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方法論記事

化学とバイオセンシングアプリケーション用のシリコンナノワイヤ電界効果トランジスタの作製

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DOI:

10.3791/53660

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2016年4月21日

 ,  ,  ,  ,  ,  ,  ,  , 
1Institute of Molecular Medicine and Bioengineering, National Chiao Tung University, 2Department of Biological Science and Technology, National Chiao Tung University

この記事について

サマリー

私たちは、ポリシリコンナノワイヤ電界効果トランジスタを使用したバイオセンシングの主要なステップ、デバイスの準備、ナノワイヤ表面へのDNA分子プローブの固定化と確認、およびDNAセンシングの条件について説明します。

要約

バイオマーカーを使用した監視は、病気の早期発見、迅速な介入、および発生率の低下にとって重要です。本研究では、バイオマーカー検出のためのバイオセンシングデバイスとして機能する多結晶シリコンナノワイヤ電界効果トランジスタ(pSNWFET)の作製について述べる。pSNWFETを用いた化学的および生体分子的なセンシングのプロトコールを紹介します。pSNWFETデバイスは、リアルタイム、ラベルフリー、超高感度のバイオセンシングアプリケーション向けの有望なトランスデューサであることが実証されました。pSNWFETのソース/ドレインチャネルの導電率は、シリコンナノワイヤ(SNW)表面の周囲の環境の変化に敏感です。このように、SNW表面にプローブを固定化することで、pSNWFETは低分子(ドーパミン)から高分子(DNAやタンパク質)まで、さまざまなバイオターゲットを検出することができます。バイオプローブをSNW表面に固定化することは、多段階の手順であり、バイオセンサーの特異性を決定するために不可欠です。固定化手順のすべてのステップが正しく実行されることが不可欠です。各改質ステップ後のpSNWFETの電気的特性の変化を直接観察することにより、表面改質を検証しました。さらに、X線光電子分光法を使用して、各修飾後の表面組成を調べました。最後に、pSNWFET上でのDNAセンシングを実証しました。このプロトコルは、バイオプローブの固定化とその後のDNAバイオセンシングアプリケーションを検証するための段階的な手順を提供します。

概要

シリコンナノワイヤ電界効果トランジスタ（SNWFETs）は、超高感度の利点と環境電荷変動に直接的な電気的応答を有します。負（または正に）帯電した分子は、シリコンナノワイヤー（SNW）に近づくときに、例えばn型SNWFETsにおいて、SNW内のキャリアが枯渇（又は蓄積）されています。その結果、SNWFETの導電率が減少（または増加）1。したがって、SNWFET装置のSNW面付近に荷電分子を検出することができます。細胞表面上の酵素、タンパク質、ヌクレオチド、および多くの分子を含む重要な生体分子は、電荷キャリアであり、SNWFETsを用いてモニターすることができます。特にSNWの生体分子プローブを固定化する適切な改変、で、SNWFETはラベルフリーバイオセンサーへと発展することができます。

バイオマーカーを用いたサーベイランスは、疾患を診断するために重要です。 表1に示すように 、いくつかの研究はNWFE使用していますTベースの無標識、超高感度バイオセンサ、及び図3に示すように、神経信号4を結合する単一のウイルス2、アデノシン三リン酸、およびキナーゼを含む種々の生物学的標的のリアルタイム検出、金属イオン5,6、細菌毒素7、ドーパミン8、DNA 9-11、RNA 12,13、酵素と癌バイオマーカー14-19、ヒトのホルモン20、およびサイトカイン21,22。これらの研究は、NWFETベースのバイオセンサーは、溶液中の生物学的および化学種の広い範囲のための強力な検出プラットフォームを表していることを実証しました。

