TWI682168B

TWI682168B - 生物感測器和生物檢測方法

Info

Publication number: TWI682168B
Application number: TW107139934A
Authority: TW
Inventors: 謝惠珠; 謝文彬; 周念仁; 沈蕙如; 彭惠鈴; 林敬慈
Original assignee: 財團法人工業技術研究院
Priority date: 2018-04-30
Filing date: 2018-11-09
Publication date: 2020-01-11
Also published as: TW201945729A

Abstract

一種生物感測器和生物檢測方法。生物感測器包括基板、呈條狀的多個第一電極和多個第二電極、材料層以及捕捉抗體。基板具有採樣區和與其連接的量測區。第一與第二電極設置於量測區中的基板上，且第一與第二電極以相互交替排列的方式設置，其中第一電極彼此並聯連接且第二電極彼此並聯連接。材料層設置於量測區中的基板上且覆蓋第一和第二電極，其中材料層具有暴露每一第一電極的一部分和每一第二電極的一部分的流道，流道與採樣區連接，且流道的延伸方向與第一電極和第二電極的延伸方向交錯。捕捉抗體設置於流道中被暴露出的第一電極和第二電極上。

Description

生物感測器和生物檢測方法

本揭露是關於一種感測器和一種檢測方法，特別是用於生物感測器和生物檢測方法。

免疫檢測是利用抗體和抗原之間具有專一性鍵結的特性來對檢體進行檢測。通過上述鍵結機制後，可配合酵素呈色反應，即可顯示特定抗體或抗原是否存在，並可透過分析儀器來對呈色深淺進行定量分析。舉例來說，可通過酵素免疫分析測讀儀（ELISA Reader）來對上述的呈色反應進行定性和定量的分析。

然而，通過呈色反應來進行免疫檢測的流程較為繁複，且檢測結果容易受使用者的操作手法影響，故需由專業人員進行操作，如此難以符合體積小、快速檢測、低成本、低耗能和易操作等需求，不利於普及於各個需要的場所。

本揭露提供一種生物感測器，其具有不需外加動力、易於快速檢測和高靈敏度等優點。

本揭露提供一種生物檢測方法，其具有不需外加動力、易於快速檢測和高靈敏度等優點。

本揭露提供一種生物感測器，其包括基板、呈條狀的多個第一電極、呈條狀的多個第二電極、材料層和捕捉抗體。基板具有採樣區和與採樣區連接的量測區。第一電極與第二電極設置於量測區中的基板上，且第一電極與第二電極以相互交替排列的方式設置，其中第一電極彼此並聯連接且第二電極彼此並聯連接。材料層設置於量測中區的基板上且覆蓋第一電極和第二電極，其中材料層具有暴露每一第一電極的一部分和每一第二電極的一部分的流道，流道與採樣區連接，且流道的延伸方向與第一電極和第二電極的延伸方向交錯。捕捉抗體設置於流道中被暴露出的第一電極和被暴露出的第二電極上。

本揭露另提供一種生物檢測方法，其包括以下步驟。提供如上所述的生物感測器。將具有抗原的樣品提供至採樣區並使樣品填滿流道，使得抗原與所述捕捉抗體結合。於第一電極和第二電極之間提供電壓差，使得抗原與捕捉抗體產生電化學反應。收集電化學反應所產生之電流，以獲得與上述電流相對應的抗原的濃度。

本揭露又提供一種生物檢測方法，其包括以下步驟。提供如上所述的生物感測器。將具有抗原的樣品提供至採樣區並使樣品填滿流道，使得抗原與所述捕捉抗體結合。將帶有酵素的偵測抗體提供至採樣區並使偵測抗體填滿流道，使抗原與偵測抗體結合。提供清洗液至流道中。將酵素受質提供至流道中，以使酵素受質與酵素反應。於第一電極和第二電極之間提供電壓差，使得酵素反應產生的酵素產物發生電化學反應。收集電化學反應所產生之電流，以獲得與上述電流相對應的抗原的濃度。

基於上述，上述實施例所提出的生物感測器中，第一電極與第二電極以相互交替排列的方式設置，其中第一電極彼此並聯連接且第二電極彼此並聯連接，且流道的延伸方向與第一電極和第二電極的延伸方向交錯，如此可增加反應效率及電子傳遞效率，來達到快速且高靈敏的檢測效果。

