\documentclass[12pt]{report}
\usepackage{hyperref}
\setcounter{secnumdepth}{4}
\setcounter{tocdepth}{4}
\usepackage[top=30mm,bottom=25mm,left=25mm,right=35mm,includefoot=true]{geometry}
\usepackage{graphicx}
\usepackage{caption}
\usepackage{amsmath}
\usepackage{float}
\usepackage{setspace}
\usepackage{pdflscape}
\RequirePackage{ptext}
\usepackage{ifthen,changepage,afterpage}
\RequirePackage[extrafootnotefeatures,localise]{xepersian}
\usepackage{xepersian}
\settextfont{Yas}
\setdigitfont{Yas}
\linespread{1.5}

\begin{document}
\begin{figure}
		\newpage\pagenumbering{empty}
\begin{figure}
\includegraphics[height=20mm,width=15cm]{god.jpg}	
\end{figure}			
\begin{figure}
\includegraphics[height=55mm,width=4cm]{1.jpg}\\	
\normalsize دانشکده برق و رباتیک	\\
			\title{عنوان پژوهش : نانوحساسه زیستی مبتنی بر  ترانزیستور اثرمیدان
				\lr{Nano-BioFET}} 
			\author{دانشجو:الهه یعقوبیان			
				\\شماره دانشجویی:9516264 \\
				\\استاد محترم:دکتر احسان رحیمی\\}	\date{1 شهریورماه 1396} 
	\end{figure}
	\maketitle 
\pagenumbering{alph}
	\tableofcontents\newpage
	\listoffigures\newpage
	\listoftables\newpage
	\newpage\chapter*{چکیده}
	سنجش پارامترهای زیستی همواره برای شناخت پدیده‌های بیولوژیکی و درمان بسیاری از بیماری‌ها مفید بوده است.یکی از روش‌های سنجش استفاده از بیوسنسور می‌باشد، از آنجایی که هدف ما دسترسی آسان، سریع و مستقیم به نتیجه است، از میان انواع مختلف بیوسنسور، بیوفت‌ها برای بررسی انتخاب شده‌اند ، ما خروجی هر گونه تغییر زیستی را به سیگنال الکتریکی تبدیل و سپس پردازش خواهیم کرد، به همین خاطر بیوسنسور ساختار ویژه‌ای دارد و از دو بخش؛ جزء زیستی و غیر زیستی (ساختار ترانزیستوری اثرمیدان) تشکیل می‌شود و در حال حاضر دانشمندان با استفاده از مواد زیستی مختلف موفق به طراحی، شبیه‌سازی و ساخت انواع مختلفی از بیوسنسورها شده‌اند، رشد سریع فناوری سیلیکون منجر به پیشرفت قابل توجه این دسته از بیوسنسورها شده است و در حال حاضر پژوهشگران درصدد طراحی تراشه‌های زیستی برای کاربردهای مختلف پزشکی از جمله در زمینه ژنتیک هستند.
	
	{\small كليد واژه.بیوسنسور،بیوفت،پدیده‌های بیولوژیکی،جزء زیستی}
	
	
	\newpage\chapter{آشنایی با مفهوم سنسور}
	\textbf{\section{مقدمه؛مفهوم سنسور و اهمیت استفاده از آن}}
	\pagenumbering{arabic}
	فرآیند دستیابی به سنسورها از مقیاس میکرو به نانو یک پروسه بسیار طولانی و شگفت انگیز است، با استفاده از نانومواد؛ نانوذرات فلزی، نانولوله‌های کربنی و نقاط کوانتومی فناوری نانو گسترش یافته و این‌ها همه در کنار هم برای فهمیدن مفهوم و ضرورت سنسور گسترش یافته‌اند[2].
	کلمه سنسور از کلمه یونانی sentire به معنای دریافت کردن مشتق شده است. این افزاره‌ای است که تحریکات فیزیکی مانند حرکت مکانیکی، گرما، نور، صدا و اثر مغناطیسی، الکتریکی یا رادیواکتیو  را به یک سیگنال الکتریکی تبدیل می‌کند، این تحریکات توسط یک مشاهده‌گر یا ابزار اندازه‌گیری می‌شود.این برای اهداف متنوعی شامل اندازه‌گیری یا انتقال اطلاعات استفاده می‌شود. برای مثال، جیوه موجود در دماسنج دمای اندازه‌گیری شده را به انبساط یا انقباض یک مایع تبدیل می‌کند، که از روی یک لوله‌ی شیشه‌ای کالیبره شده خوانده می‌شود. یک ترموکوپل حرارت را به خروجی ولتاژ تبدیل می‌کند، که توسط ولت‌متر خوانده می‌شود[1].
	
	
	به طور مشابه، کلمه مبدل از کلمه یونانی transducere مشتق شده است که به معنای هدایت سرتاسر است. این افزاره‌ای معمولا الکتریکی، الکترونیکی، الکتروشیمیایی، الکترومغناطیسی،  نوری یا فتوولتائیک  است که توان را از یک سیستم به شکل دیگری از آن تبدیل می‌کند. یک مبدل افزاره‌ای است که توسط انرژی یک سیستم  به ‌کار می‌افتد و آن انرژی را به شکل دیگری وارد سیستم دوم می‌کند. برای مثال، یک موتور، انرژی الکتریکی را به مکانیکی تبدیل می‌کند؛پس یک مبدل محسوب می‌شود. یک بلندگو، سیگنال‌های الکتریکی را به امواج فراصوت یا برعکس، تبدیل می‌کند. به طور مشابه، یک دیود ساطع‌کننده نور انرژی الکتریکی را به انرژی نوری تبدیل می‌کند تفاوتی که میان سنسور و مبدل وجود دارد؛ مبدل هر صورت از انرژی را به صورت دیگری تبدیل می‌کند در حالی‌که سنسور فقط سیگنال ورودی را به سیگنال الکتریکی تبدیل می‌کند. یک سنسور اطلاعات محیط پیرامون خود را ثبت می‌کند در حالی‌که مبدل صرفا انرژی را از یک صورت به صورت دیگر تبدیل می‌کند[1,3].
	
	فناوری سنسور بخش مهمی از صنعت، کشاورزی، انتقال انرژی، امنیت و پزشکی را تشکیل می‌دهد. گسترش فناوری نانو در سال‌های اخیر قرن بیستم مرزهای زمان پاسخ، محدودیت‌های شناسایی، حساسیت، قابلیت حمل و نقل و غیره را گسترش دادند. برای این فناوری، خصوصا برای سنسورهای شیمیایی و زیستی. به این دلیل است که نانوساختارها حداقل یک بعد در بازه 1 تا 100 نانومتر دارند که اندازه‌های قابل قیاسی مانند بسیاری از گونه‌های شیمیایی و الکتریکی را دارند و از این رو برای پژوهش در مورد مولکول‌ها مناسبتر هستند. دیگر ویژگی مهم نانوساختارها سطح بزرگ آن‌ها نسبت به حجمشان است که اجازه می‌دهد خواص ماده به شدت توسط محیط تحت تاثیر قرار بگیرند[4].
	\subsection{مشخصه‌های کلی یک سنسور}
	
	مشخصه‌های  کلی یک سنسور به صورت زیر است: 
	
	1-حساسیت: تغییر مقدار خروجی نسبت به واحد تغییر در متغیر اندازه‌گیری شده.  
	
	2-گزینشی: توانایی شناسایی مورد اندازه‌گیری در حضور گونه‌های مشابه. این معیار توانایی تفکیک‌پذیری سنسور را از آنالیت‌هایی که با آن‌ها تماس دارند که منابع نویز در خروجی هستند.
	
	3-دقت: کوچکترین تغییر قابل اندازه‌گیری در مقدار آنالیت که می‌تواند توسط افزاره شناسایی شود.
	
	4-زمان پاسخ: زمانی که طول می‌کشد یک سنسور به 63 درصد مقدار نهایی حس شده از متغیر برسد.
	
	5-مشخصه کالیبراسیون: این منحنی با ترسیم خروجی سنسور در طول نقطه و مقادیر آنالیت در عرض حاصل می‌شود.
	
	
	6-خطی بودن: این درجه‌ای برای منحنی کالیبراسیون سنسور است که با خط مستقیم تقریبا یکی است.
	
	
	7-قابلیت تکرار: قابلیت بازتولید خوانده‌‌های خروجی سنسور با توجه به مقادیر اندازه‌گیری شده.
	
	
	8-پایداری: درجه‌ای است که منحنی کالیبراسیون سنسور بدون تغییر باقی می‌ماند در طول یک دوره از زمان به همین خاطر سنسور نیازی به کالیبره شدن ندارد.
	
	
	9-رانش: تغییر یا انتقال منحنی کالیبراسیون سنسور با توجه به زمان.
	
	
	10-پارامترهای محدوده مجاز: همچون دما، فشار، رطوبت نسبی، نور یا روشنایی و ... . که تحت این مقادیر افزاره می‌تواند عملکرد مطلوب داشته باشد[1].
	
	\textbf{\section{دسته‌بندی نانوسنسورها}  }
	
دسته‌بندی نانوسنسورها به صورت زیر است:
	  
	 نانوسنسورهای فیزیکی: برای اندازه گیری دامنه‌هایی همچون جرم، فشار، نیرو یا جابه‌جایی استفاده می‌شوند.
	 
	نانوسنسورهای شیمیایی: اندازه‌گیری‌های پارامترهایی همچون غلظت گاز، حضور یک نوع خاص از مولکول‌ها یا ترکیب مولکولی یک ماده.
	
	نانوسنسورهای زیستی : برای پایش فرآیند‌های زیستی همچون تعاملات آنتی‌بادی/آنتی‌‌ژن‌ها، تعاملات DNA، تعاملات آنزیمی یا فرآیندهای ارتباط سلولی است.
	نانوسنسورها را سنسورهای هوشمند می‌نامند چرا که قابلیت پردازش داده، ذخیره‌سازی و تحلیل را دارد. این سنسورها دقت بالایی را فراهم می‌کنند، بسیار حساس هستند و اطلاعات را به طور آنی مخابره می‌کنند، چندین آنالیت دارند، نیاز به نمونه‌ی کمی برای رسیدن به یک نتیجه در آزمایشگاه دارند، و از امنیت بالا و قابلیت حمل مناسب برخوردارند. بسیاری از نانوسنسورها که در محیط‌های آزمایشگاهی ساخته و تست شده‌اندآماده راهی شدن به بازار جهانی می‌باشند اما هنوز مشکلات و مسائلی زیادی وجود دارد و راه درازی در پیش است اما دنیای نانوسنسورها، پتانسیل بالایی برای ابتکار و حل مشکلات در زمینه‌های مختلف دارد[1].
	\textbf{\section{مفهوم حساسه زیستی و دسته‌بندی آن‌ها}  }
	\subsection{تعریف کلی از نانوبیوسنسورها}
	نانومواد دارای اندازه‌ای قابل قیاس با بیومولکول‌ها هستند مانند پروتئین‌ها، ویروس‌ها، سلول‌ها، اسیدنوکلئیک و ...  و از این رو برهمکنش در کنار ابزارهای لازم آسان خواهد شد. کیفیت یا قابل قیاس بودن اندازه نانومواد و بیومولکول‌ها موردی است که از آن بهره گرفته می‌شود. بسیاری از سنسورها در مقیاس نانو بر این اساس یعنی تعامل و رویارویی نانومواد و بیومولکول‌ها ساخته می‌شوند که به این ساختارها نانوبیوسنسور می‌گویند.
	
	
	مجموعه متشکل از یک جزء زیستی (سلول، باکتری، اسید‌نوکلئیک) و یک آنالیت (ماده مورد تحلیل و سنجش؛ یک جزء از بیوسنسور می‌باشد که میبایست غلظت آن مورد اندازه‌گیری قرار بگیرد (همانند گلوکز ، اوره، دارو، ماده آلاینده و...). که با یکدیگر واکنش الکتروشیمیایی انجام داده و منجر به یک پاسخ خواهد شد که این می‌تواند به صورت تغییر طول‌موج نوری، تغییر دما، تغییر خاصیت مغناطیسی، یا تغییر میزان انتقال الکترون و یا به عبارتی تغییر در وضعیت چگالی حالات باشد، حال این تغییرات غیرالکتریکی در واحد پردازنده سیگنال به صورت تغییر الکتریکی درخواهد آمد و در مرحله بعد دادگان نمایش داده می‌شوند و یا ذخیره خواهند شد.
	پس، بیوسنسورها سیستم‌های هیبریدی فعالی را نشان می‌دهند، عموما ترکیب دو جزء، سیستم المان بازشناختی زیستی و انتقال‌دهنده فیزیکی-شیمیایی است. سیستم بازشناختی اغلب گیرنده زیستی نامیده می‌شود چراکه در حسگری شیمیایی، پدیده بازشناختی به وسیله‌ی یک سلول گیرنده شیمیایی اجرا شده است. بیوسنسور معمولا به وسیله‌ی اتصال ماده حساس زیستی به یک سیستم انتقال‌دهنده مناسب اجرا شده است. انواع مختلفی از مواد حساس زیستی وجود دارد که می‌تواند به عنوان المان‌های بازشناختی اعمال شود که شامل انواع مختلفی‌ از مولکول‌های زیستی همچون؛ مولتی آنزیم‌ها، قطعات بافتی، ارگان‌های سالم، گیاهان و تمام ارگانیسم‌ها می‌شوند که مکانیسم بیوشیمیایی برای بازشناختی را استفاده می‌کنند. سیستم بازشناختی زیستی اطلاعات را از حالت بیوشیمیایی معمولا غلظت یک آنالیت به یک پاسخ سیگنالی فیزیکی یا بیوشیمیایی ترجمه می‌کند.
	به عنوان یک نتیجه از تعامل مولکولی، یک تغییر در یک یا بیشتر پارامترهای فیزیکی-شیمیایی وجود دارد.این تغییر ممکن است یون‌ها، الکترون‌ها، گازها، نور یا گرما تولید کند.این مقادیر به یک سیگنال الکتریکی تبدیل می‌شود و توسط بخش انتقال‌دهنده تقویت، پردازش و در یک شکل خاص نمایش داده می‌شود. با توجه به مکانیسم عملکرد سنسورهای بیوکاتالیزی و سنسورهای زیستی ترکیبی و یا زیستی مبتنی بر میل ترکیبی، تقسیم‌بندی سنسورها خواهد بود. غلظت‌های آنالیت برای سنسورهای بیوکاتالیزی از  ${{10}^{-7}}$  مول تا غلظت‌های کمتر از  ${{10}^{-15}}$  برای بیوسنسورهای مبتنی برمیل ترکیبی می‌باشد. به دلایل اصول اندازه‌گیری ساده و پردازش سیگنال قابل انتگرال‌گیری بیوسنسورهای الکتروشیمیایی در استفاده رایج‌تر هستند.
	انتقال‌دهنده‌ها به چند دسته تقسیم بندی می‌شوند:
	
	1) سنجش جریان،
	
	
	2)سنجش پتانسیل،
	
	
	3)سنجش هدایت،
	
	
	4)سنجش مقاومت و
	
	5)سنجش امپدانس و اصول نیمه‌های اثرمیدان.
		\begin{figure}[ht]
		\begin{center}
\includegraphics[height=90mm,width=150mm]{77.JPG}\caption{اجزای یک بیوسنسور}
		\end{center}
	\end{figure}
		به طور کلی بیوسنسورها به چند دسته تقسیم می‌شوند:
	
	
	1-	بیوسنسورهای الکتروشیمیایی:
	
	تکنیک‌های پایش الکتروشیمیایی در زمینه‌های متنوع در یک سیستم دقیق، کم‌هزینه، سریع،و با اندازه‌گیری آنلاین ضروری است. بیوسنسورهای الکتروشیمیایی توسط ترکیب یک المان زیستی با مبدل‌های الکتروشیمیایی ایجاد شده‌اند.
	
	2-	بیوسنسورهای مکانیکی:
	
	امروزه اندازه‌گیری‌های دقیق متغیرهای فیزیکی مثل: جرم، جابه‌جایی، شتاب، نیرو، گشتاورنیرو، فشار، کشش، شار و دیگر خواص ماده ضروری است. روش‌های اصلی پایش مکانیکی معیارها توسط نانوسنسورهای مکانیکی قابل انجام است.
z
	3-	بیوسنسورهای اثرمیدان:
	
	یک سنسور اثرمیدان یک ترانزیستور با سه الکترود است، که الکترودهای سورس و درین، کانال نیمه‌هادی را به هم اتصال می‌دهند و گیت هدایت کانال را تنظیم می‌کند. در نانوسنسورهای اثرمیدان، کانال نیمه‌هادی از یک نانومواد ساخته شده که یک جزء پایشگر در افزاره حساب می‌شود. کانال‌های نیمه‌هادی می‌تواند از چندین نوع نانوماده همچون نانوسیم‌ها و یا نانوالیاف ساخته شوند.
	
	4-	بیوسنسورهای نوری:
	
	یک سنسور نوری، معمولا به صورت نوری و با کمک یک مبدل شیمیایی یک ماده را تحت پایش قرار می‌دهد. نانوسنسورهای نوری ابزارهای تحلیلی هستند که از  طریق تکنولوژی پایش با قابلیت انعطاف، مزایایی را به همراه دارند. آن‌ها افزاره‌هایی با ابعاد کمتر از 1000 نانومتر  هستند که توانایی پایش  پارامترهای زیستی یا شیمیایی را از طریق تبدیل نوری، اطلاعات در دسترس  به سیگنال‌های مفید به طور پیوسته دارند.
	
	
	5-	بیوسنسورهای مغناطیسی:
	
	سنسور مغناطیسی، یک مبدل که میدان مغناطیسی را به سیگنال الکتریکی تبدیل می‌کند. مثلا؛ شناسایی جریان از طریق میدان مغناطیسی یا جابه‌جایی مکانیکی یک آهنربا[1].
	\textbf{\section{	تماس نانوسنسورها با سلول‌های انسان  }}
	
	ایده‌ اصلی برای فهم یک نانوسنسور لزوما یک افزاره که اندازه‌اش به کمتر از نانومتر کاهش یافته نبوده ولی یک افزاره خواص منحصر به فرد نانومواد و نانوذرات را برای شناسایی و اندازه‌گیری انواع جدیدی از رخدادها در مقیاس نانو استفاده می‌کند. در این راه با پیشرفت علم نانو و ایجادکردن ابزارهای تحلیلی جهت مشاهده در مقیاس‌های زیر اتمی، نسل جدیدی از روش‌ها و راهکارها برای مشاهده‌ی پدیده‌هایی در مقیاس نانو به‌وجود آمد. یک فیبر نوری بدون آسیب رساندن به ساختار سلول می‌تواند رخداد‌های درون سلول را مشاهده کند. قسمت فعال این سنسور در مقیاس نانو انتخاب شده تا به سلول آسیبی وارد نکند اما اتصال خروجی آن لزوما در حد نانو نیست ولی هیچکدام قادر به دیده شدن نیستند.برهمکنش میان نانوسنسورها و سلول‌های بدن بیشترین اهمیت را دارد. نهایتا با هر ابزاری و با هر سطحی، نانوسنسور به یک محیط ماکرو اتصال می یابد.
	بحران اصلی در مورد مرز ارتباط میان دو بخش نامبرده است. بعد از همه این‌ها، اتصال خروجی در محیط ماکرو و سلول‌های بدن در مقیاس میکرو و نانو است؛ اگرچه واحد‌های ساختاری ما از هر دو مقیاس هستند. تمام نانوسنسورها توسط امکانات ماکروسکوپیک که از اهداف مرسوم استفاده می‌کنند، عمل می‌کنند[1].
	
	\textbf{\section{		استفاده از خواص پاسخ نانومواد در انواع مختلفی از نانوسنسورها}  }
	
	آیا نانومواد می‌توانند به عنوان المان اصلی انواع مختلفی از سنسور عمل کنند؟بله، برای مثال، می‌تواند به عنوان یک المان اصلی در نانوسنسورهای شیمیایی، زیستی و فیزیک استفاده شود. مثلا در یک سنسور مبتنی بر ترانزیستور اثر میدان، تغییرات روشن-خاموش آستانه برپایه یک تغییر شکل محلی تیوب به عنوان سنسور نیرو استفاده شود (سنسور مکانیکی). می‌تواند اجزای یک محلول شیمیایی را پایش کند، به عنوان یک سنسورگاز (سنسور شیمیایی) استفاده می‌شود، درصد حضور یک نوع مولکول خاص که منجر به تغییراتی در ولتاژ آستانه ترانزیستور می‌شود سنسورهای زیستی با استفاده از این ساختار، مانند نانوسنسورهای شیمیایی عمل می‌کنند اما در این دسته تغییر در خواص الکترونیکی؛ در یک ساختار FET شامل بیومولکول‌ها می‌شود؛ توسط پیوند برقرار کردن هر پروتئین یا هر جزء شیمیایی با خودش برای فعالسازی یک نانوتیوب، یک  آنتی‌ژن خاص که با خودش برای چسبیدن یک آنتی‌بادی پیوند برقرار می‌کند یا یک زنجیره DNA تک رشته‌ای که این کار را برای اتصال به نانوتیوب انجام می‌دهد به عبارت دیگر با خودش پیوند برقرار می‌کند. سه فاکتور مهم در بررسی نانوسنسورها، گزینشی بودن، حساسیت و پایداری آن‌هاست . در شکل 2.1 ساختار یک بیوسنسور در دو حالت معرفی شده است.
	\begin{figure}[ht]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=90mm,width=130mm]{145.PNG}\caption{ساختار نانوبیوسنسور:الف) پاسخ نمونه A شامل آنالیت و ب)پاسخ نمونه B که آنالیت ندارد.آنالیت به صورت گزینشی به گیرنده زیستی پیوند می‌خورد و یک سیگنال پاسخ قابل اندازه‌گیری بعد از پردازش را نتیجه می‌دهد.}
		\end{center}
	\end{figure}
	نانوبیوسنسورهای نانوتیوب و نانوسیم مبتنی بر ترانزیستور اثرمیدان می‌تواند یک ترانزیستور اثرمیدان سطحی را برای شناسایی بیوشیمیایی استفاده کند؟ بله اما محدودیت وجود دارد وآن حساسیت پایین آن است. مقایسه برای ناحیه سطح یک افزاره سطحی به علت نرخ سطح به حجم بسیار زیادش، نانولوله‌های کربنی و نانوسیم‌ها انتخاب‌هایی مناسب برای سنسورها به علت نواحی اشباع و نواحی تخلیه نزدیک سطح هستند. خواص فیزیکی مهارکننده افزاره‌های سنسوری ساخته شده در نیمه‌هادی‌های سطحی به آسانی به‌وسیله‌ی استفاده کردن از  ترانزیستورهای اثرمیدان در مقیاس نانو، برطرف شده است و دلایل آن به شرح زیر است:
	
	1)	پیوند سطح نانوتیوب کربنی با سطح منجر به تخلیه یا اشباع حامل‌ها در بدنه ساختار قطری نانومتری می‌شود و حساسیت را در شناسایی تک مولکول افزایش می‌دهد.
	
