TWI407099B - 電壓式生物感測器及其製作方法 - Google Patents

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Description

電壓式生物感測器及其製作方法
本發明係藉由半導體製程，以二氧化錫薄膜之分離式離子選擇電極為基礎，藉由二氧化錫/氧化銦錫分離式架構所製作之銨根離子選擇電極，進一步藉由酵素固定化技術，製作電壓式尿素及肌酸酐生物感測器，而研發時係藉由半導體標準製程製作為主要考量，並且具備平面化、可拋棄式及與電路分離架構等特點，故此生物感測器之開發符合大量複製及低成本之要求。
生物感測器係定義為「使用固定化的生物分子(Immobilized Biomolecules結合換能器，用以偵測生物體內、外之環境化學物質或特異性交互作用後產生回應的一種裝置」。上述之換能器可係為電位計、電流計、光學纖維、表面電漿共振、干擾效應光電極、場效電晶體、壓電晶體，表面聲波器等。其中，場效電晶體由於可利用已發展成熟之半導體製程，並且可製作小型化元件，在朝向輕薄短小之可攜式產品的市場趨勢中已成為產學界開發產品的重要方向。
生物感測器之雛型是依據1962年Clark等人所提出[Clark L.C.,C.Lyois,“Electrode system for continuous monitoring in cardiovascular surgery”,Annals of the New York Academy of Sciences,vol.102,pp.29-33,1962.]，藉由酵素與受質之專一性理論，所建立之有機物偵測分析法，而依據Intechno Cunsulting調查報告資料[張振堶，“感測器之市場需求與技術發展趨勢”，工研院經資中心，2002.]可得知，若將生物科技結合半導體技術，藉由此種技術將元件微小化後，可使產品達到體積小、重量輕、可靠度高、精確度高、性能佳、成本低及大量生產等優點。
如美國專利US 5,804,047(Isao Karube,Susan Anne Clark,Ryohei Nagata,“Enzyme-immobilized electrode,composition for preparation of the same and electrically conductive enzyme”,1998.)係提出應用於檢測一特定物質之酵素感測器系統，而此酵素固定之電極係將混合物固定，此混合物包含一藉由共價鍵將酵素及電子傳遞物加以連結所形成之一導電性酵素及其他導電性材料，其酵素固定方式可使用網版印刷、刷塗等技術固定於一基礎材料上。
另，美國專利US 5,945,343(Christiane Munkholm,“Fluorescent polymeric sensor for the detection of urea”,1999.)提出可偵測尿素之螢光高分子感測器，該螢光高分子感測器之結構分為三層，最上層係將質子化(protonated)形式之酸鹼感測螢光物質固定於疏水性高 分子上，第二層係包含高分子與尿素酶，第三層則為高分子層，本專利之感測器結構簡單，可製作成微小化與可拋棄式感測元件；但本專利並未針對光學式感測器之光學檢測系統備製與操作穩定性進行改良，故以完整之感測系統而論，光學檢測系統之製作成本較電壓式與電流式感測系統高，此為此專利之主要缺點。
目前雖可直接以光譜分析偵測尿素或肌酸酐濃度，但仍以酵素方法為廣泛使用[C.Puig-Lleixa,C.Jimenez,J.Alonso,J.Bartroli,“Polyurethaneacrylate photocurable polymeric membrane for ion-sensitive fieldeffect transistor based urea biosensors”,Analytica Chimica Acta,vol.389,pp.179-188,1999；R.Koncki,I.Walcerz,E.Leszczynska,“Enzymatically modified ion-selective electrodes for flow injection analysis”,Journal of Pharmaceutical and Biomedical Analysis,vol.19,pp.633-638,1999；A.B.Kharitonov,M.Zayats,A.Lichtenstein,E.Katz,I.Willner,“Enzyme monolayer-funtionalized field-effect transistors for biosensor applications”,Sensors and Actuators B,vol.70,pp.222-231,2000.]