng tôi sẽ 
xem xét sự tác động nồng độ phần tử DNA, nồng độ ion 
trong dung dịch lên sự thay đổi cường độ dòng điện của 
DGFET. Hình 4 trình bày kết quả phân tích sự thay đổi 
dòng cực máng IDS của DGFET theo nồng độ các phần tử 
DNA có trong dung dịch phân tích. Các tham số kỹ thuật 
được chọn để tính toán như trên Bảng 1 và Bảng 2, nồng 
độ ion trong dung dịch điện phân là 0.001M và điện áp 
điện cực cổng trước VFG được đặt 0.1V. Kết quả tính toán 
về sự thay đổi dòng cực máng IDS theo nồng độ phân tích 
cho thấy dòng cực máng bắt đầu có sự thay đổi khi nồng 
độ phần tử DNA trong dung môi có giá trị trên 10-8M và 
cảm biến có độ nhạy tốt khi nồng độ DNA vượt qua mức 
10-7M. Sự gia tăng độ nhạy hay cường độ dòng cực máng 
theo nồng độ DNA là do khi nồng độ phần tử DNA trong 
dung môi tăng lên thì số lượng phần tử sinh học DNA tạo 
liên kết với thụ kháng thể trên bề mặt cảm biến cũng tăng 
dẫn đến sự gia tăng điện tích bề mặt tác động làm thay đổi 
dòng chạy qua kênh dẫn. 
ISSN 1859-1531 - TẠP CHÍ KHOA HỌC VÀ CÔNG NGHỆ ĐẠI HỌC ĐÀ NẴNG, VOL. 17, NO. 1.2, 2019 25 
Hình 4. Sự phụ thuộc của dòng cực máng IDS vào nồng độ phân 
tích. Nồng độ ion trong dung môi là 10-3M 
Hình 5. Sự thay đổi của dòng cực máng IDS theo nồng độ ion 
Khi trong dung môi có sự có mặt của các phần tử ion, 
các phần tử ion này sẽ tạo ra màn chắn điện tĩnh tác động 
làm thay đổi độ nhạy của cảm biến. Sự thay đổi giá trị của 
dòng cực máng IDS theo nồng độ ion trong dung dịch phân 
tích được thể hiện trên Hình 5. Kết quả tính toán cho thấy 
dòng cực máng IDS của cảm biến DGFET tăng theo nồng 
độ của phần tử ion và cảm biến có độ nhạy tốt nhất khi 
nồng độ ion trong dung dịch thay đổi từ 10-3 ÷ 10-1M tương 
ứng với vùng tuyến tính trong đồ thị. Các kết quả tính toán 
và phân tích hoàn toàn phù hợp với sự phụ thuộc của độ 
nhạy của cảm biến vào nồng độ phân tử DNA cũng như 
nồng độ ion được thể hiện trong phương trình 5. 
Hình 6. Sự phụ thuộc của tỉ số tín hiệu trên nhiễu SNR vào 
mật độ thụ kháng thể trên dây 
Như trình bày ở trên, độ chính xác và tin cậy của các cảm 
biến sinh học được thể hiện thông qua thông số kỹ thuật là 
độ chọn lọc. Độ chọn lọc của cảm biến DGFET thường phụ 
thuộc nhiều vào mật độ thụ kháng thể được cố định trên bề 
mặt cảm biến. Mật độ thụ kháng thể càng cao thì cảm biến 
có độ chính xác và tin cậy càng cao. Điều này cũng dễ hiểu 
bởi vì khi mật độ thụ kháng thể càng tăng thì xác xuất bắt 
giữ phần tử sinh học càng cao dẫn đến sự gia tăng của tín 
hiệu phát hiện phần tử sinh học so với tín hiệu nhiễu. Kết 
quả tính toán về sự phụ thuộc của tỉ số tín hiệu trên nhiễu 
của cảm biến vào mật độ thụ kháng thể trên bề mặt của cảm 
biến DGFET được thể hiện trong Hình 6. Từ kết quả ta nhận 
thấy, đối với DGFET khi mật độ thụ kháng thể tăng thì SNR 
tăng lên và đặc biệt khi mật độ thụ kháng thể trên 4×1012 
(cm-2) thì cảm biến DGFET có độ chọn lọc rất cao. 
3.2. Đo độ nhạy pH 
Hình 7. (a) Đặc tuyến dòng áp IDS-VFG với dung môi có độ pH 
thay đổi từ 4 đến 7. (b) Sự phụ thuộc của mức ngưỡng điện áp 
điện cực cổng trước theo độ pH 
Trong nghiên cứu này, DGFET (với mật độ doping 
kênh dẫn Si là n= 1×1019cm-3) hoạt động với chế độ loại n. 