	2)	)اندازه کوچک کربن نانوتیوب و ساختمان نانوسیم و پیشرفت‌های نوعی در سرهم‌بندی آرایه‌های متراکم سنسورها.
	در شکل 3.1 ساختار بیوسنسور مبتنی بر نانوتیوب کربنی نشان داده شده است[1].
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=100mm,width=120mm]{146.PNG}\caption{شکل بیوسنسورها مبتنی بر نانوتیوب کربنی: الف) نمای سه بعدی FET و ب) مقطع عرضی.جریان الکتریکی از طریق کانال برمبنای پیوند گیرنده و آنالیت تغییر می‌کند که به علت بار آنالیت است و به وسیله‌ی تغییر جریان سورس-درین  شناسایی می‌شود}
		\end{center}
	\end{figure}
	\subsection{شناسایی DNA و پروتئین}
	
	اگر بار حامل‌های مولکولی آنالیت مخالف بار حامل‌های اصلی در FET باشند. حامل‌های بار زیر محدوده آنالیت انباشته شده و موجب افزایش هدایت افزاره می‌شوند. مکانیسم در شکل 4.1 دیده می‌شود، در این‌جا،یک مولکول با بار منفی مانند DNA به نانوسیم نوع P پیوند برقرار می‌کنند و باعث اثر قطع متناوب در حامل‌های حفره شده و هدایت را افزایش می‌دهد. در مقابل، آنالیت‌ها با همان بار مولکولی که حامل‌های اصلی در ساختار دارند، حامل‌های اصلی را به ناحیه تخلیه زیر محدوده آنالیت می‌کشانند و موجب کاهش هدایت می‌شوند. این مکانیسم در قسمت دوم شکل4.1 دیده می‌شود، در این‌جا، یک مولکول باردار مثبت، مانند پروتئین حامل‌ها را زیر نقطه ایزوالکترونیک در بالای پیوند تخلیه می‌کنند، نقطه ایزوالکترونیک pH است که در یک مولکول یا سطح خاص، هیچ بار الکتریکی را حمل نمی‌کند.
	
	
	در یک روش مرسوم که برای شناسایی DNA  از پراب ssDNA استفاده می‌شود (متصل شده به نانوسیم) که با تک رشته مکمل خود هیبریداسیون انجام می‌دهد. این روش نیازمند حداقل غلظتی به اندازه 10میلی مول در محلول الکترولیت در دمای اتاق برای اطمینان حاصل کردن از هیبریداسیون پایدار است.
	کارکردن در محلولی با داشتن غلظت نمک بالا باعث از بین رفتن حساسیت می‌شود. بنایراین، استفاده کردن از یک پراب مولکول متفاوت مانند اسید‌های پپتید نوکلئیک مزایای بیشتری نسیت به پراب‌های DNA دارد.
	PNA و DNA در غلظت‌های کم الکترولیت هیبریداسیون را انجام می‌دهند که تحت شرایطی که یک طول دبای بلند (طولی که در آن حامل بار از میدان الکتریکی خارج می‌شود) وجود دارد و انتظار می‌رود که افزاره‌ها حساسیت داشته باشند. تثبیت فقط یک پراب بر روی مولکول مورد نظر (DNA) افزایش مقاومت را سه برابر می‌کند در حالیکه برای پراب PNA افزایش مقاومت بدون تغییر خواهد بود. به مجرد هیبریداسیون با مکمل DNA ،تغییر هدایت در حدود 14درصد برای این پراب برخلاف افزایش دو برابری مقاومت در افزاره PNA مشاهده شد.
	پروتئین‌های مشتق شده یا پروتئین‌هایی که از توده‌های غیرطبیعی خارج می‌شوند نشانگرهای زیستی هستند که مسیر را برای پایش فرآیند سرطان مشخص می‌کنند. بنابراین، افزاره‌ها سطح این نشانگر‌های زیستی را در سرم یا هر نمونه‌ی انسانی دیگر که کاربردهای ممانعت در تشخیص سرطان  و یا دیگر اختلالات، مشخص می‌کنند.
	
	
	اولین مثال از یک شناسایی به صورت آنی و الکتریکی یک پروتئین از یک محلول که یک نانوسنسور FET را استفاده می‌کند در سال 2001 توسط کوی و همکارانش و با استفاده از  ترکیب پراب-گیرنده بیوتین-SA گزارش شد. برهمکنش بین این دو با ایتفاده از نانوسیم‌های نوع P پایش شده بود و هدایت افزاره نانوسیم در مقایسه با در مقایسه با اثر قطع متناوب SA باردار منفی افزایش می یابد. پس از اضافه کردن بافر خالص، سیگنال به صورت متزلزل خواهد بود که علت آن تمایل به پیوند شدید بین این دو می‌باشد. از سیستم‌های دیگر با تمایل به پیوند کمتر بیوتین و آنتی بیوتین را می‌توان نام برد که برای جلوگیری از پیوند برگشت پذیر و بازتولید سطح حسگری، این سیستم به کار گرفته شد. همانطور که انتظار می‌رفت جریان بافر تازه به سرعت محدوده آنتی بیوتین را تفکیک می‌کند و هدایت افزاره به حالت اولیه برمی‌گردد، این سیستم برای بازیابی سنسور پیشنهاد شده است[1].
	
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=140mm,width=130mm]{BOOKe.JPG}\caption{نانوسیم سیلیکون اکسید شده از نوع :الف) بدون مولکول هدف برای مکان گیرنده، ب) با مولکول هدف باردار مثبت برای مکان گیرنده که تخلیه حفره را در نانوسیم ایجاد می‌کنند و هدایت را در آن کاهش می‌دهند. ج) با یک مولکول هدف با بار منفی که باعث انباشتگی حفره‌ها در نانوسیم و افزایش هدایت می‌شود.}
		\end{center}
	\end{figure}
	\chapter{آشنایی با حساسه‌های زیستی مبتنی بر ترانزیستور اثرمیدان}
	
	\textbf{\section{ تاریخچه }}
	
	
	در چند دهه‌ی گذشته، انواع بسیاری از بیوسنسورهای که از نانومواد به عنوان یک المان حسگری استفاده می‌کنند(نقاط کوانتومی، نانولوله‌ها، نانوسیم‌ها، نانو فیلم‌ها) توسعه یافت. برخی از این افزاره‌های حسگری، مثلا آن‌هایی که براساس دو دسته اول هستند، بسیار خاص می‌باشند؛حساسیت بالا همراه با زمان پاسخ‌دهی کم. اما برای فهم برهمکنش سطح-پیوند، این افزاره‌ها نیاز به استفاده از اجزای نوری است تا بتوان نتیجه را به یک سیگنال قابل خواندن تبدیل نمود. با توجه به این نیاز برآورده شده است که نیاز هزینه عملکرد برای یک افزاره به طور قابل توجهی افزایش خواهدیافت. برخلاف این، سنسورهای طراحی شده همچون ترانزیستورهای اثرمیدان (FET)
	\LTRfootnote{FET:Field Effect Transistor}
	می‌توانند به طور مستقیم تعامل سطح و آنالیت را به یک سیگنال قابل خوانش بدون نیاز به اجزای پیچیده نوری تبدیل کنند.این افزاره‌ها با توجه به خروجی حسگری از خواص الکترونیکی همچون هدایت المان حسگری، برخوردار هستند[4].
	بیوسنسورهای ترانزیستور اثرمیدان پروسه بزرگی را مخصوصا در دهه‌ی اخیر داشته‌اند، به خاطر این که آن‌ها ابتدا در سال 1980 شناخته شده بودند. اخیرا، بیوفت‌ ها یکی از مهمترین شاخه‌های بیوسنسورها شده‌اند. در سال‌های اخیر، پژوهش در زمینه بیوسنسورها توجه زیادی را به خود جلب کرده است به خاطر کاربرد فراوان آن‌ها در صنعت، محیط زیست، آنالیز‌های کربنی و صنایع غذایی. بیوسنسورها معمولا از دو قسمت تشکیل شده اند: بخش بازشناختی زیستی و قسمت انتقال سیگنال. آن ها از تزویج بازشناختی منحصربه فرد و تقویت سیگنال سیستم‌های زیستی بهره می‌برند. پس، یکپارچه‌سازی مواد فعال زیستی با انواع مختلفی از انتقال‌دهنده‌ها احتمال تولید بیوسنسور‌های حساس، خاص، گزینشی و قابل‌اطمینان را فراهم می‌سازد[5].
	
	بیوسنسورهای FET یک دسته جدیدی از افزاره‌های حسگری است؛ این نوع بیوسنسورهای ارزان هستند و امکان آنالیز انواع مختلفی به صورت بخصوص، خیلی سریع، حساسیت بالا و به‌گزینی بالا را فراهم می‌کنند. اخیرا، انواع زیادی از نانومواد همچون نانولوله‌های کربنی، نانوذرات،  فیبر نوری و مواد برپایه گرافن که به صورت پیوسته در ساخت بیوسنسورهای FET استفاده می‌شدند و به عبارت دیگر در حساسیت و روش ساخت آسان نسبت به دیگر بیوسنسورهای پایشگرزیستی برتری دارند. بیوسنسورهای اثرمیدان در تحلیل شاخصه‌های ‌زیستی ویژگی خوبی دارند و می‌توانند عملکرد زیستی را به سیگنال‌های الکتریکی به صورت مستقیم تبدیل کنند که می‌تواند کوتاه‌ترین راه شناسایی باشد. بنابراین،توسعه سریع و ارزشمند این دسته از این حسگرهای زیستی توجه زیادی را در میان دیگر افزاره‌های پایش به خود جلب کرد[12].
	
	
	ترانزیستورهای اثرمیدان از نانومواد به عنوان یک نوع از بیوسنسورها استفاده می‌کنند که مشخصه‌های بزرگی برای شناسایی بازه وسیعی از بیومولکول‌ها به علت ، حساسیت بالا و این که نتایج را می‌توان به صورت همزمان و در لحظه مشاهده نمود را ،نشان می‌دهند که نوید بخش یک تحول بزرگ در زمینه زیست الکترونیک است. نانوبیوسنسور FET یک نانوبیوسنسور رایج شامل ساختار یک ترانزیستور 3 الکترودی است. الکترون‌های درین و سورس توسط کانال نیمه‌هادی به هم وصل شدند و گیت الکترود هدایت کانال را تنظیم می‌کند.
	پژوهش در زمینه بیوسنسورها در طی سال‌های اخیر افزایش چشمگیری داشته است.
	
	
	توسعه اولین بیوسنسورها در سال 1962 توسط کلارک انجام شد،درجایی که یک الکترود اکسیژن آمپرومتریک توسط یک آنزیم(اکسید گلوکز)  تثبیت شده بود، تلاش زیادی برای ایجاد یک سیستم هیبریدی صورت گرفت. این سیستم‌های هیبریدی اغلب از تزویج توانایی‌های بازشناختی و تقویت سیگنال منحصر به فرد سیستم‌های زیستی برخوردارند که در طول میلیون‌ها سال رشدیافته، بهینه‌سازی شده و تکامل یافته است که این همراه با سیستم شناسایی و تقویت سیگنالی است که بشر ساخته؛ و در ترکیب با هم به هدف طراحی دست خواهند یافت.
	پس ترکیب دانش زیستی و الکتروشیمی،فیزیک حالت جامد و سطح، مهندسی زیستی، فناوری یکپارچه‌سازی مداری سیلیکون و پردازش دادگان احتمال ایجاد یک نسل جدید از میکروسنسورهای بیوشیمیایی و آرایه‌های سنسور  با قابلیت‌های اختصاصی بودن، حساسیت، گزینشی وسهولت در قابلیت خواندن را می‌دهند. علاوه براین،رشد سریع فناوری سیلیکون ساخت سیستم‌های تحلیلی کوچک‌سازی شده همچون میکروسیستم‌های آنالیز-کل، سنسورهای "آزمایشگاه بر روی یک تراشه"، افزاره‌هایی با زبان الکترونیکی و بینی‌‌های الکترونیکی،تسریع بخشیده است.
	
	درمیان مفاهیم متنوع پیشنهاد شده و انواع مختلف بیوسنسورها، یکپارچه‌سازی مواد فعال زیستی با هم همراه یک ISFET (یک ترانزیستور اثرمیدان حساس به یون) یکی از روش‌های بسیار مورد استفاده است.این افزاره در سال 1970 توسط برگولد \LTRfootnote{Bergweld}
	به عنوان اولین سنسور شیمیایی کوچک‌سازی شده برپایه سیلیکون معرفی شد. باوجود مشکلات ذاتی با توجه به کاربردهای عملی، علاقه زیادی به این دسته از بیوسنسورها که اصطلاحا بیوفت نامیده می‌شوند، دیده شد، شمار زیادی از نشریات را به خود اختصاص داد. افزاره‌های اثرمیدان مبتنی بر سیلیکون عموما المان ساختار اساسی در نسل جدید میکروبیوسنسورها هستند که مزایای زیادی همچون وزن و اندازه کم،پاسخ سریع، قابلیت اعتماد بالا، امپدانس خروجی پایین، احتمال بسته‌بندی خودکار در سطح ویفر، یکپارچه‌سازی آرایه‌های بیوسنسوری بر روی تراشه و شماتیک پردازش سیگنال با چشم‌انداز تولید محصول با هزینه کم، سیستم‌های میکروآنالیز با قالبیت حمل ؛علاوه براین؛ زمینه‌ احتمالی کاربردشان از پزشکی، فناوری زیستی و پایش محیط زیستی از طریق صنایع غذایی و دارویی گرفته تا صنایع دفاعی و امنیتی می‌باشد[2]. شکل 1.2 یک نمونه  بیوفت است.
	
	\begin{figure}[H]
		\includegraphics[height=80mm,width=150mm]{33.PNG}\caption{ بیوسنسورFET مبتنی بر  دیسولفید مولبدنیوم. برای حسگری،لایه دی الکتریک کانال دیسولفید مولبدنیوم را با گیرنده‌هایی برای گرفتن بیومولکول‌های هدف به صورت خاص،پوشانده است. ضخامت پولک دیسولفید مولبدنیوم 5 نانومتر است\lr{(Copyright © 2008, American Chemical Society).}}
	\end{figure}
	کانال به عنوان جزء حسگری از نانومواد یک بعدی یا دو بعدی ساخته شده است. در جهت شناسایی یک آنالیت منحصر به فرد همراه با نانوسنسورهای FET ،یک گروه بازشناختی خاص که پروب، لیگاند یا گیرنده نامیده می‌شوند، به کارگرفته شد.این گروه به سطح کانال نیمه‌هادی متصل شده است. واضح است که برای فراهم کردن درجه بالایی از اختصاصی بودن و تمایل در بیونسورهای FET، هر گیرنده خاص می‌بایست برای تشخیص آنالیت هدف آن به کارگرفته شود. بعد، مطابق با نوع گیرنده استفاده شده برای تشخیص مولکول‌های هدف، بیوسنسورهایFET می‌توانند به چند گروه مختلف همچون؛
	
	1.مبتنی بر مولکول DNA،
	
	2.مبتنی برآنزیم،
	
	3.مبتنی بر ایمنی‌شناسی و 
	
	4.مبتنی بر سلول، 
	
	طبقه‌بندی می‌شوند. نیمه‌هادی استفاده شده به عنوان کانال یک ثبات هدایت دارند و توسط تراکم حامل اصلی در نانومواد که می‌توانند جریان سورس- درین را در این افزاره اندازه‌گیری کنند، اختصاصی شده‌اند، پس تراکم حامل برای هدایت کانال نسبی است (الکترون‌ها برای نیمه‌هادی نوعn وحفرات برای نیمه‌هادی نوع p). پس هر تغییری در هدایت کانال یک تغییر را در جریان سورس-درین ایجاد می‌کند. یک میدان الکتریکی بر روی سطح ایجاد می‌شود وقتی که مولکول شارژ شده(آنالیت) با گیرنده متصل به نانومواد پیوند برقرار می‌کند؛ این ارتباط یک اثر را در خارج و داخل کانال ایجاد می‌کند.
	
	برای مثال؛ هنگامی یک مولکول آنالیت همچون DNA با بار منفی به کانال p پیوند برقرار می‌کند، به علت این که بار آنالیت مخالف بار حامل‌های اصلی در کانال است، حامل‌های بار زیر آنالیت انباشته می‌شوند، که باعث افزایش حامل‌های حفرات و متعاقبا افزایش در هدایت افزاره خواهد شد.این مکانیسم در حالت الف در شکل 2.2 نشان داده شده است.از سوی دیگر، اگر یک مولکول با بارمثبت، همانند پروتئین  با کانال p پیوند برقرار کند، یک ناحیه تخلیه ناشی از حامل‌های اصلی تحت نفوذ آنالیت در کانال افزاره و یک افزایش در هدایت رخ خواهد داد.این مورد در قسمت ب شکل2.2 نشان داده شده است. جریان سورس-درین کانال برحسب زمان نمایش داده شده است. در قسمت الف؛وقتی که یک هدف با بار منفی به گیرنده متصل به نانومواد پیوند می‌خورد،حامل‌های بار زیر آنالیت انباشته شده و باعث افزایش در هدایت افزاره و جریان سورس-درین می‌شوند. در قسمت ب؛پیوند بارهدف با بار مثبت باعث کاهش در هدایت و جریان می‌شود. مکانیسم  تغییر هدایت در طول پیوند مولکولی یک نکته حائز اهمیت است. مطابق با ترانزیستور خطی ایده‌آل (ناحیه اغلب استفاده شده برای حسگری زیستی) معادله جریان برابر است با:
		\begin{equation}
	{{I}_{_{DS}}}=\text{e}\mu \text{ }\!\!\varepsilon\!\!\text{ }{{\text{ }\!\!\varepsilon\!\!\text{ }}_{r}}\frac{A}{d}\frac{{{V}_{DS}}}{L}\left( {{V}_{GS}}-{{V}_{T}} \right)
	\end{equation} 
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
\includegraphics[height=120mm,width=130mm]{4.png}\caption{ مکانیسم تنظیم هدایت یک بیوسنسور FET از  نوع p (حامل‌های اصلی:حفرات)}
		\end{center}
	\end{figure}
		در حالیکه ابعاد ترانزیستور(A,d,L) و ولتاژ درین(VDS) ثابت هستند،تغییر در هدایت (IDS) موجب تغییر در موبیلیته (µ) می‌شود،تغییر در ظرفیت خازن به علت تفاوت در ثابت دی‌الکتریک محیط‌زیست مورد پایش برحسب مولکول اتصال است.
	این سه موقعیت در شکل 3.2 توسط مقایسه منحنی‌‌های Id-Vg مشخص شده است.وضعصیت قبل و بعد از پیوند پروتئین در شکل3.2دیده می‌شود. قسمت الف شکل 3.2 یک کاهش در شیب منحنی بعد از ایجاد پیوند را نشان می‌دهد و یک کاهش نیز در جریان به ازای ولتاژ ثابت وجود دارد.
	تغییر در Ias به علت شیب، کاهش در موبیلیته و انتقال درون کانال را نشان می‌دهد، احتمالا به علت توزیع ناهمگون میدان الکترواستاتیک می‌باشد که توسط اتصال تصادفی با بیومولکول‌های دارای بار ایجاد شده است. در شکل 3.2 قسمت ب، بایاس گیت تاثیر کمتری در جریان دارد. کاهش جریان در این مورد به خاطر خازن گیت کاهش داده شده است که توسط گذردهی پایین بیومولکول ایجاد شده است. در نهایت، شکل 3.2 قسمت ج تغییر جریان درین-سورس را به علت قطع متناوب الکترواستاتیک کانال FET توسط بیومولکول‌های هدف شارژ شده نشان می‌دهد. این نوع از تغییر یک شیفت ولتاژ آستانه (VT) را در شکل 3.2 باعث می‌شود.
	نانومواد و ساخت این دسته از بیوسنسورها با توانایی‌ها و مشخصه‌های مختلف برای کاربردهای زیستی توسعه یافته است. طبقه‌‌بندی در نظر گرفته شده به صورت زیر است.:
	\begin{flushleft}
		1.EN-FET
		\LTRfootnote{Enzyme-Field Effect Transistor} 
		
		
		2.ISFET
		\LTRfootnote{Ion-Sensitive Field Effect Transistor}
		
		3.CFET 
		\LTRfootnote{Cell-Based Field Effect Transistor}
	\end{flushleft}
	تفاوت اصلی انواع مختلفی از بیوسنسورها توسط کانال و ماده سطح تماس ایجاد می‌شود.گستره‌ای وسیعی از مواد همچون دیسولفید مولبدنیوم، گرافن، کربن‌نانوتیوب‌ها، نانوذرات مغناطیسی،اکسید اینیدیوم،اکسید تانتالیوم پنتو اکسید،گالیم نیتراید،اکسید زینک و نانوسیم سیلیکون به عنوان ماده کانال این بیوسنسورها توسط گروه‌های مختلفی پژوهشی مطالعه شده‌اند. نانومواد یک بعدی به علت قطر کمتر، نرخ سطح به حجم بیشتر برای کاربردهای نانوتکنولوژی در افزاره‌های پزشکی، الکترونیکی و سنسورها استفاده می‌شوند[4].
	
	\begin{figure}[H]
		\includegraphics[height=50mm,width=150mm]{5.png}\caption{  منحنی شبیه‌سازی جریان درین Ias برحسب ولتاژ گیت برای قبل(مشکی) و بعد(قرمز) از اتصال پروتئین بر روی سنسور نانوتیوب کربنی FET به علت تغییر   موبیلیته،  تغییردی‌الکتریک و تغییر بایاس.\lr{(Copyright © 2008, American Chemical Society).}}
	\end{figure}
	در میان انواع مختلفی از انواع انتقال‌دهنده‌هایی که برای بیوسنسور استفاده شده، ترانزیستورهای اثرمیدان حساس به یون یکی ازگزینه‌های انتخابی مهم است.
	ISFET در سال 1970 توسعه‌یافته بود و به عنوان یک جایگزین برای الکترود‌های شیشه‌ای شکننده برای اندازه‌گیری pH و غلظت یون‌های دیگر معرفی شد. باوجود،مشکلات ذاتی، مانند حساسیت به دما، حساسیت‌ نوری  ISFET نقش ویژه‌ای دارد ،ISFET برپایه سیلیکون مشخصه‌های ویژه‌ای دارد:
	الف)امپدانس ورودی بالا، امپدانس خروجی کم، ب) سایز و وزن کم، ج) نشکن بودن؛ ISFETحالت‌جامد بسیار انعطاف‌پذیر و بادوام است؛د)پاسخ سریع و حساسیت بالا؛ ه) محصول با هزینه کم. پس این مزایا این افزاره را به صورت ایده‌آل برای ساخت بیوسنسور،خصوصا میکروبیوسنسورهای قابل حمل، معرفی می‌کنند.از آنجایی‌که اولین گزارش از بیوفت‌ها در سال 1980 توسط کاراس و جاناتا نوشته شده بود، تعداد زیادی از نشریات به این زمینه علاقه‌مند شدند، ولی با این وجود بازبینی‌های پژوهشی در سال‌های بین 1995 تا 2001 به میزان اندکی نگارش شدند. با پیشرفت علم و فناوری، برخی کارهای مهم و روش های جدید که شامل بیوفت‌ها هم می‌شد گزارش شد[5].
	