為讓本揭露的上述特徵和優點能更明顯易懂，下文特舉實施例，並配合所附圖式作詳細說明如下。

參照本實施例之圖式以更全面地闡述本揭露。然而，本揭露亦可以各種不同的形式體現，而不應限於本文中所述之實施例。圖式中的層與區域的厚度會為了清楚起見而放大。相同或相似之參考號碼表示相同或相似之元件，以下段落將不再一一贅述。

圖1A為本揭露之其一實施例的生物感測器的俯視示意圖。圖1B為圖1A中沿A-A’線的剖面示意圖。應注意的是，為了清楚繪示流道、第一電極和第二電極的結構和相對關係，圖1A中省略了蓋體和親水層。

請同時參照圖1A和圖1B，生物感測器100可包括基板S、呈條狀的多個第一電極E1、呈條狀的多個第二電極E2、材料層ML和捕捉抗體CAB（capture antibody）。

基板S具有採樣區SR和與採樣區SR連接的量測區MR。基板可為軟性基板、硬性基板或其組合。舉例來說，基板的材料可為聚對苯二甲酸乙二酯（polyethylene terephthalate，PET）。在本實施例中，採樣區SR可包括設置於基板S中的凹槽IN，以容納提供的樣品、試劑、清洗液或酵素受質等溶液，並使得樣品、試劑、清洗液或酵素受質等溶液可經由凹槽IN進入到生物感測器100中。在一些實施例中，凹槽IN可設置在基板S的邊緣，使得上述溶液可以側流的方式進入到生物感測器100中（可稱為側流式檢測系統），如此可藉由毛細現象來驅動液體前進，故不需外加動力（例如幫浦）。

在一些實施例中，可選擇性地於採樣區SR中的接近與量測區MR交界處的基板S上設置第三電極E3，以監控由凹槽IN進入到生物感測器100中的液體流動狀況。舉例來說，當樣品、試劑、清洗液或酵素受質等溶液未添加或完全進入量測區MR時，第三電極E3所量測到的訊號會維持在背景訊號。然而，一旦溶液加入或有殘留於採樣區SR時，從第三電極E3所量測到的訊號就會不同於背景訊號。也就是說，可藉由第三電極E3所測得之訊號變化來得知液體的流動狀況，以監測上述溶液是否成功從採樣區SR流至量測區MR中。在本實施例中，第三電極E3可連接至外部的計量裝置（例如電流計或電壓計）或驅動裝置（例如恆電位儀）。

多個第一電極E1與多個第二電極E2可設置於量測區MR中的基板S上，且第一電極E1與第二電極E2可以相互交替排列的方式設置，如此可在增加兩電極接觸面積（提升訊雜比（S/N ratio））的同時降低電子傳遞效率的影響，以提高訊號收集的效率。在本實施例中，第一電極E1與第二電極E2可以彼此平行且交替排列的方式設置於基板S上，其中第一電極E1彼此並聯連接，且第二電極E2彼此並聯連接，以將特定區域內的電子訊號進行累加而提升靈敏度。舉例來說，第一電極E1與第二電極E2可各自成形為指狀電極。在圖1A中，第一電極E1和第二電極E2的數量分別是以4個和5個為例進行說明，但本發明不以此為限，在其他實施例中，第一電極E1和第二電極E2的數量可依據需要進行調整。在本實施例中，第一電極E1和第二電極E2可連接至外部的驅動裝置（例如恆電位儀）。

在本實施例中，第一電極E1與第二電極E2中的其中一者可為工作電極（working electrode）；而第一電極E1與第二電極E2中的其中另一者可為對電極（counter electrode）。第一電極E1和第二電極E2的材料可為導電材料，例如金屬、金屬氧化物或其組合。在本實施例中，第一電極E1和第二電極E2的材料可為金（Au）。在一些實施例中，第一電極E1和第二電極E2可藉由以下步驟形成：首先，於基板S的表面上形成電極材料層（未繪示）；之後，圖案化電極材料層以形成第一電極E1和第二電極E2。電極材料層的形成方法例如是鍍覆（plating）。圖案化電極材料層的方法例如是雷射雕刻。在另一些實施例中，也可以是先將電極材料層圖案化來形成第一電極E1和第二電極E2之後，再將第一電極E1和第二電極E2提供至基板S上。

