基于α-MoO3 的可調諧法布里-珀羅諧振腔比色生物傳感器

魏晨崴 曹暾2)?

1) (大連理工大學生物醫學工程學院, 大連 116000)

2) (大連理工大學光電工程與儀器科學學院, 大連 116000)

生物傳感器是近年來的熱點研究方向, 其中基于折射率變化的光學傳感器在靈敏度方面具有很大優勢.本文基于α-MoO3 設計了一種集成微流腔的法布里-珀羅諧振腔比色生物傳感器.理論分析了BK7/Ag/SiO2作為諧振腔反射面的可行性, 并進一步用傳輸矩陣法分析了所設計的比色生物傳感器的透射光譜.當微流腔通過不同濃度的NaCl 溶液時, 比色生物傳感器顯示出明顯的顏色變化.該比色生物傳感器靈敏度最高可達600 nm/RIU, 可分辨NaCl 溶液9‰的濃度變化.由于α-MoO3 具有獨特的各向異性的光學性質, 該比色傳感器可以通過簡單的旋轉設備實現工作波長的調節以更好地適應人眼的光敏感區.另一方面, 調節微流腔的厚度也改變該比色生物傳感器的工作波長.該比色生物傳感器具有結構簡單、易于集成、操作成本低、實時檢測等優點,為以后設計可調諧比色傳感器提供了一種新的選擇.

1 引 言

近年來, 生物醫學和醫療保健領域對檢測液體中生物成分和化學成分的需求逐漸增長[1?3].在現階段多種的傳感分析技術中, 基于折射率變化的光學傳感技術在靈敏度方面有很大的優勢.例如, 通過檢測葡萄糖溶液的折射率變化可以確定葡萄糖溶液的濃度, 進而可以用于控制糖尿病[4].在過去的研究中, 已有多種傳感器用于檢測溶液折射率的變化, 其中最主要的類型是結構簡單且尺寸緊湊的光纖生物傳感器.然而這種光纖生物傳感器仍存在一些缺點, 比如靈敏度相對較低(基于光柵的光纖)、機械強度和耐久性較弱(錐形光纖傳感器)、昂貴的微加工程序[5?7].另一方面, 基于表面等離子共振的光學生物傳感器已被證實具有高靈敏度和實時響應能力[8], 但這種傳感器造價高昂且對環境溫度敏感.

法布里-珀羅諧振腔(Fabry-Pérot, FP)諧振腔有著悠久的歷史, 1899 由Pérot 和Fabry 提出并設計[9].在光學領域中, FP 諧振腔是指由兩片平行反射面(反射鏡)構成的光學腔.只有滿足FP 諧振腔的共振條件, 光波才能穿過該諧振腔[10].FP 諧振腔具有控制、測量光波的能力, 廣泛應用于通訊、激光、光譜學、傳感器等領域[11?14].隨著加工制造技術的提高, 多種可調諧FP 諧振腔被設計制造[15,16]出來.最近, 一種集成微流腔的FP 生物傳感器被提出.通過調節FP 諧振腔兩面反射鏡間的有效介質, FP 諧振腔可以揭示其對相移改變或吸收率改變的敏感度[13,14].因此, FP 諧振腔是一種設計無標簽生物傳感器的優秀方法.FP 諧振腔傳感器結構簡單, 制備成本低, 可以有效地替代其他用于檢測溶液中生物成分的光學生物傳感器.

二維范德瓦爾斯(2D van der Waals, 2D vdW)材料吸引了大量的研究.2D vdW 材料是由層狀晶體構成, 層與層之間通過范德瓦爾斯力約束,具有很多獨特的光學性質.自從石墨烯于2004 年被成功制備[17]以來, 越來越多的2D 材料加入了2D vdW 材料這個大家庭.石墨烯具有典型的對稱晶體結構, 表現出各向同性的物理性質.另一類2D vdW 材料的晶體結構呈現不同程度的不對稱性, 如黑磷(black phosphorus, BP)[18?23]、碲化鎵 (gallium telluride, GaTe)[24?26]、六角氮化硼(hexagonal boron nitride, hBN)[27,28].由于晶體結構的不對稱性, 這類2D vdW 材料不僅能如各向同性的石墨烯一樣具有高開關比、高電子移動性等2D 材料的性質, 還可以表現出電學、光學、熱學等方面的各向異性.這種各向異性豐富了物理學應用, 并為設計可調諧裝置提供了新的維度.其中, 光學2D vdW 材料是設計實現新型光學極性設備的優良選擇[29?32].α 型三氧化鉬(α-phase Molybdenum trioxide, α-MoO3)是其中的佼佼者,作為一種新興天然2D vdW 材料, 具有非對稱晶體結構, 表現出獨特的各向異性光學性質.相較其他雙折射率材料, 比如BP 和CaCO3, α-MoO3實現了低光學耗散和高折射率比的良好平衡.最近,Zheng 等[33]在近紅外波段證實了通過照射極性材料—α-MoO3可以產生一種混合準粒子, 即聲子極化子(phonon polaritons, PhPs).這一研究引起了廣泛關注, α-MoO3的PhPs 得到了進一步深入的研究, 多種新型納米光學設備得以發展, 比如寬譜吸收器、高品質因數極化子諧振器、亞波長光學調諧和聚焦設備[33?36].與人工超材料相比, 天然2D vdW 通常具有更低的光學損耗, 也不需要復雜的光刻技術來實現功能.