	به طورکلی،ISFET المان اساسی ساختاری است که برای تمام بیوفت‌ها استفاده می‌شود، حتی اگر خواص حساس به یون آن برای انتقال سیگنال ضروری نباشد (مثلا در بیوفت‌های مبتنی برمیل ترکیبی یا برای اندازه‌گیری پتاسیل عمل سلول‌های زنده ). بیوفت‌ها از تزویج یک ساختار ISFET با یک المان بازشناختی زیستی ساخته شوند که در شکل 4.2شماتیک آن را می‌بینید. در این افزاره‌ها اثر بار یا پتانسیل برای انتقال پدیده در حال تشخیص استفاده می‌شود.مهمترین بخش، قسمت انتقال اطلاعات از المان‌های بازشناختی زیستی به قسمت انتقال‌دهنده می‌باشد، سطح میان این دو حوزه. مکانیسم عملکرد ISFETها جهت ساخت بیوفت‌ها استفاده از میدان الکتریکی و ایجاد یک سری نواحی بار اضافی در زیرلایه نیمه‌هادی برای افزایش یا کاهش هدایت، امری رایج است. ISFETیک ترانزیستور اثرمیدان با یک گیت عایق است با این تفاوت که گیت فلزی با یک غشاء حساس به یون، یک محلول الکترولیت و یک الکترود مرجع جایگزین شده است.
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=80mm,width=130mm]{EXAMPLE.JPG}\caption{ شماتیک یک سنسور بیوشیمیایی که شامل یک گیرنده،واحد پردازش سیگنال و ساختار ISFET است.}
		\end{center}
	\end{figure}
	یک ساختار معمولی از  ISFET در شکل 5.2 نمایش داده شده است. گیت در این ساختار می‌تواند از جنس ترکیبات زیر  باشد:
	\[Si{{o}_{2}}-S{{i}_{3}}{{N}_{4}},Si{{o}_{2}}-A{{l}_{2}}{{O}_{3}},Si{{o}_{2}}-T{{a}_{2}}{{O}_{5}},Si{{o}_{2}}\]
	
	لایه بالایی این ساختارهای عایق دوتایی معمولا به عنوان مواد حساس به pH عمل می‌کنند. این مواد از سوی یون‌ها قابل گزینش هستند و از این رو این‌ها را ترانزیستورهای اثرمیدان حساس-شیمیایی می‌نامند. مثال‌هایی از این یون‌ها برای اندازه گیری به شرح زیر است :
	\[{{K}^{+}}-G{{a}^{2+}}-{{F}_{2}}\]
	
	برای این که این ساختار کار کند طبیعتا باید به آن ولتاژ اعمال شود، ولتاژ درین که از طریق الکترود مرجع اعمال می‌شود این الکترود می‌تواند از جنش نقره یا کلرید نقره باشد که مسئولیت تثبیت پتانسیل برای محلول مورد آزمایش یا همان آنالیت را دارد.هنگامی که به اندازه‌ی کافی پتانسیل مثبت اعمال کنیم با توجه به بدنه زیرلایه که از جنس سیلیکون است، یک لایه وارونگی از جنس n در کانال بین سورس و درین ایجاد می‌شود. دامنه جریان درین با مقاومت موثر الکتریکی لایه وارونگی سطح و ولتاژ درین-سورس که میان این دو الکترود اعمال شده است.مکانیسم عملکرد ISFET می‌تواند توسط فرآیند توزیع حامل بار شرح داده شود که در هر فاز و سطحی نقش دارد.به طور متناظر جریان درین این ساختار می‌‌تواند از یک IGFET به سادگی با  اضافه‌کردن پتانسیل در سطوح اضافه حاصل شود. در مورد ساختار ISFET، عایق گیت غلظت یون هیدروژن را اندازه‌گیری می‌کند، یک سطح پتانسیل را بر روی گیت عایق ایجاد می‌کند.
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
\includegraphics[height=70mm,width=100mm]{147.PNG}\caption{  ساختار یک ISFET}
		\end{center}
	\end{figure}
	
	این مدل در یک محلول آبدار فرض شده است، سطح عایق گیت به مناطق دارای یون آبکافت یا تجزیه آبی می‌شود مثلا گروه هیدروکسید(OH).این مناطق قادرند در یک سری فرآیند‌های پویا یون‌های هیدروژن را آزاد کرده و یا با ان‌ها پیوند برقرار کنند. بنابراین  وضعیت نفوذشان با pH  اطراف آنالیت تغییر می‌کند.
	وابستگی به pH باعث ایجاد شرایطی جهت تنظیم هدایت کانال و جریان درین ISFET می‌شود. بنابراین توسط اندازه‌گیری تغییرات هر کدام می‌توان به مقدار دیگری پی برد. ISFETدر جریان ثابت کار می‌کند. در این حالت توسط تنظیم ولتاژ در یک مقدار ثابت و با استفاده از یک مدار فیدبک، نتایج حاصل از یک برهمکنش بیوالکتروشیمیایی می‌تواند مستقیما ثبت شود.سیگنال خروجی عموما با شیفت ولتاژ متناسب است. تنظیم این حالت جریان-ثابت توسط شبیه‌سازی مشخصه یک سنسور چند منظوره با استفاده از یک الکترود مرجع است. از آنجایی که استفاده از ساختار حساس به یون در حساسیت افزاره برای هر برهمکنش الکتریکی در نزدیکی و یا بر روی گیت، عملکرد سنسور را بهبود بخشیده است، به طورکلی هر برهمکنشی بیوشیمیایی که منجر به تغییرات شیمیایی یا الکتریکی شود می‌تواند به وسیله تزویج این ساختار حساس به یون با یک گیرنده ‌زیستی باشد. تغییرات پتانسیل در بیوفت‌ها می‌تواند:
	
	1)	توسط یک برهمکنش کاتالیزی صورت پذیرد (مثلا میان آنزیم و زیرلایه‌ی آن) نتیجه می‌تواند توسط یک ISFET شناسایی شود.
	
	
	2)	می‌‌تواند توسط اثرات پلاریزاسیون سطح یا  تغییر گشتاور دو قطبی(مثلا؛ برهمکنش‌های مبتنی برمیل ترکیبی آنتی‌ژن-آنتی‌بادی یا هیبریداسیونDNA)،
	اصولا تحت شرایط مشخص یک ISFET می‌تواند  تغییر میدان الکتریکی  مرتبط با بیومولکول‌های مبتنی بر میل ترکیبی را شناسایی کند.
	
	
	3)	تغییرات پتانسیلی که از ارگانیسم زنده ناشی می‌شود مانند پتانسیل عمل سلول‌های عصبی. دسته بندی بیوفت‌ها براساس المان بازشناختی زیستی می‌تواند انجام گیرد[2].
	\textbf{\section{ساختار پایه‌ای و اصول بیوفت}}
	بیوسنسور مبتنی بر ترانزیستور اثرمیدان(bio-FET)، یک ترانزیستوراثرمیدان توسط تغییراتی در سطح پتانسیل به دست می‌آید توسط برقرارکردن پیوند با مولکول‌ها. هنگامی که مولکول‌های شارژ شده همچون بیومولکول‌ها، با گیت ترانزیستور پیوند برقرار می‌کنند، که معمولا یک ماده دی الکتریک است، آن‌ها می‌توانند توزیع بار ماده اصلی نیمه هادی را تغییر دهند که ناشی از یک تغییر در هدایت کانال FET است[6,7]. یک بیوفت شامل دو جزء اصلی است: یک المان زیستی بازشناختی و دیگر ترانزیستور اثر میدان[8]. ساختار یک بیوفت در شکل 6.2 معرفی شده است.
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
\includegraphics[height=80mm,width=130mm]{6.jpg}\caption{ ساختار یک بیوفت معمولی}
		\end{center}
	\end{figure}
	بیوفت‌ها با یک ترانزیستور اثرمیدان همراه با یک لایه زیست-حساس که به صورت ویژه می‌تواند بیومولکول‌هایی همچون اسیدنوکلئیک و پروتئین را شناسایی کند تزویج می‌شوند. یک سیستم بیوفت شامل یک ترانزیستور اثرمیدان نیمه‌هادی است که به عنوان انتقال‌دهنده عمل می‌کندو توسط یک لایه عایق (مثلا اکسید سیلیکون) ازالمان بازشناختی زیستی جداسازی شده است (برای مثال گیرنده‌ها یا پروب‌های مولکول) که برای  مولکول هدف انتخاب شده‌اند و آنالیت نامیده می‌شوند[9].
	
	وقتی آنالیت با المان بازشناختی پیوند برقرار می‌کند، توزیع بار در سطح با تغییر متناظر در سطح پتانسیل الکترواستاتیک نیمه‌هادی، تغییر می‌کند. این تغییر در سطح پتانسیل نیمه‌هادی به عنوان یک ولتاژ گیت در یک ماسفت معمولی است، برای مثال تغییر مقدار جریان می‌تواند میان سورس و درین جریان ایجاد کند[10]. این تغییر در جریان یا هدایت می تواند اندازه‌گیری شود، پس پیوند آنالیت می‌تواند شناسایی شود. رابطه بین جریان و غلظت آنالیت به ناحیه عملکرد ترانزیستور وابسته است.
	
	
	اصول عملکرد افزاره‌های بیوفت برپایه شناسایی، غییرات در پتانسیل الکترواستاتیک به علت پیوند با آنالیت است. مزیت افزاره‌های بیوفت این است که آن‌ها به عنوان یک تقویت‌کننده ذاتی عمل می‌کنند، تغییرات کم در پتانسیل سطحی را به تغییرات زیادی در جریان (از طریق ترانزیستور) بدون نیاز به مدار اضافی، تبدیل می‌کنند. این بدان معناست که بیوفت‌ها توانایی کوچکتر‌شدن را دارند. اگر ترانزیستور در ناحیه زیرآستانه کار کند یک افزایش نمایی در جریان برای یک واحد تغییر در پتانسیل سطحی قابل انتظار است.
	
	
	بیوفت به طور گسترده‌ای در زمینه تشخیص پزشکی، پژوهش‌هایی با محور زیستی، حفاظت محیط زیست و آنالیز غذا استفاده می‌شود. اندازه‌گیری‌های مرسوم مانند اندازه‌گیری‌های نوری، الکتروشیمیایی، طیفی می‌تواند برای آنالیز مولکول‌های زیستی استفاده شود. صرف نظر از این که،این روش‌ها می تواند زمان‌بر، هزینه‌بر و شامل چندین مرحله باشد، برای پایش به صورت همزمان در مقایسه با بیوفت، مناسب نیستند. بیوفت از یک سنسور و یک مدار اندازه‌گیری ساخته‌شده است. سیستم ساده‌ی آن مزایایی همچون وزن و هزینه کم، سایز کوچک و متناسب با فرآیندهای تجاری برای مقیاس بزرگ مداری می‌باشد.
	دسته بندی بیوفت‌ها براساس المان زیست شناختی جهت شناسایی می‌باشد: En-FETبراساس آنزیم‌ها عمل می‌کند، Immuno-FETبراساس ایمنی شناسی هستند، DNA-FET براساس مولکول DNA ، CPFET براساس پتانسیل سلول beetle/chip-FETو [11].این دسته‌بندی  در شکل7.2 مشاهده می‌شود.
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=60mm,width=100mm]{148.PNG}\caption{  دسته‌بندی بیوفت‌ها}
		\end{center}
	\end{figure}
	بیوفت‌ها به طورکلی از دو بخش تشکیل شده‌اند: المان بازشناختی زیستی و ISFET. المان بازشناختی زیستی بخش حسگری است که با مواد زیستی ثابت شده است مثل؛آنزیم،سلول،DNA و غیره. در حالی‌که  ISFETبه عنوان بخش انتقال‌دهنده سیگنال عمل می‌کند. درمیان انواع مختلفی از  ISFETاستفاده شده برای بیوفت‌ها، رایج ‌ترین و مفیدترین آن‌‌ها ترانزیستور اثرمیدان حساس به یون  H+است. ساختار پایه‌ای یک ISFET معمولا ترانزیستور فلز-اکسید-نیمه‌هادی است که فلز گیت آن با یک غشاء حساس به یون، یک محلول الکترولیت و الکترود مرجع جایگزین شده است. این از یک زیرلایه سیلیکون با دو ناحیه ناخالصی، سورس و درین، که توسط یک کانال که زیر عایق گیت است، جدا شده است. ماده بازشناختی زیستی بر روی سطح عایق گیت ثابت شده است تا غشاء حسگری را شکل دهد. عایق گیت معمولا یک لایه اکسید سیلیکون است یا لایه دیگر همچون نیترید سیلیسیم،آلومبنبوم اکسیدیا  تانتالوم پنتواکسید است. ساختارهای لایه بالایی عایق گیت به عنوان مواد حساس برایISFETهای حساس به  H+ عمل می‌کند و  میزان برتری حساسیت این مواد در قیاس با هم به صورت زیر است:
	\[Si{{O}_{2}}<S{{i}_{3}}{{N}_{4}}<A{{l}_{2}}{{O}_{3}}<T{{a}_{2}}{{O}_{5}}\]	    برای کارکردن یک ISFET، ولتاژ گیت ،${{V}_{GS}}$ ،توسط الکترود مرجع از طریق محلول الکترولیت اعمال شده است. وقتی که یک پتانسیل بایاس مثبت کافی به گیت اعمال شود،یک لایه وارونگی بین سورس و درین ایجاد می‌شود. دامنه جریان درین توسط مقاومت الکتریکی موثر لایه وارونگی سطحی و ولتاژی که بین این دو الکترود اعمال شده، اندازه‌گیری می‌شود.از آنجایی که مقاومت کانال  ISFETبه میدان الکتریکی عمودی مسیر جریان وابسته است، بارهای محلول الکترولیت بر روی غشاء عایق گیت، پتانسیل داخلی  و جریان درین تاثیر می‌گذارند.	با اندازه‌گرفتن تغییرات در جریان درین،مقدار pH محلول تست می‌تواند اندازه‌گیری شود.در بسیاری از موارد،ISFETها اغلب در حالت جریان درین ثابت که در واقع تنظیم جریان درین در یک مقدار ثابت توسط مدار فیدبک و اندازه‌گیری تغییر ولتاژ که از واکنش نزدیک/در گیت(غشاء حسگری) ناشی می‌شود، است.
	
	
	در کنار این روش‌ها، که شامل اندازه‌گیری جریان و ولتاژ هستند، دیگر تکنیک طیف‌ بینی امپدانس است که برای تحلیل فرآیند‌های بازشناختی زیستی در سطح گیت  ISFET توسط ویلنر و همکاران معرفی شده بود.امپدانس و غشاء مرتبط با  ISFET می‌تواند به وسیله‌ی مدار معادل نشان داده شده در شکل8.2، نمایش داده شود.
	
	در این‌جا،Rsi ،Rmem، Rct وRsoi به ترتیب مقاومت‌های لایه سیلیکون،سطح شیمیایی حسگری،بارفضایی و بار محلول است،Csc،Cox، Cmem و Cdl به ترتیب متناظر است با خازن بار فضایی،خازن‌های لایه‌ی عایق اکسید، غشاء و لایه دوتایی.W امپدانس Warbug را نشان می‌دهد.اگر یک فرآیند بازشناختی زیستی همچون تشکیل آنتی‌بادی-آنتی‌ژن یا هیبریداسیون DNA رخ دهد، تغییرات مرتبط در امپدانس رخ خواهند داد.به‌وسیله‌ی پایش تغییرات در امپدانس، مقدار آنتی‌بادی-آنتی‌ژن یا DNA مکمل می‌تواند اندازه‌گیری شود.
	
	\begin{figure}[H]
		\includegraphics[height=50mm,width=150mm]{8.png}\caption{ مدار معادل یک افزاره ISFET که توسط یک غشاء بر روی سطح تماس گیت تغییر کرده است}
	\end{figure}
	
	به طور خلاصه  ISFET به واکنش الکتریکی در یا نزدیک سطح تماس عایق الکترولیت بسیار حساس است و بنابراین  هر فرآیند/واکنش بیوشیمیایی که منجر  به تغییرات شیمیایی یا الکتریکی در  این سطح تماس می‌شود، می‌تواند توسط تثبیت بیوفت با مواد بازشناختی زیستی مختلف اندازه‌گیری شود.
	\subsection{تثبیت اجزای زیستی}
	پروسه بحرانی برای ساخت بیوسنسورها، شامل بیوفت‌ها تثبیت جزء زیستی می‌باشد. شماری از روش‌ها برای تثبیت به شرح زیرند:
	
	1.جذب فیزیکی یا شیمیایی، که ساده‌ترین روش تثبیت است.
	
	2.ارتباط عرضی، یک دو/چند واکنشگر  برای شکل دادن ساختار شبکه مانند؛ میان بیومولکول‌ها، بیومولکول و ماتریکس ژل/پلیمر به کار می‌روند.
	
	3.اتصال کووالانسی، پیوند شیمیایی کووالانسی میان جزء زیستی و سطح گیت ISFET ایجاد می‌شوند.
	
	4.به دام انداختن. ماده زیستی در یک ماتریکس ژل یا یک خمیر یا یک پلیمر به دام می‌افتد.
	
	5.  روش‌های sol-gel و تکنولوژی فیلم  Langmuir-Blodgett
	
	در کاربردهای عملی ترکیب چند روش با هم برای به دست آوردن نتایج پایدار استفاده می‌شوند.
	\subsection{طبقه بندی و کاربرد بیوفت‌ها}
	ماده زیستی می تواند یک آنزیم، آنتی‌بادی، سلول، یک بخش از بافت، یک گیرنده، اسید نوکلئیک یا یک ارگان باشد. این برای تشخیص و تعامل به صورت ویژه با آنالیت در محلول تست استفاده می‌شود. به طورکلی براساس طبیعت فرآیند بازشناختی زیستی ممکن است به دو صورت بیوفت‌ها دسته‌بندی شوند: بیوفت‌های تحریک‌کننده (که آنزیم‌ها یا بافت‌هایی را به عنوان اجزای زیستی تثبیت استفاده می‌کنند) و بیوفت‌های براساس میل ترکیبی (براساس آنتی‌بادی‌ها، گیرنده‌های DNA یاغشاء).
	\subsection{بیوفت‌های تحریک‌کننده}
در بیوفت‌های تحریک‌کننده ؛ تحریک‌کننده‌های زیستی همچون آنزیم‌ها برای تشخیص؛پیوند و تبدیل شیمیایی مولکول‌های زیستی به فرمت‌های قابل شناسایی حساس استفاده می‌شوند. یکی از گسترده‌ترین حوزه مطالعات در زمینه ترانزیستورهای اثرمیدان در بیوسنسورها، بیوسنسورهای اثرمیدان برپایه آنزیم است؛ معمولا به وسیله تثبیت آنزیم بر سطح عایق گیت یا یک  ISFET ساخته می‌شود.

