TWI639000B

TWI639000B - Biosensor

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Publication number: TWI639000B
Application number: TW103127222A
Authority: TW
Inventors: 坂田利弥; 加治佐平; 宮澤雄弥; 上松祐太
Original assignee: 國立大學法人東京大學
Priority date: 2013-08-08
Filing date: 2014-08-08
Publication date: 2018-10-21
Also published as: TW201606303A

Abstract

提供一種生物感測器，可基於非侵襲性地從人體採集的檢體來作解析。本生物感測器具有與待測物質40鍵結之辨識物質38，以及因該辨識物質38之電荷而帶電之電極16，此生物感測器之特徵為：具有能抑制非檢測目標物質42附著至該辨識物質38或該電極16兩者中至少一方之抑制劑39；以及檢測因上述待測物質40與上述辨識物質38鍵結而產生之上述電極16的電荷密度的變化。

Description

生物感測器

本發明係有關於生物感測器。

近年來，關於生物感測器，已公開了能夠對活細胞進行非侵入性分析之技術(例如專利文獻1)。在專利文獻1中，公開了一種生物感測器，其具有的構造為：在檢測負電荷之物理性變化的檢測表面，覆蓋了會與唾液酸檢體(細胞本身或細胞的糖鏈)鍵結之苯硼酸基。

先前發明文獻

專利文獻

專利文獻1：特開2010-107496號公報

然而，前述之專利文獻1中所記載之生物感測器雖然沒有侵入到細胞等，進行細胞採集之過程仍不能說其並無侵入人體。亦即，可以更減輕對人體造成之負擔的生物感測器，例如以基於淚液、汗液、唾液等檢測出待測物質之生物感測器為佳。順便一提，令人擔憂的是，在淚液等之中，除了作為待測物質之葡萄糖外，亦含有白蛋白等蛋白質，該些蛋白質會成為干擾雜訊而使測量敏感度下降。

本發明之目的，係提供一種生物感測器，其能夠以非侵入性採集得到之人體檢體為根據進行分析。

本發明相關之生物感測器，具有與待測物質鍵結之辨識物質，以及因上述辨識物質之電荷而帶電之電極，上述生物感測器之特徵為：具有抑制非檢測目標物質附著至上述辨識物質或上述電極兩者中至少一方之抑制物質；上述辨識物質與上述電極接觸；上述抑制物質，分子鏈係以較上述辨識物質長的高分子化合物所形成；經由上述辨識物質及上述抑制物質，在上述電極表面形成自組單層分子膜；檢測因上述待測物質與上述辨識物質鍵結而產生之上述電極的電荷密度的變化。

又本發明相關之生物感測器，具有與待測物質鍵結之辨識物質，以及因上述辨識物質之電荷而帶電之電極，上述生物感測器之特徵為：具有抑制非檢測目標物質附著至上述辨識物質或上述電極兩者中至少一方之抑制物質；具有設置於上述電極上、以上述辨識物質所形成的薄膜，及形成於上述薄膜上、含有上述抑制物質之一或二以上的抑制物質層；檢測因上述待測物質與上述辨識物質鍵結而產生之上述電極的電荷密度的變化。

又本發明相關之生物感測器，具有與待測物質鍵結之辨識物質，以及因上述辨識物質之電荷而帶電之電極，上述生物感測器之特徵為：具有抑制非檢測目標物質附著至上述辨識物質或上述電極兩者中至少一方之抑制物質；上述辨識物質與上述抑制物質鍵結；檢測因上述待測物質與上述辨識物質鍵結而產生之上述電極的電荷密度的變化。

根據本發明，透過抑制物質，能夠抑制非檢測目標物質與辨識物質鍵結、附著至電極表面等，因而能使測量敏感度進一步向上提升。因此，生物感測器基於非侵入性地從人體採集得到之檢體，可以更準確地測得葡萄糖濃度。

10‧‧‧生物感測器

12A、12B、12C、12D‧‧‧辨識區

14‧‧‧FET(檢測區)

16‧‧‧電極

28‧‧‧絕緣閘極膜

30‧‧‧金屬電極

31‧‧‧導線

38‧‧‧辨識物質

39、41‧‧‧抑制物質

40‧‧‧葡萄糖(待測物質)

42‧‧‧蛋白質(非檢測目標物質)

