TWI434040B - 微型整合式生物感測器 - Google Patents
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Description
本發明係與生物感測器有關，更詳而言之，係一種包含感測電路之微型整合式生物感測器，特別是葡萄糖微感測器。
生物感測器的定義為『使用固定化之生物分子(Immobilized biomolecules)結合換能器，用來偵測生體內或生體外的環境化學物質，而當物質與生物分子發生特異性交互作用後讀取產生的訊號，並回應的一種裝置』。在目前的臨床檢測中，待測的樣品都是含有多種物質，如果要偵測某特定物質，必須要藉由高度的專一性反應，才能檢驗出特定物質的訊號反應，所以生物感測器就是利用此優點來開發。
生物感測器乃利用生物辨識系統來加以分類。其中關鍵部分由兩個元件所構成，生物感測器信號接收或產生部份，如來自於生物體分子、組織部份或個體細胞的分子辨認元件。另一為物理信號轉換元件，屬於硬體儀器元件。所以生物感測器基本上是由三個不同的單元所組成，分別為：(1)生物辨識元件；(2)傳感器；(3)訊號處理器。因此要如何將已經用生化方法分離、純化或者已合成過的特定生物活性分子(biological active materials)，能夠精確的結合在反應快速的物理換能器上，來組合成一套生物感測器反應系統，這才是研究生物感測器的主要目的。
1962年Clark和Lyon兩人首先開發一酵素電極作為生物感測器[註1]，利用電流式的感測技術來檢測葡萄糖濃度，其原理是用電化學的方式，在特定的電極上來測量生成物的生成量或反應物的消耗量。
[註1: L. C. Clark,Jr.,C. Lyons,“Electrode System for Continuous Monitoring in Cardiovascular Surgery,”Ann. NY Acad. Sci.,vol. 148,pp. 133-135,1962.]
2002年Gao等人，提出整合式生物感測器的陣列[註2]，其中包含氧氣和葡萄糖感測器，用來檢測人體的血液代謝參數。在不到一分鐘內即可檢測局部的氧氣濃度和葡萄糖濃度。在薄膜選擇上用葡萄糖半滲透膜和氧氣半滲透膜，當葡萄糖經過葡萄糖半滲透膜會立即產生過氧化氫，而再由氧氣感測器感測過氧化氫得知氧氣的含量，間接量測葡萄糖的含量。在設計上的考慮參數有薄膜材料、薄膜厚度、固態電解質層、電極面積。此感測器的讀取訊號是用電流當作感測機制。
[註2:C. Gao,Jin-Woo Choi,M. Dutta,S. Chilukuru,J. H. Nevin,J. Y. Lee,M. G. Bissell,C. H. Ahn,“A fully integrated biosensor array for measurement of metabolic parameters in human blood,”Microtechnologies in Medicine & Biology 2nd Annual International IEEE-EMB Special Topic Conference,pp. 223-226,2002.]
2004年Ooe等人，提出一MOSFET型式的酵素生物感測器[註3]。利用金電極做為通道的閘極(Gate)當作感測表面，再利用自組性單層薄膜的技術來做金電極的表面修飾，透過ESCA分析來觀察酵素是否有與金電極連結。其量測樣品利用全血與血漿兩種來做量測，當感測樣品為全血時，其靈敏度為61.4 V/(mol/L)，而感測樣品為血漿時，其靈敏度為171.2 V/(mol/L)。
[註3: K. Ooe,Y. Hamamoto,T. Kadokawa,T. Iuchi,Y. Hirano,“Evaluation of the MOSFET type enzyme biosensor,”BioMEMS and Nanotechnology,vol. 5275,pp. 171-185,2004.]
2005年Zhang等人，先在金表面修飾一三維網絡矽膠，再將金奈米粒子修飾到膠體上[註4]。用cystamine與葡萄糖氧化酵素做結合後，做為一感測元件，再將感測元件與金奈米粒子做二次的表面修飾，完成整個葡萄糖感測器的修飾流程。然後用循環伏安法(CV)和電化學阻抗譜(EIS)來做電子轉移的分析和電極表面阻抗的分析。感測器的濃度檢測極限為23 mM，且具有良好的重複性，並且能保持穩定超過60天。
[註4:S. Zhang,N. Wang,Y. Niu,C. Sun,“Immobilization of glucose oxidase on gold nanoparticles modified Au electrode for the construction of biosensor,”Sensors and Actuators B: Chemical,vol. 109,Issue 2,pp. 367-374,2005.]
2007年Macaya等人，用導電高分子PEDOT:PSS做為電晶體的通道，而用鉑金做為閘極電極，發展一簡單的葡萄糖感測器[註5]，其擁有微莫耳的靈敏度。在閘極施予0.6 V時，極限葡萄糖的濃度可以達到30 mM，該感測器的人體唾液的血糖量測範圍內有良好的反應，且靈敏度和感測的濃度範圍，也可以透過改變閘極電壓來做偵測。此感測器的讀取訊號是用電流當作感測機制。
註5:[D. J. Macaya,M. Nikolou,S. Takamatsu,J. T. Mabeck,R. M. Owens,G. G. Malliaras,“Simple glucose sensors with micromolar sensitivity based on organic electrochemical transistors,”Sensors and Actuators B: Chemical,vol. 123,Issue 1,pp. 374-378,2007.]