اصول عمومی کار یک   ENFET براساس توانایی تشکیل پیوند خاص و فرآیند تحریکی آنزیم‌ها به سمت زیرلایه‌ی آن است. در طول برهمکنش آنزیمی، محصولات تولید شده یا واکنش‌دهنده‌ها مصرف می‌شوند، تغییرات غلظت آن‌ها در تغییر سیگنال ISFET اصولی ناشی می‌شوند، که با غلظت آنالیت مرتبط است و می‌تواند ثبت شود. در حال حاضر،یک بازه وسیع از  ENFET برای شناسایی آنالیت‌های متنوع گزارش شده است.
	
	مناسبترین گزینه‌ها برای این دسته از بیوسنسورها اکسید گلوکز،اوره و پنی‌سیلین است چراکه اهمیت نقش آن‌ها برای شناسایی گلوکز، اوره و پنی‌سیلین است. برای ساختن ENFET مناسب برای کاربردهای عملی، باید تلاشی در راستای بهبود شاخصه‌های عملکردی این افزاره گردد. غشاءهای پلیمری باردار اضافی مانند نافیون(Nafion) و  poly(4-vinylpyridine-co-styrene) بر روی لایه‌ی آنزیم جهت کنترل نفوذ زیرلایه و محصول اعمال شده است.
	
	با این روش بازه دینامیک ENFETگلوکز  می‌تواند تا 20 میلی‌مول گسترش یابد. الکترود Pt اضافی بر روی ناحیه گیت   ENFET گلوکز برای الکترولیز کردن پروکسید هیدروژن و تولید دو یون هیدروژن قرار داده شده است و حساسیت افزاره را تا 4 برابر بهبود بخشیده است. با این روش پودر منیزیم اکسید برای تحریک پروکسید هیدروژن اعمال می‌شود و اکسیژن تولید شده برای واکنش اکسیداسیون گلوکز بازیافت می‌شود. در این راه، بازه دینامیک  اندازه‌گیری گلوکز بیشتر از 20میلی‌مول افزایش می‌یابد.
	
	معمولا، زمان پاسخ و زمان بازیابی این افزاره بیشتر از چند  دقیقه است، و گاهی اوقات بیشتر از 10 دقیقه می‌شود. برای کاهش زمان پاسخ، یک آنزیم تک‌لایه بر روی سطح گیت ISFET قرار گرفته و زمان پاسخ  ENFET در حدود چند دهم ثانیه خواهد شد. برای کاهش زمان بازیابی، یک الکترود Pt  اضافی، برای تولید یون‌های هیدورکسیل که یون‌های هیدورژن تولید شده در غشاء حسی را نشان می‌دهند ،اعمال شده بود. در نتیجه زمان بازیابی به کمتر از دو دقیقه می‌رسد[5].
	
	\subsection{ترانزیستور‌های اثرمیدان مبتنی بر آنزیم(EnFET)}
	به علت توانایی در برقراری پیوند و فعالیت کاتالیزی آنزیم‌ها، آن‌ها به عنوان گیرنده‌های زیستی انتخاب می‌شوند. ترکیب ISFET با آنزیم برای ساخت این دسته از افزاره‌ها در سال 1976 مطرح شد، معمولا این افزاره‌ها توسط تثبیت یک آنزیم بر روی لایه عایق گیت ISFET ساخته می‌شوند.قسمت مهم و بحرانی در ساخت، در قسمت اتصال آنزیم یا لایه پوشش آنزیمی با ماده ارگانیک عایق گیت در FET است. برای تثبیت آنزیم‌ها، روش‌های جذب شیمیایی یا فیزیکی، به دام انداختن در ماتریس‌های پلیمری، پیوند کووالانسی، ارتباط عرضی با رابط‌های عرضی زیستی همچون glutaraldehyde یا  روش‌های ترکیب‌ فیزیکی-شیمیایی (به دام انداختن و ارتباط عرضی).
	
	ساده‌ترین نوع غشاء آنزیمی مورد استفاده روش‌های رسوبگیری تکنیک قطره و پوشش اسپینی است یا قطعه پوششی برای نصب مدار مجتمع یک تراشه سنسور روی هم‌سوار شده در محلول آنزیم. از جمله مزایا نیاز به حجم نمونه و سایز کم است، برای بهبود چسبندگی بین سطح و انتقال‌دهنده و لایه پوشش آنزیمی، یک سطح اولیه که با گاز سیلان در تماس بوده را معمولا استفاده می‌کنند.
	
	در طول برهمکنش آنزیمی یک آنزیم با زیرلایه‌اش، چیزهایی تولید یا مصرف شده و تغییر غلظت توسط ISFET پایش خواهد شد. از این رو،یک تغییر سیگنال در ساختار نامبرده می‌تواند به تغییر غلظت ماده مورد سنجش منجر شود.مثلا؛شکل 9.2 ساختار و اصول عملکرد یک سنسور اثرمیدان مبتنی برآنزیم حساس به پنی‌سیلین را نشان می‌دهد. پس خروجی سیگنال، می‌تواند با حضور مقداری پنی‌سیلینت در محلول اندازه‌گیری شود. هیدرولیز پنی‌سیلیون؛ اسید پنیسیلویک را نتیجه می‌دهد. این برهمکنش توسط آنزیم پنی‌سیلیوناز تسریع بخشیده شده به عنوان یک نتیجه از این که یک تغییر در pH  نزدیک ناحیه گیت افزاره ISFET وجود دارد. تثبیت این آنزیم بر روی ISFET با داشتن تانتالیوم پنتو اکسید به عنوان عایق گیت حساس pH انجام شده است.
	
	خروجی تغییر سیگنال توسط مقداری پنی‌سیلین داده شده به محلول اندازه‌گیری می‌شود. همانطور که هر EnFET طبق این قاعده ساخته‌ می‌شود، با هر نوع آنزیمی،طبیعت نیز فقط شمار محدودی از آنزیم‌ها را که قادر به تولید یا مصرف گونه‌های فعال به صورت الکتروشیمیایی هستند را در اختیار می‌گذارد، خصوصا پروتون‌هایی که برای این نوع از افزاره‌ها مبتنی بر ISFET نیازند. گستره وسیعی از این افزاره‌ها با تفاوت در طراحی و ماده گیت، ترکیب غشاء آنزیمی یا روش تثبیت برای شناسایی آنالیت‌های گلوکز‌، اوره، پنی‌سیلین، اتانول، لاکتوز، مالتوز، اسکوربیک اسید، لاکتیت، استیلکولین، پپتید اسیدهای ارگانوفسفر، فرمالدهید، کرتینین و ... معرفی شدند. با توجه به تعداد کم مقالات در زمینه EnFET که با استفاده از ساختار ISFET حساس به آمونیاک یا فلورید است، بیشتر ساختارهای  EnFET مبتنی بر ISFET حساس به pH است که در آن یون‌های هیدروژن توسط برهمکنش‌های آنزیمی تولید یا مصرف می‌شوند. معروفترین این ساختار‌ها اکسید گلوکز،اوره و پنی‌سیلیناز است چراکه سیستم‌های مدل آن‌ها برای شناسایی این موارد بسیار مناسب است. در جدول 1.2 روند پیشرفت انواع EnFET گردآوری شده است.
	\begin{center}
		\begin{table}[H]
			\centering \caption{\label{tab1} \footnotesize روند رشد بیوفت‌ها در گذر زمان}
			\renewcommand*{\arraystretch}{2}
			\begin{tabular}{|c|c|}
				\hline
				روند پیشرفت & سال\\
				\hline
				$ مفهوم ISFET ،اولین اندازه‌گیری‌های نروفیزیولوژیکی $ & $1970$\\
				\hline
				$معرفی اولین بیوفت (EnFET) $ & $1983$\\
				\hline
				$اولین EnFET بهره‌برداری شده $ & $1976$\\
				\hline
				$مفهوم ImmunoFET $ & $1980$\\
				\hline
				$Urea –ENFET $ & $1980$\\
				\hline
				$تزویج سلول‌ها با یک ماسفت(MOSFET) $ & $1981$\\
				\hline
				$ CPFET $ & $1991$\\
				\hline
				$Beetle/chip BioFET $ & $1997$\\
				\hline
				$اولین شناسایی تجربی هیبریداسیون DNA $ & $1997$\\
				\hline
			\end{tabular}
		\end{table}
	\end{center}
	در عمل، برای اندازه‌گیری دقیق نمونه آزمایشی، یک  ترکیب pH ، ISFET/EnFETاغلب به کار می‌رود،در اینجا pH ISFET به عنوان یک سیستم مرجع عمل می‌کند و به همین طریق همچون EnFET سرهم شده اما شامل یک غشاء آنزیمی خالی می‌باشد. اندازه‌گیری‌های حالت تفاضلی مزایای زیادی را در قیاس با اندازه‌گیری‌های EnFET تکی دارد و نمایش خودکار اثراتی که با توزیع فاکتورهایی مانند تغییرات pH محلول بالک،تغییر سیگنال خروجی با زمان،تغییرات دما و ... را امکان‌پذیر می‌سازد. پس،سیگنال خروجی صرفا وابسته به غلظت آنالیتی است که باید شناسایی شود. در این مورد، یک الکترود مرجع پایدار نیاز نیست.
	
	فلز طلا یا پلاتینیوم می‌تواند به عنوان الکترود مرجع رایج انتخاب شود؛ که می‌تواند به آسانی با چیپ ترانزیستور اثرمیدان یکپارچه شده و در ساختار یک بیوسنسور کاملا کوچک‌سازی شده قرار گیرد.
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=60mm,width=100mm]{149.PNG}\caption{  ساختار و اصول عملکرد (PenFET)،آنزیم پنی‌سیلیناز بر روی ساختار pH-sensitive ISFET با استفاده از تانتالیوم پنتو اکسید تثبیت شده است.}
		\end{center}
	\end{figure}
	تلاش‌هایی که در زمینه EnFET صورت گرفته  در راستای رفع مشکلات، موانع صنعتی شدن و بهبود مشخصه‌های کارکرد این دست از افزار‌ه‌ها  و میدان محدود کاربردی آن‌ها است. این مشکلات شامل محدودیت‌هایی در اصول عملکرد این نوع از سنسورها است که به شرح زیر می‌باشد:
	
	1.وابستگی پاسخ سنسور به عواملی همچون ظرفیت بافر، قدرت یونی و مقدار pH محلول مورد آزمایش،
	
	2.مقادیر بالاتر از محدوده شناسایی، بازه پویایی محدود و غیر خطی،
	
	3.پاسخ نسبتا آرام و زمان‌های بازیابی،
	
	4.پایداری عملکرد و ذخیره‌سازی، حساسیت نوری همچون قابلیت باز تولید،
	
	5.وابستگی به روش‌های تثبیت و رونشست آنزیمی،
	
	6.ناسازگاری با روشنست بیشتر لایه‌های پوشش آنزیمی استفاده شده و روش‌های الگودهی با استفاده از فناوری مدار مجتمع سیلیکون.
	اخیرا، راه‌حل‌هایی جهت رفع و یا بهبود مشکلات این نوع از افزاره‌ها مطرح شده که از جمله آن می‌توان به افزود لایه‌های پلیمری باردار مثل؛ نافیون و poly(4-vinylpyridine-co-styrene) بر روی غشاء آنزیمی اشاره کرد که زیرلایه را کنترل می‌کند و نفوذ را ایجاد می‌کند.
	
	
	برخی روش‌ها با هدف کاهش تاثیر غلظت بافر و نمک بر روی پاسخ سنسور استفاده شده است تا بازه پویایی برای افزایش حساسیت سنسورهای EnFET گلوکز و اوره گسترش یابد  اما در حاضر هیچ روند بهبودی در مورد افزاره‌ی مبتنی بر پنی‌سیلین گزارش نشده است. نوع دیگری از طراحی‌ها استفاده از EnFET فراحساس نسبت به اوره با یک pH ثابت در غشاء آنزیمی است، مقدار پیش اندازه‌گیری شده در تیتراسیون سیتوکلومتریک استفاده می‌شود که یکی از فرآورده‌های برهمکنش‌های آنزیمی است که معمولا یون هیدروژن می‌باشد.
	
	
	در این مورد،EnFET می‌تواند به صورت خطی غلظت زیرلایه را نسبت به بازه غلظت گسترش یافته اندازه‌گیری کند؛ مستقل از ظرفیت بافر محلول نمونه. یک اصل کلی در این جا این است که یک الکترود اضافی که بر روی ناحیه گیت EnFET حساس به گلوکز قرار بگیرد، کار این الکترود هیدرولیز کردن پروکسید هیدروژن (برای مثال از برهمکنش اکسیداسیون گلوکز تولید می‌شود) و تولید دو یون اضافی هیدروژن است. حساسیت،بازه پویایی و زمان پاسخ بیوسنسور می‌تواند بسیار بهبود یابد.
	
	
	اخیرا، یک سنسورISFET گلوکز تمام جامد با یک الکترود مرجع نقره/کلرید نقره بر روی همان تراشه با همان پس زمینه ساخته شده است. یک EnFET از غشاء اکسید گلوکز استفاده می‌کند که با پودر اکسید منگنز ناخالص شده و فرآیند پروکسید هیدرژون را کاتالیز می‌کند. اکسیژن اضافی تولید شده در این حالت می‌تواند برای برهمکنش اکسیداسیون گلوکز  دوباره استفاده شود و بازه پویایی اندازه‌گیری گلوکز به اندازه 20 میلی مول گسترش یابد. در این حال ما محدوده‌ی شناسایی افزاره را که می‌تواند گلوکز را در نمونه‌های خونی حل نشونده شناسایی کند گسترش دادیم (غلظت گلوکز در خون انسان به صورت طبیعی 5 میلی مول است، دستیابی به مقادیر بیشتر جهت شناسایی بیماری‌های همچون دیابت می‌باشد)، مفهوم تولید یون‌ها در محیط الکتروشیمیایی در جهت بهبود زمان بازیابی EnFET حساس به گلوکز است. بعد از پاسخ سنسور، یون‌های هیدروکسیل  در غشاء آنزیمی توسط اعمال یک پتانسیل کاهش به الکترود Pt اضافی تولید می‌شوند و زمان بازیابی این افزاره به کمتر از دو دقیقه می‌رسد.
	
	
	برای کاهش زمان پاسخ در بیوفت‌ها،EnFETها با آنزیم‌های تک‌لایه و یا چندلایه پیشنهاد شدند. مزیت سنسورهای لایه نازک آنزیمی زمان پاسخ سریع آن‌ها است که برای اوره در حدود 10 ثانیه است. عیب EnFETهای تک ‌لایه نیز طول عمر نسبتا کم و پایدار پایین آن‌ها است. حساسیت بالا،محدوده شناسایی پایین و طول عمر زیاد EnFET حساس به پنی‌سیلین توسط تثبیت جذبی آنزیم پنی‌سیلاز بر روی ISFET با عایق گیت تانتالیوم پنتو اکسید امکان‌پذیر شده است. در شکل 10.2 ترکیب دو ساختار اثرمیدان مبتنی بر آنزیم و حساس به یون نشان داده شده است.
	\begin{figure}
		\begin{center}
			\includegraphics[height=60mm,width=100mm]{150.PNG}\caption{ترکیب تفاضلی pH ISFET/EnFET. pH ISFET به عنوان الکترود مرجع عمل می‌کند و بدون استفاده از غشاء آنزیمی تثبیت شده و مانند EnFET ساخته شده است. }
		\end{center}
	\end{figure}
اصول عملکرد یک EnFET براساس تغییر pH می‌باشد که توسط برهمکنش آنزیمی رخ می‌دهد. حساسیت،محدوده شناسایی و بازه خطی منحنی کالیبراسیون EnFET تقریبا توسط pH ، محلول بافر و غلظت یون محلول بافر تحت تاثیر قرار گرفته است. حساسیت بالاتر پنی‌سیلین (در حدود $120mVm{{M}^{-1}}$) و محدوده‌ی شناسایی شدیدا پایین(5 میلی‌مول) توسط استفاده کردن از یک محلول بافر  پلی‌میکس با ظرفیت کم بهینه شده امکان‌پذیر شده است. یک پیوند شیمیایی مولکول‌های آنزیم به طور مستقیم بر روی یک گیت حساس به یون یک ISFET برای یک EnFET فراحساس اوره تحقق یافت. تلاش‌های زیادی در جهت مجتمع‌سازی این افزاره بر روی تراشه یا استفاده از آن در یک سازه هیبریدی شده است. هدف اصلی تمام این تلاش‌ها به دست آوردن یک افزاره‌ با اندازه‌ی کوچک است که بتواند آنالیت‌‌های مختلفی را  به طور دنباله‌دار یا  همزمان مورد سنجش قرار دهد.
	
	یک سنسور چند آنزیمه برای اندازه‌گیری گلوکز، آسکوربیک اسید و اسید سیتریک توسط دو EnFET و نوع دیگری از این نوع افزاره برای شناسایی آنالیت‌هایی مانند؛اوره، گلوکز، استیل‌کولین و ناستیل-ال-تروسین اتیل استر) معرفی شدند. یک افزاره چند منظوره در سیستم تجاری 
	(\lr{FIA:Flow-Injection Analysis}) معرفی شده که این ساختار  پایش همزمان گلوکز، مالتوز، ساکروز، لاکتوز، اتانول و اوره را در طول پروسه کشت در فناوری زیستی را فراهم می‌کند.
	
	
	هرچند، مشکل اصلی در این نوع افزاره حساسیت عرضی آن است. چراکه فاصله نزدیک میان غشاء آنزیمی و گیت این افزاره در این آرایش، تغییرات محلیpH  را توسط برهمکنش آنزیمی در یک غشاء آنزیمی خاص که می‌تواند نرخ برهمکنش را در لایه دیگر تحت تاثیر قرار دهد (آنزیم‌های مختلف معمولا pH متفاوتی دارند) سبب می‌شود و از این رو می‌تواند سیگنال خروجی افزاره دیگر را در این آرایه تحت تاثیر قرار دهد. این حساسیت عرضی می‌تواند حذف شود مثلا؛ به وسیله‌ی بهینه‌سازی مقدار pH برای تمام آنزیم‌ها، یا با استفاده از سیستم تجاری نامبرده تحت کنترل خودکار با یک شار مناسب از حامل همانند دنباله صحیح از غشاء‌های آنزیمی.
	
	
	تکنیک‌های رونشستی لایه‌های پوشش –آنزیمی بر روی انتقال‌دهنده‌های FET اغلب براساس تکنیک‌های دستی است که نسبتا ساده ولی زمان‌بر است و با فناوری مدار مجتمع مدرن سازگار نیستند. یک شکل پایه‌ای از EnFET مثلا pH-ISFET یک شکل تجاری شناخته شده است که با فناوری مدار مجتمع سیلیکون ساخته می‌شود. برای ساخت ارزان و بیوسنسورهای مصرف شدنی تاکید بر آن است که لایه‌های پوشش-آنزیمی در فرآیندهای تقسیم مقیاس (اندازه‌گیری) تولید شوند.به‌علاوه بیوسنسور‌های چند منظوره می‌توانند توسط استفاده کردن از ماسک‌های مختلف ساخته شود،اخیرا تکنیک‌های ساخت زیادی برای ، الگودهی، نشست روی سطح ویفر لایه‌های پوشش-آنزیمی ارائه شده است. روش‌های احتمالی شامل استفاده از پلیمرهای پلی‌آکریل آمید،پلی‌اورتان آکریلات است، تکنیک‌های بلندکردن، Langmuir-Blodgett، ink-jet nozzleبرای رونشستی لایه‌های آنزیمی استفاده می‌شود. تکنیک چاپ میکرواتصال می‌تواند برای رونشست و الگودهی لایه‌های پروتئین مفید باشد. این تکنیک‌ها امکان یکپارچه‌سازی ساخت غشاء آنزیمی در تمام فرآیند ساخت ISFET را فراهم می‌کنند.
	
	
	دیگر جنبه مهم با توجه به تجاری سازی EnFET شکل کپسولی و بسته‌بندی آن‌ها است. از آنجایی که خصوصا درEnFET ، کار در محلول الکترولیت نیازمند این شکل کیپسولی بر روی بخش‌های خاصی از افزاره است،همچون بخش حساس پد‌های پیوندی،سیم‌های پیوند و زیرلایه سیلیکون،درحالیکه بخش حساس بیوسنسورها باید در معرض محیطی باشد که قرار است اندازه‌گیری شود و حسگری کنند.
	بسته‌بندی و به شکل کپسول درآوردن این نوع از افزاره‌های یکی از مهمترین مراحل ساخت آن‌ها است. برای ساخت نکته‌ای کع بسیار حائز اهمیت است ویفر یا زیرلایه افزاره‌ است که باید با فناوری رایج سیلیکون سازگار باشد. روش‌هایی که در ابتدا پیشنهاد شده است، همچون استفاده از زدایش ناهمسانگرد سیلیکون، سیلیکون روی ساختار یاقوت rear-side contact-type ISFET، rear-side gate type ISFET و غیره است.
	
	
	روش جدید ساخت بیوفت‌ها براساس ساختار $ Si-Si{{O}_{2}}-Si$ به‌وسیله ساخت  یک EnFET حساس گلوکز نشان داده شده و نیاز به شکل کپسولی دیواره‌ها کناره تراشه در طول فرآیند ساخت ISFET که از فیلم‌های اکسید سیلیکون، نیترید سیلیسیم و یا تانتالیوم پنتو اکسید استفاده می‌کنند، تامین شد. مفهوم دیگری در جهت تضمین کپسولاسیون مقاومت محلول در جایی که یک گیت جدا برای این نوع افزاره ساخته شده پیشنهاد شد،این بیوسنسور قادر به شناسایی استیل کولینز با استفاده از آنزیم استیل کولینستراز می‌باشد. این ساختار بسته‌بندی و مراحل ساخت ساده‌تری را دارد و نسبت به نور غیرحساس و در ناحیه گیت انعطاف‌پذیر است و ممکن است برای کاربردهای سنجش چند منظور در آینده مورد استفاده قرار بگیرد. صرف نظر از این که در حال حاضر یک راه حل مشترک برای بسته‌بندی و به شکل کپسول درآوردن بیوسنسورها وجود ندارد و هنوز هم این کار با دست انجام می‌پذیرد.
	