比色生物傳感器是一種以顏色變化為檢測分析基礎, 可以通過裸眼或分光光度計進行觀察、檢測, 進而對待測目標物進行定性或定量檢測的光學生物傳感器.比色生物傳感器有諸多優勢, 比如裸眼可見、操作成本低、設計制備成本低、實時檢測、不需要配備昂貴的精密分析儀器等.另一方面, 由于人眼中視錐細胞的數量不同, 人眼對不同波長的可見光敏感度不同, 進而對不同顏色的分辨能力不同.一般而言, 人眼對綠光(580 nm)的敏感度最強.故在比色生物傳感器中實現工作波長的調諧顯得尤為重要, 通過調節工作波長可以使比色生物傳感器盡可能工作在人眼的顏色敏感區.可調諧光學設備通常集成相變材料實現調諧功能, 為使相變材料相變, 需額外附加結構進行加熱等操作[37,38].本文在可見光波段設計基于α-MoO3的FP 諧振腔比色生物傳感器, 顏色可隨著NaCl 溶液折射率的變化而變化.通過改變器件的方向 (或入射光的偏振角)即可實現調諧, 從而更好地匹配人眼對光的敏感區間.另一方面, 改變FP 諧振腔比色生物傳感器中微流腔的層厚可以拓展該傳感器的工作區間至整個可見光波段.我們設計的比色傳感器能實現最高600 nm/RIU 的檢測靈敏度, 品質因數達到23.1, 最高可以分辨NaCl 溶液約9‰的濃度變化.我們設計的生物傳感器結構簡單易于集成, 在可見光波段實現了較高的可調檢測靈敏度, 通過人類視覺系統的比色能力實現方便快捷的生物檢測功能, 為以后設計可調諧比色傳感器提供了一種新的思路.

2 基于α-MoO3 的FP 腔生物傳感器的結構設計

圖1 所示為基于α-MoO3的FP 諧振腔生物傳感器3D 示意圖和剖面示意圖, 主要由Ag 層(防氧化SiO2鍍膜)反射鏡和微流腔構成, 下層Ag層上還集成了α-MoO3以增強共振效果并實現調諧功能.層狀斜方晶α-MoO3結構(圖1(a)插圖)由雙層非對稱MoO6八面體晶格組成, 具有高度各向異性的晶體結構.MoO6八面體結構包含[001]方向上的邊共享模式和[100]方向上的角共享模式, 在豎直[010]方向上則由弱范德瓦爾斯力約束.FP腔集成了微流腔從而使待測生物樣本可以從腔中通過.Ag 層用于提升共振信號強度從而提供通過FP腔中的液體成分的高靈敏度、高分辨率實時響應.使用微流腔避免了將生物樣本與傳感區域貼合所需的輔助壓力裝置[39], 同時增強了光-物質相互作用從而可以更準確地檢測較小體積的生物樣本[4,40].通過檢測透射譜的峰值波長的位移即可監控FP腔中生物樣本折射率的變化.在FP 諧振腔生物傳感器中的下層SiO2/Ag 薄膜上集成了α-MoO3, 從而實現了可調諧光學生物傳感器, 只需改變器件的方向 (或入射光的偏振角)即可實現調諧, 將FP諧振腔生物傳感器的工作頻段轉移, 亦可實現一定程度上的靈敏度切換.本文定義晶體結構方向[100]和[001]分別為笛卡爾坐標系下的x 方向和y 方向, 偏振角φ = 0°為x 偏振方向, φ = 90°為y 偏振方向, 入射角θ = 0°為垂直入射, 入射光波長為可見光波段(450 —750 nm).常見的可調諧傳感器裝置通常通過集成相變材料實現[37,41,42], 相變材料需要外接設備以加熱等方式完成相變從而實現傳感器的調諧.利用α-MoO3作為調諧器件則無需復雜的外接設備, 極大地降低了傳感器的制造成本.若在上層Ag/SiO2薄膜上也集成α-MoO3形成對稱結構, 由于α-MoO3在可見光波段折射率虛部極小, 可以看作透明材料, 故此時Ag/SiO2/α-MoO3整體將視為FP 諧振腔的兩面反射鏡, 降低了α-MoO3的調諧能力, 所以采用非對稱結構, 只在下層SiO2/Ag 薄膜上集成了α-MoO3.本文中設計的基于α-MoO3的FP 諧振腔生物傳感器工作在可見光波段, 具有快速實時響應、高機械強度、高靈敏度、高準確性、可調諧等優點, 這種傳感器制備相對簡單, 無需復雜的光刻技術.在醫學領域, 糖尿病病人需要時刻監控體內關鍵電介質(NaCl 和KCl)的濃度[43], 故本文以NaCl 溶液為例測試所設計的基于α-MoO3的FP 腔生物傳感器的靈敏度.