2007年Li等人[註6]，在金奈米粒子上將11-mercaptoundecanoic acid(11-MUA)利用自組性單層薄膜技術做表面修飾，之後利用活性劑EDC/NHS將11-MUA的末端官能基羧基做活化，再將葡萄糖氧化酵素做成一GOD/AuNPs感測膜，製作一增強型熱穩定性生物感測器。
[註6:D. Li,Q. He,Y. Cui,L. Duan,J. Li,“Immobilization of glucose oxidase onto gold nanoparticles with enhanced thermostability,”Biochemical and Biophysical Research Communications,vol. 355,Issue 2,pp. 488-493,2007.]
2008年Liu等人[註7]，在電晶體的閘極通道上塗佈一導電高分子(PEDOT-PSS)作為固定葡萄糖氧化酵素(GOD)的有機薄膜，而葡萄糖氧化酵素利用簡單的旋轉塗層技術來固定在薄膜上，然後施予一驅動電壓來量測電晶體的汲極電流。在靈敏度方面每1 mM的葡萄糖濃度為1.65 μA，而濃度在1.1 mM到16.5 mM其線性度最佳，而其反應時間為10到20秒之間。此感測器的讀取訊號是用電流當作感測機制。
[註7:J. Liu,M. Agarwal,K. Varahramyan,“Glucose sensor based on organic thin film transistor using glucose oxidase and conducting polymer,”Sensors and Actuators B: Chemical,vol. 135,Issue 1,pp. 195-199,2008.]
2009年Gopalan等人[註8]，使用新的有機與無機混合式的奈米複合材料裝載葡萄糖氧化酵素，其生物感測器的感測膜Nafion-silica/MWCNT-g-PANI的大小約為250 nm-1 μm，其量測方式是利用電化學的反應來量測其電流的變化，在葡萄糖濃度為1-10 mM時，可以展現好的線性響應，其靈敏度為5.01 mA/mM，低響應時間(約6秒)，重現性為2.2%，且穩定度時間也長。
[註8:A. I. Gopalan,K. P. Lee,D. Ragupathy,S. H. Lee,J. W. Lee,“An electrochemical glucose biosensor exploiting a polyaniline grafted multiwalled carbon nanotube/perfluorosulfonate ionomer-silica nanocomposite,”Biomaterials,vol. 30,Issue 30,pp 5999-6005,2009.]
以上文獻討論目前葡萄糖感測器的發展，其中大部分都分為電流式與電壓式量測。利用電化學的量測方式來測定葡萄糖濃度，探討薄膜與葡萄糖氧化酵素之間在電子傳遞、薄膜表面阻抗、線性與斜率來評估電壓與濃度之間的關係；而探討電流與濃度之間的關係，是利用在電晶體的閘極塗上不同的薄膜來做固定化酵素，並施以一閘極電壓後來量測通道電流，如FET式感測器。
在薄膜的選擇方面，因為目前高分子的種類繁雜，且不同的高分子其吸附的金屬基材也不同，以下將介紹金與硫醇分子之間吸附的相關文獻。
1992年Dubois等人，研究金與硫之間形成薄膜的特性[註9]。文中指出金表面化學活性低，不容易與空氣中的氣體分子反應，在進行自組性單層薄膜時，因為硫為頭基容易與金做化學吸附，且操作環境也容易控制，所以可以讓硫上的碳鏈結構與金連接。
[註9:L. H. Dubois,R. G. Nuzzo,“Synthesis,Structure,and Properties of Model Organic Surfaces,”Annu. Rev. Phys. Chem,vol. 43,pp. 437-463,1992.]
1998年Takao等人，探討進行自組性單層薄膜的時間對硫醇分子修飾在金表面的影響[註10]。文中指出硫醇分子修飾在金上，利用高解析度光電子能譜儀對硫的2p軌域進行細掃描，結果發現如果自組性單層薄膜的修飾時間太短，在金上會有未鍵結的硫醇分子，所以進行自組性單層薄膜的時間要超過24小時以上，才能避免此情形發生。
[註10:R. Takao,H. Masahiko,K. Isao,T. Satoshi,N. Naoki,S. Hiroyuki,K. Wolfgang,“High resolution X-ray photoelectron spectroscopy measurements of octadecanethiol self-assembled monolayers on Au(111),”Langmuir,vol. 14,no. 8,pp. 2092-2096,1998.]