44‧‧‧載體

46‧‧‧薄膜

47‧‧‧抑制物質層

第1圖為第1實施例之生物感測器的整體結構之示意圖。

第2圖為第1實施例之生物感測器中的辨識區之結構示意圖。

第3圖為表示第1實施例之生物感測器的葡萄糖濃度與閘極電壓變化之關係的曲線圖。

第4圖為第2實施例之生物感測器中辨識區之結構示意圖。

第5圖為第2實施例之修改例的生物感測器中的辨識區之結構示意圖。

第6圖為第2實施例之生物感測器中的辨識區之說明用示意圖。

第7圖為表示第2實施例之生物感測器的葡萄糖濃度與閘極電壓變化之關係(1)的曲線圖。

第8圖為表示第2實施例之生物感測器的葡萄糖濃度與閘極電壓變化之關係(2)的曲線圖。

第9圖為表示第2實施例之生物感測器的葡萄糖濃度與閘極電壓變化之關係(3)的曲線圖。

第10圖為表示第2實施例之生物感測器的葡萄糖濃度與閘極電壓變化之關係(4)的曲線圖。

第11圖為第3實施例之修改例的生物感測器中辨識區之結構示意圖。

第12圖為表示第3實施例之生物感測器的葡萄糖濃度與閘極電壓變化之關係的曲線圖。

以下，參照附圖詳細說明本發明之實施例。

1.第1實施例

(1-1)整體結構

第1圖所示之生物感測器10，具有辨識區12A及作為檢測區之場效電晶體(FET：Field Effect Transistor)14。生物感測器10係，在辨識區12A中，辨識檢體中所含之作為待測物質的葡萄糖，藉由在FET14中將辨識所得之信息轉換成電訊號，檢測出檢體中之葡萄糖濃度。此處之檢體係以非侵入性方式採集而得到之檢體，即血液以外之生物體液，可列舉有汗液、淚液、唾液等。在這些檢體中，除了葡萄糖之外，尚包含有非檢測目標物質，例如白蛋白等蛋白質。

辨識區12A具有電極16及設置在電極16上之受體20A。在本實施例中，辨識區12A係，在電極16之一側的表面上設置一圓筒狀之壁以形成有容器18，且在此容器18內容納著辨識物質及抑制物質。電極16可由金形成，亦可由銀、銅等形成。受體20A係由辨識物質與抑制物質一起形成之自組單層分子膜(Self-Assembled Monolayers：SAMs)。通常，在固體與液體之交界面或固體與氣體之交界面處，有機分子會自發性地互相聚集，SAMs即係指自發性地形成單層分子膜之有機薄膜。

辨識物質具有能夠與檢體中所含之葡萄糖鍵結的功能。除了可使用苯硼酸之外，亦可使用如其衍生物(例如具有乙烯基之苯硼酸等)、葡萄糖鍵結蛋白(GBP)及其衍生物等來作為辨識物質。舉例而言，苯硼酸與葡萄糖鍵結時，會產生負電荷。

抑制物質抑制如白蛋白等蛋白質之非檢測目標物質，不讓其產生與苯硼酸鍵結或附著至電極16表面等之現象。在本實施例中，抑制物質係由高分子化合物形成。高分子化合物除了可使用分子鏈較辨識物質長之寡乙二醇之外，亦能使用例如聚乙二醇等。

如第2圖所示，辨識物質38及抑制物質39一邊的尾端吸附在電極16一側之表面上，因而形成了SAMs。將巰基(-SH)、雙硫基(-S-S-)等導入辨識物質38及抑制物質39，令其成為巰基或雙硫基之衍生物。此些巰基或雙硫基之衍生物可在金、銀、銅等金屬表面上形成高密度之薄膜。舉例而言，導入有巰基之苯硼酸，會形成如金-硫等強鍵結。辨識物質38之另一邊的尾端則會與葡萄糖鍵結。抑制物質39之另一邊的尾端則會與非檢測目標物質產生特異性鍵結。

FET14具有在半導體基板22表面上形成之源極24與汲極26，以及在半導體基板22、源極24與汲極26上形成之閘極絕緣膜28(第1圖)。FET14可以使用n-MOS或p-MOS。在閘極絕緣膜28上方，形成了金屬電極30。金屬電極30透過導線31，與電極16電性連接。金屬電極30可由金、銀、銅等組成。

半導體基板22可由矽、鎵、砷、銦錫氧化物(ITO)、銦鎵鋅氧化物(IGZO)、銦鋅氧化物(IZO)等形成，亦可使用有機半導體、碳半導體(例如碳奈米管、石墨烯半導體、鑽石半導體等)。閘極絕緣膜28可由二氧化矽(SiO₂)、氮化矽(Si₃N₄)(SiN_x)、五氧化二鉭(Ta₂O₅)、三氧化二鋁(Al₂O₃)等氧化物或氮化物形成。

