TWI685656B

TWI685656B - 一種用於濃度檢測的光電裝置及其濃度檢測方法以及測試藥物對細菌有效性的方法

Info

Publication number: TWI685656B
Application number: TW107114237A
Authority: TW
Inventors: 鄭宜肪; 陳姿穎; 陳以靈
Original assignee: 財團法人國家實驗研究院
Priority date: 2018-04-26
Filing date: 2018-04-26
Publication date: 2020-02-21
Also published as: TW201945727A

Abstract

本發明揭露一種用於濃度檢測的光電裝置，其包括基板、驅動電極層、交流電源以及光電轉換層。驅動電極層配置於基板上，並包括中央電極以及位於中央電極周圍的周邊電極圖案。流體樣品適於配置在驅動電極層上。交流電源電連接驅動電極層，並用於在驅動電極層上的流體樣品內產生非均勻交流電場，其驅使這些目標生物微粒集中於中央電極，以形成微粒團。光電轉換層用於接收通過微粒團之後的檢測光束，並根據檢測光束輸出電流，其中此電流隨著這些目標生物微粒的濃度的改變而改變。

Description

一種用於濃度檢測的光電裝置及其濃度檢測方法以及測試藥物對細菌有效性的方法

本發明係有關於一種微粒/奈米粒濃度檢測裝置及其微粒/奈米粒濃度檢測方法以及測試藥物對細菌有效性的方法，且特別係有關於一種能檢測生物微粒（bioparticle）濃度的光電裝置及其濃度檢測方法以及利用此光電裝置測試藥物對細菌有效性的方法，其中此生物微粒包括細胞（cell）、微生物（microorganism）或生物分子（biomolecule）。

目前的生物科技已發展出採用光學分析儀器來檢測細菌，而此光學分析儀器常見的有拉曼光譜儀（Raman spectrophotometer）與濁度計（turbidity meter）。然而，不論是光譜儀與濁度計，兩者僅能針對純化（purifying）後的樣品進行檢測，無法直接檢測例如血液與尿液等混合樣品（mixture sample）。

其次，光譜儀如紫外光光譜儀、可見光光譜儀、與濁度計在檢測細菌方面也有濃度限制。詳細而言，待測樣品的濃度需要大於10 ⁸CFU/ml（Colony-Forming Unit，CFU，菌落形成單位）才可能被光譜儀或濁度計檢測出來，且濃度在10 ⁸CFU/ml左右的樣品所檢測到的訊號也並非十分顯著，紫外光光譜儀、可見光光譜儀雖可量測至10 ⁶CFU/ml左右，但儀器成本高且設備龐大，限制了其應用場域。所以，對於濃度小於10 ⁸CFU/ml的樣品，上述光學分析儀器（即光譜儀與濁度計）是不易檢測出濃度。因此，實務上，當使用上述光學分析儀器進行細菌檢測時，需要花費超過一天的時間來進行細菌培養（incubating），以增加細菌濃度，讓光學分析儀器有能力可以檢測到樣品的濃度。

本發明的主要目的係提供一種用於濃度檢測的光電裝置，其比以上習知光學分析儀器更能迅速地檢測懸浮液中較低數量之生物微粒的濃度。

本發明的主要目的係提供一種濃度檢測方法，其可由上述光電裝置來執行。

本發明所提供之用於濃度檢測的光電裝置適於透過檢測光束（light detecting beam），從流體樣品（fluid sample）中檢測多個目標生物微粒（target bioparticle）的濃度。光電裝置包括基板、驅動電極層（driving electrode layer）、交流電源以及光電轉換層（photoelectric conversion layer）。基板位於檢測光束的路徑上，而驅動電極層配置於基板上，並包括中央電極（central electrode layer）以及位於中央電極周圍的周邊電極圖案（peripheral electrode pattern）。中央電極與周邊電極圖案不接觸，且中央電極位於檢測光束的路徑上。流體樣品適於配置在驅動電極層上。交流電源電連接驅動電極層，並用於在驅動電極層上的流體樣品內產生非均勻交流電場（non-uniform electric field），其驅使這些目標生物微粒集中於中央電極，以形成一微粒團（particle cluster）。光電轉換層位於檢測光束的路徑上，並用於接收通過微粒團之後的檢測光束。光電轉換層根據檢測光束輸出電流，其隨著這些目標生物微粒的濃度的改變而改變。

在本發明的一較佳實施例中，上述之光電裝置更包括量測電極圖案（measurement electrode pattern），量測電極圖案連接光電轉換層，並用於傳輸電流。

在本發明的一較佳實施例中，上述之量測電極圖案包括一對彼此不接觸的量測電極，而這些量測電極的形狀為螺旋狀（spiral shape）或指交狀。

在本發明的一較佳實施例中，上述之光電轉換層的材質包括具光電特性之金屬氧化物或矽。

在本發明的一較佳實施例中，上述之光電轉換層為不透明層。

在本發明的一較佳實施例中，上述之基板位於光電轉換層與驅動電極層之間，而基板為透明板材。

在本發明的一較佳實施例中，上述之驅動電極層與光電轉換層皆為透明導電薄膜（Transparent Conductive Film，TCF）。

在本發明的一較佳實施例中，上述之驅動電極層為金屬層，而中央電極適於反射檢測光束。

在本發明的一較佳實施例中，上述之光電裝置更包括線路基板。光電轉換層形成於線路基板上，而中央電極反射檢測光束至光電轉換層。

在本發明的一較佳實施例中，上述之光電裝置更包括透明蓋板（transparent cover）。透明蓋板配置在基板對面，其中驅動電極層面對透明蓋板，而中央電極與透明蓋板之間形成檢測空間（detecting space）。

在本發明的一較佳實施例中，上述之光電裝置更包括透明電極層，其形成於透明蓋板上，其中透明電極層與驅動電極層彼此面對面，且透明電極層電連接交流電源。

在本發明的一較佳實施例中，上述之周邊電極圖案包括第一環狀電極與第二環狀電極。第一環狀電極以中央電極為中心，圍繞中央電極。第二環狀電極以中央電極為中心，圍繞中央電極與第一環狀電極，其中第一環狀電極與第二環狀電極不接觸。