在以上文獻中，因為長碳鏈的硫醇分子與金屬表面的吸附方式，是硫元素上的成對電子和金屬原子的外層空軌域形成一穩定的配位所結合而成，故硫醇分子的排列方式與金原子的排列情形有緊密關係。且由文獻中可以發現當選擇碳鏈越長的硫醇分子，形成單分子膜所受到的影響因素較低，且修飾時間超過24小時以上，才能形成緻密的單分子膜。
血糖感測器，是最早被開發並商品化的生物測器。但是目前有鑑於一般市售血糖量測儀利用電化學或是試紙顏色變化來偵測，而電化學技術另需耦合一外部的感測電路裝置，在感測電路與生物測器未整合的情況下，具有量測裝置體積大、操作不便、不利攜帶、不易與隨身攜物結合等問題。
本案利用標準生物醫學微機電製程(CMOS Bio-MEMS)技術來整合一感測電路製做一微型化的葡萄糖生物感測器。其優點在於將感測系統(感測單元及感測電路)整個微小化實現於一塊面積不到兩平方公釐的矽基材上，除了具有輕薄短小的優點外，其成本也能透過大量生產的方式來降低，並可整合在一可攜式載體(例：手機、手錶、帽子等可長時間攜帶的物品上，出門在外可以隨身攜帶)，且量測判讀時間短，可立即得知檢測結果，預防緊急狀況發生。
本發明利用標準標準生物醫學微機電製程(CMOS Bio-MEMS)製程，製作出感測單元與感測電路整合為一體的葡萄糖微感測器。感測單元是在指叉狀電極結構的電極間設置一感測端，於該感測端上修飾自組性單層薄膜，再將對葡萄糖具有高度單一性的感測元件修飾於該薄膜上，因為葡萄糖氧化酵素與葡萄糖具有高度的專一性，且葡萄糖氧化酵素吸附到葡萄糖時會改變指叉狀電極結構之電極間的介電係數而造成電容變化。設計一振盪電路將電容變化轉換為頻率輸出，藉此來量測不同濃度的葡萄糖。葡萄糖微感測器的面積為1.561×1.82 mm2
，由於在生物反應訊號屬於小訊號變化，所以感測區面積設計為1.5×1.43 mm2
，利用大面積的感測區，提升訊號變化，使電路有較大的輸出訊號。根據實驗結果可得知，當葡萄糖濃度由1 mM上升至10 mM時，由頻譜分析儀所量測到的輸出頻率會由10.402 MHz上升至23.715 MHz，感測器的靈敏度約為1.3 MHz/mM，此葡萄糖生物感測器展現良好的感測性能。
為便於說明本案於上述發明內容一欄中所表示的中心思想，茲以具體實施例表達。實施例中各種不同物件係按適於說明之比例、尺寸、變形量或位移量而描繪，而非按實際元件的比例予以繪製，合先敘明。且以下的說明中，類似的元件是以相同的編號來表示。
如第一圖，本案葡萄糖生物感測器主要包括：一感測單元10、一與該感測單元10耦合的感測電路30、以及與該感測電路30耦合的訊號輸出單元40；該感測單元10、感測電路30以及訊號輸出單元40係架構於一微型矽基材50上，且設於該微型矽基材50之同一平面，因此感測器為微晶片型式。
製做該感測單元10的方法，包括從第二圖至第七圖的步驟：本案的感測單元10為電容式的電極架構，由於考量到生物的反應訊號較小，所以在結構上設計由指叉狀電極組成較大的電容值結構，增加感測面積並減低電極間距。在設計上，利用0.35μm CMOS Bio-MEMS製程中的第一至第四金屬層11,12,13,14為感測電極，而在兩電極中間於第一金屬層11的表面依序佈置一鉻層15及一金層16作為感測區。而為了讓感測的面積增加，選擇製程的設計準則中，容許金最小寬度5μm當做兩電極之間距。
利用(2.1)式指叉狀電容可表示為：
其中C
為電容值，n
為指叉狀電極組數，ε 0
為真空介電常數，其值為8.84×10-12
，ε r
為介電層介電係數，w
為電極厚度，L
為電極長度，x
和d
為不同方向的兩平行電極間距。
利用(2.1)式設計感測結構的尺寸，指叉狀電極的長度為1500μm，寬度為5μm，兩電極的間距為14μm，電極組數為60組，其規格列表如表屬層的上方鍍上與金層黏附性佳的鉻(Cr)，然後在鉻層15上再鍍一金層16，而金層的厚度為3000，來做為生物感測器的感測端。
為了模擬結構的電容值，本文利用Ansoft Q3D Extractor 6軟體來模擬單組指叉狀電極的電容初始值，其模擬結果單組電極約為0.050817 pF，而在設計上指叉狀電極組數n為60組，所以將單組電極乘上n後約為3.04902，即為感測結構電容值。且為了預防反應訊號過低，設計1 pF的電容與感測結構並聯，所以電容起始值為4.04902 pF。