材料層ML可設置於量測區MR中的基板S上且覆蓋部分第一電極E1和部分第二電極E2，其中材料層ML具有暴露每一第一電極E1的一部分和每一第二電極E2的一部分的流道CH。在本實施例中，流道CH與採樣區SR連接，使得欲檢測之樣品、清洗液或酵素受質等溶液能夠透過流道CH的毛細現象，而從設有凹槽IN的採樣區SR中流至量測區MR中。在本實施例中，材料層ML可為具有一定厚度的膠材，其貼附至基板S上來形成流道CH。換句話說，可藉由控制材料層ML的厚度來調整流道CH的深度。在其他實施例中，材料層ML也可選擇性地設置於採樣區SR中的基板S上以提供形成凹槽IN。

在本實施例中，流道CH與第一電極E1和第二電極E2的重疊部分在沿流道CH的延伸方向的長度的總和可大於或等於0.8公分，如此可使得生物感測器100具有良好的訊雜比（S/N ratio），藉此提升生物感測器的偵測極限（detection limit）。在一些實施例中，流道CH的寬度可介於1.5 mm至3 mm之間，如此可使得生物感測器具有良好的訊雜比，藉此提升生物感測器的偵測極限。

在本實施例中，流道CH的延伸方向需與每一第一電極E1和每一第二電極E2的延伸方向交錯，如此可增加電極反應區（即第一電極E1和第二電極E2被流道CH所暴露的區域）的面積並維持電子傳遞的效率。舉例來說，若流道CH的延伸方向與第一電極E1和第二電極E2的延伸方向平行時，例如第一電極E1和第二電極E2呈現細長狀並平行於流道CH的延伸方向，如此的設計使得電子訊號在第一電極E1和第二電極E2間的傳遞路徑增加，電子訊號在傳遞途中的消耗較為顯著，造成電子傳遞效率降低。

在另一實施例中，如圖8A和圖8B所示。圖8A為本揭露之另一實施例的生物感測器的俯視示意圖。圖8B為圖8A中沿A-A’線的剖面示意圖。生物感測器100可更包含一第四電極E4，第四電極E4可作為參考電極，以進一步提升生物感測器100在量測上的準確度。舉例來說，參考電極可為銀/氯化銀（Ag/AgCl）或是飽和甘汞電極（SCE）。在本實施例中，第四電極E4可設置在量測區MR中鄰近第二電極E2的位置處，但本發明不以此為限。在其他實施例中，第四電極E4可依據設計而設置在其他適當的位置。在本實施例中，第四電極E4可具有被流道CH所暴露出的區域，使得欲檢測之樣品能夠與第四電極E4接觸。在本實施例中，流道CH的延伸方向與第四電極E4的延伸方向交錯，但本發明不以此為限。

請同時參照圖1A和圖1B，捕捉抗體CAB設置於流道CH中被暴露出的第一電極E1和被暴露出的第二電極E2上。在一些實施例中，捕捉抗體CAB可藉由以下步驟來固定於第一電極E1和第二電極E2上：首先，將硫醇官能基修飾於捕捉抗體CAB上。接著，將經修飾的捕捉抗體CAB固定於第一電極E1和第二電極E2上。在本實施例中，可依據欲檢測之分析物的不同而採用不同的抗體，例如以登革熱NS1檢測為例，捕捉抗體CAB可採用anti-NS1。要注意的是，捕捉抗體CAB可為生物抗體、單鏈可變區段抗體、微抗體、人工抗體及擬抗體如適體等，並不以所列舉者為限。

生物感測器100可更包括蓋體CL和第一親水層HL1。蓋體CL可設置於材料層ML上且覆蓋量測區MR，且第一親水層HL1可設置於蓋體CL面向流道CH的表面上，以覆蓋整個量測區MR中的流道CH。如此一來，流道CH中的樣品、清洗液或酵素受質等溶液可藉由毛細現象和第一親水層HL1來帶動，故可在沒有外加動力的情況下，從採樣區SR經由流道CH流至量測區MR。換句話說，第一親水層HL1可作為帶動流道CH中液體流動的驅動力之一，故可不需額外使用纖維素膜（例如硝酸纖維膜）或紙張等多孔膜材來提供液體流動的驅動力，以避免多孔膜材在製程上因再現性不佳而導致流速不一致的問題。詳細來說，若使用纖維素膜可能會因為無法確切掌控其吸收體積而將最後之酵素受質帶離測量區MR而造成實驗失敗，故在本實施例中，可不使用纖維素膜，可使液體流完時穩定停留在流道CH內，而不致影響實驗結果。在其他實施例中，視實際需求，可藉由區域性地設置第一親水層HL1來設計不同區域中的液體流速。