在本發明的一較佳實施例中，上述之周邊電極圖案包括環狀電極與多條輔助電極（auxiliary electrode ）。環狀電極以中央電極為中心，圍繞中央電極。這些輔助電極連接環狀電極，並從環狀電極呈放射狀延伸。

本發明所提供之濃度檢測方法，包括下列步驟。進行交流電動力濃縮（AC electrokinetic concentration，ACEK concentration），將流體樣品中的多個目標生物微粒集中於中央電極上，以在中央電極上形成微粒團。接著，將檢測光束照射位於中央電極上的微粒團。之後，利用光電轉換層，接收通過微粒團的檢測光束。之後，根據檢測光束，光電轉換層產生電流。最後，根據電流，取得這些目標生物微粒的濃度。

在本發明的一較佳實施例中，上述之取得這些目標生物微粒的濃度的步驟包括根據電流與背景電流，計算出一電流變化率（change rate of current），其中電流變化率定義為以下數學式； ∆I=[(Ib-Ic)/Ib]×100% 其中∆I為電流變化率，Ib為背景電流，而Ic為電流。

在本發明的一較佳實施例中，上述之取得這些目標生物微粒的濃度的步驟更包括將電流變化率對照資料查表，以取得這些目標生物微粒的濃度對數值。

在本發明的一較佳實施例中，上述之電流變化率與這些目標生物微粒的濃度對數值成正相關（positive correlation）。

在本發明的一較佳實施例中，上述之資料查表係由線性迴歸而取得。

在本發明的一較佳實施例中，在進行交流電動力濃縮的過程中，更包括利用介電泳力（dielectrophoresis，DEP），驅動流體樣品中的多個干擾生物微粒朝向遠離中央電極的方向而移動。

基於上述，本發明的光電裝置能集中多個目標生物微粒於中央電極，以將這些目標生物微粒濃縮在一處。如此，本發明的光電裝置能檢測濃度在10 ⁸CFU/ml以下的樣品，無須進行長時間的培養（例如細菌培養）。如此，本發明的光電裝置遠比習知光學分析儀器更能大幅縮短培養時間，迅速地早期檢測生物微粒的濃度與其僅培養短時間的微量濃度變化。

為讓本發明之上述和其他目的、特徵和優點能更明顯易懂，下文特舉較佳實施例，並配合所附圖式，作詳細說明如下。

請參閱圖1A，其繪示本發明一較佳實施例之光電裝置100的剖面示意圖。本發明的光電裝置100可用來檢測流體樣品中的生物微粒濃度，其中流體樣品可為純化樣品或未純化的混合樣品，其例如是血液、尿液、生乳（例如牛奶）、以及汗水。光電裝置100能夠檢測的生物微粒包括細胞、微生物或生物分子，其中微生物包括病毒（virus）、立克次體（Rickettsia）、細菌、真菌、黴菌以及原生生物（protist），而原生生物可為浮游生物（plankton）、藻類或是單細胞生物，例如變形蟲（Amoeba）。生物分子可包括蛋白質以及核酸（nucleic acids），其中此蛋白質可經螢光標定或不經螢光標定。另外，本發明的光電裝置100還能應用於食品檢驗以及水質檢測。例如，光電裝置100可用來檢測魚塭養殖池中的細菌濃度，或是檢測飲用水或牛奶中的細菌濃度。

光電裝置100包括基板110以及透明蓋板120。透明蓋板120配置在基板110對面，而透明蓋板120與基板110之間形成檢測空間C1，其中待檢測的流體樣品可放置於檢測空間C1內。光電裝置100可以包括間隔件（spacer）140，而間隔件140與基板110能形成具有檢測空間C1的檢測槽，其中間隔件140可環繞於非對稱同心圓濃縮電極組外圍並接合於基板110。此外，間隔件140的形狀可以是圓框形（circular frame）或方框形（rectangular frame），以圍繞整個檢測空間C1。

基板110可以是透明板材，例如玻璃板或壓克力板，而透明蓋板120可為前述的透明板材。所以，基板110與透明蓋板120皆是透明的，以使光線，例如檢測光束L1，能穿透基板110與透明蓋板120，其中檢測光束L1可由脈衝光源（例如雷射）或非脈衝光源發出，而檢測光束L1的波長範圍可介於紅外光到紫外光之間。由此可知，基板110能位於檢測光束L1的路徑上，以使檢測光束L1可以穿透基板110，如圖1A所示。此外，須說明的是，在圖1A的實施例中，光電裝置100包括透明蓋板120，但在其他實施例中，光電裝置100也可不包括透明蓋板120，以使檢測光束L1直接照射位於檢測空間C1內的流體樣品。所以，圖1A所示的透明蓋板120僅供舉例說明，並非限定本發明。

光電裝置100還包括驅動電極層130，其為透明導電薄膜。透明導電薄膜的構成材質可以是透明導電氧化物（Transparent Conductive Oxide，TCO），例如銦錫氧化物（Indium Tin Oxide，ITO）或銦鋅氧化物（Indium Zinc Oxide，IZO）。此外，上述透明導電薄膜的構成材料也可以是導電高分子（conductive polymer）、奈米金屬線、奈米碳管或石墨烯（graphene）。所以，驅動電極層130不僅可用透明導電氧化物來製成，同時也可以用導電高分子、奈米金屬線、奈米碳管或石墨烯來製成。驅動電極層130配置於基板110上，並且面對透明蓋板120。驅動電極層130包括中央電極131 ，而檢測空間C1形成在中央電極131，其中流體樣品可配置於驅動電極層130上。

本發明的光電裝置100能進行交流電動力濃縮（ACEK concentration），以使驅動電極層130將多個生物微粒集中於一處，並且將不同的生物微粒分離，其中驅動電極層130可採用公告號US9498784B2美國專利案所揭露的內電極單元（inner electrode unit）、外電極單元（outer electrode unit）、輔助電極單元（auxiliary electrode unit）以及底部電極單元（bottom electrode），而上述電極單元繪示於US9498784B2美國專利案的圖1、4、11(b)、11(c)以及11(d)。