。目前商用場效式電晶體生物感測器係採用電流式量測技術。電流式技術之原理係偵測生物體內的微小電流，其反應速度快，但由於需於 讀出電路外加一偏壓以進行訊號轉換，故製作時須考量一額外電源。此外電流式生物感測器需使用三個電極以完成量測任務，分別係參考電極、工作電極與輔助電極。故電流式生物感測器技術需較高之設計及生產成本。而電流式生物感測器於進行量測時所進行之化學反應牽涉氧化還原反應，其產生微小電流流過感測窗口表面時，會對上述之生物分子(如酵素)造成破壞作用，因而影響後續使用時酵素進行化學反應之能力。
如上所述，場效電晶體生物感測器之製作可藉由半導體製程，然而傳統半導體製程之條件嚴格(例如需在高真空度環境中進行等)，生產成本較高；而產品若為可拋棄式設計，則將進一步提高供貨成本。隨著醫療及健康意識抬頭，將生物感測器與醫療檢驗方式結合係重要趨勢。例如測量血清或尿液中尿素及肌酸酐之濃度可作為人體腎功能以及肌功能之指標，傳統生化方法檢測尿素及肌酸酐，費時又耗費成本，故如何以較低成本製作構造簡單、性能與穩定性佳，且應用於醫療檢測的拋棄式生物感測器，係產業亟欲發展之技術。
鑒於上述之發明背景中，為了符合產業上之要求，本發明提供一種用於檢測肌酸酐以及尿素濃度之電壓式生物感測器。
本發明揭露了一種用於檢測肌酸酐以及尿素濃度之電壓式生物感測器。所述之生物感測器藉由同時偵測血清中肌酸酐以及尿液中尿素含量作為人體肌功能以及腎功能的健康指標。
本發明所揭露之生物尿素及肌酸酐感測器係以場效電晶體為基礎結構以便於產品之微小化，並且，藉由採用電壓式量測技術，於訊號轉換過程中不需外加偏壓。此外，本發明所揭露之尿素及肌酸酐感測器係為可置換式設計，亦即其與後端的訊號處理電路可分開製作，因此感測器製程條件可較為寬鬆(例如可於低真空度中進行)。另一方面，藉由上述之可置換式結構，本發明所製成之檢測尿素及肌酸酐濃度生物感測器為可拋式設計，進一步增加商品化之價值。
本發明在此揭示一種電壓式生物感測器。為了能徹底地瞭解本發明，將在下列的描述中提出詳盡的步驟及其組成。顯然地，本發明的施行並未限定於該領域之技藝者所熟習的特殊細節。另一方面，眾所周知的組成或步驟並未描述於細節中，以避免造成本發明不必要之限制。本發明的較佳實施例會詳細描述如下，然而除了這些詳細描述之外，本發明還可以廣泛地施行在其他的實施例中，且本發明的範圍不受限定，其以之後的專利範圍為準。
美國專利US 5,858,186(Robert S.Glass,“Urea biosensor for hemodialysis monitoring”,1999.)係提出一種電化學感測器，可藉由血液透析過程中之透析廢液定量偵測尿素之濃度。此感測器係藉由酵素使得尿素水解，並對所產生之酸鹼值變化進行偵測。此感測器所使用之架構可量產、可大幅降低成本，故此架構有利於發展為可拋棄式之感測器。於典型之應用，感測器通常於檢驗中心或搭配適當之電腦系統以診斷血液透析的中止點。此外此感測器亦可讓洗腎病人於居家使用，其僅需手指之少量血液樣本即可進行偵測。
另，美國專利US 4,691,167(Hendrik H.v.d.Vlekkert,and Nicolaas F.de Rooy,“Apparatus for determining the activity of an ion(pIon)in a liquid”,1987)係提出一種量測溶液離子活性之裝置，該裝置中包含量測電路，該電路中包含離子感測場效電晶體、參考電極、溫度感測器，而放大器中包含離子感測場效電晶體、溫度感測器與控制、計算、記憶電路，並藉由此電路參數之控制可偵測離子之活性，離子感測特性具溫度變異特性，且汲極電流相對於溫度亦具備函數關係，故可藉由儲存於記憶體中之函數控制閘極電壓，以達到溫度特性之補償；本專利之優點係感測元件具溫度補償，但其缺點為製作成本高、操作困難，難以應用於製作成本低廉之生物感測器。