感測單元10由0.35 μm CMOS Bio-MEMS製程製作，其中金屬層用到鋁、鉻、金，基材層為多晶矽，而在各個層別之間用氧化矽來做隔離。如果需要將金屬層做連接形成導通就需要加入一層由鎢材料所製作的導通層。本文所使用的指叉狀電極結構乃是由金屬層鋁與氧化層來組成，利用寬2μm的氧化層來包覆鋁，達到電極與電極之間絕緣，這樣電極與電極之間形成一上下電極板做為電容式指叉狀結構。感測單元10的剖面圖如第三圖所示，在感測單元10具有一光阻層17層，而在電極與電極之間的感測區。因為需要進行金(gold)的表面修飾，所以已經移除保護層，但是在剖面圖中的電路與電極依然保留保護層，如第四圖所示。移除光阻層17的方法是將晶片浸泡在丙酮中約15分鐘，讓晶片表面的光阻層17溶解在丙酮溶液，之後利用純水與異丙醇將晶片表面洗淨後，即完成後之剖面即如第四圖所示。
第五、六、七圖，利用自組性單層薄膜技術(Self assembled monolayer,SAM)將高分子11-巯基十一烷酸(11-mercaptoundecanoic acid，11-MUA)21修飾在金層16表面上，再使用固定化酵素技術讓11-MUA尾端的羧基(-COOH)吸附感測元件葡萄糖氧化酵素(glucose oxsidase,GOD)22。因為葡萄糖氧化酵素與葡萄糖具有高度的專一性，當受測檢體(人體的血液或尿液)接觸上述感測單元10時，葡萄糖氧化酵素會自動吸附檢體中的葡萄糖23，吸附發生時會改變指叉狀電極間的介電係數而造成電容變化。
自組性單層薄膜是一種藉著化學吸附和能自我組織的功能化長鏈有機分子自發性的吸附在合適的固體表面上形成一高度有秩序的薄膜，因可使基材表面達到功能化之目的，已成為生物感測等領域相繼使用的表面改質技術。此技術之特點為：(一)單分子層厚度約數個奈米；(二)單分子層與基材的鍵結為化學鍵結；(三)單分子層排列緻密且具有方向性；(四)基材表面依不同材質與不同需求，可選擇適當的SAM，其尾端附有所需要的官能基加以功能化。表2列出了不同化合物能吸附在不同基材上。
自組性單層薄膜可以分為三個部分，如第八圖所示：第一部分61為能與金層16表面做化學反應吸附的頭基(headgroup)，主要是利用某些分子與基材間產生化學鍵而穩固的吸附在金層16表面，如有機硫醇吸附在金表面形成一Au-S極性共價鍵。第二部分62為長碳鏈，在鏈與鏈之間存在著一微弱的凡得瓦力，能量約為幾仟卡，而這微弱的作用力能夠穩定組裝薄膜中分子的排列，但是必須先要分子吸附到基材表面上，因分子鏈間的作用力才會形成整齊且緊密排列的分子結構。第三個部分63為分子末端的官能基，當分子自組性在基材表面上形成薄膜後，此部分即是決定表面的性質。所以當我們置換掉分子的末端官能基，就能改變原本基材表面的特性。而如果利用化學反應，再讓其轉變成其它有活性的官能基，可以再吸附第二層甚至第三層的分子。
固定生物酵素時除了要力求保持其活性之外，也要盡可能使生物辨識分子靠近換能器表面，以增強生物分子的穩定性，促使訊號表現更明顯。如第九圖，第一層64為使用自組性單層薄膜對金做表面修飾，使用高分子11-MUA與金結合；第二層65利用固定化酵素的方法，使葡萄糖氧化酵素與11-MUA的官能基羧基進行共價鍵結合，形成一層穩定的感測薄膜；第三層66為葡萄糖的分子，因為葡萄糖與葡萄糖氧化酵素進行化學反應，兩者結合後會造成感測電極之間的介電係數發生變化，而介電係數會改變電容大小，所以接下來設計的感測電路中，感測結構的電容值發生改變，就會造成輸出頻率的變化。
關於該感測電路的設計和製作，乃利用CMOS振盪電路為主架構，如第十圖所示。CMOS振盪電路由三個反向器(Inverter 1、2、3)、電阻和電容所組成，在反相器與反相器之間加入電阻與電容可以調整控制頻率的輸出。在Inverter 2輸出的C
與Inverter 3輸出所連接的R 1
之間形成一微分電路，所以C
與R 1
的交點V 1
其波形受到暫態現象呈現典型的微分波形，第十一圖即為C R 1
微分電路的充放電波形。當V 1
的電壓大於電壓源(V DD
)或是比接地點負電壓更大時，V 2
的電壓會被輸入點的MOS給牽制住。而在此時的週期電流將流過R 2
，但在其他時間通過R 2
的電流是非常微小的漏電流。而當V 1
值通過V TH
且輸入的電壓到達第三個反向器後會開始改變，V 1
也將增強開關動作並改變方向，也就是說提供一積極的回饋。這將進一步的增強電路的穩定性與可預測性。
在A點波形對V 1
來說是因為MOS順向電壓(V F
)與V DD
相加的電壓所切割，振盪週期T
為T 1
與T 2
之和，如第十二圖所示。而RC
的微分電路，電阻R 1