SNWFETベースのバイオセンサでは、デバイスのSNW表面上に固定化されたプローブは、特定のbiotargetを認識する。バイオプローブを固定化することは、通常の一連の工程を含み、すべてのステップが正常にバイオセンサーの適切な機能を確保するために行われることが重要です。様々な技術は、Sを分析するために開発されていますX線光電子分光法（XPS）、エリプソメトリー、接触角測定、原子間力顕微鏡（AFM）、走査型電子顕微鏡（SEM）を含むurface組成物。このようなXPS、エリプソメトリー、および接触角測定などの方法が他の同様の材料で行わ平行実験に依存しているのに対し、このようなAFMやSEMなどの方法は、ナノワイヤデバイス上のバイオプローブの固定化の直接的な証拠を提供します。本稿では、2つの独立した方法を用いて、各変更ステップの確認を説明します。 XPSは、シリコンウェーハ上の特定の原子の濃度を調べるために使用され、デバイスの電気的特性の変化を直接SNW表面上の電荷の変化を確認するために測定されます。我々は、このプロトコルを説明する例として、多結晶SNWFETs（pSNWFETs）を用いてDNAのバイオセンシングを使用します。 SNW表面にDNAプローブを固定するには、3つの手順を実行します。SNW、アルのネイティブヒドロキシル表面上のアミン基修飾をアルデヒド基の修飾、及び5'-アミ​​ノ修飾DNAプローブの固定化。表面電荷はチャネル電流とコンダクタンス1を変えるゲート誘電体上にローカル界面電位変化を引き起こすので、各修正ステップにおいて、デバイスは、直接、SNW表面上に固定化された官能基の電荷の変化を検出することができます。電気pSNWFETデバイスの電気的特性を調節することができるSNW面を囲む電荷。従って、SNWの表面特性はpSNWFETデバイスの電気的特性を決定する際に重要な役割を果たしています。報告された手順では、SNW表面にバイオプローブの固定化は、直接決定することができ、電気的測定によって確認され、デバイスがバイオセンシング応用のために準備されます。

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プロトコル

1.作製とpSNWFETデバイスの保全

  1. デバイス製造
    注：pSNWFETは以前23,24を報告されたように、側壁スペーサ技術を用いて作製しました。
    1. ゲート誘電体層を準備します。
      1. 膜厚100nmの熱酸化膜 ​​（SiO 2）（4時間980℃でO 2およびH 2処理ガス）湿式酸化プロセス25を用いて、Si基板上に層をキャップ。
      2. 4時間980℃で低圧化学蒸着（LPCVD）25を使用して、膜厚50nmの窒化シリコン（Si 3 N 4）層を堆積させます。
    2. 4時間780℃でLPCVD 25を使用することにより膜厚100nmのテトラエチルオルトシリケート（TEOS）層を堆積させます。
    3. 酸化ダミー構造を定義するために、I線ステッパを使用して、標準的なリソグラフィを行います。
      1. コー​​ト830 nmの厚さのフォトレジスト層を有するウェハ表面。
      2. 私I線ステッパーにパターン定義のフォトマスクをnsert。
      3. 室温で1980 Jの強度で：I線ステッパー（波長365nm）を使用して露出を処理します。
      4. 5分間の現像液内のウェハを開発します。
      5. 誘導1分間のHBrおよびClプラズマガスをプラズマエッチャー25結合標準を使用して、等方性エッチング処理を行います。
    4. LPCVD 25を使用することにより、厚さ100nmのアモルファスシリコン（α-Si）層を堆積させます。
    5. 多結晶構造の中にα-Siから変換するために24時間N 2雰囲気中で600℃でのアニール工程を行います。
    6. 低エネルギーのソース/ドレイン（S / D）のドーピングを介してインプラントリンイオン（5E 15 cm -2で）25。
    7. poly-Si層を除去し、ポリシリコンナノワイヤー（pSNW）25を形成するために、I線ステッパを使用して、標準的なリソグラフィを行います。
      注：DOPを移植するステップ1.1.3を繰り返し、アリポリSi除去とS / D領域以外の場所で自己整合的にサイドウォールのSiチャネルを形成します。
    8. 5時間25 780℃でのLPCVDを用いて不動態化プロセス（200nmの厚さのTEOS酸化膜 ​​）を行います。
    9. 二段階のドライ/ウェットエッチングプロセスを用いて、ナノワイヤ・チャネル、およびフォームのテストパッドを露出させるために、I線ステッパを使用して、標準的なリソグラフィを行います。
      1. 手順を繰り返し1.1.3。
      2. ウェットエッチング処理を行う（DHF：HF / 1分間のH 2 O）。
  2. ウエハの保存
    1. 真空保管袋にウェハを密封し、電子ドライキャビネット（室温で相対湿度<40％）に保管してください。