在本實施例中，基板S還可具有收集區CR，其中收集區CR與流道CH連接，且量測區MR可設置在收集區CR和採樣區SR之間。如此一來，生物檢測步驟中所使用的清洗液或樣品中未與捕捉抗體CAB結合的部分可排入至收集區CR中，以避免殘留在量測區MR中而造成干擾，藉此提升生物感測器的靈敏度。

在一些實施例中，收集區CR可包括設置在基板S中的凹槽（例如圖1A和圖1B所示的凹槽G），如此可避免排入至收集區CR中的液體回流至量測區MR中而造成干擾。凹槽G的體積大小可隨檢測所需之樣品、試劑或清洗液等溶液的體積來進行調整。

在本實施例中，生物感測器100可更包括設置於凹槽G的底部和側壁上的吸收材料AM。吸收材料AM例如為吸水綿。吸收材料AM可吸收排入凹槽G中的液體，以進一步地避免排入至收集區CR中的液體回流至量測區MR中而造成干擾。除此之外，吸收材料AM還可作為帶動流道CH中液體流動的驅動力之一。在本實施例中，生物感測器100可更包括設置於所述吸收材料AM上的第二親水層HL2，以提供另一帶動流道CH中液體流動的驅動力。

在基板S具有收集區CR的情況下，蓋體CL可覆蓋在量測區MR和收集區CR上，且第一親水層HL1和第二親水層HL2分別設置在蓋體CL面向流道CH的表面和吸收材料AM上，以進一步提供帶動流道CH中之液體的驅動力。在此情況下，流道CH中的液體流速於收集區CR中可約為0.5 μL/s至0.74 μL/s。

在一些實施例中，為了使捕捉抗體CAB有足夠的時間來捕捉樣品中的抗原，流道CH在鄰近收集區CR的量測區MR中可設計為蜿蜒的流道（例如S形流道），並搭配非親水性的蓋體CL，使得流道CH中的液體於該區中的流速較低（例如液體流速約為0.17 μL/s），藉此讓捕捉抗體CAB能夠有足夠的時間來捕捉樣品中的抗原。

圖2A為本揭露之其一實施例的生物檢測方法流程圖。圖2B為本揭露之另一實施例的生物檢測方法流程圖。

以下，將藉由圖2A和圖2B來說明以上述生物感測器100進行生物檢測的方法，但本揭露不以此為限。

請參照圖2A，進行步驟S100，提供生物感測器100。

接著，進行步驟S102，將具有抗原的樣品提供至採樣區SR並使樣品填滿流道CH，使得抗原與捕捉抗體CAB結合。舉例來說，放置在採樣區SR上的樣品可經由流道CH而與被流道CH所被暴露出的第一電極E1和第二電極E2接觸，藉此讓樣品中的抗原與捕捉抗體CAB結合。

然後，進行步驟S104，於第一電極E1和第二電極E2之間提供電壓差，使得抗原與捕捉抗體CAB產生電化學反應。舉例來說，可對第一電極E1和第二電極E2中的其中一者施加電壓（例如是對工作電極施加電壓）。然後，收集電化學反應所產生之電流，以獲得與上述電流相對應之抗原的濃度。在一些實施例中，可藉由差式脈波伏安法（differential pulse voltammetry，DPV）進行電化學訊號偵測，但本揭露不以此為限。在一些實施例中，可先藉由已知濃度之分析物來進行生物檢測，以獲得濃度對電流的檢量線，如此在上述收集電化學反應所產生之電流後，即可藉由檢量線得知對應的分析物濃度。