	با توجه به کاربردهای این دسته از بیوسنسورها برای اندازه‌گیری گلوکز در سرم خون و ادرار، اوره در سرم خون و در شارهای همودیالیز استفاده می‌شوند. بیوسنسورهایی که براساس سیستم پایش گلوکز خون به صورت فراپوستی می‌باشند می توانند برای بیماران دیابتی استفاده شوند، نتایج آزمایش توسعه سیستم بیوسنسور را برای افراد بیمار با انواع مختلفی از دیابت امکان‌پذیر نشان دادند. دیگر بیوسنسور برای سنجش کرتینین در محلول‌های همودیالیز در سرم بیماران کلیوی نیز معرفی شده است، یک پایش همزمان از گلوکز، مالتوز، ساکروز، لاکتوز، اتانول و اوره در طول کشت Escherichia coli و Saccharomyces cerevisiae توسط EnFET صورت می‌گیرد که با سیستم FIA یکپارچه شده است[2].
	\subsection{بیوفت‌های مبتنی بر میل ترکیبی}
	
	مولکول‌های گیرنده همچون آنتی‌بادی‌ها و DNA یا برخی ارگان‌های زیستی که شامل مولکول‌های زیستی(شاخک حشره) می‌شوند برای پیوند برقرار کردن به طور تغییرناپذیر و غیرتحریکی در این افزاره‌ها استفاده می‌شوند. بیوفت‌های مبتنی بر ایمنی شناسی به‌وسیله‌ی آنتی‌بادی‌های در حال تثبیت یا آنتی‌ژن‌های روی سطح گیت یک ISFET ساخته می‌شوند. به طورکلی، دو نوع از این نوع افزاره‌ها وجود دارد که مطابق با این که،آنتی‌بادی/ژن‌ها علامت زده شده‌اند یا خیر دسته‌بندی می‌شوند. اصول عملکرد حالت اول؛ برپایه تعامل مستقیم آنتی‌بادی/آنتی‌ژن است؛از آن‌جایی که این مولکول‌ها به لحاظ الکتریکی اغلب بار دارند،قابل انتظار است که شکل‌گیری یک ترکیب از این دو بر روی سطح گیت یک ISFET  منجر به تغییرات قابل شناسایی در توزیع بار شود و همچنین تنظیم جریان درین.
	
	ISFET در عمل شناسایی مستقیم مسیر واکنش‌های ایمنی‌شناسانه توسط یک ترانزیستور اثرمیدان مبتنی بر ایمنی شناسی به علت محدودیت‌های اساسی رضایت‌بخش نیست. مزیت اصلی برای انتقال عمل بازشناختی آنتی‌بادی-آنتی‌ژن به یک سیگنال قابل اندازه‌گیری و توزیع پتانسیل آشکار (بار)‌ در مجاورت سطح نقش مهمی را ایفا می‌کند. برای تشریح این محدودیت‌ها، تئوری دونن (Donnan) مطرح شد؛ اثر   Gibbs–Donnan نام رفتاری از ذرات باردار نزدیک یک غشاء شبه نفوذی که گاهی اوقات برای نفوذ در عرض دو بخش از غشاء شکست می‌خورند،می‌باشد. دلیل معمول،درصد ماده باردار متفاوت است که نمی‌تواند از طریق غشاء عبور کند و از این رو بار الکتریکی متغیر ایجاد می‌شود.
	
	
	امروزه، عموما به این باور رسیدند که غربالگری بارهای پروتئین به وسیله‌ی شمارشگر کوچک یون در محلول تست در لایه‌های بی‌بار نتیجه می‌دهد و از شناسایی دقیق مولکول های ایمنی جلوگیری می‌کند. جهت فائق آمدن بر این مشکلات، روش‌های مختلف اندازه‌گیری می‌بایست توسعه یابد. تراکم بار در لایه پروتئینی بر روی غشاء حسگری یک ISFET می‌تواند به‌وسیله‌ی تشریح غشاء برای یک تغییر مرحله‌ای در غلظت الکترولیت اندازه‌گیری شود به طورجایگزین، خواص پایه اسید پروتئین‌ها می‌تواند به عنوان پارامترهای انتقال‌دهنده برای این نوع افزاره‌ها استفاده شود. کوچ و همکاران روش دیگری را نشان دادند که در این‌جا، یک مفهوم اندازه‌گیری برپایه ISFET برای شناسایی پتانسیل زتا(zeta) پیشنهاد شده که یک روش موثر برای شناسایی پروتئین انباشته بر روی سطوح شناخته شده است. یک روش دیگر؛استفاده از طیف‌بینی امپدانس می‌باشد که توسط ویلنر و همکاران پیشنهاد شد؛این روش برای  مشخصه‌سازی لایه‌های پروتئین ثابت بر روی سطح گیت یک ISFET و جهت شناسایی تعامل آنتی‌بادی/آنتی‌ژن است. بیوسنسور مبتنی بر ایمنی‌شناسی که برچسب نخورده، غیر مستقیم نامیده می‌شود، در این‌جا، مولکول‌های برچسب نخورده به عنوان آنزیم‌هایی هستند که به آنتی‌بادی‌ها یا آنتی‌ژن‌ها ارتباط داده می‌شوند تا گونه‌های قابل شناسایی به بیوسنسور حمل شوند. در عملکرد این دسته، آنتی‌بادی‌ها/آنتی‌ژن‌ها برچسب خورده، به طور ویژه به آنتی‌بادی‌ها/آنتی‌ژن‌ها ثابت محدود می‌شوند و مولکول‌های برچسب خورده(عمدتا آنزیم‌ها) می‌توانند سیگنال‌های قابل اندازه‌گیری تولید کنند که اطلاعاتی در مورد مواد آزمایش شده فراهم می‌کنند.
	
	
	نوع دیگر بیوفت‌های مبتنی بر میل ترکیبی،ISFET تغییر یافته DNA است که نام دیگر آن GENFET می باشد. این افزاره به‌وسیله‌ی تثبیت دنباله‌هایی از DNA تک‌‌رشته بر روی سطح گیت یک ISFET ساخته شده است(ssDNA). فرآیند بازشناختی خاص دو رشته DNA تک‌رشته از طریق هیبریداسیون می‌تواند به سیگنال قابل اندازه‌گیری توسط  ISFETتبدیل شود. اگرچه،حداقل‌سازی افزاره‌های  ISFETو سازگاری آن‌ها با فناوری ساخت پیشرفته در مقیاس میکرو آن‌ها را جهت تشخیص جذاب می‌ساخت، نشریات کمی برای حسگریDNA که مرتبط با ISFET هستند. 
	
	ISFETبرای شناسایی دنباله-گزینشی تعامل زنجیره‌ای پلیمری (PCR) استقاده شده است، اما اولین کار موفق در زمینه شناسایی مستقیم رخداد هیبریداسیون با GENFETدر سال1997 بود. رشته‌های  Homo-oligomer این مولکول بر روی گیت با عایق اکسید سیلیکون بر روی یک ISFET  قرار گرفته و یک حجم مشخص از محلول مکمل به طور مستقیم به الکترولیت بافر جهت شناسایی فرآیند هیبریداسیون در لحظه را اضافه کرد. پاسخ این افزاره به مقدار محلول مکمل وابستگی مستقیم دارد. بیشینه پاسخ بعد از 15 ساعت و نیمی از کل پاسخ در یک ساعت و 
	90 درصد آن بعد از 4 ساعت حاصل می‌شود.به‌تازگی، شناسایی با حساسیت بالا دنباله‌ی DNA، را گزارش کرده است.طلا به عنوان فلز گیت در جهت تثبیت مولکول مورد نظر به علت میل ترکیبی با تیول استفاده شده بود. جریان درین هنگامی که  DNA تیول و DNA هدف به محلول اضافه شده بودند، افزایش یافته بود. زمان پاسخ این افزاره در حد چند دهم ثانیه است، که سریعتر از تشکیل‌دهنده است. نویسندگان نتیجه‌گیری کردند که دنباله‌ی DNA می‌تواند به وسیله‌ی اندازه‌گیری تغییرات جریان درین به علت تغییرات بار مولکول شناسایی شود و سنسور پیشنهاد شده ممکن است برای ساخت چیپ‌های DNA مفید باشد.
	
	
	در حالیکه هنوز نتایج تجربی  بر روی عملکرد موفق این دسته از سنسورها کافی نیستند،تلاش بزرگی باید در راستای به دست آوردن نتایج جدید و به‌کاربردن آن در کاربردهای عملی برخی بافت‌ها/ارگان‌های زیستی که عملکرد زیستی خاصی دارند همچون سنجش بو (براساس نورون‌های گیرنده وابسته به حس بویایی) و تزویج آن‌ها با ISFET می‌تواند در بیوسنسورهای بسیار خاص و حساس نتیجه دهد. در این منطقه،چنینگ و همکاران یک نوع جدید از بیوفت‌ها به نام  beetle/chip FET که توسط تزویج شاخک حشره  به صورت مستقیم با ISFET ساخته می‌شود را مطرح نمودند. در این روش ولتاژ تولید شده در شاخک براساس شناسایی یک بوی خاص جهت تغییر جریان درین  ISFETاستفاده می‌شود  beetle/chip FET با مشخصه‌های سیگنال بهبود بخشیده می‌تواند برای اندازه‌گیری غلظت‌های  Z-3-hexen-1-ol در طی زمان اندک. این افزاره نسبت به برخی بوها بسیار حساس است و پتانسیل قابل استفاده در پایش میدان رفت‌و‌آمد حشرات و آتش‌سوزی در جنگل را دارد[5].
	\subsection{ ایمنوفت‌ها؛ بیوسنسور مبتنی بر مولکول ایمنی}
	توانایی بازشناختی زیستی بالا ،مولکول‌های زیستی به وسیله  برهمکنش آنتی‌بادی-آنتی‌ژن مشخص می‌شود.یک آنتی‌بادی یک بیومولکول پیچیده است که از صدها آمینواسید که در دنباله‌ای بلند مرتب شده‌اند تشکیل می‌شود،آنتی‌ژن می‌تواند هر نوع ماکرومولکولی باشد که برخلاف آنتی‌بادی که به عنوان یک مکانیسم دفاعی یک ارگانیسم شناخته شده به عنوان پاسخ ایمنی تولید می‌شود.
	
پروتئین هایی با وزن مولکولی بیش از 5000 دالتون به طور کلی ایمنوژن هستند، یعنی حساسیت به آنتی بادی با خصوصیات بسیار بالایی دارند. یک اصلاح شیمیایی جزئی ساختار مولکولی آنتی ژن می‌تواند به طور قابل توجهی وابستگی آن نسبت به آنتی بادی اصلی را کاهش دهد. بنابراین، ایمنو‌سنسورها ممکن است برای اندازه گیری عملکرد سیستم ایمنی بدن انسان مفید باشند، و در نتیجه آنها می‌توانند به عنوان ابزار تشخیصی بالینی عمل کنند.
	
	
	امکان بررسی مستقیم برهمکنش آنتی بادی آنتی ژن و یافتن جایگزین ساده شده برای آزمایشات ایمنی کلاسیک، تلاش‌های زیادی را برای توسعه بیوسنسورها متمرکز کرده‌است که بیانگر آن است که تشخیص واقعی در لایه‌ای از آنتی بادی‌ها در سطح سنسور (FET) رخ می‌دهد. مفهوم این سنسور برای اولین بار در سال 1978 توسط چنک معرفی شد که ساختار آن در شکل11.2 نشان داده شده، گیت توسط تثبیت آنتی‌بادی‌ها یا آنتی‌ژن‌ها تغییر پیدا کرده است. از آنجایی که یک FET افزاره اندازه‌گیری بار سطحی را نشان می‌دهد و همینطور آنتی‌بادی‌ها و آنتی‌ژن‌ها (یا کلی‌تر، پروتئین‌ها) دارای بار الکتریکی هستند، تشکیل یک ترکیب از آنتی‌بادی-آنتی‌ژن‌ بر روی گیت ISFET می‌تواند منجر به تغییر قابل شناسایی در توزیع بار و در نتیجه تنظیم جریان درین ISFET شود که به این طریق می‌توان یک راه برای شناسایی مستقیم برهمکنش‌های ایمنی بدن را توسط ایمنوسنسورها اثرمیدان پیدا شد. با وجود محدودیت‌های اساسی نتایج حاصل رضایت بخش بوده و سوال این‌جاست که آیا می‌توان بازتوزیع بار را که مشخصه‌ای برای پیوند میان آنتی‌بادی-آنتی‌ژن با ISFET است اندازه‌ بگیریم.
	
	
	تحت شرایط ایده‌آل، این افزاره حداقل به لحاظ تئوری قادر به اندازه‌گیری غلظت مولکول‌های ایمنی با محدوده شناسایی خیلی پایین و بازه وسیع غلظت(${{10}^{-11}}-{{10}^{-7}}$
	) به همراه سیگنال پاسخ 10mv است.
	
	
	\underline{شرایط ایده‌آل}: یک رابط واقعا خازنی که بتواند با قسمت‌های پیوند ایمنولوژیک تثبیت شود؛ یک پوشش کامل آنتی‌بادی، آنتی‌ژن‌های دارای بار زیاد با قدرت یونی خیلی پایین. هر چند مشکل اصلی انتقال عمل بازشناختی زیستی میان یک آنتی‌بادی و یک آنتی‌ژن به یک سیگنال قابل اندازه‌گیری است. واضح است که توزیع بار پتانسیل در مجاورت رابط نقش مهمی را در انتقال سیگنال ایمنی به ISFET دارد .
	
	
	شکل  12.2 این موقعیت را نشان می د‌هد. توزیع پتانسیل در سطح تماس الکترولین و ایمنوفت با مولکول‌های آنتی بادی در محلول‌های با قدرت یونی بالا و پایین به صورت شماتیکی نشان داده شده است. این‌ها فقط می‌تواند تغییرات پتانسیل تلقی شود با تغییرات چگالی که در طول دبای d شناسایی می‌شود. تزویج پروتئین‌ها به سطح ISFET در این فاصله انجام نمی‌شود هر چند یک احتمال واقع گرایانه است. ابعاد ماکرومولکول‌ها مثل آنتی‌بادی‌ها بلندتراز(10 نانومتر) لایه‌ دوتایی(1 نانومتر در محلول فیزیولوژیکی) است. به عنوان یک نتیجه در چنین موردی بار پروتئین در فاصله بزرگتری از سطح نسبت به طول دبای خواهد بود واز این رو به وسیله شمارشگر یون‌ها حفاظت خواهد شد. همپوشانی مشخص پتانسیلی، به طور متعاقب یک اثر قابل اندازه‌گیری با یک ایمنوفت که می‌تواند تنها  در محلول‌هایی با قدرت یونی پایین به دست آید(${{10}^{-2}}-{{10}^{-3}}$ مول).
	\begin{figure}[ht]
		\includegraphics[height=100mm,width=150mm]{150.png}\caption{ساختار یک ایمنوسنسور با مولکول‌های آنتی‌بادی(Ab) و آنتی‌ژن(Ag)}
	\end{figure}
	یک ارزیابی در مورد ایمنوسنسورهای مبتنی بر پتانسیل صورت گرفته و در مورد نتایج این ارزیابی فقط تئوری Donnan قادر به توضیح است. بار پروتئین‌ها به وسیله‌ی شمارشگر کوچک یون‌ها، در محلول نشان داده می‌شود در لایه‌های بی‌بار به صورت ماکروسکوپی ناشی شده و از اندازه‌گیری‌های موفقیت آمیز ایمنوگونه‌ها جلوگیری می‌کند. برای حل مشکلات مذکور یک راه شناسایی برهمکنش ایمنی با ISFET در یک تنظیم اندازه‌گیری استاتیک است. چگالی بار در یک لایه پروتئین که در یک غشاء روی ISFET ثابت شده می‌تواند با پوشش غشاء به یک تغییر پله‌ای در غلظت الکترولیت ،اندازه‌گیری شود.
	
	
	روش "یون-پله"  برای اندازه‌گیری هپارین با یک ISFET (عایق گیت تیتانیوم اکسید) شامل یک پروتامین تک‌لایه به عنوان یک آنالیت برای هپارین است.خواص اسیدی پروتئین‌ها می‌تواند به عنوان پارامترهای انتقال‌دهنده برای ایمنوسنسورهای ISFET استفاده شود.اگر تمایل به پیوند یک ماده به یک پروتئین، در یک غشاء تثبیت شده،در یک تغییر رفتار خاص ناشی شود،شناسایی این تغییر ساخت یک نوع جدید از بیوسنسور را میسر می‌سازد.اصول اندازه‌گیری برای این می‌تواند به تولید کلومتریک تیترانات،تیتراسیون پله‌ای pH و روش‌های پله‌ای یون تکیه کند. 
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=120mm,width=140mm]{152.PNG}\caption{شماتیک توزیع پتانسیل در یک ساختار ایمنوفت/الکترولیت به عنوان یک تابع از فاصله نشبت به گیت-سطح عایق با:الف)قدرت یونی بالا،ب)قدرت یونی پایین. Dطول دبای، dAb، ابعاد ماکرومولکول (مثلا آنتی‌بادی)}
		\end{center}
	\end{figure}
	
	یک روش به کارگیری یک ایمنوفت در ترکیب اندازه‌گیری امپدانس است.در مقابل رفتار متغیر جریان یک ساختار حساس به یون بیشتر توسط حضور یک لایه پروتئینی اضافه تحت تاثیر قرار می‌گیرد.در واقع می‌توان نتیجه گرفت که توسعه کاربردی یک ایمنوفت برای شناسایی مستقیم مولکول‌های ایمنی دشوارتر از انتظارات اولیه است. به منظور درک و تفسیر اندازه گیری های ImmunoFET، باید بیشتر نظری (مدل سازی) و تحقیق تجربی انجام شود.
	\subsection{بیوفت‌های مبتنی بر ژن}
	در سال‌های اخیر پروژه ژنوم انسان پیشرفت زیادی داشته و منجر به ساخت و طراحی ژنوسنسورها و پیشرفت فناوری تراشه‌های DNA شده است که برپایه بلوک‌های ژنتیکی بیان شده است مثلا؛ DNAو RNA که به عنوان المان‌های زیست شناختی شناخته می‌شوند. این افزاره‌ها یک روش جدید برای تحلیل ساده، سریع و ارزان نمونه‌های اسید نوکلئیک با امکانات فراوان برای کاربردهای عملی در زمینه‌های مختلف همچون تشخیص ژنتیکی، شناسایی عوامل عفونی، غربالگری دارو و ... ارائه می‌دهند. برای مثال، در حال حاضر 400 بیماری مختلف توسط آنالیز مولکولی اسیدهای مختلف قابل شناسایی شده‌اند و این تعداد امروزه رو به فزونی است.بیشتر تکنیک‌های شناسایی DNA مبتنی بر فرآیند هیبریداسیون آن است. در این فرآیند، هدف (شکل تک رشته  این مولکول) توسط یک پروب مولکولی  که با آن یک ساختار دوتایی مارپیچی را با اسید نوکلئیک مکمل با تاثیر زیاد در حضور یک ترکیب از اسیدهای نوکلئیک غیر مکمل تشکیل داده، شناسایی می‌کند. خاصیت مکمل منحصر به فرد در جفت پایه برای فرآیندهای بازشناختی زیستی است. در این زمینه، رویکردهای متفاوت برای ژنوسنسورها با استفاده از انواع مختلف مبدل
	، مانند ولتاژسنجی دوره‌ای، کرونوپتتومیومتری، اصول فیزیکی خازنی، امپدانس سنجی و  اصول نیمه هادی اثرمیدان، و غیره، تشریح شده است.
	
	یک GenFET به صورت شماتیکی در شکل 13.2 نشان داده شده است، که برای شناسایی هیبریداسیون می‌تواند مفید باشد. یک GenFET می‌تواند توسط تثبیت دنباله‌های تک‌رشته‌های DNA بر روی یک مبدل که فرآیند بازشناختی زیستی خاصی را به دو رشته‌ منفرد DNA از طریق هیبریداسیون یک رخداد به یک سیگنال قابل اندازه‌گیری تبدیل می‌کند، بدست آید. کوچک سازی ذاتی افزاره‌ها و سازگاری آن‌ها با فناوری ساخت میکرو می‌تواند آن‌ها را برای تشخیص DNA مفید واقع سازد.ISFETها برای شناسایی برهمکنش زنجیره پلیمری DNA استفاده شده است. هر چند، برای توسعه سریع، منفرد، ارزان و قابل استفاده ژنوسنسورها، روش‌های مستقیم شناسایی هیبریداسیون نیاز است. تنها تحقیق موفق در این زمینه مربوط به سال 1997 و توسط سوتریاند و همکارانش انجام گرفت.
	