源極24與汲極26之形成，係以電性連接至電源34及電流計36，而測量由源極24流向汲極26之汲極電流。一旦閘極絕緣膜28上之電荷密度有變化，汲極電流會大幅度地變化。亦即，為了保持恆定之汲極電流，閘極絕緣膜28上之電荷密度變化時，閘極電壓隨之變化是必要的。FET14係透過測量此閘極電壓之變化，而電性測量閘極絕緣膜28上之電荷密度的變化。

在此場合，亦可使用本圖中所示之參考電極32。參考電極32係作為FET14中以電極16為基準之參考電位，其電性連接辨識區12A中之辨識物質38。

(1-2)製造方法

第2圖所示之辨識區12A可以通過以下程序進行製備。首先，使用濺鍍設備，依照鉻、金的順序沉積在玻璃基板上，形成電極16。接著，使用環氧樹脂將玻璃形成之圓筒狀之壁固定在電極16上。其後，使用硫酸與過氧化氫之混合溶液實施洗滌處理，接著依次使用純水、乙醇進洗淨。

隨後，將含有1mM寡乙二醇(Hydroxy-EG₆-undecanethiol)之乙醇溶劑，與含有1mM 4-巰基-苯硼酸之乙醇溶劑，以9：1之比例混合，並將混合液裝在容器18中。藉由保持該狀態經過一預定時間，寡乙二醇與苯硼酸會化學吸附至電極16表面，並形成自組單層分子膜。最後，除去混合液，依乙醇、純水之順序洗滌。透過此種方式可以製造出辨識區12A。

(1-3)功能及效果

在如上述方法所構成之生物感測器10中，首先，將檢體加入辨識區12A中(第2圖)。檢體中所含之葡萄糖40會到達受體20A之底部並與辨識物質38鍵結。辨識物質38因而產生負電荷。此負電荷則令電極16之表面帶電。另一方面，檢體中所含之白蛋白等蛋白質42則會和抑制物質39鍵結，抑制其到達受體20A之底部，即辨識物質38、電極16等之表面。

由於電極16與FET14之金屬電極30電性連接，藉由電極16之表面帶有負電荷，閘極絕緣膜28上之電荷密度因此發生變化。FET14是測量伴隨於閘極絕緣膜28上的電荷密度變化之閘極電壓的變化。藉此，生物感測器10可以檢測出檢體中所含之葡萄糖的濃度。

順便一提，蛋白質42因為帶有負電荷，會藉由與辨識物質38鍵結、附著至電極16之表面等，使電極16表面所帶之負電荷增加。這個現象使得傳統式生物感測器遭遇測量敏感度顯著下降的問題。

在本實施例之情況下，生物感測器10透過受體20A中所含之抑制物質39，抑制了蛋白質42到達辨識物質38、電極16表面等之現象。藉此生物感測器10因為能夠抑制蛋白質42與辨識物質38鍵結、附著到電極16之表面等，也能夠抑制電極16帶上不必要之負電荷。因此，生物感測器10之測量敏感度可以向上提升，因而基於非侵入性地從人體採集得到之檢體，可以更準確地測得葡萄糖之濃度。

(1-4)葡萄糖濃度與閘極電壓變化之關係

接下來，根據上述「(1-2)製造方法」之程序，製造具備第2圖所示之辨識區的生物感測器。辨識區是使用苯硼酸作為辨識物質、使用寡乙二醇作為抑制物質。然後，將含有白蛋白之檢體置入辨識區中，再測量當葡萄糖濃度逐漸改變之時的場效電晶體之閘極電壓的變化。

檢體係準備pH7.4、含有4g/L之白蛋白的磷酸緩衝生理食鹽水(PBS：Phosphate buffered saline)，接著逐步加入範圍介於100μM至10mM之葡萄糖，使葡萄糖濃度階段性地上升。結果如第3圖所示。

第3圖之縱軸表示閘極電壓變化(mV)，橫軸表示葡萄糖濃度之對數(log)。相關係數為0.992、斜率為19.761，可確認葡萄糖濃度之對數與閘極電壓變化之間可視為有直線關係。即，可說是由於生物感測器不受蛋白質所造成之干擾雜訊影響，對應葡萄糖濃度的閘極電壓之變化量增加了。上述之結果證實，透過使用由含有辨識物質及抑制物質之單層分子膜所形成的受體，可以抑制蛋白質所造成之負電荷增加的現象。