圖1B是圖1A中的驅動電極層130的佈線示意圖，其中圖1B所示的驅動電極層130是參考US9498784B2美國專利案的圖1而繪製。請參閱圖1A與圖1B，驅動電極層130還包括周邊電極圖案132。周邊電極圖案132位於中央電極131的周圍，但卻與中央電極131不接觸。也就是說，周邊電極圖案132與中央電極131兩者在電性上是彼此絕緣（insulation）。

在圖1B所示的實施例中，周邊電極圖案132的形狀大致上是呈同心圓。具體而言，周邊電極圖案132包括第一環狀電極132a與第二環狀電極132b。第一環狀電極132a與第二環狀電極132b皆以中央電極131為中心而圍繞中央電極131，而第二環狀電極132b更圍繞中央電極131與第一環狀電極132a。此外，第一環狀電極132a與第二環狀電極132b彼此不接觸，即第一環狀電極132a與第二環狀電極132b兩者在電性上是彼此絕緣。

圖1C繪示出光電裝置100如何將生物微粒集中於一處，以及將不同的生物微粒分離的機制，其與US9498784B2美國專利案所揭露的機制相同。具體而言，請參閱圖1A與圖1C。光電裝置100還包括交流電源150，其可以是多輸出功能電源供應器（multi-output function generator），並能輸出0.1伏特至20伏特以及0.1赫茲（Hz）至15兆赫（MHz）的交流電。交流電源150電連接驅動電極層130。當流體樣品配置於驅動電極層130上時，交流電源150能輸入交流電至驅動電極層130，以用於在驅動電極層130上的流體樣品內產生非均勻交流電場，其能驅使多個目標生物微粒P11集中於中央電極131，以形成微粒團P10。

詳細而言，交流電源150電連接驅動電極層130的中央電極131、第一環狀電極132a與第二環狀電極132b（請參考圖1B）。由於中央電極131、第一環狀電極132a與第二環狀電極132b三者彼此不接觸，所以三者在電性上是彼此絕緣。當交流電源150輸出交流電至驅動電極層130時，中央電極131、第一環狀電極132a與第二環狀電極132b的表面會吸附流體樣品內的離子（ion），以至於驅動電極層130的表面因吸附電性彼此相異的離子而形成電雙層（Electrical Double Layer，EDL），進而產生驅動離子的電場。大量的離子在流體中隨著電場作用而移動，產生了電液動力（electrohydrodynamic force，EHD force），進而在流體中出現交流電滲流（AC electroosmosis，ACEO）EF1的現象。

交流電源150可輸出含有直流偏壓（DC bias）的交流電至驅動電極層130，以使驅動電極層130產生非對稱極化（asymmetric polarisation）來引發較大範圍（wider range）的對流（convection），進而帶動多個生物微粒（包括目標生物微粒P11）遷移（migration）。驅動電極層130所產生的非均勻交流電場可使交流電滲流EF1產生往中央電極131流動的淨橫流（net lateral flow），以大範圍地遷移流體，從而集中這些目標生物微粒P11於中央電極131的流體停滯點/區域（stagnation point/zone），如圖1C所示。

另外，在驅動電極層130所產生的非均勻交流電場作用之下，流體樣品內的介電粒子（dielectric particle），例如干擾生物微粒P21，會產生介電泳力（Dielectrophoresis， DEP）。如果此介電粒子比周遭介質（surrounding medium）易被極化（polarisible），則介電粒子會被強電場吸引，產生正介電泳力（positive DEP，pDEP）。反之，如果此介電粒子比周遭介質難被極化（polarisible），則介電粒子會被弱電場吸引，產生負介電泳力（negetive DEP，nDEP）。介電粒子與周遭介質兩者被極化的難易程度可受交流電頻率的變化而改變。因此，透過調整交流電源150所輸出的交流電頻率，可控制介電粒子產生正或負介電泳力。

不論是正介電泳力或負介電泳力，兩者的強度皆正比於介電粒子的體積，也就是與介電粒子粒徑的三次方成正比。在本實施例中，干擾生物微粒P21的粒徑與體積皆大於目標生物微粒P11，因此透過交流電源150輸出適當頻率的交流電至驅動電極層130，可使干擾生物微粒P21產生足以抗拒交流電滲流EF1的負的介電泳力ND2。

利用負的介電泳力ND2，驅動電極層130能驅動流體樣品中的這些干擾生物微粒P21朝向弱電場移動，其中弱電場大多形成在驅動電極層130的外圍，所以介電泳力ND2會讓這些干擾生物微粒P21朝向遠離中央電極131的方向而移動。反之，利用正的介電泳力配合交流電滲流力（AC electroosmosis with positive DEP，圖1C未繪示），驅動電極層130能驅動流體樣品中的這些目標生物微粒P11朝向強電場移動，其中強電場與流體停滯點大多形成在中央電極131處，所以正介電泳力會讓這些目標生物微粒P11朝向中央電極131的方向而移動。如此，干擾生物微粒P21與目標生物微粒P11兩者會朝相反方向移動，進而分離干擾生物微粒P21與目標生物微粒P11。換句話說，光電裝置100不僅能檢測純化樣品，而且還能檢測未純化的混合樣品，例如血液、尿液、腹水或生乳等。

為了讓驅使干擾生物微粒P21的介電泳力ND2能抗拒交流電滲流EF1，以使這些干擾生物微粒P21能夠順利地遠離中央電極131，干擾生物微粒P21的平均粒徑不僅要大於目標生物微粒P11的平均粒徑，而且兩者的平均粒徑比值（干擾生物微粒P21：目標生物微粒P11）須要限制。詳細而言，在干擾生物微粒P21與目標生物微粒P11兩者平均粒徑處於微米尺度等級的條件下，干擾生物微粒P21與目標生物微粒P11兩者平均粒徑的比值要大於或等於1.5。在干擾生物微粒P21與目標生物微粒P11兩者平均粒徑處於奈米尺度等級的條件下，干擾生物微粒P21與目標生物微粒P11兩者平均粒徑的比值要大於或等於10。