的端電壓V R
可用式(2.2)表示：
計算T1
則用式(2.4)：
同理計算T2
用式(2.5)：
因為門檻電壓V TH
約為(誤差並不大可視為0.5V DD
)，所以振盪週期T表示為式(2.6)：
在CMOS RC振盪電路V out
端的輸出波形，如第十三圖所示，可以看出輸出波形為一方波。而我們可將圖2-11的振盪電路推導出公式(2.7)，如以下所示：
將式(2.7)表示為另一種形式，即為式(2.8)：此處
由於振盪電路的電阻與電容會改變輸出頻率，而當第九圖(2-8)中的R 1
與R 2
以下在三種狀況下，其頻率可以表示為式(2.9)-式(2.11)：
如果R 1
=R 2
=R
，
如果R 2
>>R 1
，
如果R 2
<<R 1
，
最後，所設計的感測電路如第十四圖所示，在原本的RC
振盪電路加入兩個反向器，第四與第五個反向器為緩衝電路的設計，利用MOS的開關變化來改變延遲時間而調整頻率輸出的大小。在電壓源(Vdd
)連接一接地電容，其目的是為防止交流訊號擾動而能提供一穩定的電壓源，第十五圖為振盪電路內部配置圖。電容C ref
為一參考電容值，C sensor
為感測電容的指叉狀結構，使用C ref
和C sensor
並聯是為了提高訊號的分辨率和較好的訊雜比。
利用電路模擬軟體HSPICE模擬RC振盪電路的頻率輸出和電容對頻率間的關係。表3為RC振盪電路的模擬規格列表參數，輸入的電壓源設定為3.3 V，第十六圖為模擬的振盪電路輸出波形。在ss的模擬環境下，將電容值從3 pF到50 pF代入HSPICE中來模擬頻率輸出變化，並且觀察頻率變化的線性度，如第十七圖所示。當電容從3 pF上升到50 pF時，頻率從103.11 MHz下降到8.13 MHz。
接下來，在本案晶片上進行葡萄糖濃度測試，利用式(3.1)來調配葡萄糖溶液的濃度，濃度分別由1 mM調配到10 mM，表3-1為配製每個濃度所需要的葡萄糖克數，而每公升溶液(V)均為20 ml。
其中M
為體積莫耳濃度，n
為溶質莫耳數，V
為每公升溶液，W
為溶質克重，M W
為溶質分子量。表4為調配葡萄糖濃度由1 mM到10 mM全部所需的葡萄糖克重。
晶片感測進行分為兩大部份，第一部份為未修飾葡萄糖氧化酵素，第二部份為有未修飾葡萄糖氧化酵素。
首先進行第一部份，量測未修飾葡萄糖氧化酵素的晶片，量測晶片完成自組性單層薄膜的表面修飾後，11-MUA附著在金表面上的輸出頻率。在晶片未進行自組性單層薄膜時，此時金表面並無附著任何化學分子，所以指叉狀電極之間的介電層可當作空氣，而空氣的介電係數ε r
約為1，而晶片所量測到的頻率為71.4 MHz；再將11-MUA修飾到金層表面後，因為指叉狀電極之間有高分子11-MUA存在，此時介電係數ε r
上升，根據(2.1)式，當介電係數ε r
上升，其電容值C
會上升，而由(2.8)式，因為頻率f
與電容C
為反比關係，所以電容C
上升，頻率f
會下降。晶片修飾完11-MUA所量測到的輸出頻率為69.94 MHz，比未修飾的71.4 MHz下降了1.46 MHz，表示指叉狀電極之間的介電質已經改變，11-MUA成功與金表面結合。
將調配好濃度為1 mM的葡萄糖滴覆在感測晶片上的指叉狀結構區，然後重覆按下頻譜分析儀的調變控制鈕來掃描晶片的最高頻率，最高輸出頻率為10.167 MHz。因為11-MUA的官能基為羧基，分子式COOH，而葡萄糖易溶於水且在水中容易產生氫鍵，所以葡萄糖與羧基會以凡得瓦力來結合，所以在完成葡萄糖濃度1 mM的量測後，將晶片浸泡在乙醇並輕攪拌數分鐘後，並用低溫加熱，其溫度約在40℃，將乙醇蒸發去除後，進行濃度為2 mM的葡萄糖量測。
葡萄糖濃度為2 mM的量測步驟與濃度為1 mM都相同，其量測到的輸出頻率為10.238 MHz，與濃度為1 mM的輸出頻率比較，其頻率增加了0.071 MHz，因為純水的介電係數約80，當加入其他物質會讓介電係數ε r
下降，當葡萄糖濃度越高時因為凡得瓦力使所吸附到的葡萄糖會增加，使得介電係數ε r
下降越多，當介電係數ε r
越低，則電容C
越低，輸出頻率f
就會越高，所以濃度為2 mM的葡萄糖其輸出頻率比濃度為1 mM高。