	
	تک‌رشته‌های ترکیبی غیرپیچیده از هومو-الیگومرها به عنوان یک سیستم مدل برای نشان دادن امکان‌پذیری استفاده کردن از یک ISFET برای شناسایی هیبریداسیون DNA انتخاب شده‌اند. برای شناسایی این فرآیند به صورت آنی. اندازه‌گیری‌هایی در محل با اندازه گیری هایی در محل با اضافه کردن یک حجم مشخصی از مکمل DNA (رشته های تک رشته همواليگومر ترکیبی (dA) یا پلی (dA) (~ 1000 پایه)) به طور مستقیم به بافر الکترولیت انجام شد. تقلیب(مصنوعی‌سازی) توسط غوطه وری کردن سنسور در آب جوش، دیونیزه شده به مدت 0.5 ساعت انجام شد.شکل14.2 پاسخ یک GenFET به افزودن‌های متوالی پلی(dA) را نشان می‌دهند.یک وابستگی مستقیم به مقدار پلی(dA) اضافه شده به دست آمده است.
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=70mm,width=140mm]{153.PNG}\caption{ساختار Gen-FET و اصول شناسایی فرآیند هیبریداسیون}
		\end{center}
	\end{figure}
	تغییرات مشاهده شده در سطح گیت در طی فرآیند هیبریداسیون می‌تواند ناشی از تغییر بار در سطح گیت باشد. این نتایج با سازگاری خوبی با تغییرات بالقوه پهنای باند اندازه گیری شده با ساختار (الکترولیت-عایق-نیمه هادی) EIS اصلاح شده است. این ساختارها در ژنوسنسورها شامل ترکیب سیلیکون-اکسید سیلیکون یا نیترید سیلیسیم به اندازه‌ی کافی برای شناسایی رخدادهای هیبریداسیون حساس نیستند. شناسایی این فرآیند تنها با ساختارهای EIS که به صورت مکانیکی کوچک شده‌اند امکان‌پذیر است،برای مثال؛ یک بخش از دی‌الکتریک توسط یک الماس حذف شود.
	
	مولکول‌های DNA ماکرومولکول‌های باردار هستند و از آنجایی که رخداد هیبریداسیون یک فرآیند مبتنی بر میل پیوندی است، تحقق یافتن عملی افزاره‌ای چون این می‌تواند مشکلاتی همچون ایمنوفت‌ها را نتیجه دهد، برای مثال؛ غربالگری بارهای ماکرومولکول‌ها به وسیله‌ی شمارشگر کوچک غیرارگانیک یون‌ها که در محلول حضور دارند.
	
	
	بیوفت‌های مبتنی بر ژن فاکتورهای مثبتی در راستای اندازه‌گیری مستقیم فرآیند هیبریداسیون دارند که عبارت است از:
	
	
	1)ساختار منحصر به فرد مولکول DNA . یک پلی-آنیون با بار منفی در طول امتداد ساختار فسفات. این ساختار می‌تواند همچون یک سیلندر حلقوی در نظر گرفته شود که قطری برابر با 1.5 تا 2 نانومتر دارند که بارهای الکترواستاتیک به طور مساوری در سطح آن توزیع شده‌اند؛طول پراب این مولکول به تعداد نوکلئوتیدها وابسته است (تشخیص گزینشی بودن یک دنباله DNA منحصربه فرد انسان) این مولکول‌ها حداقل 16 پایه داشته باشند. در محلول مورد آزمایش، این بارهای منفی توسط شمارشگر غیرارگانیک یون‌های مثبت خنثی‌سازی شده است. از آنجایی که طول یک نوکلئوتید (یا پایه) در حدود 0.34 نانومتراست، بازتوزیع بار روی سطح مشترک الکترولیت/سنسور ناشی از فرآیند هیبریداسیون است می‌تواند در محلول‌های فیزیولوژیکی (با لایه دوتایی در حدود 1نانومتر) رخ دهد.
	
	
	2)تثبیت ssDNA توسط جذب الکترواستاتیک بین سطح باردار مثبت مبدل و ساختار باردار منفی sugar–phosphate با پایه‌های چرخش داده شده به سمت محلول.  همچنین در این شرایط فرآیند هیبریداسیون می‌تواند به طور چشمگیری توزیع چگالی بار در لایه دوتایی را تحت تاثیر قرار دهد.
	
	
3)وضعیت باردار سطح بر روی ssDNA تثبیت شده است. آنالیز نظری ترمودینامیک نشان می‌دهد که الکترواستاتیک سطح زیرلایه (برای مثال پتانسیل  سطحی مثبت یا منفی) فرآیندهای تثبیت و هیبریداسیون این مولکول را مستقیما تحت تاثیر قرار داده با احتمال کنترل هیبریداسیدن این مولکول به وسیله‌ی تنظیم بار سطح(پتانسیل). پس ساختار افزاره معرفی شده با پتانسیل سطحی مثبت می‌تواند موثرتر باشد[2].

	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=70mm,width=140mm]{155.PNG}\caption{ پاسخ یک بیوفت مبتنی بر ژن که به اضافه شده‌های متوالی مقادیر ترکیبی هومو-الیگومر پلی(dA)}
		\end{center}
	\end{figure}
	
	\subsection{\lr{Beetle/chip FET}}
	استفاده از ارگان‌های حسگری حیوانات مانند شاخک حشرات به عنوان یک المان بازشناختی زیستی یک چشم‌انداز جدید را در این زمینه توسعه داده که رو به پیشرفت می‌باشد،اگر چه این ایده توسط، رچنیتز در سال 1986 مطرح شد، برای مثال؛ حشرات برای حس بویایی ویژه‌شان شناخته شده‌ هستند. در میان تقریبا یک میلیون از گونه‌های حشره، تاکنون فقط در حدود 250 نوع از آن‌ها برای توانایی‌های وابسته به حس بویایی آزمایش شده‌اند. در حدود 250 فرومون و 400 نوع یوی میزبان آفت که می‌تواند با حساسیت بالا و قابلیت گزینشی شناسایی شود که از این ویژگی‌های منحصر به فرد حشرات را استفاده می‌کنند.
	
	
یک طراحی برای تزویج مستقیم حشرات با FET ،یک نوع جدید از بیوسنسور را ایجاد می‌کند که سنسور‘beetle/chip’ نامیده می شود. در این روش، ولتاژ تولید شده در شاخک براساس شناسایی یک بوی مشخص استفاده می‌شود تا جریان درین ترانزیستور را تغییر دهد.این ارگان مسئول برای بو، برای مثال شاخک حشره، معمولا از چندین بخش تشکیل می شود، پوشیده شده با موهای کوچک سنسیلا(sensilla) نامیده می‌شود که شامل نورون‌های گیرنده وابسته به حس بویایی است. فرآیندبازشناسی رایحه در غشاء‌های سلول‌ عصبی شروع می‌شود. به عنوان یک نتیجه از تحریک بویایی، یک پالس ولتاژی وابسته به غلظت  بو تولید شده نسبت به تمام شاخک یک دو قطبی را که منجر به یک دو قطبی با توجه به پیک‌ها در جریان درین FET نتیجه می‌دهد.
	
	
	جهت اندازه‌گیری سیگنال‌های تولید شده در شاخک حشره، یک رابط بیوالکترونیک میان شاخک حشره و FET ایجاد شده است. معمولا دو آرایش ممکن از تزویج شاخک و ساختار اثرمیدان وجود دارد. اولین آرایش بیوفت beetle کامل است، در اینجا تمام beetle در یک سلول فیکس شده و یک بخش کوچک از شاخک حشره درون محلول الکترولیت قرار می‌گیرد که در تماس مستقیم با عایق گیت است، این ساختار به طور شماتیکی در شکل15.2، قسمت الف نمایش داده شده است. یک الکترود مرجع مثلا سیم پلاتینیوم درون یک مکان مناسب از beetle مثلا بین گردن و سر قرار می‌گیرد. در آرایش دوم، بیوفت شاخک ایزوله شده، شاخک از beetle جداشده و به هر دو طرف محلول الکترولیت اتصال می‌‌یابد(شکل15.2،قسمت ب). اگر یک جریان هوا با یک نشانگر بارگذاری شود در طول شاخک سریعا جریان می‌یابد (تنظیمات الف یا ب)، پاسخ قطبش‌زدایی القا شده هدایت را تغییر خواهد داد و منجر به تغییر در جریان درین به عنوان یک سیگنال سنسور خواهد شد(جریان میان سورس و درین در کانال FET تغییر می‌کند).
	
	
	به عنوان یک مثال، شکل 16.2 قسمت الف، یک منحنی دوز-پاسخ از سنسور ‘beetle/chip’  را با شاخک سوسک آفت سیب‌زمینی کلرادو نشان می‌دهد. پالس‌های بویایی غلظت‌های مختلفی از بوی لایه‌سبز cis-3-hexen-1-ol در هوا از 1ppm  تا
	100ppm هستند.
	همانطور که دیده می‌شود، اندازه پیک پاسخ سنسور به مقدار بو وابسته است. تحریکات بیشتر برای شاخک، سیگنال ثبت شده بالاتر. سیگنال سنسور توسط تغییرات جریان درین در بازه میلی‌آمپر ارائه شده است. در این آزمایش،اندازه‌گیری که انجام شده بود از یک سر سنسور خاص با نگهدارنده شاخک و یک سیستم سنسوری مبتنی بر بیوفت استفاده می‌کنند که یک بخار از هوا با دمای، رطوبت و سرعت ثابت را همچون تزریق پالس‌های یویایی فراهم می‌کنند. این سنسور امکان شناسایی غلظت‌های بوی پایین در بازه ppt را فراهم می‌سازد(شکل16،قسمت ب).
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=100mm,width=110mm]{159.PNG}\caption{ دو آرایش معمول از تزویج شاخک حشره به عنوان یک جزء زیست‌شناختی به یک FET:الف)تمام ساختار یک beetle بیوفت و ب)بیوفت شاخک ایزوله شده.شاخک به غلظت‌های رایحه‌های متفاوت بسیار حساس است.}
		\end{center}
	\end{figure}
	نرخ سیگنال به نویز این سنسور توسط انتخاب چارچوب گیت و بخش گیرنده زیستی آن بهبود بخشیده شده بود، مثلا شاخک حشره که توسط طیف‌بینی امپدانس جهت به دست آوردن اطلاعات در مورد رفتار الکتریکی شاخک است،مشخص شده بود. یک کاربرد جالب از این سنسور در شناسایی آفت گیاه در مزرعه سیب‌زمینی جهت اندازه‌گیری دقیق زمان درست برای کاربرد آفت‌کش است.برای مثال هزاران مزرعه سیب‌زمینی سالیانه طعمه آفت می‌شوند.
	
	
	به عنوان یک نتیجه، بسیاری از کشاورزان از مقادیر زیادی از آفت‌کش‌ها برای حفظ محصول خود استفاده می‌‌کنند اما به طور همزمان خاک و آب‌های زیرزمینی را آلوده کرده و حشرات مفید را از بین می‌برند. به وسیله افزاره‌ بیوالکترونیکی توسعه یافته یک هجوم به مزرعه را می‌توان در اولین مرحله شناسایی کرد. دیگر کاربرد ممکن است در سیستم هشدار آتش‌سوزی باشد: سوختن‌های بی دود همچون سوزاندن زغال‌سنگ، کاغذ و چوب، می‌تواند توسط پایش رایحه خاص آتش انجام شود (مثلا guaicol و \lr{1-octen}) که از همان بیوسنسور فقط با این تفاوت که آنتن یک جواهر آبی محکم جایگزین شده است،استفاده می‌کنند. در حال حاضر،این بیوسنسور هنوز در مرحله رشد است اما آینده‌ای روشن را در پیش دارد. با استفاده از حشرات مختلف می‌توان کاربردهای جدیدی از آن را نیز متصور شد. بنابراین یک کتابخانه از انواع این سنسورها با طیف شناسایی بوی، آن‌ها بوجود می‌آید[2].
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=100mm,width=110mm]{160.PNG}\caption{ منحنی دوز-پاسخ سنسور beetle/chip با شاخک سوسک آفت سیب زمینی کلرادو به سوی پالس‌های  غلظت‌های مختلف بوی لایه سبز، cis-3-hexen-1-ol،در هوا،الف) و فهرست مواد با بوی قابل شناسایی با توجه به بازه‌های غلظت آن‌ها.ب)حساسیت بالا را این نماد "+" نشان داده می‌شود.}
		\end{center}
	\end{figure}
	
	\subsection{بیوفت‌های مبتنی برسلول}
	
	عموما به وسیله‌ی تزویج یک تک سلول یا سیستم سلولی با سطح گیت یک ISFET به دست می‌آید. سلول‌ها کوچکترین نهادهای زیستی خود-ترویج هستند و آن‌ها سیگنال‌های اطلاعاتی وارد‌شونده چندگانه را به‌وسیله‌ی  یک فعالسازی موازی از مسیرهای  سیگنالی مختلف و پاسخ با یک الگوی برهمکنش مناسب مطابق با تحریکات داخلی فیزیکی یا شیمیایی پردازش می‌کنند. در مقایسه با دیگر بیوسنسورهایی که از المان‌های بازشناختی زیستی استفاده می‌کنند این نوع از افزاره اهمیت زیادی در زمینه مطالعه اثر تحریکات فیزیکی یا شیمیایی خارجی در یک سیستم زنده دارد. تنوع روش‌های استفاده شده جهت پایش وضعیت یک تک سلول یا یک سیستم سلولی تثبیت شده بر روی یک ISFET می‌تواند به دو گونه تمایز یابد. نوع اول؛ روش‌های برپایه اندازه‌گیری تغییرات سیگنال ناشی از متابولیسم انرژی سلول‌ها است.در یک مسیر معمولی متابولیک، سلول‌ها متابولیت (منابع کربن) را مصرف می‌کنند تا انرژی(ATP) را تولید کنند،دفع کردن محصولات هدررفت اسید (برای مثال؛ اسیدلاکتیک و اسیدکربنیک) که منجر به اسیدی‌سازی خارج‌سلولی می‌شود. تغییرات در pH خارج سلول، غلظت یون‌ها، مصرف اکسیژن، تولید کربن‌دی‌اکسید و پتانسیل اکسایش-کاهش می‌تواند توسط تک‌سنسورهای مختلف یا سیستم‌های سنسوری اندازه‌گیری شود. دومین نوع از روش‌ها، تقریبا براساس ویژگی‌های خاص از انواع خاصی از سلول‌های الکتروژنیک همچون سلول‌های عصبی، سلول‌های ماهیچه‌ای یا شبکه‌های سلول است.سلول‌های الکتروژنیک به صورت خود به خود تولید می‌شوند یا پتانسیل‌های عمل را فعال می‌کنند (تغییرات گذرا پتانسیل غشاء‌ آن‌ها)، که می‌تواند توسط ISFET پایش شود.
	
	
	پژوهش‌های بسیاری برای تزویج سلول‌های الکتروژنیک با ساختار  ISFET در سال‌های اخیر انجام شده است. در‌میان آن‌ها برخی بیوفت‌های مبتنی بر سلول برپایه سلول‌های ماهیچه قلب به طور موفقیت‌آمیزی ساخته شد و برای آزمایش دارو استفاده شد. تغییر در فرکانس ضربه درحضور نورپینفرین و ایزپورترنول به غلظت دارو میان 0.01 تا 10 میلی مول وابسته است. این نتایج کاربردهای عملی این دسته از افزاره‌ها را  نشان می‌دهد[5].
	
	
	کوچکترین نهادهای خودتزویج می‌باشند و به عنوان المان بازشناختی زیستی استفاده می‌شوند.یک ترانزیستور سلولی از تزویج یک سلول یا یک سیستم سلولی به عایق گیت یک FET به دست می‌آید، شکل17.2. قسمت الف) شماتیک یک ترانزیستور سلولی را نشان می‌دهد و ب) تصویر ویدئومیکروسکوپی از سلول‌های HEK293 را بر روی یک آرایه ISFET نشان می‌دهد. در مرکز این عکس یک سلول کاملا عایق گیت را پوشانده است(ISFET). برای شناسایی متابولیسم سلولی و اندازه‌گیری پتانسیل خارج‌سلولی عبارت بیوفت مبتنی بر سلول به کارگرفته می‌شود.
	
	
	ترانزیستور سلولی الکتروژنیک که با ترانزیستور نورونی یا ترانزیستور اثرمیدان مبتنی بر پتانسیل سلول پیوند می‌خورد جهت تاکید بر اندازه‌گیری‌های پتانسیل‌های خارج سلولی اغلب استفاده شده‌اند؛اگرچه عایق گیت استفاده شده (اکسید سیلیکون یا سیلسیم نیترید) حساس به یون است. سلول‌ها میکروساختارهای زنده بسیار ارگانیزه شده هستند که شامل غلظت‌های بالایی از مواد شیمیایی می‌باشند، مانند آنزیم‌ها، نوکلئیک اسیدها، یون‌ها،انواع مختلفی از پروتئین‌ها و مولکول‌های ارگانیک کوچک. آنها سیگنال‌های اطلاعاتی ورودی را با استفاده از فعال‌سازی موازی مسیرهای مختلف سیگنالی پردازش می‌کنند و با یک الگوی واکنش مناسب مطابق با نوع محرک فیزیکی یا شیمیایی ورودی پاسخ می‌دهند. 
	
	
	علیرغم مشکلات زیادی که در استفاده از کل سلول‌ها، از جمله طول عمر محدود آنها است، مهمترین دلیل ایجاد بیوسنسورهای مبتنی بر سلول، این است که تنها با استفاده از اجزای زنده که قادر به پاسخ مستقیم به اطلاعات ورودی می‌شوند، می توان اثر خارجی محرک‌های فیزیکی و شیمیایی در یک سیستم زنده مورد بررسی قرار داد. این اطلاعات عملکردی با اطلاعات کیفی و کمی تحلیلی می تواند در زمینه تشخیص بالینی، دارویی و غربالگری دارو، زیست شناسی سلولی، سم شناسی و نظارت بر محیط زیست بسیار مهم باشد. با استفاده از چنین بیوسنسورهایی، می‌توان اثرات ترکیبات دارویی، مواد سمی، آلاینده‌ها و غیره را در سیستم فیزیولوژیکی و به ویژه متابولیسم سلولی مطالعه کرد. 
	
	
	وضعیت یک سلول یا سیستم سلولی تنها می‌تواند با روش‌های مختلفی نظارت شود که می‌تواند به دو خانواده اساسی متمایز شود. اولین خانواده از روش‌های متابولیسم انرژی سلول‌ها استفاده می‌کند و در اصل می تواند به تمام انواع سلول‌ها گسترش یابد. به طیف وسیعی از رویدادهای سلولی، مانند رشد، سمیت و غیره حساس است. به عنوان مثال، سلول‌های پستاندار به طور مداوم انرژی برای سنتز مولکول‌های بیولوژیکی مصرف می‌کنند، حفظ شیب غلظت یونی در غشای سلولی، حرکت مکانیکی و برای اهداف مختلف.
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=100mm,width=110mm]{156PNG.PNG}\caption{ ترانزیستور پیوندی سلولی:الف)تنظیمات شماتیک؛ب)تصویر ویدئومیکروسکوپیک از سلول‌های  HEK293که به لحاظ ژنتیکی اصلاح شده‌اند بر روی یک آرایه‌ی ISFET ،در مرکز تصویر یک سلول به طور کامل منطقه گیت را می‌پوشاند.}
		\end{center}
	\end{figure}
	
شکل 18.2 مسیرهای متابولیکی معمولی را نشان می‌دهد که منجر به اسیدی‌‌سازی خارج‌ سلولی می‌شود. پارامترهای سیگنالی همچون تغییراتی در pH خارج سلولی، غلظت یون‌ها، مصرف اکسیژن، تولید کربن‌دی‌اکسید، پتانسیل اکسایش-کاهش و دیگر محصولات متابولیکی(مثل گلوکز و لاکتات) می‌توانند توسط سنسورهای شیمیایی و بیوسنسورها حساس به یون یا سیستم‌های سنسوری چندپارامتری اندازه‌گیری شوند. در ابتدا ساختار ISFET با عایق اکسید سیلیکون را برای غلظت یون خارج سلولی به کار برده شد.
اخیرا بیوفت‌های مبتنی برسلول با عایق‌های گیت حساس به pH همچون اکسید سیلیکون و نیترید سیلیسیم برای اسیدی‌سازی خارج سلولی همچون اندازه‌گیری‌های تنفسی(مصرف اکسیژن) استفاده شدند. اصل اندازه‌گیری اسیدی‌سازی خارج سلولی با یک بیوفت مبتنی بر سلول به شرح زیر است: معمولا، اندازه‌گیری نرخ اسیدی‌سازی در یک جریان از طریق محفظه با یک ترکیب از بیوفت‌های مبتنی بر سلول انجام شده است، در حالت ایست جریان کار کرده است. تحت شرایط سکون (پمپ)، یک سلول (حدود ${{10}^{5}}$	  
	تا ${{10}^{6}}$	  
	سلول می‌تواند بر روی یک تراشه کشت شود) حدود 108 پروتون در هر ثانیه تولید می‌کند.  پس از تحریک گیرنده خارجی، این مقدار پروتون‌ها بین 10 تا 100 درصد بسته به نوع سلول، گیرنده و مسیر اتصال زیاد می‌شود.هنگامی که پمپ متوقف می‌شود، پروتون‌های تولید شده انباشته شده و محیط خارج سلولی را اسیدی می‌کنند. از این رو، تغییرات در نرخ اسیدی‌سازی خارج سلولی توسط تحریکات خارجی متفاوتی انجام می‌شود (مثلا؛ توسط افزودن دارو یا عوامل سمی به محیط) می‌تواند توسط ISFET حساس به pH شناسایی شود. برای رسیدن به حساسیت بالا، یک محفظه کوچک (معمولا در بازه میلی‌لیتر) نیاز است. طبق قاعده، این افزاره حساس به یون می‌تواند نرخ اسیدی‌سازی یک سلول منفرد را اندازه‌گیری کند. مشکل اصلی باقی‌مانده نیاز به محدود کردن پروتون‌های تولید شده به حجم کوچک است.
	