Để phát hiện sự thay đổi độ nhạy pH của dung môi, thì bề 
mặt của lớp điện môi cách điện cổng trước được bề mặt 
hóa bằng các nhóm -OH. Các kết quả hoạt động của cảm 
biến theo độ pH của dung môi được khảo sát và trình bày 
trong Hình 7 và Hình 8, khi DGFET hoạt động ở chế độ cố 
định điện áp VDS và thay đổi điện áp VFG cũng như VBG. 
Kết quả khảo sát cho thấy, trong cả hai trường hợp thay đổi 
điện áp VFG (Hình 7a) cũng như VBG (Hình 8a) khi độ pH 
của dung môi tăng lên từ 4 cho đến 7 thì dòng điện cực 
máng IDS chạy qua kênh dẫn giảm theo. Điều này là do khi 
độ pH tăng lên, nồng độ ion hydronium trong dung môi 
giảm làm cho tỉ lệ tái hợp với nhóm -OH trên bề mặt giảm, 
hay nói cách khác là điện áp bề mặt bị giảm theo chiều âm 
khi độ pH tăng lên. Do DGFET hoạt động với kênh dẫn 
loại n nên khi điện thế bề mặt (tương đương với thế cực 
cổng) giảm tác động làm giảm mật độ hạt dẫn trong kênh 
hay dòng điện cực máng chạy qua kênh sẽ giảm đi. Tương 
ứng khi điện thế bề mặt giảm theo chiều âm thì điện áp 
ngưỡng (mức áp mở kênh) cũng tăng lên. 
26 Nguyễn Linh Nam 
Hình 8. (a) Đặc tuyến dòng áp IDS-VBG với dung môi có độ pH 
thay đổi từ 4 đến 7. (b) Sự phụ thuộc của mức ngưỡng điện áp 
điện cực cổng sau theo độ pH 
Kết quả sự gia tăng điện áp ngưỡng theo độ pH được 
trình bày trong Hình 7b và Hình 8b cho hai trường hợp tác 
động điện cực cổng trước VFG và điện cực cổng sau VBG. 
Kết quả phân tích cho thấy độ nhạy pH trong trường hợp 
tác động điện cực cổng trước (SpH,FG) là 30 mV/pH. Giá trị 
này nhỏ hơn giới hạn Nernst (59 mV/pH), bởi ảnh hưởng 
của nhiều yếu tố như hiệu ứng màn chắn điện tích, đặc tính 
bề mặt, đặc tính vật liệu, quy trình chế tạo và vận hành linh 
kiện [6]. Tuy nhiên, đối với trường hợp thay đổi điện thế 
cực cổng sau, độ nhạy pH (SpH,BG) trong trường hợp này đạt 
giá trị 167 mV/pH vượt qua giới hạn Nernst đối với các hệ 
cảm biến dùng FET thông thường. Điều này được hiểu là 
do sự bất đối xứng về điện dung liên kết (Ctox, Cbox) giữa 
kênh dẫn với điện cực cổng trước và điện cực cổng sau 
thông qua hai lớp điện môi cách điện có độ dày khác nhau. 
Do độ dày lớp điện môi cách điện cổng trước nhỏ hơn nhiều 
so với độ dày lớp điện môi cách điện cổng sau (ttox=5nm, 
tbox=150nm) nên điện dung Ctox lớn hơn so với Cbox, nên 
theo công thức 9 SpH,BG có giá trị lớn hơn SpH,FG và có thể 
vượt qua giới hạn Nernst được chỉ ra trong hệ cảm biến 
FET chỉ có một điện cực cổng. Kết quả tương tự cũng đã 
được kiểm chứng trong thực nghiệm [14, 15] bởi nhiều 
nhóm nghiên cứu khác nhau về việc dùng cảm biến cấu trúc 
DGFET để tăng độ nhạy pH vượt qua giới hạn Nernst đối 
với các hệ cảm biến FET truyền thống. 