2.第2實施例

參考與第2圖之對應部分擁有同樣符號的第4圖，說明第2實施例之辨識區12B。本實施例之辨識區12B是在辨識物質38並沒有固定在電極16之一側的表面上的這一點，不同於上述之第1實施例。

(2-1)辨識區之組成

辨識區12B中容納之受體20B係辨識物質38與抑制物質41鍵結所形成之共聚物。在本實施例中，受體20B更包含分解催速劑及交聯劑。

抑制物質41係由親水性聚合物所形成。親水性聚合物是指擁有親水性官能基(羥基、羧基)之聚合物，還有水凝膠、紙、高吸水性聚合物(SAP：Superabsorbent Polymer)等。在本實施例中，抑制物質41係使用水凝膠。

水凝膠係指親水性高分子鏈之間互相交聯而保持住大量的水份、具有良好吸水性之凝膠狀物質，舉例而言，有聚甲基丙烯酸羥乙酯(Poly-HEMA，又稱為聚甲基丙烯酸2-羥乙酯)、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、聚乙烯醇(PVA)等。Poly-HEMA可以是甲基丙烯酸羥乙酯(HEMA)之同元聚合物，也可以是與其他單體(例如2,3-二羥丙基甲基丙烯酸、甲基丙烯酸甘油酯(GMA)等)組成之共聚物。另外，Poly-HEMA具有含水率高於共聚物之傾向。此外，N-乙烯基2-吡咯烷酮(NVP)之同元聚合物亦可作為PVP；以NVP作為主要成份，加入HEMA、甲基丙烯酸甲酯(MMA)等以及交聯劑，聚合而成之共聚物亦可作為 PVP。

紙係以植物纖維或其他纖維膠著製造而成。植物纖維係由纖維素、半纖維素、木質素構成。纖維素，具有大量的羥基彼此間透過氫鍵而鍵結的性質，藉此構成紙之植物纖維彼此間會黏在一起。另外，其他的纖維可舉出如纖維狀之礦物、金屬、合成樹脂等，從更強力地固定住辨識物質38之觀點來看，較佳者為由植物纖維(纖維素)形成之紙。

SAP係能夠吸收與保留高於自身重量數百倍至數千倍之水分的高分子。可以使用丙烯酸聚合物作為SAP。丙烯酸聚合物因具有大量的羧基所以親水性高，若再進一步使其交聯成細孔結構且設為鈉鹽型式，會成為具有高吸水性之凝膠。

其他親水性聚合物可以包含：羥丙基甲基纖維素(HPMC)、羧甲基纖維素納(CMC-Na)、羥乙基纖維素(HEC)等之纖維素衍生物；海藻酸、玻尿酸、瓊脂糖、澱粉、聚葡萄糖、聚三葡萄糖等之多醣類及其衍生物；羧基乙烯基聚合物、聚乙烯氧化物、聚(甲基)丙烯醯胺、聚(甲基)丙烯酸等同元聚合物、這些同元聚合物與多醣類之共聚物，以及構成這些同元聚合物之單體與其他種單體聚合之共聚物；膠原蛋白、明膠等蛋白質及其衍生物；肝素、玻尿酸、硫酸軟骨膠、硫酸皮膚素、硫酸葡聚糖、硫酸角質素、硫酸乙醯肝素等之醣胺聚多醣、幾丁質、幾丁聚醣等多醣類或黏多醣。

更多可使用之親水性聚合物有：1-乙烯基-2-吡咯烷酮、丙烯酸2-甲酯、單甲基丙烯酰基氧基乙基酞酸酯、銨硫酸鉻乙基甲基丙烯酸酯、N-乙烯吡咯烷酮、N,N-二甲基丙烯醯胺、2-(甲基丙烯酰基氧基乙基)-2-(三甲基銨乙基)磷酸酯等。

上述列舉之親水性聚合物可以單獨使用，亦可一併使用兩種以上之親水性聚合物。

聚合引發劑可適時地選擇性使用已知的自由基聚合催速劑。較佳者為使用具有水溶性或水分散性、均勻地包含於整個系統之聚合引發劑。具體而言，可以使用聚合引發劑如：水溶性之過氧化物，例如過氧二硫酸鉀、過氧二硫酸銨等；水溶性之偶氮化合物，例如VA-044、V-50、V-501(皆為和光純藥工業有限公司製造)；以及其他如Fe²⁺與過氧化氫之混合物等。