	
	PCM\LTRfootnote{Physico Control Microsystem} 
	و سیستم نظارت سلولی (CMS)\LTRfootnote{Cell Monitoring System}، که ترکیبی از میکروکنترلرهای مختلف شامل آرایه هایpH ISFET وCPFET با مساحت‌های مختلف گیت (از چند میلی‌متر برای اندازه گیری تک سلولی تا 6000 میلی‌متر برای جمعیت سلولی) و با مواد مختلف گیت (دو لایه) توسعه یافته است. علاوه بر این، اخیرا امکان سنجی همزمان اسیدی شدن و تنفس (مصرف اکسیژن) در یک محل در کشت سلولی با استفاده از پیکربندی بیوفت مبتنی بر تک سلولی با الکترودهای فلزی نجیب متمرکز برای کاهش اکسیژن و تولید یون$O{{H}_{2}}$، 
	نشان داده شده است. میکروسیستم پایش سلول به طور خودکار شامل 12 ساختار ISFET، سنسوردما و حسگر هدایت است.
	
	
	در مقایسه با سیستم مایکرو فیزيومتر Cytosensor تجاری 
	(\lr{Molecular Devices Corp}) برای اندازه گیری اسیدیته سلولی، که بر اساس LAPS (سنسور پتانسیومتری نور سنجی) است، مزایای یک سیستم بیوفت مبتنی بر سلول، پتانسیل کوچک‌سازی بیشتر با ادغام \lr{ISFET} با دیگر میکروکنترلرهای نیمه هادی همراه با الکترونیک سنسور در یک تراشه  تک سنسور است. چنین مجموعه‌ای از نتایج قابل اعتماد آماری با استفاده از آرایه‌ای از بیوفت‌های مبتنی بر سلول و همچنین امکان ترکیب این سیستم با یک میکروسکوپ نور برای تصویربرداری نوری را تضمین می کند. از سوی دیگر، LAPS در ساخت ساده‌تر است. کاربردهای علمی ممکن چنین سیستمی در همه‌ی جنبه‌های مسیرهای متابولیسم تاثیر می‌گذارد، در حالی که جنبه های تجاری عمدتا مربوط به مسائل دارویی و سمی است. خانواده دوم روش اندازه گیری سلولی عمدتا از ویژگی‌های خاصی از انواع خاصی از سلول‌های الکترونی مانند سلول های عصبی، سلول‌های عضلانی یا سلول‌ها استفاده می‌کنند و شامل اندازه گیری‌های بالقوه خارج‌سلولی و درون‌سلولی می‌شوند. اولین تلاش برای استفاده از ISFET در اندازه گیری های نوروفیزیولوژیکی در سال 1970 صورت گرفت . ISFET برای ثبت ولتاژ خارج سلولی از بافت‌های عضلانی انتخاب شده بود و آرایه های FET با گیت طلا شناور برای ثبت تغییرات بالقوه برش‌های عصبی استفاده شده است. اخیرا، اولین ثبت از نورون‌های غیرمهره‌ای و نورون‌های مهره‌ای و همچنین تک‌لایه‌های مایوسیت قلبی در ناحیه گیت FET گزارش شده است. سلول‌های الکتروژنیک تولید‌کننده پتانسیل‌های خود به خودی یا حرکتی (تغییرات گذرا از پتانسیل غشاء آنها) هستند که می توانند توسط هیبرید نورونی FET اندازه گیری شوند. 
	
	
	با کمک یک نقطه اضافی عایق شده سیلیکون ، تحریک خارج سلولی خازنی یک نورون منفرد نشان داده شده است و حتی یک رابط دو جانبه بین نورون و ترانزیستور ایجاد شده است. این رابط تحریک خازنی و ثبت خازنی فعالیت عصبی سلول‌هایی که در گیت یک ISFET کشت شده‌اند را تسهیل می‌کند. روش‌های مختلفی پیشنهاد شده است که انتقال سیگنال از سلول‌های الکترونی را به FET توصیف می‌کند و رفتار سیگنال ثبت‌شده (شکل و دامنه) را توضیح می‌دهد. یک روش معمول استفاده از مدل تماس نقطه است. برای تفسیر برخی از اثرات (به عنوان مثال، هدایت بالا یونی در شکاف بین سلول و ترانزیستور، تاخیر زمانی سیگنال خارج سلولی، و غیره) که در آزمایشات با سلول‌های عصبی دیده می‌شود، مدل‌های گسترده‌ای گزارش شده است . با این حال، تمام این مدل‌ها خواص حساس به pH و/ یا خاصیت یون‌های گیت (معمولا  $Si{{O}_{2}}$یا $S{{i}_{3}}{{N}_{4}}$) را نادیده می‌گیرند که همچنین می‌تواند منبع تغییرات بالقوه بین‌فازی در منطقه چسبندگی نورون باشد و بنابراین می‌تواند نقش عمده‌ای در رفتار اتصال سلول‌ها به FET و در نتیجه، در ثبت سیگنال  بازی کند. این واقعیت قبلا توسط برگولد وگراتارولا \LTRfootnote{ Grattarola } بیان شده است. همچنین اخیرا توسط فرومهرز \LTRfootnote{ Fromherz }  نیز گزارش شده است که تغییر غلظت پتاسیم در شکاف باریک بین سلول و ترانزیستور (تقریبا 50 نانومتر) در طول فعال‌سازی کانال ممکن است لایه الکتریکی دوتایی در جلو را اکسید گیت مدوله کند و بر ترانزیستور تاثیر می‌گذارد. استحکام  تزویج بین نورون و یک تراشه میکرو‌الکترونیک، یعنی کیفیت "چسبندگی" نورون‌ها به سطح مبدل، مهمترین پارامتر است که می‌تواند ویژگی‌های سیگنال‌های خارج سلولی ثبت شده را به طور جدی تغییر دهد. بنابراین تعيين عرض شکاف و اندازه‌گیری مقاومت خاصی در ناحیه چسبندگی انجام شد. مشخص شد مقاومت مشخصی در شکاف یک عامل 4 بزرگتر از مقاومت خاص الکترولیت بالک است.
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=100mm,width=150mm]{157.PNG}\caption{بیولوژی سلول از اسیدی‌سازی خارج سلولی: بر تحریک گیرنده، مسیرهای انتقال سیگنال ایجاد می‌شود. مصرف ATP مربوطه با افزایش جذب و متابولیسم گلوکز جبران می‌شود که باعث افزایش دفع مواد زائد اسیدی می‌شود. اسیدیته خارج سلولی را می‌توان با حسگرهای اثر میدان به عنوان مثال، LAPS سنجید.}
		\end{center}
	\end{figure}
	
	مسائل مربوط به الحاق و رشد سلول بر روی سطح دستگاه میکروالکترونیک اصلاح شده، بر روی نانوساختارهای سیلیکون، بر روی غشای سیلیکونی میکروپاروفورکتون و همچنین روی ورقه‌های سیلیکونی سه بعدی میکرو‌ساختاری (شیارها و چاه‌های مربعی با ابعاد مختلف) مورد مطالعه قرار گرفته است. سلول‌های عضلانی قلبی علاوه بر سلول‌های عصبی، یک سیستم الکتریکی فعال جالب هستند که اطلاعات بیولوژیکی را پردازش می‌کند. فعالیت الکتریکی و مکانیکی ریتمیک خودبخودی سلول‌های میوکاردیک کشت‌شده به طور گسترده‌ای در مطالعه فیزیولوژی قلب مورد استفاده قرار می‌گیرد. فرکانس ضربان آن‌ها را می‌توان با محرک‌های قلبی و آرام‌بخش تغییر داد. اخیرا ثبت الکتریکی از سلول های عضلانی قلبی موش صحرایی با استفاده از یک دستگاه بیوالکترونیک که شامل مجموعه ای از FET ها است گزارش شده است. سیستم ثبت طولانی مدت و چندگانه برای نظارت بر سلول‌های الکتروژنیک نیز مورد بحث قرار گرفته است. به عنوان مثال، شکل19.2 سیگنال ثبت الکتریکی از میوسیت‌های قلب را نشان می‌دهد. برای مقایسه، اندازه گیری‌ها به صورت همزمان انجام می‌شود که به صورت خارج سلولی با استفاده از FET (منحنی پایین) و داخل سلولی با استفاده از میکروالکترودهایی (منحنی بالایی) انجام می شود. علاوه بر این، این سیستم برای ثبت اثرات داروهای مختلف (محرک‌های قلبی و آرام‌بخش‌ها) بر روی میوسیت‌های قلبی تنظیم شد.
	
	
	تغییر در فراوانی فرکانس سلول‌های قلب در حضور نوراپی نفرین و ایزوپروترنول نشان دهنده وابستگی متقابل غلظت 0.01 تا 10 میلیمتر می‌باشد. این نتایج پتانسیل سیستم هیبریدی سلول ترانزیستور را برای برنامه های آزمایش آزمایش نشان می دهد. در نهایت، شبکه سلول‌های عصبی همراه با شبکه های FET نیز نامزد چشم انداز برای هر دو مطالعه بنیادی انتقال و پخش سیگنال بین سلول‌های مرتبط شده و برای برنامه‌های کاربردی دارویی و سم شناسی است. هدف عمدتا ایجاد یک ارتباط دو بعدی بین سلول‌ها و مبدل‌های میکروالکترونیک است. تلاش‌های اخیر در این زمینه امکان ایجاد شبکه های عصبی کوچک با استفاده از تکنولوژی چاپ میکروسکوپ یا تکنولوژی لیتوگرافی را نشان می‌دهد. با این حال، پیشرفت در این زمینه بستگی به راه‌حل موفقیت آمیز برخی از مسائل مربوط به تحقق فناوری شبکه‌های بزرگ، نسبت سیگنال به اطلاعات، مقدار زیادی از اطلاعات که باید پردازش شود و همچنین عدم درک روشن از پاسخ های شبکه های پیچیده عصبی دارد.
	
	
	از آنجا که سلول‌ها به محرک‌های خارجی پاسخ می‌دهد با فعال شدن موازی مسیرهای مختلف سیگنالینگ (شکل18.2)، اندازه گیری تنها یک پارامتر انتگرال مانند نرخ اسیدی شدن، اغلب برای تفسیر روشن از اثرات مختلف بر روی سلول‌های زنده کافی نیست. بنابراین، اندازه گیری در خط، موازی و غیر تهاجمی پارامترهای مختلف بسیار مفید است[2].
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=80mm,width=150mm]{158.PNG}\caption{ثبت درون سلولی (منحنی بالایی، با میکروالکترود)، خارج‌سلولی (منحنی پایینی، با \lr{FET}) کاردیومایوسیت‌ها. }
		\end{center}
	\end{figure}
	\subsection{ نانومواد استفاده شده در بیوفت‌ها}
	
	نانومواد توجه بسیاری از دانشمندان را به خاطر سرمنشاء خود و از طریق ابداع گرافن برای به کارگیری‌ آن‌ها در کاربردهای مختلف همچون افزاره‌های حسگرزیستی جلب کردند.
	
	نانومواد مختلف، همچون نانوذرات مغناطیسی، سیلیکون، نانوسیم، تانتالیوم  پنتواکسید، زینک اکسید، گالیم نیتراید، کربن نانوتیوب و گرافن توسط عملگرهای متنوعی برای گیت‌های دی الکتریک بیوسنسورهای FET  استفاده شده است. در شکل 20.2 نانومواد مختلف که در بیوفت به کار می‌رود،نشان داده شده است.
	\begin{figure}[H]
		\includegraphics[height=100mm,width=150mm]{9.png}\caption{نانومواد مختلف مورد استفاده در ساختار بیوسنسورهای FET}
	\end{figure}
	دسته‌بندی بیوسنسورهایFET  براساس نانومواد به ترتیب زیر است:
	
	1-	مبتنی بر نانوذرات مغناطیسی
	
	2-	مبتنی بر نانوسیم سیلیکون: 1-سنسورهای pH ؛2-سنسورهای پروتئین 
	
	3-	مبتنی بر تیتانیوم اکسید 1- سنسورهای pH
	
	4-	مبتنی بر زینک اکسید: 1- سنسور کلسترول ؛ 2- سنسور اسیداوریک
	
	5-	نانوسیم گالیم نیتراید
	
	6-	مبتنی بر کربن‌نانو تیوب: 1- سنسورهای گلوکز؛2-سنسورهای پروتئین
	
	7-	مبتنی برگرافن: 1-سنسورهای DNA ؛ 2-سنسورهای پروتئین؛3- سنسورهای گلوکز؛4-سنسورهایpH  [12].
	
	\subsection{معرفی چند نمونه مدلسازی با استفاده از افزاره های بیوفت}
	\subsubsection{مدل‌سازی بیوفت مبتنی بر آنزیم برای کاربردهای زیست‌حسگری}
	سنسورهای بیوالکترونیک که توسط فناوری نیمه‌هادی تولید شده‌اند به دلیل کاربردهای فراوانی که در زمینه‌های پزشکی،امنیتی، صنعت، غذا، فناوری زیستی و محیطی زیستی دارند، بسیار مورد توجه هستند. اصولا ENFET به عنوان یک سنسور بیوالکترونیک استفاده می‌شود.
	ENFET یک افزاره بیوالکترونیکی است که در آن یک لایه آنزیم بر روی ISFET ثابت شده است. لایه آنزیم انتقالات بایوکاتالیزی را به عنوان یک نتیجه از این که پروتون‌ها تولید شده مطابق با تئوری site-bindig در سطح گیت یک ISFET که در تغییرات pH نشان داده می‌شودمصرف  یا تولید شده است، برمی‌انگیزد.تغییر در pH ؛ سطح پتانسیلISFET ،در تغییرات جریان کانال تحت تاثیر قرار می‌دهد. پس اگر ما از منظر انتقال سیگنال بنگریم، افزاره‌ای داریم که تغییر زیستی یا بیوشیمیایی را به سیگنال الکتریکی تبدیل می‌کند.
	
	
	ایده در سال 1976 و توسط دو دانشمند به نام‌های جاناتا و ماس مطرح شده و این ایده در سال 1980 توسط کاراس و جاناتا فهمیده شد. در شکل 21.2
	بیوسنسور حساس پنی‌سیلین دیده می‌شود. هیدرولیز پنی‌سیلیون؛ اسید پنیسیلویک را نتیجه می‌دهد.این برهمکنش توسط آنزیم پنی‌سیلیوناز تسریع بخشیده شده به عنوان یک نتیجه از این که یک تغییر در pH  نزدیک ناحیه گیت افزاره ISFET وجود دارد. تثبیت این آنزیم بر روی ISFET با داشتن Ta2O5 به عنوان عایق گیت حساس pH انجام شده است. خروجی تغییر سیگنال توسط مقداری پنی‌سیلین داده شده به محلول اندازه‌گیری می‌شود. آنزیم‌های متفاوت متعددی برای ساخت ENFET استفاده می‌شود. رشد کم این نوع از افزاره‌ها به صورت سلسله مراتبی در جدول2.2 نشان داده شده است.
	\begin{figure}[H]
		\includegraphics[height=130mm,width=150mm]{9.jpg}\caption{ساختار و اصول کار یک ENFET حساس به پنی‌سیلین یا PENFET}
	\end{figure}
	
	
	امروزه، پژوهشگران با استفاده از فناوری نیمه‌هادی به دنبال ساخت افزاره‌هایی در مقیاس میکرو و زیرمیکرو هستند، برای رسیدن به این هدف فهم خواص الکتریکی و مکانیکی  منجر به پیشرفت تحلیلی زیستی در زمینه سیلیکون‌  می‌شود.
	فناوری مدارمجتمع، بهترین راه برای ساخت افزاره‌هایی با وزن و قیمتی پایین است. این فناوری به ما در ساخت تراشه‌هایی با قابلیت ذخیره و پردازش دادگان کمک می‌کند. از این‌رو، رشد و تولید ENFET با ویژگی‌های مهمی مانند حساسیت، گزینشی بودن، اختصاصی بودن، کوچک‌سازی کردن و هزینه کم مطمئنا تغییرات محیط‌زیستی و تکنیکی را در پی خواهد داشت. ویژگی‌های ENFET باعث شده در ایالات متحده آمریکا در حدود 90درصد از سنسورهای تشخیص گلوکز به فروش رسد. 

		\begin{table} 
\caption{ \label{tab2} \footnotesize رشد ENFET در طول زمان}

			\renewcommand*{\arraystretch}{2}
			\begin{tabular}{| c | c | }
				\hline
				انواع & سال\\
				\hline
				$ ENFET (Penicillin – ENFET) $ & $1980$\\
				\hline
				$Urea –ENFET $ & $1983$\\
				\hline
				$Acetylcholine - ENFET $ & $1983$\\
				\hline
				$Glucose  –ENFET $ & $1983$\\
				\hline
				$Urea –ENFET $ & $1997$\\
				\hline
				$Glucose  –ENFET $ & $1999$\\
				\hline
				$Creatinine – ENFET $ & $2002$\\
				\hline
			\end{tabular}
		\end{table}

	این افزاره‌ها به لحاظ تئوری ساختار خاصی ندارند اما سنسورهای حساس به یون ترانزیستور اثرمیدان که در این نوع از افزاره‌ها استفاده می‌شوند، در واقع یک ترانزیستور اثرمیدان یا یک لایه آنزیم یا یک غشاء آنزیمی که بر روی عایق گیت قرار داده می‌شود (شکل22.2) است. برهمکنش‌های آنزیمی اساسی برای ENFET ها در شکل 22.2 نشان داده شده است.
	در شکل22.2، AOX اکسید الکل، CD کرتینین دیمیناز می‌باشد. تولید یا مصرف پروتون‌ها طبق تئوری  \lr{site binding}در سطح عایق گیت اتفاق می‌افتد و تغییرات بار را منجر می‌شود.
			\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=150mm,width=130mm]{10.jpg}\caption{ساختار وبرهمکنش‌های آنزیمی برای سنسورهای ENFET}
		\end{center}
	\end{figure}
	
	\subsubsection{مدل‌سازی ENFET}
	اصول شناسایی زیرلایه این سنسورها برپایه استفاده از یک ساختار آنزیم-عایق-نیمه‌هادی می‌باشد که می‌تواند به عنوان یک بسط از اتصال الکترولیت-عایق-نیمه‌هادی تلقی شود. برای مدلسازی، این ساختار به این صورت ساختار  ISFET درنظر گرفته شده است. ساختار آنزیم-عایق-نیمه‌هادی قلب ENFET است. این ساختار در شکل23.2 نشان داده شده است.
	
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=80mm,width=135mm]{EEIS.JPG}\caption{ساختار ENFET با کانال از جنس n .ولتاژ اعمالی به ساختار نشان داده شده است. سطح درونی و بیرون Helmholtz به ترتیب $IPH$ و $OH{{P}_{1}}$ است و $PH{{P}_{2}}$ سطح غشاء بیرونی این صفحه است.}
		\end{center}
	\end{figure}
	
	با استفاده از یک سری محاسبات ریاضی و شیمی، پارامترهای موجود در شکل را به دست می‌آوریم.
	

	این افزاره‌ها بر پایه ISFET طراحی شده‌اند. پس برای این دسته هم اولین گام در ساخت، شبیه ماسفت‌ها می‌باشد، این افزاره‌ها را بر روی فیلم‌های سیلیکونی، روی ویفرهای یاقوت ساخته می‌شوند. گیت با فیلم اکسید سیلیکون ساخته می‌شود که به صورت حرارتی بر روی سطح زیرلایه در دمای 1000 درجه سلسیوس رشد داده می‌شود. انتخاب دی‌الکتریک مناسب برای گیت از این جهت اهمیت دارد که پروتون شدن یا تخلیه شدن از آن تحت تاثیر pH محلول الکترولیت است. انتخاب برای ماسفت‌ها نیاز نیست. برخی گام‌های اضافه در مراحل ساخت صرفا برای پوشش دی الکتریک روی گیت می‌باشد.
	برخی روش‌ها همچون PAO 
	\LTRfootnote{Plasma Anodic Oxidation }
	یا PCVD 
	\LTRfootnote{Plasma enhanced Chemical Vapor Deposition  }
	، کاتدپراکنی، نشست پرتو الکترونی و ... می‌باشند. پس لایه آنزیم بر روی دی الکتریک گیت ISFET  که با یک لایه نازک پلیمر پوشش داده می‌شود، تثبیت می‌شود که این پلیمر‌ها عبارتند از:
	
	\begin{flushleft}
		\lr{1- polyvinylchloride،}
		
		\lr{2- Polyacrylamide hydrogels،}
		
		\lr{3- Polyurethane}
	\end{flushleft}
	همچنین گاهی اوقات، غشاء‌هایی همچون نافیون یا polyvinyl pyridine برای شکل دادن ماتریکس آنزیمی که بر روی ساختار ISFET، ساخته می‌شوند. برخی از سیستم‌ها گاهی اوقات زمان‌های پاسخ کند و حساسیت‌های متوسط را نشان می‌دهند و آن‌ها یک اشکال اساسی مرتبط با مانع نفوذ زیرلایه از طریق غشاءهای پلیمری دارند. استفاده از آنزیم‌های تک‌لایه‌ یا چندلایه‌ بر روی این ساختار می‌تواند زمان پاسخ و نحوه عملکرد ENFET را بهبود ببخشد. به خاطر مزایا ENFET  نسبت به افزاره‌هایی که از یک لایه پلیمر ضخیم استفاده می‌کنند، مانع نفوذ پایین برای نفوذ زیرلایه به مناطق فعال بیوکاتالیزی و ایزولاسیون جزئی سطح گیت حساس به pH از محلول بالک قابل دستیابی شده است. صرف نظر از این که افزاره‌ها اشکالات زیادی همچون ولتاژ آستانه بالا، مقاومت الکترود داخلی بزرگ، نرخ جریان خاموش/روشن کوچک و فرآیند ساخت پیچیده دارند.
	