圖1 基于α-MoO3 的FP 諧振腔生物傳感器 (a) 3D 示意圖; (b)剖面示意圖.插圖為層狀斜方晶α-MoO3 結構示意圖, 層間由范德瓦爾斯力約束Fig.1.Schematic of FP cavity biosensor based on α-MoO3:(a) 3D view; (b) cross-sectional view.The inset is the illustration of orthorhombic α-MoO3 with layered structure held by van der Waals’ forces.

傳輸矩陣法(transfer-matrix method, TMM)是電磁學和光學中常用的數學方法, 可以計算任意平面波(不同傳播方向、入射角、極性)通過多層平板結構的透射譜、反射譜等光譜特征[44,45].利用TMM 可以在確定初始界面的輸入電場的條件下通過一系列矩陣操作得出輸出電場.多層結構可以看作是一個系統矩陣, 表示為單層矩陣的乘積.最后通過轉換系統矩陣即可得出輸出光譜的透射系數和反射系數.本文設計的FP 諧振腔的反射鏡面由BK7/Ag/SiO2構成.首先利用TMM 計算了三種結構(單層BK7, BK7/Ag 和BK7/Ag/SiO2)的透射光譜, 如圖2 所示.由于BK7 基底在可見光波段具有較大的帶隙且幾乎沒有吸收, 入射光通過單層BK7 基底時的透射率可達0.95 左右.當Ag 層薄膜(30 nm)覆蓋在BK7 基底上時, 透射率顯著下降.這是因為入射光的光子會與金屬的原子發生交互作用產生一系列反射、透射等, Ag 層薄膜也會對可見光波段的光子有一定的吸收作用.由于Ag 層薄膜在空氣中易氧化, 故在Ag 層薄膜上再鍍膜一層SiO2薄膜(3 nm)防氧化.SiO2在可見光波段一般可以認為是透明材料且SiO2薄膜極薄, SiO2/Ag 薄膜的透射率只相對下降少許.入射光在到達Ag 層薄膜表面時會誘發Ag 中部分電子振蕩, 由于光子和自由電子的相互作用產生了金屬原子通過弱鍵合作用構造出的負電子云.這些電子隨著入射光波長改變而振蕩從而增強了反射.一些具有不同能量的光子不會與松散鍵合的電子發生相互作用, 從而成為了透射光和能量耗散(吸收).透射和反射光譜取決于整體有效折射率, 而SiO2由于極薄故在有效折射率中貢獻很小.在BK7 基底和SiO2中, 電子被牢牢地鍵合, 只能在其正常位置附近振蕩.這一運動影響了入射光的傳播, 降低了入射光的波速, 還會引發小的能量耗散.整體而言, 整體有效折射率的改變是由光子與Ag 層薄膜自由電子、SiO2的束縛電子、液態生物樣本的相互作用決定的, 這一相互作用與入射光的波長高度相關, 進一步影響折射率.在基于α-MoO3的FP 腔生物傳感器中, 選取窄波長范圍進行傳感監測, 從而使得入射光波長對折射率傳感測量的影響較小,可以忽略.