交聯劑可以使用如N,N’-亞甲基雙丙烯醯胺、乙二醇二甲基丙烯酸酯、甲基丙烯酸乙烯酯等。

(2-2)製造方法

第4圖所示之辨識區12B可以通過以下程序進行製備。首先，準備0.15g 4-乙烯苯硼酸、1.0g甲基丙烯酸羥乙酯、0.5g N-(3-二甲基氨基丙基)甲基丙烯醯胺、0.05g作為交聯劑之N,N’-亞甲基雙丙烯醯胺，將以上材料與6.0g重量百分濃度為6.7%之丙烯酸鈉水溶液(pH7.3)、再加入超純水直到總量達10g，在容器18中混合溶解。其後，加入作為聚合引發劑之四甲基乙二胺25μl、過氧二硫酸鉀7.5g，開始聚合反應。在氮氣環境中，於室溫下維持此狀態兩個小時。聚合反應結束後，將產生的含有共聚物之溶液浸泡在超純水中，以去除未反應之成份，藉此可以得到由辨識物質38及抑制物質41共聚合形成之受體20B。透過此種方式，可以製造出辨識區12B。

(2-3)功能及效果

在如上述方法所構成之辨識區12B中，抑制物質，即親水性聚合物，會吸附周圍之水分子，具有高溶劑親和性。因此，因為有水分子阻擋，葡萄糖不會因為與親水性聚合物接觸而被其吸附，而是會溶解於溶劑中。如此一來，檢體中含有之葡萄糖會與受體20B中之苯硼酸鍵結，因而產生負電荷，使電極16帶電。因此辨識區12B能夠具有與上述之第1實施例相同的效果。

此外，本實施例之受體20B，係辨識物質38與由親水性聚合物組成之抑制物質41鍵結形成之共聚物。親水性聚合物會吸附周圍之水分子，具有高溶劑親和性。因此，因為有水分子阻擋，蛋白質不會因為與親水性聚合物接觸而被其吸附，而是會溶解於溶劑中。如此一來，辨識區12B中，藉由抑制物質41阻斷檢體中所含之蛋白質與辨識物質38鍵結、阻止其附著至電極16之表面等之故，能夠使測量敏感度向上提升。因此生物感測器基於非侵入性地從人體採集得到之檢體，可以更準確地測得葡萄糖濃度。

抑制物質41亦可具有與葡萄糖有相同分子結構的分子模板(圖未顯示)。具有分子模板的抑制物質41可選擇性地加入檢體中所含的葡萄糖，因此可使測量敏感度進一步向上提升。

(2-4)變化例

參考與第4圖之對應部分擁有同樣符號的第5圖，說明第2實施例之變化例的辨識區12C。本實施例之辨識區12C中，辨識物質38係載於載體44上，此點不同於上述之第2實施例。

受體20C具有載體44、載於載體44上之辨識物質38以及抑制物質41，其中係由辨識物質38與抑制物質41鍵結形成共聚物。

載體44可使用導電性粒子或非導電性粒子。導電性粒子可使用金屬粒子、非金屬粒子、導電性聚合物等粒子，金屬粒子，例如金、鉑、銀、銅等粒子；非金屬粒子，例如銦錫氧化物(ITO：Indium Tin Oxide)。另一方面，非導電性粒子可使用如二氧化矽等粒子。舉例而言，將巰基(-SH)、雙硫基(-S-S-)等導入作為辨識物質之苯硼酸中，使其成為巰基或雙硫基之衍生物，藉此可以令苯硼酸載於金粒子之表面上。

於此說明關於受體20C製造之程序。具體而言，首先將9ml金奈米膠體(直徑5nm)溶液與1ml、10mM之4-巰酸-苯硼酸(Sigma-Aldrich公司製)/乙醇溶液混合，於25℃下靜置24小時，以製造出苯硼酸-金奈米粒子溶液。接著，混合1.0g甲基丙烯酸羥乙酯(HEMA)、5g前述之苯硼酸-金奈米粒子溶液、0.5g N-3-(二甲胺)丙基甲基丙烯醯胺、3g重量百分濃度為6.7%之丙烯酸鈉水溶液(pH7.3)、0.05g N,N’-亞甲基雙丙烯醯胺，並以超純水調整至總量為10g。其後，加入作為聚合引發劑之過氧二硫酸鉀5mg、丁二胺5μl，開始聚合反應。在氮氣環境中，於室溫下維持此狀態兩個小時。聚合反應結束後，將產生的含有共聚物之溶液浸泡在超純水中，以去除未反應之成份，藉此可以得到由辨識物質38及抑制物質41共聚合形成之受體20C。透過此種方式，可以製造出辨識區12C。