請參照圖2B，其生物檢測方法的流程與前述相類似，但要注意的是，在一些實施例中，除了進行步驟S200（提供生物感測器100）及步驟S202（將具有抗原的樣品提供至採樣區SR並使樣品填滿流道CH，使得抗原與捕捉抗體CAB結合）之外，在將具有抗原的樣品提供至採樣區SR（步驟S202）之後且在第一電極E1和第二電極E2之間提供電壓差（步驟S210）之前，進行步驟S204，將帶有酵素的偵測抗體提供至採樣區SR並使偵測抗體填滿流道CH，使抗原與偵測抗體結合。詳細來說，抗原與捕捉抗體CAB在抗原上的結合位點及抗原與偵測抗體在抗原上的結合位點並不相同，故偵測抗體及捕捉抗體CAB與抗原的結合並不相互干擾，此時抗原、偵測抗體及捕捉抗體CAB之間形成三明治結構。之後，可進行步驟S206，於流道CH中通入清洗液，以將樣品中的干擾物質或是未被捕捉抗體CAB所捕捉的抗原從量測區MR中移除，以降低生物檢測的干擾因素，藉此提升生物感測器100的靈敏度。在本實施例中，清洗液可為緩衝溶液或去離子水。舉例來說，緩衝溶液可為PBST（即含有磷酸鹽緩衝液（phosphate buffered saline，PBS）和吐溫20（Tween 20）的緩衝溶液）。

經過沖洗之後，固定在電極上的為捕捉抗體CAB、抗原及偵測抗體接合的三明治結構。接著，可在流道CH中通入清洗液之後（步驟S206）且在第一電極E1和第二電極E2之間提供電壓差（步驟S210）之前，進行步驟S208，將酵素受質提供至流道CH中，使得酵素受質與偵測抗體上的酵素反應。詳細來說，酵素受質與偵測抗體上的酵素反應會水解而產生具有電活性的酵素產物。最後，進行步驟S210，於第一電極E1和第二電極E2之間提供電壓差，使得酵素反應產生的酵素產物發生電化學反應，並收集電化學反應所產生之電流，以獲得與上述電流相對應之抗原的濃度。詳細來說，酵素產物被活化而產生電流，並藉由電流大小來反推抗原的濃度。在本實施例中，帶有酵素的偵測抗體可為帶有鹼性磷酸酶（alkaline phosphatase，ALP）的偵測抗體。在本實施例中，酵素受質可為4-氨基苯基磷酸（4-aminophenyl phosphate, pAPP）。要注意的是，帶有酵素的偵測抗體可為生物抗體、單鏈可變區段抗體、微抗體、人工抗體及擬抗體如適體等，並不以所列舉者為限。

基於上述兩種不同實施例的生物檢測方法流程可以得知，生物感測器100可以藉由捕捉抗體CAB的電化學反應產生的電流來推知抗原濃度，亦可透過在抗原上另外結合酵素，經由酵素反應產生之酵素產物的電流訊號來推知抗原濃度，並不以此為限。

基於上述，在上述實施例的生物感測器100中，第一電極E1與第二電極E2以相互交替排列的方式設置，其中第一電極E1彼此並聯連接且第二電極E2彼此並聯連接，且流道CH的延伸方向與第一電極E1和第二電極E2的延伸方向交錯，如此可增加反應效率（例如免疫親合反應效率）及電子傳遞效率，來達到快速且高靈敏的檢測效果。

下文將參照實驗例1和比較例1、2的生物感測器來更具體地描述本發明的特徵。雖然描述了以下實驗例，但是在不逾越本發明範疇之情況下，可適當地改變所用材料、其量及比率、處理細節以及處理流程等等。因此，不應由下文所述之實施例對本發明作出限制性地解釋。

實驗例 1

實驗例1的生物感測器包括呈條狀的多個工作電極和呈條狀的多個對電極，其中多個工作電極彼此並聯連接，多個對電極彼此並聯連接，且工作電極和對電極交替排列且兩者的延伸方向與流道的延伸方向交錯，其中捕捉抗體設置在流道中被暴露出的工作電極和對電極上（如圖1A、圖1B實施例）。

比較例 1

比較例1的生物感測器包括細長狀的工作電極和細長狀的對電極，且工作電極和對電極的延伸方向與流道的延伸方向平行，其中捕捉抗體設置在流道中被暴露出的工作電極和對電極上。

比較例 2

使用一般免疫檢測用試片（僅單一工作電極及單一對電極）的生物感測器。一般免疫檢測用試片並未設有流道或凹槽，樣品、清洗液或酵素受質等溶液需先於反應槽中進行反應，待捕捉抗體捕捉抗原之後或酵素與酵素受質完成反應之後，直接進行測量。