圖2 三種結構的透射光譜, 包括單層BK7, BK7/Ag 和BK7/Ag/SiO2Fig.2.Transmittance spectrum of three different structure,including single layer BK7, BK7/Ag and BK7/Ag/SiO2.

運用TMM 計算不同濃度NaCl 溶液通過基于α-MoO3的FP 諧振腔生物傳感器的透射率.TMM中特征矩陣考慮到了FP 諧振腔各層厚度、折射率在不同入射光波長下的影響.NaCl 溶液不同濃度下的折射率來源于前人的工作[46].選取入射角θ = 75°.由于消光系數和色散效應在可見光波段對折射率的影響較小, 可以忽略, 故在計算中設消光系數為0, 忽略色散效應.SiO2的厚度只有3 nm, 故SiO2在可見光波段的吸收效應也可以忽略.在FP 諧振腔比色傳感器設計中, Ag 層太厚會阻止入射光穿過FP 諧振腔使透射率太低, Ag 層太薄則難以形成良好的諧振, 即透射譜共振峰品質因數低.本文設計的基于α-MoO3的FP 諧振腔比色傳感器中Ag 層薄膜的厚度選為30 nm, 兼顧了透射率和品質因數.SiO2層薄膜的厚度 為3 nm, 可 以 保證Ag 層不被氧化同時不會過多影響FP 諧振腔.α-MoO3層太厚時生物樣本溶液折射率改變對整體FP 諧振腔內有效折射率的影響會降低, 即生物傳感器的靈敏度會降低, 若α-MoO3層太薄, 則生物傳感器的調諧性能下降.本文選取α-MoO3層的厚度為100 nm, 兼顧了調諧性和靈敏度.表1 總結了仿真計算中所有的各層材料的參數.

表1 TMM 計算FP 諧振腔透射光譜所用的參數Table 1.Parameter for simulation of transmittance spectrum of proposed FP cavity biosensor using TMM.

3 FP 腔生物傳感器的光譜及傳感性能表征

通過改變FP 諧振腔中集成的微流控的生物樣本空間的厚度, 本文所設計的基于α-MoO3的FP諧振腔生物傳感器的工作范圍可以拓展到整個可見光區域.當微流腔的厚度在300 nm 時, 基于α-MoO3的FP 諧振腔生物傳感器的主要工作波長范圍為600—650 nm.圖3(a)和圖3(b)所示分別為x 偏振光(φ = 0°)和y 偏振光(φ = 90°)時純水(0%)和不同濃度(5%—25%)的NaCl 溶液通過微流腔時FP 諧振腔生物傳感器的透射光譜圖.FP諧振腔的相位延遲δ 可表示為

其中d 是兩面反射鏡間的距離, ng為兩面反射鏡間介質的有效折射率, θtran是透射角, λ0是入射光源的波長.考慮干涉條件, 若要形成共振增強, 則需要諧振腔內往返一周的相位延遲為2π 的整數倍, 即δ = 2mπ, 其中m 為正整數, 也指代FP 諧振腔中共振峰的階數.共振峰的頻率ν, 即達到最大透射率時的頻率可表示為

當兩束相鄰的光束相位延遲為π 的整數倍時通過FP 諧振腔生物傳感器的透射率達到最大值0.6 左右.相位延遲δ 與入射光波長負相關, 與FP諧振腔的有效群折射率和腔體厚度正相關(方程(1)).當基于α-MoO3的FP 諧振腔生物傳感器的結構固定后, 透射率的峰值波長只取決于待測NaCl溶液的濃度.從圖3(c)中可以看出, 當待測NaCl溶液的濃度從0% (純水)提升到25%時, 相應的折射率也從n = 1.333 提升至n = 1.3778, x 偏振光下透射率的峰值波長從橘黃色(λ = 618 nm)紅移至紅色(λ = 640.7 nm), y 偏振光下透射率的峰值波長從杏黃色(λ = 603.6 nm)紅移至橘紅色(λ =626.3 nm), λ 為共振峰波長.由于y 偏振光下α-MoO3的折射率相較x 偏振光下更低, 故y 偏振光下透射譜相對x 偏振光下發生藍移, y 偏振光下的透射峰值波長藍移了14 nm 左右.

