常見生物感測器

生物感測器為現今熱門的研究題目，根據其所使用的原理，生物感測器主要 可分作下面幾類:光學感測器 (optic) [50, 51]、機械感測器 (mechanic) [52-55]、 電 性感測器 (electronic) [56]，而每一種工作原理，又有不同的設計方式，因此生物 感測器的類型十分的多，

以下分別就各類型感測器做詳細的介紹。

一、光學感測

表面電漿共振現象，光進入金屬和介電材料間所產生的特殊現象，當極化光 進入金屬和介電質材料介面，會產生表面電漿波，且在介面以指數形式衰退[50]，

如圖 2-35 所示，而在表面電漿波的接面，環境折射率的變化會變得十分敏感，因 此許多生物感測器，皆將生物分子如 DNA、protein 等，利用各種形式，接附在接 面處，利用此現象，以做感測。要產生表面電漿波，需要滿足特定的條件，常用 的方式有三種，如圖 2-36 所示，第一種為利用稜鏡將光耦合進入介電質和金屬表 面；第二種為利用波導的形式，將導入之光波，在接面處透過折射率變化，耦合 出表面電漿波；第三種為利用光進入光柵中產生繞射現象，而得到所要之表面電 漿波。

圖 2-35 表面電漿波以做生物感測[50]

圖 2-36 常見激發表面電漿極化現象之方式[50]

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局部表面電漿共振現象 (localized surface plasmon resonance, LSPR) ，當入射 光照射到遠比波長還要小的金屬奈米粒子，奈米粒子上之電荷會受到入射電場的 影響，而產生震盪，且會侷限於單一金屬粒子中，此稱之為局部表面電漿共振現 象，而近年來有許多研究顯示，金屬奈米粒子的形狀、大小、分布情形都會影響 共振現象，且當金屬粒子十分靠近時，彼此間會產生耦合現象，而使共振頻率發 生改變。

2005 年 Carsten Sonnichsen 等人，利用局部表面電漿共振現象，進行 DNA 的 量測[51]，如圖 2-37 a 所示，首先先直徑 40nm 的金奈米粒子接附在玻璃基板上，

且在其上接上官能基，而後將已接附單股 DNA 的金奈米粒子，靠近基板上之奈米 粒子，當兩奈米金粒子鍵結在一起時，由於兩金奈米粒子會產生局部表面電漿耦 合現象，而使得散射光譜產生紅移，如圖 2-37 b 所示；而由於單股 DNA 具有可 彎曲性，但雙股 DNA 則較不易彎曲，因此當兩奈米金粒子中間以雙股 DNA 鍵結 時，其間距會較以單股 DNA 鍵結為短，亦即兩奈米金粒子間隔較遠，則其散射光 譜紅移量會較少，如圖 2-37 c 所示，因此可利用此現象做為一電漿尺規 (plamonic rules) 觀察單股 DNA 鍵結成雙股 DNA 的情形。此種方法已可利用幾十個 DNA 分 子的即能產生能觀察到的波長移動，可感測到幾十個 DNA 分子。

圖 2-37 利用局部表面電漿現象作為 DNA 分子檢測[51]

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二、機械感測 (mechanic):

1. 微樑感測器 (microcantilevers, MC)

此類型的元件，常利用生物分子因為特定官能基而鍵結在元件表面上，而此 生物分子的鍵結，會造成元件局部區域的改變，利用測量微小區域的改變量 (通常 為微樑) ，而可作為感測器，隨著生物分子結合在元件微區表面，由於靜電斥力或 吸引力、氫化、熵效應等因素使機械元件的產生偏轉，偏轉量的量測通常為從微 樑反射的雷射光所產生的偏差量，然亦有研究透過量測壓電材料所產生之電訊號，

而得知生物分子結合情形。

在 2000 年 J. Fritz 利用半導體製程，製作矽基材的微樑感測器，其將以矽做成 之微樑浸泡在含有 DNA 之緩衝溶液中，進行實驗量測[52]，如圖 2-38 所示。

圖 2-38 微樑偵測器[52]

圖 2-39 微樑偵測對應不同濃度結果圖[52]

微樑上有一層金膜，經過修飾之 DNA 會接附在微樑表面，而後以雷射照射，

偵測其反射光之位置，而測量其微樑彎曲的程度，藉以偵測 DNA 之濃度變化，如 圖 2-39，而此元件偵測極限可到 10nM 的 DNA 濃度。

2. 微樑震盪感測器（Microcantilever resonator, MCR）

2005 年 B. Ilic 等人，利用微樑震盪感測器，如圖 2-40 所示，在此以氮化矽

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(silicon nitride) 製作懸臂樑[53]，並在其上懸空之特定位置製作金圓點，而經過修 飾之 DNA 僅會接附在金圓點上，而後以雷射打在懸空且附著 DNA 之金圓點位置，

以及未附著 DNA 之位置，作為相對照，以光偵測器即時檢測其震盪頻率所造成的 影響，並透過其震盪頻率之改變作為 DNA 偵測。由圖 2-41 中可以看出，當未接 附上 DNA 與接附上 DNA 後，其頻率頻譜會有所位移，而可看出其變化，此方法 可偵測到0.03 ng/ μL DNA 濃度。

圖 2-40 微樑震盪元件圖[53]

圖 2-41 微樑震盪頻率改變圖[53]

此外利用奈米結構之震盪的改變量作為生物偵測器，還有其他的形式，如 2011 年 Yuerui Lu 等人，在氧化矽 (SiO2) 基板上製作直立的奈米矽陣列[55]，如圖 2-42