由於交流電源150可利用驅動電極層130來分離干擾生物微粒P21與目標生物微粒P11，並使大部分或所有目標生物微粒P11集中於中央電極131而形成微粒團P10，因此中央電極131會因為被微粒團P10所佔據而具有明顯的光吸收與散射（scattering）之特性。例如，中央電極131會呈現混濁的外觀。此時，光電裝置100可透過檢測光束L1來檢測這些目標生物微粒P11的濃度。詳細而言，利用感測（sensing）微粒團P10對檢測光束L1的穿透率（transmittance），光電裝置100可檢測出這些目標生物微粒P11的濃度，而在本發明一較佳實施例中，光電裝置100是利用光電效應來感測上述穿透率。

具體而言，光電裝置100還包括光電轉換層160，並利用光電轉換層160所產生的光電效應來感測微粒團P10的穿透率。光電轉換層160配置於基板110，並相對於驅動電極層130，所以基板110位於光電轉換層160與驅動電極層130之間。中央電極131與光電轉換層160皆位於檢測光束L1的路徑上，因此檢測光束L1能依序通過中央電極131與基板110，之後入射於光電轉換層160。

當微粒團P10形成在中央電極131上時，光電轉換層160能接收通過微粒團P10後的檢測光束L1。光電轉換層160具光電效應特性，所以在光電轉換層160接收檢測光束L1之後，光電轉換層160能根據檢測光束L1之照度而輸出電流，其大小正比於光電轉換層160所接收到的檢測光束L1之強度。換句話說，微粒團P10對檢測光束L1的穿透率越高，光電轉換層160輸出的電流越大。反之，微粒團P10對檢測光束L1的穿透率越低，光電轉換層160輸出的電流越小。

微粒團P10的穿透率與這些目標生物微粒P11的濃度有關。具體而言，目標生物微粒P11的濃度越高，微粒團P10越密集，以至於穿透率會越低，而光電轉換層160所輸出的電流越小。反之，目標生物微粒P11的濃度越低，微粒團P10越稀疏，以至於穿透率會越高，而光電轉換層160所輸出的電流越大。由此可知，光電轉換層160所輸出的電流會隨著這些目標生物微粒P11的濃度改變而變化。由此可知，透過量測光電轉換層160所輸出的電流，光電裝置100可以檢測出這些目標生物微粒P11的濃度。

圖1D是圖1A中的量測電極圖案170與光電轉換層160的佈線示意圖。請參閱圖1A與圖1D，光電裝置100可以更包括量測電極圖案170。量測電極圖案170連接光電轉換層160，並能傳輸光電轉換層160所輸出的電流，其中量測電極圖案170包括一對彼此不接觸的量測電極171，而這些量測電極171的形狀為螺旋狀，如圖1D所示，或者也可以是指交狀、螺旋指交狀或放射指交狀等圖形。在本實施例中，這些量測電極171的材質可包括金屬，例如白金或導電性良好的金等，而光電轉換層160的材質可包括具光電特性的金屬氧化物，例如氧化鋅（ZnO）。所以，光電轉換層160可為透明導電薄膜。不過，在其他實施例中，光電轉換層160的材質也可包括矽，例如非晶矽與多晶矽，所以光電轉換層160也可為半透明層或不透明層。

圖2A是本發明光電裝置檢測多種不同濃度的樣品所得到的電流-電壓曲線圖，其中縱軸代表光電轉換層160根據其所接收的檢測光束L1而輸出的電流，而橫軸代表輸入至光電轉換層160的電壓。此外，縱軸所示的電流是經過規一化（normalized）後的結果，所以縱軸上的數值並非是實際電流。

圖2A繪示出多條曲線B21及CF4至CF8，而這些曲線B21及CF4至CF8是量測多個不同濃度的流體樣品而繪製。詳細而言，曲線B21是背景資訊，且是檢測沒有細菌的流體樣品而繪製，其中此無菌流體樣品可以是等張的（isotonic）磷酸鹽緩衝生理鹽水（Phosphate buffered saline，PBS），其可摻有甘露醇（mannitol），並可作為緩衝液（buffer）。上述無菌流體樣品的導電率可控制在1至500μS/cm左右，以利於產生交流電滲流與介電泳力（如圖1C所示），其中可利用正的介電泳力配合交流電滲流將細菌集中於中央電極131。曲線CF4至CF8依序是檢測細菌濃度在6×10 ⁴CFU/ml、3×10 ⁵CFU/ml、3×10 ⁶CFU/ml、3×10 ⁷CFU/ml以及3×10 ⁸CFU/ml的流體樣品，其中這些流體樣品是上述無菌流體樣品摻加細菌後而製成。

曲線B21及曲線CF4至CF8是在光電裝置100處於以下條件而檢測繪製。光電裝置100採用強度約在1mW/cm ²，波長介於350奈米至400奈米的紫外光作為檢測光束L1，其照射於上述流體樣品（包括無菌流體樣品）。當然，也可以因應不同材料的光電轉換層160而採用其他波長的檢測光束L1。交流電源150提供10Vpp交流電至第二環狀電極132b，提供6Vpp交流電至第一環狀電極132a，以及提供0.5V直流偏壓至中央電極131，來產生非均勻電場，其中交流電源150提供給第一環狀電極132a與第二環狀電極132b的交流電頻率可約為3千赫（kHz）。此外，所有樣品都是在經過8分鐘的交流電動力濃縮後進行濃度檢測。

從圖2A來看，曲線B21及曲線CF4至CF8的斜率（slop）與濃度有相關，其中斜率越大（越陡），目標生物微粒P11的濃度越低。反之，斜率越小（越緩），目標生物微粒P11的濃度越高。此外，曲線CF4至CF8個別與曲線B21之間的電流變化率也與濃度相關，如圖2B所示。