デバイスの2.前処理

  1. デバイスの洗浄
    1. 純粋なアセトンでデバイスをすすぎます。
    2. 超音波処理（46 kHzで、80 W）10分間、純粋なアセトン中のデバイス。
    3. 超音波処理（46 kHzで、80 W）5分間純エタノール（99.5％）でデバイス。
    4. ブロードライ装置の表面を窒素で。
  2. 酸素プラズマ
    1. 30秒18 WでO 2プラズマでデバイスを扱います。

デバイス表面上のDNAプローブの3固定化

  1. アミン基の修飾
    1. 30分間、2.0％（3-アミノプロピル）トリエトキシシラン（APTES）/エタノール溶液中に装置を浸します。
    2. エタノールで3回装置を洗浄し、その後、超音波処理（46 kHzで、80 W）10分間、エタノール中のデバイス。
    3. SNWsのアミン基を作成するために10分間、120℃のホットプレート上でデバイスを加熱します。
  2. アルデヒド基修飾
    1. 表面にアルデヒド基を作成するために、室温で1時間、12.5％のグルタルアルデヒドでデバイスを浸します。光暴露を避けます。
    2. デバイスのウィットを洗いますその後、3回およびブロー乾燥装置の表面を窒素で、H 10 mMリン酸ナトリウム緩衝液（pH 7.0のNa-PB）。
  3. DNAプローブを固定化
    1. 一晩、1μMDNAプローブを含有する溶液中にデバイスを浸します。
    2. 未反応のアルデヒド基をブロックするために30分間、4.0ミリモルのNaBH 3 CNと10mMトリス緩衝液（pH8.0）でデバイスを浸します。
    3. Na-PB（pH7.0）で3回装置を洗浄し、その後ブロードライ装置の表面を窒素で。