後續將晶片進行不同葡萄糖濃度的量測，其量測的濃度依序為3 mM、4 mM、5 mM、6 mM、7 mM、8 mM、9 mM、10 mM，其輸出頻率依序為10.386 MHz、10.527 MHz、10.622MHz、10.778 MHz、10.935 MHz、11.131 MHz、11.366 MHz、11.570 MHz。將濃度與輸出頻率的對應關係繪製成如第十八圖所示，當葡萄糖濃度從1 mM上升至10 mM時，其輸出頻率從10.238 MHz上升至11.570 MHz，其曲線呈線性上升，而輸出頻率的總變化量為1.403 MHz，感測晶片的靈敏度約為0.14 MHz/mM。
接下來進行第二部份，量測有修飾葡萄糖氧化酵素的晶片，量測修飾完11-MUA與葡萄糖氧化酵素的感測晶片的輸出頻率，輸出頻率為65.79 MHz，與只修飾11-MUA的晶片其輸出頻率為69.94 MHz做比較，可看出其頻率下降了4.15 MHz。這是因為空氣介電係數約1.004，修飾上11-MUA後，再修飾葡萄糖氧化酵素會讓(2.1)式中的介電係數ε r
上升，當介電係數ε r
上升則電容C上升，而由(2.8)式可以看出，當電容C上升則頻率f
下降，所以有修飾11-MUA/葡萄糖氧化酵素的晶片，其輸出頻率會比只有修飾11-MUA的晶片較低。
將調配好濃度為1 mM的葡萄糖滴覆在感測晶片上的指叉狀結構區，然後與前述重覆一樣的量測步驟，其感測晶片所量測到的輸出頻率為10.402 MHz。因為葡萄糖氧化酵素與11-MUA是利用共價鍵結合，所以量測完畢後利用乙醇將葡萄糖去除並不會將葡萄糖氧化酵素給清洗掉。清洗完畢後一樣使用40℃的低溫加熱，晶片乾燥後進行濃度為2 mM到10 mM的葡萄糖量測。
後續葡萄糖濃度從2 mM、3 mM、4 mM、5 mM、6 mM、7 mM、8 mM、9 mM和10 mM，其輸出頻率依序為13.070 MHz、14.316 MHz、16.009 MHz、17.270 MHz、18.638 MHz、19.834 MHz、20.955 MHz、22.312 MHz、23.715 MHz。
將濃度1 mM到10 mM與其對應的輸出頻率整理成第十九圖所示，當葡萄糖濃度從1 mM上升至10 mM時，其輸出頻率從10.402 MHz上升至23.715 MHz，其曲線呈線性上升，輸出頻率的總變化量為13.313 MHz，而感測晶片的靈敏度約為1.313 MHz/mM。
當感測晶片中的指叉狀電極中間的感測區分別為修飾11-MUA與11-MUA/葡萄糖氧化酵素後，將葡萄糖溶液滴覆上後，由於11-MUA會使介電層的純水含量變少，所以介電係數會比純水還低，而當兩電極間又修飾上葡萄糖氧化酵素後，介電係數又更下降，所以感測晶片有修飾葡萄糖氧化酵素會比沒有修飾葡萄糖氧化酵素，其所量測到的輸出頻率較高，此結果可將第十八圖與第十九圖做比較後，由第二十圖來證實。因為葡萄糖氧化酵素與葡萄糖有高度的結合專一性，所以當感測晶片有修飾上葡萄糖氧化酵素後，葡萄糖氧化酵素緊密的與葡萄糖結合，使得指叉狀電極間的介電係數ε r
改變較明顯，所以晶片的輸出頻率訊號也較為明顯。
在感測晶片只有修飾11-MUA時，其葡萄糖濃度從1 mM到10 mM，所量測到的輸出頻率變化量為1.403 MHz，而有修飾11-MUA與葡萄糖氧化酵素的感測晶片，其輸出頻率的變化量為13.313 MHz，可以看出有修飾葡萄糖氧化酵素的感測晶片，其訊號辨識度較大。
而感測晶片本身的感測面積設計較大，所以從第二十圖可看出，在葡萄糖濃度越高時，其頻率的輸出變化差距會越大；由於感測面積都有葡萄糖氧化酵素，在量測較低濃度的葡萄糖時，只有部分感測面積上的葡萄糖氧化酵素會與葡萄糖來反應，就會造成介電係數ε r
的改變較小，此時訊號的辨識度就會比較低。所以在量測濃度為1 mM的葡萄糖，不管是否有修飾葡萄糖氧化酵素，其感測晶片的輸出頻率都較低，且修飾葡萄糖氧化酵素前後的輸出頻率，差異也較不明顯。
將葡萄糖濃度從1 mM到10 mM進行十次輸出頻率量測，其量測的數據如表5所示。再利用標準差的公式計算出葡萄糖濃度從1 mM到10 mM的輸出頻率標準差，其各濃度的平均值與標準差計算結果如表6所示。
將表6所計算出來的標準差標示於曲線中，其結果如第二十一圖所示。可以觀察到在葡萄糖濃度為4 mM與9 mM時，其標準誤差較大；濃度為5 mM、6 mM與8 mM時，其標準誤差略為較低；在其他濃度則標準誤差均不相同，由於本案發展的酵素感測器，主要是量測葡萄糖與葡萄糖酵素之反應，而兩者之間的反應是靠碰撞機率。如果葡萄糖濃度較高，相對固定在金層表面的葡萄糖氧化酵素與葡萄糖反應之機率也相對的提高許多。而在量測儀器上的誤差也需要考慮，所以這也是造成第二十一圖中其不同濃度在多次量測後，所得到的結果其呈現出來的標準誤差不盡相同的原因。