實驗 1

使用實驗例1和比較例1、2的生物感測器，在酵素（ALP）濃度為0.8 μg/ml的情況下催化酵素受質（pAPP），結果顯示於圖3。圖3為使用不同生物感測器來進行電化學分析的電壓與電流關係曲線圖。應注意的是，圖3中的背景訊號為樣品中只含有酵素受質（pAPP）的訊號值。

如圖3所示，在相同酵素（ALP）和酵素受質（pAPP）濃度的情況下，實驗例1的靈敏度優於比較例1和比較例2，而比較例1的靈敏度與比較例2的靈敏度相近。

實驗 2

分別在不同環境溫度下（25℃和37℃），使用實驗例1和比較例2的生物感測器於不同酵素（ALP）濃度下催化酵素受質（pAPP），結果顯示於表1中。在表1中，訊號對背景比值（1/0）表示酵素（ALP）濃度為1 ng/ml與酵素（ALP）濃度為0 ng/ml的比值；訊號對背景比值（5/0）表示酵素（ALP）濃度為5 ng/ml與酵素（ALP）濃度為0 ng/ml的比值。

[表1]

	溫度（℃）	施加電壓（V）	電流訊號值（A）	訊號對背景比值（1/0）	訊號對背景比值（5/0）
ALP濃度為0 ng/ml	ALP濃度為1 ng/ml	ALP濃度為5 ng/ml
實驗例1	37	0.0571	4.22E-07	5.90E-07	1.16E-06	1.40	2.75
實驗例1	25	0.0491	2.44E-06	3.01E-06	6.60E-06	1.23	2.71
比較例2	25	0.0571	1.34E-06	1.44E-06	1.87E-06	1.08	1.4

由表1可知，實驗例1的訊號背景比值（又可稱為訊雜比）優於比較例2的訊號背景比值。

實驗 3

使用實驗例1的生物感測器進行生物檢測（以登革熱NS1為例），其步驟如下：首先，將捕捉抗體（anti-NS1）固定在電極上，分別在採樣區中加入樣品、清洗液及酵素受質，其中樣品為體積約40 μL的抗原分析物及帶有鹼性磷酸酶酵素之偵測抗體。然後，待樣品匯入約1分鐘後，清洗液及酵素受質依序流經量測區中的工作電極和對電極，並在酵素受質匯入後等待15分鐘，即可以差式脈波伏安法（DPV）進行電化學檢測。實驗3是對不同稀釋倍數之樣品（10倍、40倍和160倍）進行電化學檢測，實驗結果顯示於圖4。

圖4為使用實驗例1的生物感測器並通過本揭露之其一實施例的生物檢測方法對不同稀釋倍數之樣品進行電化學分析的電壓與電流關係圖。

如圖4所示，實驗例1的生物感測器只需1分鐘之抗體和抗原反應時間即可成功區分10倍、40倍以及160倍稀釋之抗原分析物，證明實驗例1的生物感測器可進行定性和定量的分析。

實驗 4

使用比較例2的生物感測器進行生物檢測（以登革熱NS1為例），其步驟如下：首先，將捕捉抗體（anti-NS1）和樣品加入反應槽中並搖動反應20分鐘，其中樣品包括抗原分析物及帶有鹼性磷酸酶酵素之偵測抗體。然後，手動清洗並加入酵素受質，待酵素與酵素受質反應15分鐘後，使用一般免疫檢測用試片（僅單一工作電極及單一對電極）以差式脈波伏安法（DPV）進行電化學檢測。實驗4是對不同稀釋倍數之樣品（10倍、40倍和160倍）進行電化學檢測，實驗結果顯示於圖5。

圖5為使用比較例2的生物感測器並通過搖晃反應的方式對不同稀釋倍數之樣品進行電化學分析的電壓與電流關係圖。

比較圖4和圖5所顯示的實驗結果，實驗例1的生物感測器對於10倍、40倍以及160倍稀釋之抗原分析物具有更為顯著的訊號變化。此外，在實驗所需的反應時間上，實驗例1所需的時間亦較比較例2少，約為比較例2的1/20。