pSNWFET上の表面改質の4確認と分析

  1. 表面改質の各ステップ以下pHプロファイル
    1. pHが3.0から9.0での10mMのNa-PBを準備します。
      1. 脱イオン水（pHは11.60）で10 mMのリン酸ナトリウム三塩基十二（のNa 3 PO 4）を準備します。
      2. 脱イオン水中の10 mMのリン酸（H 3 PO 4）を調製（pHは2.35）。
      3. 10mMののNa 3 PO 4緩衝液500ml中にpH電極を配置し、3.0、4.0、5.0のpH値でバッファを得るために、pH値を測定しながら、10mMのH 3 PO 4緩衝液の異なるボリュームでこの溶液を混合、6.0 、7.0、8.0、および9.0。
    2. ACコンダクタンス測定
      注：測定回路は、液体ゲート電極として役立っ小さなAC信号発生器とAuマイクロワイヤを含んでいました。
      1. 各改質工程での測定26のための最適な液体ゲート電圧（V LG）を決定し （2.2、3.1、3.2、および3.3ステップ）。
        注：デバイスの電気的特性を、このセクションで説明するようにSNW上の4つの表面改質を測定した後。ステップ2.2において、自然酸化物層を含む未修飾pSNWFETが変更されます。 APTESのアミン基を有する装置を変更する3.1伴うステップ。ステップ3.2は非荷電での修飾を含み、グルタルアルデヒドの官能基;ステップ3.3は、DNAプローブの修飾を含みます。
        1. SNWとの直接接触のための：10mMのNaをPB（pH7.0）に、シリンジポンプを使用して、SNW表面にソリューションを提供し（5.0ミリリットル/時間の流速）。
        2. 0.80から1.30 VにV LGを掃引しながら、デバイスのリアルタイムのコンダクタンスを測定します
          1. 室温でロックイン技術27を使用することによりコンダクタンス測定を行います。
          2. AC電流信号は、低ノイズ電流プリアンプを使用することにより、交流電圧信号に変換します。
          3. 0.80から1.30 V（間隔= 0.02 V）にV LGを増やす時にコンダクタンス（G）上のデータを収集します。
        3. 装置26の最適なV LG（最も敏感なV LG）を決定します 。
          1. 曲線の方程式を得るために、ステップ4.1.2.1.2.3からGV LG曲線をプロットします。
          2. DIF式をferentiate、およびV LGの各点の値を計算します。
          3. Gでステップ4.1.2.1.3.2から値を割り、および最大数に応じた最適なV LGを決定します 。
      2. 表面改質の各段階でのpHプロファイルをリアルタイムでコンダクタンスを測定します。
        1. 室温でロックイン技術27を使用することによりコンダクタンス測定を行います。
        2. 低ノイズ電流のプリアンプを使用して、交流電圧信号に交流電流信号に変換します。
        3. V LG：表面改質（ステップ2.2の各ステップに最適なV LGを設定します。 = 1.02、ステップ3.1：V LG = 0.98、ステップ3.2：V LG = 0.98、およびステップ3.3：V LG = 1.0）。
        4. 5.0ミリリットル/時間：SNW表面に3.0から9.0へのpH値を有する10mMののNa-PB溶液（流量を配信）、0.01 Vのドレイン電圧でのコンダクタンスのデータを収集します
  2. 表面改質の各ステップ以下の10mMのNa-PB（pHは7.0）でのデバイスの電気的特性（I D -V BG曲線 ）の測定（2.2、3.1、3.2、および3.3を繰り返します。）
    注：デバイスの電気的特性をSNW上の4つの表面改質を測定した後：ステップ2.2で、自然酸化物層を含む改変されていないpSNWFETが変更されました。ステップ3.1は、APTESのアミン基を持つデバイスを変更することです。ステップ3.2は、グルタルアルデヒドの非荷電官能基による修飾を伴います。ステップ3.3は、DNAプローブの修飾を伴います。
    1. SNWとの直接接触のため：シリンジポンプを使用して（5.0ミリリットル/時流量）（2.2、3.1、3.2、および3.3ステップ）を10mMのNa-PB（pH7.0）でSNW表面へのソリューションを提供します。
    2. I Dを測定します デバイスの商用半導体アナライザおよびソフトウェアを使用して、（2.2、3.1、3.2、および3.3ステップ）。
      1. 「nMOSFETの "モードを選択します。
      2. モジュール- "V BG I D」を選択します。
        注：I Dは、ドレイン/ソース電流であり、V BGはバックゲート電圧です。
      3. -1 3.0 V（間隔= 0.2 V）にゲート電位（V BG）を掃引しながら一定のバイアス電圧（V D = 0.5 V）を設定します。
      4. V BG曲線 - I Dを得るために、Runアイコンをクリックします。