圖2B是根據圖2A而繪製的電流變化率與濃度對數值之間的關係示意圖。請參閱圖2B，在圖2B中，縱軸代表電流變化率，而橫軸代表流體樣品的濃度對，其中這裡的電流變化率定義如以下數學式(1)所示。 ∆I=[(Ib-Ic)/Ib]×100%..................................................................................(1)

∆I為電流變化率。Ib為背景電流，而Ic為檢測含細菌的流體樣品所測得的電流，其中背景電流Ib例如是檢測上述無菌流體樣品（即曲線B21所對應的等張磷酸鹽緩衝生理鹽水）而得到的電流，而電流Ic是檢測曲線CF4至CF8個別所對應的流體樣品而得到的電流。所以，電流Ib-Ic含有細菌濃度的資訊。

圖2B所標示的圓形圖案從左往右分別代表曲線CF4至CF8的電流變化率，其中最左下方的圓形圖案為曲線CF4的電流變化率，也就是細菌濃度在6×10 ⁴CFU/ml的流體樣品的檢測結果，其電流變化率是5.82±1.47%。這樣大小的電流變化率足以能分辨含細菌的流體樣品（6×10 ⁴CFU/ml）資訊（曲線CF4）與背景資訊（曲線B21）。然而，對於細菌濃度低於6×10 ⁴CFU/ml的流體樣品，例如3×10 ⁴CFU/ml，檢測所得到的電流變化率會低於3%，所以細菌濃度低於6×10 ⁴CFU/ml的流體樣品與背景資訊兩者資訊難以分辨。因此，具有局部細菌提濃功能的光電裝置100能夠檢測的濃度範圍大約在6×10 ⁴CFU/ml以上。相較於習知的光學分析儀器，本發明的光電裝置100能檢測生物微粒濃度在10 ⁸CFU/ml以下的流體樣品，因而具有較低的濃度檢測極限，而且還能檢測更大範圍的生物微粒濃度。

此外，從圖2B還可以看出，電流變化率與目標生物微粒P11的濃度對數值是成正相關，因此可利用線性迴歸來取得資料查表，其如圖2B所示的斜線。透過此資料查表，光電裝置100可根據光電轉換層160檢測流體樣品所得到的電流來算出目標生物微粒P11的濃度。

圖2C是本發明一較佳實施例之濃度檢測方法的流程示意圖。請參閱圖1A、圖1C與圖2C，根據圖2B所得到的資料查表（即圖2B所示的斜線），本發明的光電裝置100能檢測出目標生物微粒P11的濃度，例如檢測血液中的細菌濃度，其中濃度檢測方法如下。

首先，在流體樣品配置檢測空間C1內的驅動電極層130上後，執行步驟S21，進行交流電動力濃縮，將流體樣品中的多個目標生物微粒P11集中於中央電極131上，以在中央電極131上形成微粒團P10，其中目標生物微粒P11例如是細菌，而交流電動力濃縮的進行時間可介於1至30分鐘，例如5分鐘或8分鐘。在進行交流電動力濃縮的過程中，利用負介電泳力（nDEP），可驅動流體樣品中的多個干擾生物微粒P21，例如血球，朝向遠離中央電極131的方向而移動。如此，這些干擾生物微粒P21（例如血球）不會流到中央電極131，從而分離目標生物微粒P11（例如細菌）與干擾生物微粒P21（例如血球）。

執行步驟S22，將檢測光束L1照射位於中央電極131上的微粒團P10。之後，執行步驟S23，利用光電轉換層160，接收通過微粒團P10的檢測光束L1。然後，執行步驟S24，根據檢測光束L1，光電轉換層160產生電流。最後，執行步驟S25，根據光電轉換層160所產生的電流，取得目標生物微粒P11的濃度。

在執行步驟S25的過程中，可根據光電轉換層160產生電流與背景電流（例如前述所提及的背景電流Ib），計算出電流變化率，其中計算方式如上述數學式(1)所示。算出電流變化率之後，將算出來的電流變化率對照資料查表（如圖2B所示的斜線），從而取得這些目標生物微粒P11的濃度對數值。之後，對此濃度對數值進行對數運算，從而計算出目標生物微粒P11的濃度，例如液體或血液中的細菌濃度。由此可知，透過光電轉換層160接收檢測光束L1所產生的電流，光電裝置100能對生物微粒（例如細菌）的濃度進行定量分析。

值得一提的是，由於光電裝置100能對生物微粒的濃度進行定量分析，而且光電裝置100能檢測低細胞密度之流體樣品與分辨低細胞密度差異的流體樣本，如濃度在10 ⁸CFU/ml以下的流體樣品與分辨10 ⁴~10 ⁸CFU/ml之濃度差異，並且還能分離生物微粒（例如分離細菌與血球），因此光電裝置100相當適合用於測試藥物對細菌有效性的方法，特別是檢測細菌的抗藥性（antibiotice）與敏感性，如圖3A與圖3B所示。此外，這裡所述的藥物對細菌的有效性不僅指抗藥性與敏感性，而且在不同所需的情況下，也可意指及通用於抑制性與適用性等其他意義。

圖3A是本發明光電裝置用於檢測藥物對細菌有效性所得到的電流-電壓曲線圖。在本發明的測試藥物對細菌有效性的方法中，首先，製備含有細菌與藥物的流體樣品，其中此流體樣品的細菌濃度介於10 ⁴與10 ⁵CFU/ml之間。以圖3A為例，作為待檢測的流體樣品含有藥物：苯唑西林（Oxacillin）以及細菌：抗苯唑西林金黃色葡萄球菌（Oxacillin-resistant Staphylococcus aureus，ORSA，以下簡稱ORSA）。還有作為對照控制組的另一對照樣品，其含有苯唑西林以及苯唑西林敏感金黃色葡萄球菌（Oxacillin-Susceptible Staphylococcus Aureus，OSSA，以下簡稱OSSA）。在圖3A中，曲線B3為背景資訊，是檢測沒有細菌的流體樣品而繪製。曲線OS31是檢測含有OSSA與苯唑西林的對照樣品而繪製，而曲線OR31是檢測ORSA與苯唑西林的流體樣品而繪製。