載於載體44上之某些辨識物質38，如第6圖所示，會與抑制物質41鍵結(圖中符號45)而形成共聚物。而剩餘的載於載體44上之辨識物質38，會與檢體中含有之葡萄糖40鍵結。檢體中含有之葡萄糖40與辨識物質38鍵結，因而產生負電荷，使電極16帶電，可以得到與前述第1實施例相同的效果。

另外，本變化例之辨識區12C中，由於辨識物質38會與由親水性聚合物形成之抑制物質41鍵結而形成共聚物，可以阻斷檢體中含有之蛋白質與辨識物質38鍵結、阻止其附著至電極16之表面等。因此本變化例之辨識區12C仍然能夠具有與上述之第2實施例相同的效果。

進一步地，本變化例之辨識區12C中，由於辨識物質38係載於載體44上，尤其是可以容易地將辨識物質38固定於紙上。

(葡萄糖濃度與閘極電壓變化之關係)

接著，具備第4圖所示之辨識區的生物感測器，係根據上述「(2-2)製造方法」之程序製造而成。檢體係準備pH7.4、含有4g/L之白蛋白的磷酸緩衝生理食鹽水(PBS：Phosphate buffered saline)，接著逐步加入範圍介於50μM至1.25mM之葡萄糖，使葡萄糖濃度階段性地上升。結果如第7圖所示。

根據第7圖，相關係數為0.9959、斜率為6.438，可確認葡萄糖濃度之對數與閘極電壓變化之間可視為有直線關係。藉由上述之結果可確認：辨識物質以及由親水性聚合物形成之抑制物質，透過使用兩者鍵結而成之共聚物，可以抑制蛋白質造成之負電荷增加的現象。

接下來，具備第5圖所示之辨識區的生物感測器，係根據上述「(2-4)變化例」之程序製造而成。此實施例中之抑制物質係使用甲基丙烯酸羥乙酯。檢體係準備pH7.4、含有4g/L之白蛋白的磷酸緩衝生理食鹽水(PBS：Phosphate buffered saline)，接著逐步加入範圍介於50μM至1.25mM之葡萄糖，使葡萄糖濃度階段性地上升。結果如第8圖所示。

根據第8圖，相關係數為0.9959、斜率為6.438，得到與第7圖相同之結果。藉由上述之結果可確認：連接於載體上之辨識物質，以及由親水性聚合物形成之抑制物質，透過使用兩者鍵結而成之共聚物，可以抑制蛋白質造成之負電荷增加的現象。

進一步地，第5圖所示之辨識區中，改使用纖維素作為抑制物質之生物感測器，係根據以下程序製造而成。具體而言，首先將9ml金奈米膠體(直徑5nm)溶液與1ml、10mM之4-巰酸-苯硼酸(Sigma-Aldrich公司製)/乙醇溶液混合，於25℃下靜置24小時，以製造出苯硼酸-金奈米粒子溶液。接著，將上述之苯硼酸-金奈米粒子溶液500μl滴落至切割成長40mm、寬10mm之Kimwipe(註冊商標)上，以60℃之溫度乾燥之。使用聚二甲基矽氧烷溶液(東麗道康寧公司製)，令乾燥後之Kimwipe(註冊商標)附著至閘極電極區，得到紙與苯硼酸-金奈米粒子混和而成之分子辨識元件。

檢體係準備pH7.4、含有4g/L之白蛋白的磷酸緩衝生理食鹽水(PBS：Phosphate buffered saline)，接著逐步加入範圍介於10μM至2mM之葡萄糖，使葡萄糖濃度階段性地上升。結果如第9圖所示。

根據第9圖，相關係數為0.9846、斜率為20.123，可確認葡萄糖濃度之對數與閘極電壓變化之間可視為有直線關係。藉由上述之結果可確認：將載於載體上之辨識物質固定於由纖維素形成之抑制物質的情況，亦可以抑制蛋白質造成之負電荷增加的現象。