5. DNAバイオセンシング

注：典型的な実験では、I D - V B G曲線はさらなる変動はOBSEされていないことを確認するために、3回に決定されますrved。

  1. ベースラインの決意
    1. シリンジポンプ（流量：5.0ミリリットル/時間）を用いて10分間DNAプローブを固定化SNW表面への10mMのNa-PB液（pH7.0）を供給し、次いで30分間SNWインキュベートします。
    2. デバイスのI Dを （ステップ4.2.2を繰り返し）を測定します。
  2. DNA / DNAハイブリダイゼーションの検知
    1. シリンジポンプを用いて10分間DNAプローブを固定化SNW表面上に負荷10 pMの相補的標的DNAは（流速：5.0ミリリットル/時間）、その後30分間SNWインキュベートします。
    2. 未結合のターゲットDNAを洗浄する：シリンジポンプを用いて10分間SNW表面上の10mMのNa-PB液（pH 7.0）を提供（5.0ミリリットル/時間の流速）。
    3. デバイスのI Dを測定するための手順を繰り返し4.2.2。
  3. DNA / DNAハイブリダイゼーションのシグナルを再確認。
    1. トンへの負荷1 nMの回復DNA彼はDNAシリンジポンプを用いて10分間SNW表面をプローブ固定化（流速：5.0ミリリットル/時間）、その後30分間SNWインキュベートします。
    2. シリンジポンプ（5.0ミリリットル/時間の流速）を使用して10分間SNW表面上の10mMのNa-PB液（pH 7.0）を配信します。
    3. デバイスのI Dを測定するための手順を繰り返し4.2.2。
  4. 負の制御
    1. シリンジポンプを用いて10分間DNAプローブを固定化SNW表面上に負荷100 pMの非相補的DNAは、（流速：5.0ミリリットル/時間）、その後30分間SNWインキュベートします。
    2. シリンジポンプ（5.0ミリリットル/時間の流速）を使用して10分間SNW表面上の10mMのNa-PB液（pH 7.0）を配信します。
    3. デバイスのI Dを測定するための手順を繰り返し4.2.2。

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結果

種々 SNWFETsは、バイオセンサー（ 表1）の変換器として機能することが報告されています。単結晶SNWFETs（sSNWFETs）とpSNWFETsは、水溶液中の変換器と同等の電気特性を示し、両者は多くのバイオセンシング用途を有することが報告されています。本研究で使用pSNWFET装置の有利な特徴は、簡単かつ低コストな製造手順である。 図1aは pSNWFETの製造に関与する重要なステップを示しています。 6インチウェハ（ 図1b）と単一デバイスのSEM像（ 図1c）からのダイの光学像（2 SNWs、約100幅ナノメートル、長さ1.6μm）を得ました。

図2aは、SNW表面上のDNAプローブの固定化の手順を示す図です。各修飾工程はXPS（ 図2Bを

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ディスカッション

トップダウンとボトムアップの製造はsSNWFETsためのアプローチ商業化するため、そのコスト32,33、SNW位置制御34,35、およびその低生産規模36のために困難であると考えられます。これとは対照的に、pSNWFETsを製造することは簡単で低コスト37です。側壁スペーサ形成技術（ 図1）と、トップダウンアプローチと組み合わせて、SNWの大きさは、反応性プラズマエッチングの時間を調整することにより制御することができます。 図1aに示さpSNWFETのナノワイヤを製造するための手順は、容易に商業的な半導体設備に適合させることができます。したがって、pSNWFETsは、費用対効果、簡単な構成技術、およびCMOS互換製造プロセスを含むいくつかの利点を有し、したがって、バイオセンシングに適用することができます。

半導体デバイスの製造とは対照的に、プロセスは、十分に定義されたCOMMErcial施設、デバイス上のバイオプローブの固定化は...

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開示事項

著者らは開示するものは何もない。

謝辞

この研究は台湾科学技術部(104-2514-S-009 -001、104-2627-M-009-001、102-2311-B-009-004-MY3)によって財政的に支援されました。National Nano Device Laboratories(NDL)には、デバイスの作製と分析における貴重な支援に感謝します。

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材料

この記事で使用された材料の一覧
名前会社カタログ番号コメント
アセトンエコーAH-3102
(3-アモノプロピル)トリエトキシシラン(APTES)、≥98%Sigma-AldrichA3648危険
エタノール、無水、99.5%ECHO484000203108A-72EC
グルタルアルデヒド溶液(GA)、50%Sigma-AldrichG7651軽い
シアノボロ水素化ナトリウムを避けてください。95.0% Fluka71435危険性と潮解性
リン酸ナトリウム三塩基性十二水和物、≥98%Sigma04277リン酸
、≥99.0%Fluka79622解
性フォトレジスト(iP3650)東京応化工業株式会社THMR-iP3650 HP
合成オリゴヌクレオチド、HPLC精製プロテックテクノロジー
トリス(ヒドロキシメチル)アミノメタン(トリス)、≥99.8%USB75825
ケースレー2636 システム・ソースメータケースレー
SR830 DSPロックイン・アンプスタンフォード・リサーチ・システム
SR570 低ノイズ電流プリアンプスタンフォード・リサーチ・システム
ズ NI PXI Expressナショナル・インスツルメンツ
潮