以上流體樣品與對照樣品兩者皆於胰蛋白酶大豆肉湯（Tryptic Soy Broth，TSB）加入濃度約4μg/ml的苯唑西林來分別培養OSSA與ORSA，而且兩者各自所含有的OSSA與ORSA的細菌濃度皆為6×10 ⁴CFU/ml。製備完上述流體樣品與對照樣品之後，培養流體樣品內的細菌（ORSA）與對照樣品內的細菌（OSSA），其中培養這些細菌的時間可小於3小時，例如4小時。在培養這些細菌之後，依序進行如圖2C所示的步驟S21~S24。

具體而言，先進行交流電動力濃縮（步驟S21），將流體樣品與對照樣品中的細菌OSSA與ORSA集中於中央電極131上，以在中央電極131上形成微粒團P10，其中流體樣品與對照樣品是在不同的光電裝置100進行交流電動力濃縮。或者，流體樣品與對照樣品是在同一台光電裝置100中，先後分次進行交流電動力濃縮，不同時進行交流電動力濃縮。

之後，將檢測光束L1照射位於中央電極131上的微粒團P10（步驟S22），其中檢測光束L1是個別地照射於含有OSSA與ORSA的兩種不同的微粒團P10。接著，利用光電轉換層160，接收通過微粒團P10的檢測光束L1（步驟S23）。根據檢測光束L1，光電轉換層160產生電流（步驟S24），其中此電流有兩種，一種對應含有OSSA的對照樣品，另一種對應含有ORSA的流體樣品。根據這兩電流，取得兩個不同的電流變化率，其中這些電流變化率的定義如同上述數學式(1)所示，並且繪示於圖3A。從圖3A可以明顯看出，曲線OR31的斜率明顯小於曲線OS31與曲線B31的斜率。顯見，曲線OR31的細菌（ORSA）濃度大於曲線OS31的細菌（OSSA）濃度。

圖3B是根據圖3A為基礎進行不同培養時間後於光電裝置100上實測而繪製的培養時間與電流變化率之間的關係圖，其中縱軸代表電流變化率，其定義相同於上述數學式(1)，而橫軸代表培養時間（incubation，也可稱為培養期）。請參閱圖3A與圖3B，其中圖3B的曲線OR32對應圖3A的曲線OR31，而圖3B的曲線OS32對應圖3A的曲線OS31。也就是說，曲線OR31與曲線OR32皆對應含有ORSA的同一流體樣品，而曲線OS31與OS32皆對應含有OSSA的同一對照樣品，且曲線OS32表示為控制組電流變化率。

從圖3B可以明顯看出，在經過3小時以上的培養期之後，ORSA的流體樣品與OSSA的對照樣品兩者的電流變化率相差大於或等於4%，以至有顯著的差異，足以達到能夠辨識（discriminated）的程度。之後，隨著培養時間（培養期）的增加，OSSA的流體樣品（曲線OS32）的電流變化率並沒有顯著的變化。這表示OSSA受到苯唑西林的抑制而難以繁殖，此結果亦代表著，可將OSSA的初始濃度(反應0小時)作為控制對照組。反觀，ORSA的流體樣品（曲線OR32）的電流變化率有顯著增加，甚至在經過4小時的培養時間之後，ORSA的流體樣品的電流變化率超過10%，如圖3B所示。這表示ORSA不受苯唑西林的抑制，以致於ORSA依然可以持續繁殖。

由此可見，當待測流體樣品的電流變化率（例如曲線OR32）與控制組電流變化率（例如曲線OS32）相差大於或等於4%時，可以判斷藥物（例如苯唑西林）對細菌（例如ORSA）不具有效性。當電流變化率（例如曲線OR32）與控制組電流變化率（例如曲線OS32）相差小於4%時，可以判斷藥物（例如苯唑西林）對細菌（例如OSSA）具有效性。此外，控制組電流變化率（例如曲線OS32）的資料可儲存於電子裝置（例如電腦）內，並可利用數學方法製作成資料庫（例如圖2B所示的斜線）。透過此資料庫，光電裝置100可根據所得到的流體樣品的電流變化率來判斷藥物是否具有效性。所以，本發明的測試藥物對細菌有效性的方法可利用電腦軟體，經測試樣本初始濃度後(0小時)，再直接測試與藥物培養3小時之後的樣品，比對其差異性來判斷藥物的有效性，無須製備以上OSSA對照樣品來進行藥物有效性的判斷。

由於光電裝置100能檢測低細菌濃度（例如6×10 ⁴CFU/ml）的液體樣品與短培養時間內細菌生長速度的差異，因而能檢測短時間（例如3或4小時）培養的細菌樣品。相較於習知光學分析儀器，本發明無須進行長時間（超過一天）的細菌培養，即可對流體樣品快速地進行定量分析以及依據微量細菌密度的差異進行藥物的有效性分析，例如抗藥性分析與藥物敏感性分析。或者，可判斷某種藥物對某細菌是否有反應，例如判斷藥物是否能抑制細菌生長或殺死細菌，或是評估感染復原狀況，或是判斷藥物是否能促進有益人體的細菌繁殖(益生菌數)。如此，本發明的光電裝置100能大幅縮短檢測所需的培養時間(或稱細菌增幅時間)，進而有效地加速生物微粒的濃度檢測以及有效性分析。

圖4A是本發明另一較佳實施例之光電裝置的剖面示意圖，而圖4B是圖4A中的驅動電極層430的佈線示意圖。請參閱圖4A與圖4B，本實施例的光電裝置400與圖1A所示的光電裝置100相似。例如，光電裝置100與400兩者也包括相同的元件，而且兩者的功效與濃度檢測方法都相同。因此，以下僅說明光電裝置100與400之間的差異，相同之處不再重覆贅述。

在光電裝置400中，光電裝置400更包括透明電極層480，其形成於透明蓋板120上。透明電極層480與驅動電極層430彼此面對面，且透明電極層480電連接交流電源150。當交流電源150輸出電壓至透明電極層480時，透明電極層480與驅動電極層430之間可產生非均勻的垂直電場，其同樣也能幫助分離目標生物微粒P11與干擾生物微粒P21，並集中目標生物微粒P11（請參考圖1C）。