＜電極長度對於生物檢測的影響＞

實驗 5

改變實驗例1的生物感測器所使用之電極長度（0.48 cm、1.2 cm和1.92 cm）來進行生物檢測（以干擾素（interferon gamma）為例）以探討電極長度對於生物檢測的影響。此處所指的電極長度，係指流道與電極的重疊部分在沿流道的延伸方向的長度。檢測步驟如下：首先，將可捕捉干擾素之捕捉抗體固定在電極上，依序在採樣區加入體積為40μL的樣品、體積為40 μL的偵測抗體（biotin conjugated detection antibody）（濃度為125 ng/mL）、體積為40μL的酵素（streptavidin conjugated horseradish peroxidase）、500μL的清洗液（PBST）以及50μL的酵素受質（p-AminoPhenyl Phosphate，pAPP）。40μL的樣品或試劑在約3分鐘內經流道流至量測區中的電極，待上述所有試劑皆流畢，等待15分鐘後即以差式脈波伏安法（DPV）進行電化學檢測，實驗結果顯示於圖6。圖6為量測區中的電極長度對於生物檢測之靈敏度的影響的關係圖。在圖6中亦顯示了電極長度為1.2 cm和1.92 cm搭配不同捕捉抗體含量（1 μg和2 μg）的檢測結果。舉例來說，圖6所標示的0.48cm-1ug表示電極長度為0.48 cm；且捕捉抗體的含量為1 μg。

如圖6所示，電極長度1.2公分及1.92公分可成功區分0 ng/mL以及0.1 ng/mL的干擾素，而0.48公分的電極則無法明顯區分，其中電極長度1.2公分具有良好的訊號對背景比值。由實驗5的結果說明當電極長度過短時，會影響訊號的判斷，一旦電極長度達到適當值以上，如電極長度在0.8公分以上時，由於捕捉抗體發生電化學反應產生的電訊號在足夠的電極長度中被收集到，因此能夠有精準的量測結果。

＜樣品流過時間對生物檢測的影響＞

實驗 6

使用實驗例1的生物感測器進行生物檢測（以茲卡病毒感染之IgM為例），其步驟如下：首先，將捕捉抗體（anti-IgM）固定在電極上，分別在採樣區中加入血清樣品、抗原（以茲卡病毒NS1為例）、偵測抗體、清洗液及酵素受質，其中樣品為體積約40 μL的血清、40 μL的抗原及20uL帶有鹼性磷酸酶酵素之偵測抗體。然後，待樣品與試劑清洗液及酵素受質依序流經量測區中的工作電極和對電極，並在酵素受質匯入後等待15分鐘，即可以差式脈波伏安法（DPV）進行電化學檢測。實驗6是對含不同抗茲卡病毒IgM濃度之血清進行電化學檢測，其中NC(-)表示為陰性樣品檢測結果；而S6(+)表示為陽性樣品檢測結果，實驗結果顯示於圖7。

圖7為使用實驗例1的生物感測器並通過本揭露之其一實施例的生物檢測方法於不同樣品流過時間進行電化學分析的電流與時間關係圖。如圖7所示，實驗例1的生物感測器不受樣品流經時間影響其測得之電流強度及高低濃度的判斷，證明實驗例1的生物感測器可進行可攜式的快速定性和定量的分析。

綜上所述，上述一些實施例所提出的生物感測器中，第一電極與第二電極以相互交替排列的方式設置，其中第一電極彼此並聯連接且第二電極彼此並聯連接，且流道的延伸方向與第一電極和第二電極的延伸方向交錯，如此可增加反應效率及電子傳遞效率，來達到快速且高靈敏的檢測效果。

雖然本揭露已以實施例揭露如上，然其並非用以限定本揭露，任何所屬技術領域中具有通常知識者，在不脫離本揭露的精神和範圍內，當可作些許的更動與潤飾，故本揭露的保護範圍當視後附的申請專利範圍所界定者為準。

100：生物感測器 ML：材料層 CH：流道 CAB：捕捉抗體 E1：第一電極 E2：第二電極 E3：第三電極 E4：參考電極 IN、G：凹槽 SR：採樣區 MR：量測區 CR：收集區 CL：蓋體 HL1：第一親水層 HL2：第二親水層 AM：吸收材料 S：基板 S100、S102、S104、S200、S202、S204、S206、S208、S210：步驟