圖3 入射光分別為 (a) x 偏振光(φ = 0°)和(b) y 偏振光(φ = 90°)時純水(0%)和多種濃度(5%—25%)的NaCl 溶液通過FP 諧振腔生物傳感器的微流腔(300 nm)的透射光譜圖; (c) 入射光分別為x 偏振光(φ = 0°)和y 偏振光(φ = 90°)時純水(0%)和多種濃度(5%—25%)的NaCl 溶液通過FP 諧振腔生物傳感器的微流腔(300 nm)的色彩圖Fig.3.Transmittance spectrum of the FP cavity biosensor on (a) x polarization (φ = 0°) and (b) y polarization (φ = 90°) while the micofluidic chamber (300 nm) was filled with NaCl solution in different concentration; (c) colormap for NaCl solution in different concentration filled in micofluidic chamber (300 nm) at x polarization (φ = 0°) and y polarization (φ = 90°).

對于生物傳感器, 靈敏度(sensitivity, S)是一個重要的指標, 通常定義為可測量物理量變化(透射峰波長, nm)/折射率變化(refractive index unit,RIU):

生物傳感器的另一個指標是品質因數(figure of merit, FoM), 可定義為

其中 FWHM 為透射光譜的半寬高(full width at half maximum).

如圖4 所示, x 偏振光下和y 偏振光下透射峰波長隨折射率(NaCl 溶液濃度)近似線性變化.圖中線性擬合斜率即為靈敏度, 在x 偏振光下和y 偏振光下的靈敏度約為507 nm/RIU.由Ag 層反射鏡構成的FP 諧振腔實現了良好的共振效果, 在x 偏振光下的FoM 為15.8, 在y 偏振光下的FoM 為15.3.最小可覺差(just-noticeable difference, JND)代表人或其他動物某一特定器官受到刺激時所能察覺到的最小改變.顏色的改變本質是光的波長發生變化, 在可見光范圍內從長波長到短波長可簡單分為紅、橙、黃、綠、青、藍和紫.在合適的觀測條件下, 裸眼的分辨能力最強為0.4 nm (光波長580 nm處), 在光波長490—620 nm 范圍內分辨能力約為1 nm, 隨著光波長紅移至650 nm 處, 裸眼的分辨能力降低至3.6 nm 左右[49].JND 存在個體差異,也會因環境、心理生理狀態等發生改變.考慮到人眼對顏色的分辨能力及該FP 生物傳感器的工作范圍, 運用該FP 生物傳感器使用者可分辨約39‰的NaCl 溶液的濃度變化.由方程(2)可知, 透射峰波長與FP 腔內有效折射率的一次成反比, 故當入射光的極性改變時, α-MoO3的折射率隨之改變,從而改變了FP 諧振腔內有效折射率, 實現了不同入射極性下透射峰波長的位移.而靈敏度S 則與FP 諧振腔內有效折射率的二次方成反比.由方程(2)可推出不同NaCl 溶液濃度引發的共振峰頻率變化 ? υS:

圖4 x 偏振光下和y 偏振 光下基于α-MoO3 的FP 諧振腔生物傳感器透射峰波長隨折射率變化, 微流腔厚度為300 nmFig.4.The peak wavelength of transmittance spertrum of FP cavity biosensor based on α-MoO3 on x polarization and y polarization as a function of refractive index, while the thickness of microfluic chamber is 300 nm.

其中ng1, ng2分別代表不同NaCl 溶液濃度下的FP 諧振腔內折射率.在FP 諧振腔結構已經固定的情況下, 入射光的極性改變引發的有效折射率的改變對靈敏度S 的影響較小, 因此不同偏振光下基于α-MoO3的FP 諧振腔生物傳感器的靈敏度幾乎沒有變化.

為使基于α-MoO3的FP 諧振腔生物傳感器的工作范圍轉移, 提高FP 諧振腔中微流腔的厚度至550 nm.圖5(a)和圖5(b)分別為x 偏振光和y 偏振光時不同NaCl 溶液濃度通過微流腔時FP諧振腔生物傳感器的透射光譜圖, 該FP 諧振腔生物傳感器的主要工作波長范圍為550—600 nm.由于FP 諧振腔內厚度增加, 透射率略微降低, 當兩束相鄰的光束相位延遲為π 的整數倍時通過FP諧振腔生物傳感器的透射率達到最大值0.58 左右.從圖5 中可以看出, 生物樣本空間厚度改變后的FP 諧振腔生物傳感器也可以完成生物傳感的功能且工作波段藍移了約50 nm.從圖5(c)中可以看出, 同樣檢測0%濃度(純水)到25%濃度的NaCl溶液, x 偏振光下透射率的峰值波長從櫻草色(λ =560.6 nm)紅移至鵝黃色(λ = 587.3 nm), y 偏振光下透射率的峰值波長從柳綠色(λ = 550.9 nm)紅移至近純黃色(λ = 577.9 nm).該生物傳感器也可以實現調諧功能, 在y 偏振光下透射譜相對x 偏振光下發生藍移, y 偏振光下的透射峰值波長藍移了10 nm 左右.此外, 基于α-MoO3的FP 諧振腔生物傳感器在生物樣本空間的厚度為550 nm 時的透射譜的強度和品質因數也能保持穩定, 在x 偏振光下的FoM 為23.1, 在y 偏振光下的FoM 為22.2.