参考文献

  1. Lin, C. H., et al. Surface composition and interactions of mobile charges with immobilized molecules on polycrystalline silicon nanowires. Sensor Actuat B-Chem 211. 211, 7-16 (2015).
  2. Patolsky, F., et al. Electrical detection of single viruses. P Natl Acad Sci USA. 101, 14017-14022 (2004).
  3. Wang, W. U., Chen, C., Lin, K. H., Fang, Y., Lieber, C. M. Label-free detection of small-molecule-protein interactions by using nanowire nanosensors. P Natl Acad Sci USA. 102, 3208-3212 (2005).
  4. Patolsky, F., et al. Detection, stimulation, and inhibition of neuronal signals with high-density nanowire transistor arrays. Science. 313, 1100-1104 (2006).
  5. Bi, X., et al. Development of electrochemical calcium sensors by using silicon nanowires modified with phosphotyrosine. Biosens Bioelectron. 23, 1442-1448 (2008).
  6. Lin, T. W., et al. Label-free detection of protein-protein interactions using a calmodulin-modified nanowire transistor. P Natl Acad Sci USA. 107, 1047-1052 (2010).
  7. Mishra, N. N., et al. Ultra-sensitive detection of bacterial toxin with silicon nanowire transistor. Lab on a chip. 8, 868-871 (2008).
  8. Lin, C. H., et al. Ultrasensitive detection of dopamine using a polysilicon nanowire field-effect transistor. Chem Commun. , 5749-5751 (2008).
  9. Hahm, J., Lieber, C. M. Direct ultrasensitive electrical detection of DNA and DNA sequence variations using nanowire nanosensors. Nano Lett. 4, 51-54 (2004).
  10. Lin, C. H., et al. Poly-silicon nanowire field-effect transistor for ultrasensitive and label-free detection of pathogenic avian influenza DNA. Biosens Bioelectron. 24, 3019-3024 (2009).
  11. Wu, C. C., et al. Label-free biosensing of a gene mutation using a silicon nanowire field-effect transistor. Biosens Bioelectron. 25, 820-825 (2009).
  12. Zhang, G. -J., et al. Silicon nanowire biosensor for highly sensitive and rapid detection of Dengue virus. Sensor Actuat B-Chem. 146, 138-144 (2010).
  13. Lu, N., et al. CMOS-compatible silicon nanowire field-effect transistors for ultrasensitive and label-free microRNAs sensing. Small. 10, 2022-2028 (2014).
  14. Zheng, G., Patolsky, F., Cui, Y., Wang, W. U., Lieber, C. M. Multiplexed electrical detection of cancer markers with nanowire sensor arrays. Nat Biotechnol. 23, 1294-1301 (2005).
  15. Choi, J. H., Kim, H., Choi, J. H., Choi, J. W., Oh, B. K. Signal enhancement of silicon nanowire-based biosensor for detection of matrix metalloproteinase-2 using DNA-Au nanoparticle complexes. ACS Appl Mater Interfaces. 5, 12023-12028 (2013).
  16. Lin, T. Y., et al. Improved silicon nanowire field-effect transistors for fast protein-protein interaction screening. Lab Chip. 13, 676-684 (2013).
  17. Chen, H. C., et al. A sensitive and selective magnetic graphene composite-modified polycrystalline-silicon nanowire field-effect transistor for bladder cancer diagnosis. Biosens Bioelectron. 66, 198-207 (2015).
  18. Lee, H. S., Kim, K. S., Kim, C. J., Hahn, S. K., Jo, M. H. Electrical detection of VEGFs for cancer diagnoses using anti-vascular endotherial growth factor aptamer-modified Si nanowire FETs. Biosens Bioelectron. 24, 1801-1805 (2009).