圖1A為本揭露之其一實施例的生物感測器的俯視示意圖。圖1B為圖1A中沿A-A’線的剖面示意圖。圖2A為本揭露之其一實施例的生物檢測方法流程圖。圖2B為本揭露之另一實施例的生物檢測方法流程圖。圖3為使用不同生物感測器來進行電化學分析的電壓與電流關係曲線圖。圖4為使用實驗例1的生物感測器並通過本揭露之其一實施例的生物檢測方法對不同稀釋倍數之樣品進行電化學分析的電壓與電流關係圖。圖5為使用比較例1的生物感測器並通過搖晃反應的方式對不同稀釋倍數之樣品進行電化學分析的電壓與電流關係圖。圖6為量測區中的電極長度對於生物檢測之靈敏度的影響的關係圖。圖7為使用實驗例1的生物感測器並通過本揭露之其一實施例的生物檢測方法於不同樣品流過時間進行電化學分析的電流與時間關係圖。圖8A為本揭露之另一實施例的生物感測器的俯視示意圖。圖8B為圖8A中沿A-A’線的剖面示意圖。

100：生物感測器 ML：材料層 CH：流道 CAB：捕捉抗體 E1：第一電極 E2：第二電極 E3：第三電極 IN：凹槽 S：基板 AM：吸收材料 HL2：第二親水層 SR：採樣區 MR：量測區 CR：收集區

Claims

一種生物感測器，包括：基板，具有採樣區和與所述採樣區連接的量測區；呈條狀的多個第一電極與呈條狀的多個第二電極，設置於所述量測區中的所述基板上，且所述第一電極與所述第二電極以相互交替排列的方式設置，其中所述第一電極彼此並聯連接且所述第二電極彼此並聯連接；材料層，設置於所述量測區中的所述基板上且覆蓋所述第一電極和所述第二電極，其中所述材料層具有流道，所述流道暴露每一所述第一電極的一部分和每一所述第二電極的一部分，所述流道與所述採樣區連接，且所述流道的延伸方向與所述第一電極和所述第二電極的延伸方向交錯；蓋體，設置於所述材料層上且覆蓋所述量測區；第一親水層，設置於所述蓋體面向所述流道的表面上；以及捕捉抗體，設置於所述流道中被暴露出的所述第一電極和被暴露出的所述第二電極上。
如申請專利範圍第1項所述的生物感測器，其中所述基板具有收集區，所述收集區與所述流道連接，且所述量測區設置在所述收集區和所述採樣區之間。
如申請專利範圍第2項所述的生物感測器，其中所述收集區包括設置在所述基板中的凹槽。
如申請專利範圍第3項所述的生物感測器，更包括：吸收材料，設置於所述凹槽的底部和側壁上。
如申請專利範圍第2項所述的生物感測器，其中所述流道在鄰近所述收集區的所述量測區中為S形。
如申請專利範圍第4項所述的生物感測器，更包括：第二親水層，設置於所述吸收材料上。
如申請專利範圍第1項所述的生物感測器，其中所述流道與所述第一電極和所述第二電極的重疊部分在沿所述流道的延伸方向的長度的總和大於或等於0.8公分。
如申請專利範圍第1項所述的生物感測器，其中所述流道的寬度介於1.5mm至3mm之間。
如申請專利範圍第1項所述的生物感測器，更包括：第三電極，設置於所述採樣區中的接近與所述量測區交界處的所述基板上。
如申請專利範圍第1項所述的生物感測器，其中所述採樣區包括設置於所述基板中的凹槽。
一種生物檢測方法，包括：提供如申請專利範圍第1項至第10項中任一項所述的生物感測器；將具有抗原的樣品提供至所述採樣區並使所述樣品填滿所述流道，使得所述抗原與所述捕捉抗體結合；於所述第一電極和所述第二電極之間提供電壓差，使得所述抗原與所述捕捉抗體產生電化學反應；以及收集所述電化學反應所產生之電流，以獲得與所述電流相對應的所述抗原的濃度。
一種生物檢測方法，包括：提供如申請專利範圍第1項至第10項中任一項所述的生物感測器；將具有抗原的樣品提供至所述採樣區並使所述樣品填滿所述流道，使得所述抗原與所述捕捉抗體結合；將帶有酵素的偵測抗體提供至所述採樣區並使所述偵測抗體填滿所述流道，使所述抗原與所述偵測抗體結合；提供清洗液至所述流道中；將酵素受質提供至所述流道中，以使所述酵素受質與所述酵素反應；於所述第一電極和所述第二電極之間提供電壓差，使得所述酵素反應產生的酵素產物發生電化學反應；以及收集所述電化學反應所產生之電流，以獲得與所述電流相對應的所述抗原的濃度。