驅動電極層430的佈線圖案如圖4B所示，而且也同樣揭露於US9498784B2美國專利案的圖11(c)。驅動電極層430包括中央電極431以及周邊電極圖案432。中央電極431的形狀大致上相同於圖1B所示的中央電極131，而周邊電極圖案432包括環狀電極432a與多條輔助電極432b。環狀電極432a以中央電極431為中心，圍繞中央電極431，而這些輔助電極432b連接環狀電極432a，並從環狀電極432a呈放射狀延伸。周邊電極圖案432與中央電極431不接觸，所以周邊電極圖案432與中央電極431兩者在電性上是彼此絕緣。此外，驅動電極層430的材質可相同於驅動電極層130的材質，或者也可以絕緣材質來代替。

由於這些輔助電極432b是從環狀電極432a呈放射狀延伸，所以相鄰兩個輔助電極432b之間的距離會隨著遠離環狀電極432a而遞增。因此，相鄰兩個輔助電極432b之間所產生的電場會從環狀電極432a由內往外遞減。所以，相鄰兩個輔助電極432b在靠近中央電極431處會產生強電場。反之，相鄰兩個輔助電極432b的末端之間卻會產生弱電場。如此，交流電源150也能透過驅動電極層430來對大粒徑的生物微粒（例如血球）產生遠離中央電極431的負介電泳力，以及對小粒徑的生物微粒（例如細菌）產生往中央電極431集中的交流電滲流EF1，進而也能達到如圖1C所揭露的分離與集中生物微粒之效果。

圖5是本發明另一較佳實施例之光電裝置的剖面示意圖。請參閱圖5，本實施例的光電裝置500與圖1A所示的光電裝置100相似。例如，光電裝置100與500兩者也包括相同的元件，且兩者的功效與濃度檢測方法都相同，故相同之處不再重覆贅述。不過，前述實施例的光電裝置100與400皆為穿透式的檢測裝置，而圖5所示的光電裝置500為反射式的檢測裝置。

具體而言，光電裝置500所包括的驅動電極層530為金屬層，所以驅動電極層530是不透明的，並能反射光線，其中光電裝置500可包括基板510，其可為非透光的基板，而驅動電極層530配置於基板510上。驅動電極層530包括中央電極531與周邊電極圖案532，其中中央電極531與周邊電極圖案532兩者的佈線圖案可相同於圖1B所示的中央電極131與周邊電極圖案132，或者也可相同於圖4B所示的中央電極431與周邊電極圖案432。

光電裝置500更包括線路基板570，其中光電轉換層560形成於線路基板570上。光電轉換層560的材質可包括矽，例如非晶矽或多晶矽，而光電轉換層560與線路基板570兩者更可以整合成一塊太陽能面板。當檢測光束L1傾斜地入射於光電裝置500時，檢測光束L1會依序通過透明蓋板120以及位於中央電極531上的微粒團（如圖1C所示的微粒團P10）。之後，由於驅動電極層530為金屬層，因此中央電極531能反射檢測光束L1至光電轉換層560，以使光電轉換層560也能根據其所接收的光電轉換層560來產生電流。如此，光電裝置500也能執行如圖2C所示的濃度檢測方法，以檢測流體樣品中的目標生物微粒P11的濃度。或者，光電裝置500也可以檢測藥物對細菌的有效性。

綜上所述，本發明的光電裝置能集中目標生物微粒於一處（如中央電極），而且還能將至少兩種不同的生物微粒（例如細菌與血球）分離。因此，本發明的光電裝置不僅可以檢測純化樣品，而且還能檢測未純化的混合樣品，例如血液、尿液、汗水以及牛奶等。

其次，本發明的光電裝置能直接檢測低細菌濃度的流體樣品，例如濃度是在10 ⁸CFU/ml以下的樣品。在藥物有效性分析方面，本發明的光電裝置可分析初始細菌密度僅6×10 ⁴CFU/ml的樣本，可分辨出經過至少3小時（例如4小時）培養時間（培養期）之樣品的細菌濃度差異。相較於習知光學分析儀器須要進行超過一天的長時間細菌培養才得以有效辨識，本發明能以較短的培養時間，檢測出較微量的細菌濃度差異，大幅縮短檢測時間，以有效加速細菌濃度檢測以及藥物有效性分析，進而對疾病診斷、治療以及藥物開發等有莫大的貢獻與進步性。

雖然本發明已以較佳實施例揭露如上，然其並非用以限定本發明，本發明所屬技術領域中具有通常知識者，在不脫離本發明之精神和範圍內，當可作些許之更動與潤飾，因此本發明之保護範圍當視後附之申請專利範圍所界定者為準。

100、400、500：光電裝置 110：基板 120：透明蓋板 130、430、530：驅動電極層 131、431、531：中央電極 132、432、532：周邊電極圖案 132a：第一環狀電極 132b：第二環狀電極 140：間隔件 150：交流電源 160、560：光電轉換層 170：量測電極圖案 171：量測電極 432a：環狀電極 432b：輔助電極 480：透明電極層 570：線路基板 B3、B21、CF4~CF8、OS31、OS32、OR31、OR32：曲線 C1：檢測空間 EF1：交流電滲流 L1：檢測光束 ND2：介電泳力 P10：微粒團 P11：目標生物微粒 P21：干擾生物微粒P21 S21~S25：步驟