第二十二圖為晶片在感測葡萄糖濃度的時間變化，其量測方法為利用三用電表來觀察滴覆葡萄糖前後的電壓變化，滴覆前先測定電壓值，等電壓穩定後將葡萄糖滴覆上感測晶片，同時按下計時器，並觀察電壓值的變化，當電壓趨於穩定後，即可量測到晶片感測葡萄糖的時間。由圖中的時間變化可以觀察出感測晶片的量測葡萄糖的時間在3分鐘即可完成，但由於葡萄糖與葡萄糖酵素的反應是靠碰撞機率，所以在時間量測上，造成不同濃度其所需的量測時間也不同。
本案利用CMOS標準製程製作出葡萄糖生物感測器，以自組性單層薄膜技術做表面修飾。由於高分子11-MUA的硫與感測晶片上的金具有化學鍵結的自發性吸附特性，能夠將11-MUA與晶片做結合，透過11-MUA將葡萄糖氧化酵素(GOD)固定在金表面上做為感測元件。再利用葡萄糖氧化酵素與葡萄糖兩者之間，因為有特異性吸附的特性，發展出一生物感測器。將振盪電路整合於感測晶片中，做為一訊號轉換的感測電路，並利用振盪電路的電容與頻率的輸出轉換，感測不同濃度的葡萄糖。當驅動電壓為3.3 V時，已經完成表面修飾的晶片，其工作頻率為65.79 MHz；當量測到葡萄糖濃度為1 mM時，其輸出頻率為10.402 MHz；當濃度提升到10 mM，其輸出頻率為23.715 MHz，其頻率改變了13.313 MHz，平均每改變了1 mM輸出頻率約變化1.33 MHz，之後可以將感測器上的感測面積做調整，除了將感測區與電路盡量避免太接近，減少寄生電容造成輸出頻率的影響，亦可利用陣列式感測面積，讓感測元件可以穩定吸附，來增加訊號的放大。
目前具有無線傳輸功能的感測晶片已經廣大應用在生活中，利用CMOS製程與電路整合後，未來可加入射頻元件使感測晶片具有無線傳輸的功能，只要感測器能夠將電路的輸出訊號轉為射頻訊號，即可利用外部的射頻系統，達到無線傳輸的功能。
由於利用CMOS製程製作的生物感測晶片，具有體積小、結構簡單，以及除了用來感測葡萄糖之外，還能夠多方面應用在感測不同生物分子的優勢。如利用11-MUA來吸附抗生素Polymyxin B來做為感測元件，Polymyxin B再去吸附脂多醣體(Lipopolysaccharide)，即可做為脂多醣體生物感測器。所以在晶片設計上，除了感測葡萄糖之外，如果將感測元件替換為不同的酵素或是抗體抗原，則可以利用一樣的感測晶片，做其他生物分子的感測，所以在未來的用途上具有廣大的可塑性。
雖然本案是以一個最佳實施例做說明，但精於此技藝者能在不脫離本案精神與範疇下做各種不同形式的改變。以上所舉實施例僅用以說明本案而已，非用以限制本案之範圍。舉凡不違本案精神所從事的種種修改或變化，俱屬本案申請專利範圍。
10．．．感測單元
11．．．第一金屬層
12．．．第二金屬層
13．．．第三金屬層
14．．．第四金屬層
15．．．鉻層
16．．．金層
17．．．光阻層
21．．．高分子11-巯基十一烷酸
22．．．葡萄糖氧化酵素
23．．．葡萄糖
30．．．感測電路
50．．．微型矽基材
60．．．自組性單層薄膜
61．．．第一部份
62．．．第二部份
63．．．第三部份
64．．．第一層
65．．．第二層
66．．．第三層
第一圖本案感測晶片設計圖。
第二圖本案感測單元之指叉狀電極的剖面示意圖。
第三圖為感測單元尚未去除光阻的剖面示意圖。
第四圖為感測單元去除光阻的剖面示意圖。
第五圖將11-MUA修飾到感測單元之金層表面之剖面示意圖。
第六圖將葡萄糖氧化酵素與11-MUA羧基結合的剖面示意圖。
第七圖葡萄糖與葡萄糖氧化酵素結合之剖面示意圖。
第八圖自組性單層薄膜在感測單元的金層表面形成。
第九圖為利用自組性單層薄膜技術(Self assembled monolayer,SAM)將高分子11-巯基十一烷酸(11-mercaptoundecanoic acid，11-MUA)修飾在金層表面的示意圖。
第十圖為RC振盪電路示意圖。
第十一圖為V1
點波形圖。
如第十二圖為B點波形圖。
第十三圖為Vout
波形圖。
第十四圖為本案振盪電路示意圖。
第十五圖為本案振盪電路內部配置圖
第十六圖為本案模擬振盪電路頻率輸出波形。
第十七圖為本案指叉狀電極結構電容值從3 pF到50 pF的頻率變化曲線
第十八圖修飾11-MUA的葡萄糖濃度與振盪電路輸出頻率的對應關係圖。
第十九圖修飾11-MUA/葡萄糖氧化酵素的葡萄糖濃度與振盪電路輸出頻率的對應關係圖。
第二十圖有無修飾葡萄糖氧化酵素的輸出頻率比較圖。
第二十一圖葡萄糖感測器的輸出頻率圖。