圖5 入射光分別為 (a) x 偏振光(φ = 0°)和(b) y 偏振光(φ = 90°)時純水(0%)和多種濃度(5%—25%)的NaCl 溶液通過FP 諧振腔生物傳感器的微流腔(550 nm)的透射光譜圖; (c) 入射光分別為x 偏振光(φ = 0°)和y 偏振光(φ = 90°)時純水(0%)和多種濃度(5%—25%)的NaCl 溶液通過FP 諧振腔生物傳感器的微流腔(550 nm)的色彩圖Fig.5.Transmittance spectrum of the FP cavity biosensor on (a) x polarization (φ = 0°) and (b) y polarization (φ = 90°) while the micofluidic chamber (550 nm) was filled with NaCl solution in different concentration; (c) colormap for NaCl solution in different concentration filled in micofluidic chamber (550 nm) at x polarization (φ = 0°) and y polarization (φ = 90°).

圖6 x 偏振光下和y 偏振光下基于α-MoO3 的FP 諧振腔生物傳感器透射峰波長隨折射率變化, 微流腔厚度為550 nmFig.6.The peak wavelength of transmittance spertrum of FP cavity biosensor based on α-MoO3 on x polarization and y polarization as a function of refractive index, while the thickness of microfluic chamber is 550 nm.

如圖6 所示, x 偏振光下和y 偏振光下透射峰波長隨折射率(NaCl 溶液濃度)近似線性變化.圖中線性擬合的斜率即為靈敏度, 在x 偏振光下和y偏振光下的靈敏度約為600 nm/RIU, 運用該FP生物傳感器, 使用者可分辨約9‰的NaCl 溶液的濃度變化.由于生物樣本空間的厚度提高, FP 諧振腔中待測生物樣本對有效折射率的影響增大, 根據方程(2)可知FP 諧振腔生物傳感器對待測生物樣本的靈敏度會隨之提高.另一方面, FP 諧振腔中α-MoO3的相對占比下降, 從而調諧能力下降.在設計中, 應該有效控制各層厚度, 從而實現靈敏度和調諧能力的平衡.

4 結 論

本文設計了一種基于α-MoO3的FP 腔比色生物傳感器, 使用Ag 層薄膜(30 nm)覆蓋在BK7基底上作為FP 諧振腔的反射面, 在Ag 層薄膜上鍍膜一層SiO2薄膜(3 nm)防氧化, 反射面間集成了微流腔使待測生物樣本溶液從腔中通過, 下層反射面上還集成了α-MoO3層(100 nm)從而在可見光波段增強了比色傳感器的靈敏度并實現了調諧效果.同時, 調節微流腔的厚度也可以改變比色傳感器的工作區間.利用TMM 計算了所設計的基于α-MoO3的FP 腔比色生物傳感器在不同濃度NaCl 溶液通過微流腔時的透射光譜, 從相應的色彩圖中可看出, 比色傳感器的顏色會隨NaCl 溶液的濃度發生明顯變化.設計的比色傳感器能實現最高600 nm/RIU 的檢測靈敏度, 品質因數達到23.1,最高可以分辨NaCl 溶液約9‰的濃度變化.這種基于α-MoO3的FP 腔比色生物傳感器結構簡單、制備成本低、易于光學器件的集成, 在可見光波段實現了高檢測靈敏度.該比色生物傳感器可通過旋轉器件實現工作區間的切換, 無需附加復雜裝置,更容易適配人類視覺系統的敏感區域.這種比色生物傳感器通過人類視覺系統的比色能力實現方便快捷的低成本生物檢測功能, 對進一步研究高靈敏度、低成本、可調諧傳感器具有較大意義.