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所示，由於氧化矽基板和奈米矽陣列之熱膨脹係數的差異，當有溫度差異時，會 造成此元件產生彎曲，產生振動，而後當 DNA 分子附著在奈米矽陣列上後，會使 單位面積的質量產生改變，而產生震盪的改變量，藉由偵測其頻率之移動，而可 作為生物感測器，如圖 2-43 所示，此方法可感測到最小極限 10^-15M 之 DNA 濃度。

圖 2-42 奈米矽線陣列生物感測器示意圖[55]

圖 2-43 奈米矽線震盪頻率改變隨濃度改變值[55]

3. 懸掛式微流道震盪感測器 (Suspended microchannel resonator, SMR)

此類型偵測器在懸臂量上製作微流道，因此待檢測之生物分子溶液可流經微 流道會對此懸臂樑產生偏移量，利用此偏移量，可作為即時檢測。

2007 年 Thomas P. Burg, Michel Godin 等人，以半導體技術以矽基材製作此結 構之偵測器[54]，如圖 2-44 所示，而此種針對其所設計之感測分子，能有不同的 感測方式，如圖 2-44 b，當待測分子積存在懸臂樑之微流道中，會使震盪頻率平 移而產生可作為感測，另一種感測模式，如圖 2-44 c 待測分子，隨著溶液流經微

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流道，當待測分子流經微流道之底端，及懸臂樑最外端之處，會造成較大的頻率 變化，而此變化即可作為生物分子立即感測之用。以此量測 IgG 分子，可看到震 盪頻率變化量，會隨著濃度變化，最小感測極限可到 0.7nM 之濃度。

圖 2-44 懸掛式微流道震盪感測器示意圖[54]

圖 2-45 頻率改變量隨感測分子濃度變頻率變化圖[54]

三、電性感測器

當目標的生物分子結合在半導體奈米線 (Semiconductor nanowires)、或奈米碳 管 (carbon nanotubes) 之表面，會影響元件的導電度 (conductance)，而能作為生物 感測器。當待測分子接合或是溶液之酸鹼度改變時，會影響局部表面位能 (local

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surface potential)，而有電性的改變，然而現今之研究，所量測出電訊號的改變，

差異較大，較無統一定量的研究結果。

1. 狹縫 (Nanogap)

2000 年 Danny Porath 等人，利用光學微影製程製作出鉑金屬之間的奈米狹縫 間距，如圖 2-46 所示，而後將 DNA 分子侷限在狹縫中，量測其電性的變化[57]，

從電壓電流圖 (I-V curve) 中可以發現在微小偏壓的情況下，此兩鉑電極間電流極 微弱，而當偏壓逐漸加大，可發現兩電極間會有大幅度的電流量提升，在此作者 以 DNA 分子能貢獻電流穿隧之值作為其理論解釋。

圖 2-46 DNA 分子局限於狹縫中之電壓電流曲線圖[57]

2. 奈米線生物感測器 (Nanowire biosensor)

2006 年 Yuri L. Bunimovich 等人，利用矽奈米線的電性量測，偵測 DNA 分子 [58]。利用半導體製程製作出奈米線元件，且製作微流道，使感測溶液可以隨著微 流道到達已修飾過的矽奈米線表面，如圖 2-47 所示，而當所感測之單股 DNA 吸 附在修飾過的矽奈米線上時，由於負的表面電荷增加，而使矽奈米線之電阻值隨 之下降，而透過阻值之改變可以做為濃度變化之偵測，如圖 2-48 所示，隨著濃度 提高，阻值下降幅度越高，此種元件之偵測極限為 10 pM 濃度之 DNA。

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圖 2-47 矽奈米線結合微流道製作生物感測器[58]

圖 2-48 奈米線電阻隨濃度變化[58]

3. 場效應電晶體 (Field effect transistor, FET)

場效應電晶體為常見以半導體製程的電性元件，一般皆有閘極 (gate) 、汲極 (drain)、源極 (source) 三個端點，其以電場控制所設計的導電通路情形，而控制 半導體材料中某類型載子通道的導通性，而作為電場效應控制電流的電子元件。

場 效 電 晶 體 中 之 一 種為 離 子 敏 感 的 場 效 應 電 晶 體 （ Ion-Sensitive Field Effect Transistor, ISFET） 其用以檢測溶液中的離子濃度的變化，溶液中離子濃度的變化，

會影響導通的電晶體電流而作為感測。由於 DNA 分子在溶液中為帶負電的形式，

因此其濃度亦會對電晶體之電性造成影響。

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2005 年 Y. Han 等人，製作多通道之離子場效電晶體元件，而後將 DNA 分子 溶液滴在閘極位置，而由於 DNA 分子所帶的負電荷，會影響電晶體的電性，而產 生電壓下降，透過電壓改變，即可作為一生物感測器[59]，其最低可感測 DNA 濃 度為 100 nM。

圖 2-49 a 單一電晶體閘極和汲極、源極連接圖 b DNA 附著對閘極電壓變化[59]

透過各種不同原理機制，生物感測器非常多元，而各項感測器亦有其潛在之 應用，理想的生物感測器應，應盡量滿足下列之特點，體積輕小，便於攜帶，價 格低廉，製程簡易，高靈敏度，高準確性，而各種類型的感測器仍有許多問題，

如製程繁複、造價昂貴、量測耗時、架構複雜、易受環境干擾等等，仍待克服。

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