4. Kết luận 
Trong nghiên cứu này, khả năng phát hiện phần tử 
DNA cũng như độ nhạy pH của cảm biến DGFET được 
trình bày. Khả năng phát hiện phân tử DNA của cảm biến 
được khảo sát, tính toán và phân tích thông qua mô hình 
khuếch tán-bắt giữ và phương trình Poisson-Boltzman. Kết 
quả nghiên cứu cho thấy cảm biến có khả năng phát hiện 
phần tử DNA ở nồng độ phân tích ở mức nM, với độ nhạy 
của cảm biến chịu ảnh hưởng của điều kiện môi trường như 
nồng độ phân tích, nồng độ ion và độ pH. Độ nhạy pH của 
cảm biến DGFET cũng được khảo sát. Kết quả nghiên cứu 
cho thấy độ nhạy pH vượt qua giới hạn Nernst so với cảm 
biến dựa trên cấu trúc FET thông thường. Đây là nền tảng 
quan trọng trong việc nghiên cứu tối ưu hóa hoạt động và 
triển khai ứng dụng cảm biến DGFET trong thực tế. 
TÀI LIỆU THAM KHẢO 
[1] P. Alivisatos, “The use of nanocrystals in biological detection”, Nat. 
Biotechnol., 22, 47-52 (2004). 
[2] M. C. Lin, C. J. Chu, L. C. Tsai, H. Y. Lin, C. S. Wu, X Y. P. Wu, 
Y. N. Wu, D. B. Shieh, Y. W. Su, C. D. Chen, “Control and 
Detection of Organosilane Polarization on Nanowire Field-Effect 
Transistors”, Nano Lett., 7, 3656-3661 (2007). 
[3] Y. Chen, R. Ren, H. Pu, X. Guo, J. Chang, G. Zhou, S. Mao, M. 
Kron, Junhong Chen, “Field-Effect Transistor Biosensor for Rapid 
Detection of Ebola Antigen”, Scientific Reports, 7, 10974 (2017). 
[4] Y. C. Syn, W. E. Hsu, C. T. Lin, “Review—Field-Effect Transistor 
Biosensing: Devices and Clinical Applications”, ECS Journal of 
Solid State Science and Technology, 7, 196-207 (2018). 
[5] J. H. Ahn, S. J. Choi, M. Im, S. Kim, C. H. Kim, J. Y. Kim, T. J. 
Park, S. Y. Lee, Y. K. Choi, “Charge and dielectric effects of 
biomolecules on electrical characteristics of nanowire FET 
biosensors”, Appl. Phys. Lett., 111, 113701 (2017). 
[6] J. Go, P. R. Nair, M. A. Alam, “Theory of signal and noise in double-
gated nanoscale electronic pH sensors”, J. Appl. Phys., 112, 034516 
(2012). 
[7] M. J. Deen, M. W. Shinwari, J. C. Ranuárez, D. Landheer, “ Noise 
considerations in field-effect biosensors”, J. Appl. Phys., 100, 
074703 (2006). 
[8] B. N. Shobha, N. J. R. Muniraj, “Design, Modeling and Simulation 
of Prostate Cancer Biosensor with ssDNA biomarker and DGFET 
Biosensor”, International Journal of Computer Science and 
Information Technologies, 5, 2612-2620 (2014). 
[9] P. R. Nair, M. A. Alam, “Performance limits of nanobiosensors”, 
App. Phys. Lett., 88, 233120(2014). 
[10] P. R. Nair, M. A. Alam, “Screening-Limited Response of 
NanoBiosensors”, Nano Lett., 8, 1281–1285 (2008). 
[11] S. J. Han, H. Yu, R. J. Wilson, R. L. White, N. Pourmand, S. X. 
Wang, “CMOS intergrated DNA Microarray based on GMR 
sensors”, IDEM Tech. Dig., 719723(2006). 
[12] P. R. Nair, M. A. Alam, “Theory of “Selectivity” of label-free 
nanobiosensors: A geometro-physical perspective”, J. Appl. Phys., 
107, 064701(2010). 
[13] P. R. Nair, J. Go, G. J. Landells, T. R. Pandit, M. Alam, X. Jin, P. 
Dak, A. Jain, "BioSensorLab", DOI: 10.4231/D3000014H (2014). 
[14] O. Knopfmacher, A. Tarasov, Wangyang Fu, M. Wipf, B. Niesen, 
M. Calame, C. Schönenberger, “Nernst Limit in Dual-Gated Si-
Nanowire FET Sensors”, Nano Lett., 10, 2268–2274 (2010). 
[15] M. Spijkman, E. C. P. Smits, J. F. M. Cillessen, F. Biscarini, P. W. 
M. Blom, D. M. de Leeuw, “Beyond the Nernst-limit with dual-gate 
ZnO ion-sensitive field-effect transistors”, Appl. Phys. Lett., 98, 
043502 (2011). 
(BBT nhận bài: 15/10/2018, hoàn tất thủ tục phản biện: 15/11/2018)