又第4圖所示之辨識區中抑制物質形成分子模板的生物感測器，如以下步驟製造。首先，將羥乙基甲基丙烯酸酯(HEMA)0.2g、N-3-(二甲基胺基)丙基甲基丙烯醯胺0.1g、乙烯苯硼酸0.01g、N,N’-亞甲基雙丙烯醯胺0.02g、6.7重量%丙烯酸鈉(pH7.3)300μl、及葡萄糖0.009g，以100mM磷酸鈉緩衝液(pH10.0)調整成總量為1g，使溶解後，加入過硫酸鉀(50mg/ml，和光純藥工業公司製)10μl、四甲基二胺(東京化成公司製)2μl作為聚合起始劑，製作單體溶液。

之後，在金形成的5mm正方電極上滴下單體溶液15μl，以PET(聚乙烯對苯二甲酸酯)膜覆蓋，在氮氛圍氣下，室溫進行聚合反應12小時，在電極上製作水膠(hydrogel)。聚合反應結束後，將閘極電極浸漬於0.1M鹽酸/甲醇溶液過夜，去除單體成分及葡萄糖，形成辨識物質與抑制物製共聚合的受體。如此製作電極表面以受體覆蓋之實施型態有關之生物感測器。

另外，在金形成的10mm正方的電極上的5mm正方的範圍，形成與上述相同的受體，製作部分電極露出的生物感測器，作為比較。

在所製作的生物感測器的受體滴下100mM磷酸鈉緩衝液(pH9.0)1500μl，FET即時計測裝置設定閘極電壓1V、源極-汲極電流700μA。在此狀態，測定在受體加上1M葡萄糖15μl及100mg/ml白蛋白溶液15μl時的閘極電極表面電位的變化。

其結果如第10圖所示。第10圖的縱軸表示閘極電壓(V)，橫軸表示時間(秒)。本圖中實線為上述實施態樣之生物檢測器的結果，虛線表示作為比較所製作之生物感測器之結果。

根據本圖所示，實施態樣之生物感測器，在添加10mM葡萄糖時的閘極表面電位往負方向變化。由此可確認，實施型態之生物感測器可感應葡萄糖。又實施型態之生物檢測器，即使添加白蛋白，閘極表面電位也沒有發生變化。由此可確認，實施型態的生物檢測器，抑制物質抑制因蛋白質的負電荷增加。另一方面，作為比較而製作的生物感測器，在添加白蛋白的情形，使閘極表面電位發生變化。推測應該是因為該白蛋白與電極鍵結。

3.第3實施例

參考與第2圖之對應部分擁有同樣符號的第11圖，說明第3實施例之辨識區12D。本實施例之辨識區12D中，在辨識物質38上形成了層狀之抑制物質，此點不同於上述之第1實施例。

受體20D具有由辨識物質38形成之薄膜46以及在此薄膜46上由抑制物質形成之抑制物質層47。

薄膜46係：辨識物質38之一邊的尾端吸附在電極16一側的表面上而形成之SAMs。抑制物質層47係由水凝膠、SAP等親水性聚合物所形成。在本實施例中，抑制物質層47係由甲基丙烯酸羥乙酯所構成。

薄膜46可根據上述第1實施例的「(1-2)製造方法」所示同樣程序形成自組單層分子膜而製造。具體而言，在1mM之4-巰基-苯硼酸(Sigma-Aldrich公司製)/乙醇溶液中，將金基板在25℃下浸泡24小時，以製造出自組單層分子膜。

抑制物質層47係根據以下之程序製造而成。混合1.0g甲基丙烯酸羥乙酯(HEMA)、0.5g N-3-(二甲胺)丙基甲基丙烯醯胺、6g重量百分濃度6.7%之丙烯酸鈉水溶液(pH7.3)、0.05g N,N’-亞甲基雙丙烯醯胺，並以超純水調整至總量為10g。其後，加入作為聚合引發劑之過氧二硫酸鉀5mg、丁二胺5μl，開始聚合反應。在氮氣環境下，於室溫下維持此狀態兩個小時。聚合反應結束後，將產生的含有共聚物之溶液浸泡在超純水中，以去除未反應之成份，藉此可以製造出抑制物質層47。

最後，在由辨識物質38形成之薄膜46上，堆疊由甲基丙烯酸羥乙酯形成之抑制物質層47，藉此可以製造出辨識區12D。

在如上述方法所構成之辨識區12D中，抑制物質，即親水性聚合物，會吸附周圍之水分子，具有高溶劑親和性。因此，因為有水分子阻擋，葡萄糖40不會因為與親水性聚合物接觸而被其吸附，而是會溶解於溶劑中。如此一來，葡萄糖40會與辨識物質38鍵結，因而產生負電荷，使電極16帶電。因此辨識區12D能夠具有與上述之第1實施例相同的效果。