圖1A是本發明一較佳實施例之光電裝置的剖面示意圖。圖1B是圖1A中的驅動電極層的佈線示意圖。圖1C是圖1A中的光電裝置進行交流電動力濃縮的示意圖。圖1D是圖1A中的量測電極圖案與光電轉換層的佈線示意圖。圖2A是本發明光電裝置檢測多種不同濃度的樣品所得到的電流-電壓曲線圖（I-V curve）。圖2B是根據圖2A而繪製的電流變化率與濃度對數值之間的關係示意圖。圖2C是本發明一較佳實施例之濃度檢測方法的流程示意圖。圖3A是本發明光電裝置用於檢測藥物有效性所得到的電流-電壓曲線圖。圖3B是根據圖3A而繪製的電流變化率與培養時間之間的關係示意圖。圖4A是本發明另一較佳實施例之光電裝置的剖面示意圖。圖4B是圖4A中的驅動電極層的佈線示意圖。圖5是本發明另一較佳實施例之光電裝置的剖面示意圖。

100：光電裝置 110：基板 120：透明蓋板 130：驅動電極層 131：中央電極 132：周邊電極圖案 140：間隔件 150：交流電源 160：光電轉換層 170：量測電極圖案 C1：檢測空間 L1：檢測光束

Claims

一種用於濃度檢測的光電裝置，適於透過一檢測光束，從一流體樣品中檢測多個目標生物微粒的濃度，該光電裝置包括：一基板，位於該檢測光束的路徑上；一驅動電極層，配置於該基板上，並包括一中央電極，該中央電極位於該檢測光束的路徑上，而該流體樣品適於配置在該驅動電極層上；一交流電源，電連接該驅動電極層，並用於在該驅動電極層上的該流體樣品內產生一非均勻交流電場，其中該非均勻交流電場驅使該些目標生物微粒集中於該中央電極，以形成一微粒團；以及一光電轉換層，位於該檢測光束的路徑上，並用於接收通過該微粒團之後的該檢測光束，該光電轉換層根據該檢測光束而輸出一電流，其中該電流隨著該些目標生物微粒的濃度的改變而改變；其中該基板位於該光電轉換層與該驅動電極層之間。
如請求項第1項所述之光電裝置，更包括一量測電極圖案，該量測電極圖案連接該光電轉換層，並用於傳輸該電流。
如請求項第1項所述之光電裝置，其中該光電轉換層的材質包括金屬氧化物或矽。
如請求項第1項所述之光電裝置，其中該光電轉換層為不透明層。
如請求項第1項所述之光電裝置，其中該基板為一透明板材，該驅動電極層與該光電轉換層皆為透明導電薄膜。
如請求項第1項所述之光電裝置，其中該驅動電極層為金屬層，而該中央電極適於反射該檢測光束。
如請求項第6項所述之光電裝置，更包括一線路基板，該光電轉換層形成於該線路基板上，而該中央電極反射該檢測光束至該光電轉換層。
如請求項第1項所述之光電裝置，更包括：一透明蓋板，配置在該基板對面，其中該驅動電極層面對該透明蓋板，而該中央電極與該透明蓋板之間形成一檢測空間。
如請求項第8項所述之光電裝置，更包括一透明電極層，其形成於該透明蓋板上，其中該透明電極層與該驅動電極層彼此面對面，且該透明電極層電連接該交流電源。
如請求項第1項所述之光電裝置，更包括一位於該中央電極周圍的周邊電極圖案，其中該中央電極與該周邊電極圖案不接觸。
如請求項第10項所述之光電裝置，其中該周邊電極圖案包括：一第一環狀電極，以該中央電極為中心，圍繞該中央電極；以及一第二環狀電極，以該中央電極為中心，圍繞該中央電極與該第一環狀電極，其中該第一環狀電極與該第二環狀電極不接觸。
如請求項第10項所述之光電裝置，其中該周邊電極圖案包括：一環狀電極，以該中央電極為中心，圍繞該中央電極；以及多條輔助電極，連接該環狀電極，並從該環狀電極呈放射狀延伸。
一種濃度檢測方法，包括下列步驟：進行一交流電動力濃縮，將一流體樣品中的多個目標生物微粒集中於一中央電極上，以在該中央電極上形成一微粒團；將一檢測光束照射位於該中央電極上的該微粒團；利用一光電轉換層，接收通過該微粒團的該檢測光束；根據該檢測光束，該光電轉換層產生一電流；以及根據該電流，取得該些目標生物微粒的濃度；其中取得該些目標生物微粒的濃度的步驟包括：根據該電流與一背景電流，計算出一電流變化率，其中該電流變化率定義為以下數學式；△I=[(Ib-Ic)/Ib]×100%其中△I為該電流變化率，Ib為該背景電流，而Ic為該電流。
如請求項第13項所述之濃度檢測方法，其中取得該些目標生物微粒的濃度的步驟更包括：將該電流變化率對照一資料查表，以取得該些目標生物微粒的一濃度對數值。
如請求項第14項所述之濃度檢測方法，其中該電流變化率與該些目標生物微粒的該濃度對數值成正相關。
如請求項第14項所述之濃度檢測方法，其中該資料查表係由線性迴歸而取得。
如請求項第13項所述之濃度檢測方法，其中在進行該交流電動力濃縮的過程中，更包括：利用一負介電泳力，驅動該流體樣品中的多個干擾生物微粒朝向遠離該中央電極的方向而移動。
一種檢測藥物對細菌有效性的方法，包括下列步驟：製備一流體樣品，其含有一藥物與多個細菌，其中該些細菌濃度；培養該流體樣品內的該些細菌，其中培養該些細菌的時間小於4小時；在培養該些細菌之後，進行一交流電動力濃縮，將一流體樣品中的該些細菌集中於一中央電極上，以在該中央電極上形成一微粒團；將一檢測光束照射位於該中央電極上的該微粒團；利用一光電轉換層，接收通過該微粒團的該檢測光束；根據該檢測光束，該光電轉換層產生一電流；以及根據該電流，取得一相對於背景電流的電流變化率；當該電流變化率與一控制組電流變化率相差大於或等於4%時，判斷該藥物對該些細菌不具抑制性；以及當該電流變化率與該控制組電流變化率相差小於4%時，判斷該藥物對該些細菌具抑制性。
如請求項第18項所述之檢測藥物對細菌有效性的方法，其中該電流變化率定義為以下數學式；△I=[(Ib-Ic)/Ib]×100%其中△I為該電流變化率，Ib為一背景電流，而Ic為該電流。