第二十二圖葡萄糖濃度與量測時間關係圖。
10．．．感測單元
11．．．第一金屬層
12．．．第二金屬層
13．．．第三金屬層
14．．．第四金屬層
15．．．鉻層
16．．．金層
21．．．高分子11-巯基十一烷酸
22．．．葡萄糖氧化酵素
23．．．葡萄糖
50．．．微型矽基材
Claims (9)
- 一種微型整合式生物感測器，主要包括：一感測單元，架構於一微型矽基材上；該感測單元為電容式電極架構，具有複數個電極，於兩電極中間為一感測區，該感測區以一金層來做為生物感測器的感測端；一高分子11-巯基十一烷酸(11-mercaptoundecanoic acid，11-MUA)被修飾於該金層的表面，從而形成一自組性單層薄膜；一對於葡萄糖具有高度單一性的感測元件葡萄糖氧化酵素(glucose oxsidase,GOD)被修飾於該自組性單層薄膜的表面，從而形成一感測薄膜；該感測薄膜吸附葡萄糖時，上述電極間的介電係數發生改變，從而造成電容變化；一感測電路，該感測電路是由振盪電路所構成，架構於該微型矽基材，與該感測單元同一平面，且與該感測單元耦合；該感測電路將上述的電容變化轉換為頻率輸出，藉此量測葡萄糖的濃度。
- 如申請專利範圍第1項所述之微型整合式生物感測器，其中，該感測單元之電容式電極架構係由指叉狀電極所組成。
- 如申請專利範圍第2項所述之微型整合式生物感測器，其中，該指叉狀電極包括數個金屬層以及介於各金屬層之間的氧化層所構成。
- 如申請專利範圍第3項所述之微型整合式生物感測器，其中，該金屬層為鋁，該氧化層為氧化矽。
- 如申請專利範圍第1項所述之微型整合式生物感測器，其中，該金層的厚度為3000À。
- 如申請專利範圍第5項所述之微型整合式生物感測器，其中，該金層的最小寬度為5μm。
- 如申請專利範圍第1項所述之微型整合式生物感測器，其中，該自組性單層薄膜係利用自組性單層薄膜技術將該高分子化合物修飾於該金層表面。
- 如申請專利範圍第1項所述之微型整合式生物感測器，其中，該感測器係整合於一可攜式載體上。
- 如申請專利範圍第8項所述之微型整合式生物感測器，其中，該感測器具有大面積的感測區，該感測器的面積為1.561×1.82mm2 ，該感測區的面積為1.5×1.43mm2 ，利用大面積的感測區提升訊號變化。
Priority Applications (1)
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| TW99128508A TWI434040B (zh) | 2010-08-25 | 2010-08-25 | 微型整合式生物感測器 |
Applications Claiming Priority (1)
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| TW99128508A TWI434040B (zh) | 2010-08-25 | 2010-08-25 | 微型整合式生物感測器 |
Publications (2)
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| TW201209408A TW201209408A (en) | 2012-03-01 |
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Family Applications (1)
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| TW99128508A TWI434040B (zh) | 2010-08-25 | 2010-08-25 | 微型整合式生物感測器 |
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|---|---|---|---|---|
| GB2610710B (en) * | 2022-10-19 | 2023-12-13 | Chordata Ltd | Implantable device |
-
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| TW201209408A (en) | 2012-03-01 |
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