此外，本實施例之受體20D中，形成於電極16上的辨識物質38之薄膜46被抑制物質層47覆蓋住。形成抑制物質層47之親水性聚合物會吸附周圍之水分子，具有高溶劑親和性。因此，因為有水分子阻擋，蛋白質不會因為與親水性聚合物接觸而被其吸附，而是會溶解於溶劑中。如此一來，辨識區12D中，抑制物質層47使檢體中所含之蛋白質42與辨識物質38鍵結，因而阻止其附著至電極16之表面，能夠使測量敏感度向上提升。因此生物感測器以非侵入性地從人體採集得到之檢體為基礎，可以更準確地測得葡萄糖濃度。

(變化例)

上述之第3實施例，係以抑制物質層為1層之情況而說明之，本發明並非僅受限於此實施例，亦可由不同分子量之親水性聚合物形成兩層以上之抑制物質層。

(葡萄糖濃度與閘極電壓變化之關係)

接下來，具備第11圖所示之辨識區的生物感測器，係根據上述之程序製造而成。檢體係準備pH7.4、含有4g/L之白蛋白的磷酸緩衝生理食鹽水(PBS：Phosphate buffered saline)，接著逐步加入範圍介於10μM至2mM之葡萄糖，使葡萄糖濃度階段性地上升。結果如第12圖所示。

根據第12圖，相關係數為0.9877、斜率為25.94，可確認葡萄糖濃度之對數與閘極電壓變化之間可視為有直線關係。藉由上述之結果可確認：由親水性聚合物構成之抑制物質，以層狀的型態覆蓋在由辨識物質形成之薄膜上，可以抑制蛋白質造成之負電荷增加的現象。

4.變化例

本發明並非僅受限於上述之該些實施例，在具有本發明效果之範疇內，可以進行適當地修改。例如，在上述之該些實施例中，係以檢測區為FET之情況而說明之，本發明並非僅受限於此些實施例，亦可使用：光二極體、光電倍增間等光接收元件、熱敏電阻、石英晶體微天平(QCM：Quartz Crystal Microbalance)、利用表面電漿子之共振的元件等，來作為檢測區。

此外，上述實施例係以辨識區與檢測區透過導線進行電性連接之情況而說明之，本發明並非僅受限於此些實施例，亦可令辨識區與檢測區兩者一體成形。亦即，在作為檢測區之FET的閘極絕緣膜上，直接接上電極，此種組成方式亦可行。

Claims

一種生物感測器，包括：辨識物質，與待測物質鍵結；以及電極，因該辨識物質之電荷而帶電，用以檢測因為該待測物質與該辨識物質鍵結而產生的該電極之電荷密度的變化，其特徵在於：具有抑制非檢測目標物質附著至該辨識物質或該電極兩者中至少一方之抑制物質；該辨識物質與該電極接觸；該抑制物質，係由分子鏈以較上述辨識物質長的高分子化合物所形成；藉由該辨識物質與該抑制物質，在該電極表面形成自組單層分子膜。
如申請專利範圍第1項之生物感測器，其中該檢測目標物質為葡萄糖。
一種生物感測器，包括：辨識物質，與待測物質鍵結；以及電極，因該辨識物質之電荷而帶電，用以檢測因為該待測物質與該辨識物質鍵結而產生的該電極之電荷密度的變化，其特徵在於：具有抑制非檢測目標物質附著至該辨識物質或該電極兩者中至少一方之抑制物質；具有設置在上述電極上、以上述辨識物質形成的薄膜，及形成於上述薄膜上、含有上述抑制物質之一或二以上的抑制物質層；其中，該抑制物質包含親水性聚合物。
一種生物感測器，包括：辨識物質，與待測物質鍵結；以及電極，因該辨識物質之電荷而帶電，用以檢測因為該待測物質與該辨識物質鍵結而產生的該電極之電荷密度的變化，其特徵在於：具有抑制非檢測目標物質附著至該辨識物質或該電極兩者中至少一方之抑制物質；該辨識物質與該抑制物質鍵結；該抑制物質係具有與該待測物質之分子結構具相輔結構之分子模板。
如申請專利範圍第1至4項任一項之生物感測器，其中該電極電性連接場效電晶體之閘極絕緣膜。
如申請專利範圍第5項之生物感測器，其中該辨識物質為苯硼酸。
如申請專利範圍第5項之生物感測器，其中該電極與該場效電晶體分開配置，兩者透過該閘極絕緣膜上方設置之金屬電極與導線而電性連接。