	
	ترانزیستور اثرمیدان فاقد پیوند یا اصطلاحا JLFET
	\LTRfootnote{JunctionLess Field Effect Transistor }
	یک مفهوم جدید است که از همین نقص‌ها ظاهری استخراج شده است، این نوع از افزاره‌ها پیوند‌های pn ,n+n ,p+p را  در مسیر درین-کانال-سورس ندارند. در واقع یک مقاومت یکنواخت از جنس n یا p  هستند که از طریق آن‌ها حامل‌ها توسط ولتاژ قابل تنظیم خواهند بود. مزایای این ساختار، میدان الکتریکی پایین در حالت روشن و شیب زیرآستانه تیز آن است. افزاره‌های از این دست در گذشته دارای محدودیت‌های مقیاسی بودن و اگر با فاکتوری این محدودیت برداشته و مقیاس کاهش یابد مقاومت کانال با توان دوم این فاکتور افزایش می‌یابد، از دیگر مشکلات مکانیسم انتقال حامل الکتریکی کم (مکانیسم نفوذ) است. این مشکلات توسط ساختار کربن‌نانوتیوب مبتنی بر JLFET استخراج می‌شود و می‌تواند مزایایی هم داشته باشد مانند مقیاس پذیری بهتر (طول گیت کمتر از 20 نانومتر امکان‌پذیر می‌شود) و خواص انتقال حامل الکتریکی بالاتر (انتقال به صورت بالستیک) داشته باشد.
	
	اخیرا با استفاده از ترکیب نانو‌تیوب‌کربنی با این ساختار ترانزیستور اثرمیدان(JLFET) شناسایی کلسترول گزارش شده است که در شکل  24.2 
	مشاهده می‌کنید. توسعه این ساختار می‌تواند گذری از فناوری ساخت در حوزه سیلیکون به حوزه نانو‌تیوب‌کربن باشد که نیازمند حداقل دستگاهش است. نتایجی از مدلسازی این افزاره در شکل‌های 25.2و 26.2 دیده می‌شود.
	
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=80mm,width=125mm]{12.jpg}\caption{شماتیک ساختار CNTFET برای شناسایی کلسترول}
		\end{center}
	\end{figure}
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=100mm,width=125mm]{13.jpg}\caption{مقادیر جریان برای غلظت‌های مختلف کلسترول}
		\end{center}
	\end{figure}
	\begin{figure}[H]
		\begin{center}
			\includegraphics[height=70mm,width=125mm]{14.jpg}\caption{ مقادیر جریان به ازای غلظت‌های مختلف کلسترول و ولتاژ ثابت 0.3 ولت گیت-سورس}
		\end{center}
	\end{figure}
		ENFET دسته‌ای از افزاره‌های بیوالکترونیکی کوچک‌سازی شده‌ای هستند که در صنایع‌غذایی، پزشکی، صنعت، صنایع دفاعی و ... کاربرد فراوان دارند. بنابه دلایلی همچون ظرفیت بافر برای کاربردهای عملی، تغییرات pH متوسط و غلظت زیرلایه، تجاری‌سازی آن با مشکلاتی روبه‌رو است. pH روی جنبش آنزیم بسیار موثر است. در صورتی‌که دانشمندان تحقیقات خود را بر روی این دسته از بیوسنسورهای اثرمیدان ادامه دهند در آینده‌ای نه چندان دور شاهد تجاری‌سازی آن خواهیم شد [13].
	
\subsubsection{شبیه‌سازی بیوفت نانوسیم سیلیکون برای شناسایی پیوند میان استرپتاویدین    و بیوتین}
	در سال‌های اخیر برای شناسایی DNA و پروتئین در غلظت‌های بسیار کم از بیوفت‌های نانوسیم سیلیکون استفاده می‌کنند که در آزمایشات تجربی به نمایش گذاشته شده‌اند. در میان این آزمایشات، شناسایی پیوند بیوتین/استرپتاویدین ویژه است به این خاطر که این سیستم قوی‌ترین برهمکنش زیستی غیرکووالانسی  شناخته شده را به نمایش می‌گذارد که به طور گسترده‌ای به عنوان یک  سیستم مدل جهت مطالعه بازشناختی زیستی میان پروتئین‌ها و دیگر بیومولکول‌ها نشان داده شده است.
	مکانیسم شناسایی در اینجا برپایه حل عددی معادله پوآسون-بولتزمن برای سیستم الکترولیت است.نتایج شبیه‌سازی نیز نشان می‌دهد که امکان شناسایی پیوند تک مولکول استرپتاویدین هنگامی که پارامترهای آماده‌ای انتخاب شده‌اند وجود دارد.
\begin{figure}[H]
\begin{center}
\includegraphics[height=100mm,width=125mm]{201.PNG}\caption{  (a شماتیک یک بیوفت، (b ساختار بیوفت نانوسیم سیلیکون برای شناسایی پیوند بیوتین/استرپتاویدین}
\end{center}
\end{figure}
	ساختار این بیوفت مشابه به ساختار ماسفت می‌باشد (ترانزیستور اثرمیدان فلز-اکسید-نیمه‌هادی) ، با این تفاوت که سطح نانوسیم با یک لایه از مولکول‌های گیرنده که تنها با نوع خاصی از مولکول‌های هدف در الکترولیت پیوند برقرار می‌کنند. شکل عمومی این ساختار در قسمت a شکل 27.2 مشاهده می‌شود. هسته اصلی این بیوفت بر روی اکسید سیلیکون قرار گرفته و دو اتصال را از طریق دو الکترود سورس و درین دارد. مولکول‌های گیرنده به رنگ سبز و مولکول‌های هدف به رنگ قرمز هستند. نانوسیم سیلیکون در الکترولیت که شامل مولکول‌های هدف است، شناور می‌باشد  $(C{{l}^{-}},N{{a}^{+}})$. الکترولیت به عنوان یک محلول بافر برای اندازه‌گیری مقدار اسیدیته یا بازی بودن به کار می‌رود. مولکول‌های هدف به طور تصادفی در محلول پراکنده شده و به درون محلول نفوذ کرده خود را به نانوسیم سیلیکون و مولکول‌های گیرنده می‌رسانند و با آن‌ها در نزدیکی سطح اکسید سیلیکون پیوند برقرار می‌کنند. در شرایط نرمال به لحاظ فیزیولوژیکی بسیار از بیومولکول‌ها باردار هستند، مثلا مولکول DNA دارای بار منفی است در حالیکه بار پروتئین بسته به مقدار pH در محلول می‌باشد. بارهای این دو سطح با هم برهمکنش خواهند داشت در ازای آن هدایت نانوسیم سیلیکون تنظیم می‌شود. الکترود گیت در قسمت جلویی و پشت برای تنظیم پتانسیل الکترولیت به سیستم متصل می‌شوند. ساختار نانوسیم این بیوفت برای شناسایی پیوند مذکور طبیعتا نسبت به ساختار عمومی مطرح شده متفاوت خواهد بود. مولکول‌های بیوتین مستقیما نمی توانند روی اکسید سیلیکون قرار بگیرند یک لایه  \LTRfootnote{ AminoPropylTriEthoxySilane}  APTES با لایه اکسید پیوند  برقرار کرده و روی آن قرار می‌گیرد و مولکول‌های گیرنده به طور شیمیایی با این سطح پیوند برقرار می‌کنند. مولکول‌های هدف در محلول به طور خاصی با مولکول‌های گیرنده پیوند برقرار می‌کنند. شکل 27.2 قسمت b برش عرضی از این ساختار را نشان می‌دهد که در راستای محور z است. ضخامت اکسید زیرلایه 100 نانومتر، ضخامت لایه هسته اصلی نانوسیم 1 نانومتر ، ضخامت لایه APTES 1 نانومتر است. ابعاد مولکول‌ گیرنده و مولکول هدف به ترتیب 0.52nm×1nm×2.10nm و 4.5nm×4.5nm×5.0nm است. ما این مولکول‌ها را مانند کره مدل می‌کنیم و ضخامت مولکول‌ گیرنده  و مولکول هدف را به ترتیب 1 نانومتر 5 نانومتر در نظر می‌گیریم. محلول سدیم‌کلرید با غلظت‌های مختلف و pH  برابر با 7 در نظر گرفته شده است.)، ضخامت در این ناحیه 100 نانومتر و ضخامت الکترود فلزی نیز 1 نانومتر در نظر گرفته شده است.طول نانوسیم سیلیکون 50 نانومتر است. قطر و میزان ناخالصی نیمه‌هادی که در اینجا از نوع p سیلیکون استفاده شده نیز قابل تغییر می‌باشد. 


برای شناسایی پیوند دو حالت باید بررسی شود، در ابتدا اتصال مولکول‌های هدف به لایه APTES و در مرحله دوم اتصال مولکول‌های هدف با سطح بیوتین. تغییر در توزیع بار  ناشی از این پیوند پتانسیل الکترواستاتیک سطح اکسید سیلیکون نانوسیم و توزیع بار داخل  هسته نانوسیم را تنظیم کرده و از این طریق جریانی که داخل این ساختار جاری است را تغییر می‌دهد. مشخصه جریان-ولتاژ برای اندازه‌گیری میزان حساسیت به دست آمد. پارامترهای لازم با استفاده از روابط نظری و یک سری معادلات به دست آورده شد.
به طورکلی، {\LTRfootnote{ Nonlinear Poisson-Boltzman Equation} NPBE  فقط می‌تواند با استفاده از روش‌های محاسباتی حل شود به علت غیرخطی‌های نمایی سریع، ضرایب شکست، توابع دلتا و دامنه بی‌نهایت. دقت و پایداری این روش کاملا به مرز میان الکترولیت و بیومولکول‌ها حساس است که سطح حلال را تعیین می‌کند. 
	
	یک شبیه‌ساز افزاره نانو به نام 
$nextnan{{o}^{3}}$  
برای حل این معادله و به دست آوردن پتانسیل الکترواستاتیک در الکترولیت، مولکول‌های APTES و لایه اکسید سیلیکون استفاده شد. این شبیه‌ساز از تئوری $Gouy-Chapman$ استفاده می‌کند تا این معادله را برای یک  ISFET قطبی یک بعدی حل کند. چند فرض کلیدی در این تئوری وجود دارد؛ یکی این است که سطح بیوسنسور ISFET نامحدود و قطبی است پس سطح مشترک بین بیومولکول‌ها و الکترولیت می‌تواند یک سطح نامحدود باشد که دو ناحیه را از هم جدا می‌کند که این دو ناحیه دارای ضریب دی‌الکتریک متفاوتی هستند. دیگر فرض کلیدی این است که سطح این بیوسنسور دارای یک مقدار بار ثابت است. تحت این فرضیات پتانسیل الکترواستاتیک در الکترولیت تنها وابسته به فاصله z از سطح غشاء است. برای بیوسنسور نانوسیم اثرمیدان در این پژوهش وابستگی مذکور به فاصله r از لایه مولکول‌های APTES در طول مسیر شعاعی مستقیم نانوسیم است. پس استفاده از این شبیه‌ساز برای حل معادله برای ساختار بیوسنسور آسان است. گام اساسی محاسبه چگالی بار سطح مشترک است مثلا؛ چگالی بار در لایه بیوتین قبل و بعد از پیوند می‌باشد. پروتئین اگر مقدارpH  با مقدار نقطه ایزوالکتریک برابر نباشد در این صورت دارای بار خواهد بود. این بار توسط یک معادله به نام $Henderson-Hasselbalch$ می‌تواند تخمین زده شود:
\begin{equation}
pH=p{{K}_{a}}+{{\log }_{10}}\frac{[{{A}^{-}}]}{[HA]}=p{{K}_{a}}+{{\log }_{10}}\frac{a}{1-a} 
\end{equation} 
پارامترها در این معادله، α گسستی کسری هر گروه یونیزه شده است و $p{{K}_{a}}$ به ثابت گسستی اسید گفته می‌شود. در فرآیند اندازه‌گیری بار، مقدار $p{{K}_{a}}$ هر گروه یونیزه شده  یک دامنه  را مشخص می‌کنند. آگاهی به دنباله آمینواسید (یا ترکیب) یک پروتئین برای محاسبه بار استفاده شده است و با توجه به این که گروه یونیزه شده آنیونی یا کاتیونی باشد فرمول‌ها متفاوت خواهد بود.برای حالت کاتیونی و آنیونی  به ترتیب  روابط 3.2 و 4.2 را داریم:
\begin{equation}
{{({{Z}_{p}})}_{i}}={{n}_{i}}{{z}_{i}}{{a}_{i}} )
\end{equation} 
\vspace{-1.5cm}
\begin{equation}
{{({{Z}_{p}})}_{i}}={{n}_{i}}{{z}_{i}}{{a}_{i}} )
\end{equation} 
	 بار استرپتاویدین توسط پایانه آمینواسیدها و زنجیره آمینواسیدهای باردار در دنباله پروتئین ایجاد می‌شود. این پارامتر می‌تواند توسط برنامه‌ها کامپیوتری که دادگان دنباله پروتئین و یک مجموعه مقادیر از $p{{K}_{a}}$ برای تفکیک گروه‌های یونیزه شده را فراهم می‌کنند، اندازه‌گیری شود. در این پژوهش از ساختارهای بانک دادگان پروتئین برای دستیابی و تخمین سریع مقادیر $p{{K}_{a}}$  در یک مقدار خاص از pH استفاده شد و از این طریق مقدار بار حساب شد. با توجه به بار مولکول‌های گیرنده و هدف و یا توجه به ابعاد ساختار بیوسنسور می‌توان بار سطح مشترک را قبل و بعد از ایجاد پیوند تخمین زد. این شبیه‌ساز به پارامترها برای محاسبه پتانسیل الکترواستاتیک در لایه‌های مولکول‌های APTES، الکترولیت و لایه اکسید نیاز دارد؛ این پارامترها عبارتند از: ابعاد لایه‌های مختلف و الکترولیت، چگالی ناخالصی نانوسیم، غلظت یون‌ها (در اینجا سدیم‌کلرید) در الکترولیت، چگالی بار سطح مشترک و ولتاژ اعمال شده به الکترودهای گیت در قسمت جلو و پشت ساختار. 
	  در شکل 27.2 قسمت b اطلاعات ابعاد لایه‌های مختلف و الکترولیت نشان داده شده است. چگالی بار سطح مشترک می‌تواند توسط اطلاعات ابعاد و بار بیوتین/استرپتاویدین محاسبه شود. ولتاژ اعمال شده به الکترودها صفر تنظیم می‌شود و در این شرایط می‌توان پتانسیل الکترواستاتیک متناظر با قطرهای مختلف نانوسیم سیلیکون، چگالی‌های ناخالصی و غلظت‌های یون‌ الکترولیت محاسبه کرد.همانطور که در شکل 28.2 مشاهده می‌شود سطح پتانسیل مولکول‌های APTES به عنوان شماری از استرپتاویدین محدود شده افزایش می‌یابد. منحنی به علت اثر غربالگری الکترولیت جایی که یون‌ها در الکترولیت، بارها را براساس مولکول‌های استرپتاویدین غربالگری می‌کند، غیرخطی است. منحنی مشخصه جریان-ولتاژ این بیوسنسور با حل معادله پوآسون و معادله رانش- نفوذ خودمتجانس محاسبه شد. جنس ناخالصی سورس و درین از نوع n و به میزان ${{10}^{18}}c{{m}^{-3}}$ بود. شکل 29.2 تغییر جریان درین را مطابق با تعداد مولکول‌های محدود شده استرپتاویدین نشان می دهد، سورس زمین شده و ولتاژ درین روی مقدار 0.2 ولت فیکس شده است. تعداد این مولکول‌های محدود شده از 0 به 1 می‌رسد مقدار جریان درین 1.73 درصد تغییر می‌کند، از آنجایی که این تغییر در بازه قابل اندازه‌گیری است، بازشناسی تک مولکول استرپتاویدین ممکن است.
	  \begin{figure}[H]
	  	\begin{center}
	  		\includegraphics[height=90mm,width=125mm]{202.PNG}\caption{ارتباط میان تعداد مولکول‌های محدود شده و تغییر سطح پتانسیل }
	  	\end{center}
	  \end{figure}
	
	\chapter{جمع بندی}
	بیوفت‌ها به عنوان یکی از شاخه‌های بسیار مهم در زمینه بیوسنسورها می‌باشند. این دسته از افزاره‌ها شامل حساسیت و همچنین مزایایی مانند سهولت در یکپارچه‌‌سازی و کوچک‌سازی را در افزاره‌های رایج ISFET دارند. بیوفت‌ها نقش مهمی در نمایش لحظه‌ای نتایج دارند اما هنوز مشکلات بسیاری در این فناوری وجود دارد که می‌بایست حل شود. با پیشرفت در زمینه فناوری زیستی و مهندسی زیستی و اصول مرتبط  با آن‌ها، همچون فی یک حالت‌جامد، بیوشیمی، فناوری میکرو، علم مواد، ژنتیک و ...، پیشرفت قابل پیش‌بینی در توسعه بیوفت‌ها انجام خواهد شد. درآینده، چشم‌اندازهای آینده برای توسعه بیوفت‌ها به صورت زیر خواهد بود:
	
	الف) چیپ‌ها ISFET مبتنی بر DNA یا آرایه‌های GENFET برای شناسایی ژن حساس؛ آن‌ها توانایی یکپارچه‌سازی ISFET  و احتمال شناسایی هیبریداسیون DNA مستقیم  را ترکیب می‌کنند.
	
	ب) استفاده از نانومواد در ساختار بیوفت‌ها. برپایه خواص این نانومواد، مشخصه‌ها بهبود یافته و بیوفت‌های بهتری ساخته می‌شوند.
	
	ج) استفاده از ترانزیستور اثرمیدان در ساختار بیوفت، در مقایسه‌ با  ISFETهای معمولی، ترانزیستورهای اثرمیدان مزایایی همچون انعطاف‌پذیری و فناوری ساخت ساده را دارندو ...  [5].
	
	
	سی سال پس از طراحی ISFET توسط برگولد سپری شده است. از آن زمان، انواع مختلف بیوفت‌ها با استفاده از عناصر تشخیصی بیولوژیک با استفاده از آنزیم‌ها و گونه‌های ایمونولوژیک از طریق مولکول های DNA به سلول‌های زنده و حتی موجودات زنده آغاز شده است. مطالعه وضعیت فعلی بیوفت‌ها نشان می‌دهد که برخی از آن‌ها مانند EnFET در یک مرحله به خوبی توسعه یافته‌اند، در حالی که دیگر بیوفت‌ها مانند بیوفت‌های مبتنی بر ژن وFET های ‘beetle/chip’  در مراحل اولیه توسعه قرار دارند.
	
	
	هنوز هم مشکلات اساسی و تکنولوژیکی وجود دارد که باید قبل از اینکه اولین میکروسیستم بیوفت‌ زیست‌تحلیلی راهی بازار شود، برطرف شود. بنابراین تحقیقات میان رشته‌ای و همکاری متخصصان رشته‌های مختلف همچنان مورد نیاز است نه تنها در زمینه بیوتکنولوژی و مهندسی زیستی، بلکه در رشته‌های مرتبط، مانند رایانه، فیزیک حالت جامد، میکرو‌فن آوری، ژنتیک و نیز تکنیک های خاص مانند یکپارچه سازی و بسته بندی سنسور، مدارهای رابط و غیره. از این رو چشم انداز آینده بیوفت در جهت‌های زیر قابل انتظار است: 
	
	(1) بیوفت‌ها از گیرنده‌های بیولوژیکی دست نخورده (گیرنده های کانال یونی، پروتئین‌های پیوند و غیره) که  با داروها و واکنشگر‌های خاص در به طوری که آنها یک تغییر سازنده در ساختار پروتئین تولید می کنند، پیوند برقرار می‌کند. این تغییرات سازشی در نوبت باعث پاسخ سلولی می‌شود (به عنوان مثال باز کردن یک کانال یونی غشاء (به اصطلاح بیوسنسور سوئیچ کانال یونی)؛ 
	
	(2) تراشه‌های DNA مبتنی بر ISFET می‌تواند به عنوان یک ابزار جدید در نظر گرفته شود برای تجزیه و تحلیل همزمان هزاران اسیدهای نوکلئیک با یک بازه گسترده از برنامه‌های کاربردی بالقوه در تحقیقات زیست پزشکی و تشخیص بالینی، ژنومیک، غربالگری دارو، نظارت بر محیط زیست و صنایع غذایی. آنها هر دو امکان تشخیص مستقیم هیبریداسیون DNA بدون استفاده از پروب نشاندارشده و قابلیت ادغام بزرگ این دستگاه‌های میکروالکترونیک فعال (آرایه‌های با تراکم بالا از مناطق فعال تا ${{10}^{-5}}c{{m}^{-2}}$
	می‌تواند به دست آورد)؛
	
	(3) ایجاد شبکه‌های عصبی بزرگ بر روی یک آرایه CPFET و در نتیجه، درک بهتر از محل پاسخ‌های عصبی پیچیده شبکه‌های عصبی، که می‌تواند راه‌های جدیدی را بگشاید (به عنوان مثال، غربالگری دارو )؛
	
	(4)ادغام بیوفت‌ها در میکروسیستم‌های بیولوژیکی، از جمله سنسورهای شیمیایی و فیزیکی، محرک‌ها و همچنین اجزای مایع.  مفهوم ترکیب سنسورهای بیوشیمیایی و فیزیکی که از مبدل شناسایی استفاده می‌کنند، می‌تواند به عنوان راهی نوآورانه برای ایجاد ماژول‌های کم‌هزینه برای میکروسکوپ‌های بیولوژیکی باشد. در آینده ای نزدیک، بسیاری از آزمایش‌های جالب و نتایج، حاصل از توسعه بیوفت‌ها خواهد بود[2].
	\chapter{منابع}