  19. Chua, J. H., Chee, R. E., Agarwal, A., Wong, S. M., Zhang, G. J. Label-free electrical detection of cardiac biomarker with complementary metal-oxide semiconductor-compatible silicon nanowire sensor arrays. Anal Chem. 81, 6266-6271 (2009).
  20. Lu, N., et al. Label-free and rapid electrical detection of hTSH with CMOS-compatible silicon nanowire transistor arrays. ACS Appl Mater Interfaces. 6, 20378-20384 (2014).
  21. Chen, H. C., et al. Magnetic-composite-modified polycrystalline silicon nanowire field-effect transistor for vascular endothelial growth factor detection and cancer diagnosis. Anal Chem. 86, 9443-9450 (2014).
  22. Zhang, Y. L., et al. Silicon Nanowire Biosensor for Highly Sensitive and Multiplexed Detection of Oral Squamous Cell Carcinoma Biomarkers in Saliva. Anal Sci. 31, 73-78 (2015).
  23. Lin, H. C., et al. A simple and low-cost method to fabricate TFTs with poly-Si nanowire channel. Ieee Electr Device L. 26, 643-645 (2005).
  24. Lin, H. C., Lee, M. H., Su, C. J., Shen, S. W. Fabrication and characterization of nanowire transistors with solid-phase crystallized poly-Si channels. Ieee T Electron Dev. 53, 2471-2477 (2006).
  25. Doering, R., Nishi, Y. Handbook of semiconductor manufacturing technology. , 2nd, CRC Press. (2008).
  26. Lu, M. P., Hsiao, C. Y., Lai, W. T., Yang, Y. S. Probing the sensitivity of nanowire-based biosensors using liquid-gating. Nanotechnology. 21 (425505), (2010).
  27. Gaspar, J., et al. Digital lock in amplifier: study, design and development with a digital signal processor. Microprocess Microsy. 28, 157-162 (2004).
  28. Vezenov, D. V., Noy, A., Rozsnyai, L. F., Lieber, C. M. Force titrations and ionization state sensitive imaging of functional groups in aqueous solutions by chemical force microscopy. J Am Chem Soc. 119, 2006-2015 (1997).
  29. Townsend, M. B., et al. Experimental evaluation of the FluChip diagnostic microarray for influenza virus surveillance. J Clin Microbiol. 44, 2863-2871 (2006).
  30. Wang, L. C., et al. Simultaneous detection and differentiation of Newcastle disease and avian influenza viruses using oligonucleotide microarrays. Vet Microbiol. 127, 217-226 (2008).
  31. Lin, C. -H., et al. Recovery Based Nanowire Field-Effect Transistor Detection of Pathogenic Avian Influenza DNA. Jpn J Appl Phys. 51 (02BL02), (2012).
  32. Lee, K. N., et al. Well controlled assembly of silicon nanowires by nanowire transfer method. Nanotechnology. 18 (445302), (2007).
  33. Li, Z., et al. Sequence-specific label-free DNA sensors based on silicon nanowires. Nano Lett. 4, 245-247 (2004).
  34. McAlpine, M. C., et al. High-performance nanowire electronics and photonics on glass and plastic substrates. Nano Lett. 3, 1531-1535 (2003).
  35. Cui, Y., Wei, Q., Park, H., Lieber, C. M. Nanowire nanosensors for highly sensitive and selective detection of biological and chemical species. Science. 293, 1289-1292 (2001).
  36. Patolsky, F., Zheng, G., Lieber, C. M. Nanowire-based biosensors. Anal Chem. 78, 4260-4269 (2006).
  37. Hsiao, C. Y., et al. Novel poly-silicon nanowire field effect transistor for biosensing application. Biosens Bioelectron. 24, 1223-1229 (2009).

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