又，美國專利US 5,474,660(Ian Robins,John E.A.Shaw,“Method and apparatus for determining the concentration of ammonium ions in solution”,1995.)係提出一偵測銨根離子濃度之裝置及方法，其係將一氨氣之氣體感測器置於一容器中，並將此容器部分區域置入含銨根離子之溶液；電化學產生器使溶液中產生氫氧根離子於氨氣氣體感測器所置之容器附近，而感測器即藉由氣體穿透薄膜感測出銨根離子所轉換之氨氣。此專利所提出之感測器即藉由上述的方法偵測溶液中之銨根離子之濃度。
又，美國專利US 6,021,339(Atsushi Saito,Soichi Saito,Masako Miyazaki,“Urine testing apparatus capable of simply and accurately measuring a partial urine to indicate urinary glucose value of total urine”,2000.)提出一種尿酸多重感測器，其中含一可量測尿素之感測元件，且至少有一偵測包含於尿酸中鈉離子及氯離子之成分。就如同我們所知，尿酸比重是基於每個元件之濃度的偵測訊號所產生。除此之外，一偵測葡萄糖單位成分必需加入於此，隨著最後於尿醣值中之特定比重以修正所量測之尿醣值(即葡萄糖基準值)後，待尿酸分泌達至24小時後，即可由部分之尿酸中簡易且精準瞭解偵測情況。
又，美國專利US 4,970,145(Hung P.Bennetto,Gerard M.Delaney,Jeremy R.Mason,Chrispother F. Thurston,John L.Stirling,David R.DeKeyzer,“Immobilized enzyme electrodes”,1990.)係提出一以碳電極為基礎架構所製作之酵素電極，而此結構之酵素電極可將酵素(如葡萄糖氧化酵素)附於電極上，以製作一響應良好、穩定性佳之電流式感測器。電極之基板材料係一鍍鉑之碳薄電極，此酵素電極不需使用電子傳遞物之配方且可於溶氧量低之狀態下進行量測。此酵素感測器於10mM之葡萄糖溶液量測，反應結果係每平方公分數百微安培之電流密度，且響應時間短，於潮濕及室溫之環境保存下，仍具備良好之穩定度及達數個月之壽命。
又，美國專利US 5,397,451(Mitsugi Senda,Katsumi Hamamoto,Hisashi Okuda,“Current-detecting type dry-operative ion-selective electrode”,1995.)係提出一電流式且改良濕式操作方式缺點之離子選擇電極，其中包含工作電極與輔助電極，二者皆製作於一絕緣基板上。第一層為親水性之聚合物，而離子選擇膜則係採用非親水性之聚合物，其優點係電極本身可乾式操作，改進該種電極之缺點。
參閱第一圖所示，本發明之第一實施例揭露一種電壓式生物感測器100，其包含一基板110、至少兩位於基板上的工作電極(120A；120B)，至少一位於基板上的對比電極130、一位於基板上的假性參考電極140以及一用以區隔上述至少四個電極的封裝結構150。上述之基板110 可係為絕緣性基板如玻璃等，或是非絕緣性基板如氧化銦錫玻璃或二氧化錫玻璃等，甚至可以為聚乙烯對苯二甲酸酯(polyethylene terephthalate；PET)基材等材料。上述之封裝層結構150係為絕緣性之環氧樹脂。上述之電壓式生物感測器係用於檢測肌酸酐濃度、檢測尿素濃度或同時檢測肌酸酐及檢測尿素濃度。上述之電壓式生物感測器最佳的量測範圍介於pH6至pH8之間。
參閱第二圖所示，於本實施例中，上述之至少兩工作電極(120A；120B)，各包含一第一感測層122、一第一離子選擇層124以及一酵素層126，其中，第一感測層122位於基板110上，第一離子選擇層124位於第一感測層122上，酵素層126位於第一離子選擇層124上。上述之第一感測層122為非絕緣性固態離子，其選自下列之一者或其組合：二氧化錫、二氧化鈦以及氮化鈦。上述之第一離子選擇層124為銨根離子選擇層，由具備羥基之聚氯乙烯(PVC-COOH；carboxylated polyvinylchloride)所構成。上述之酵素層126由肌酸酐亞胺水解酶(creatinine iminohydrolase；CIH)或尿素(urease)所組成。酵素層126藉由光可固化之含有雜芪基團的聚乙烯醇(polyvinyl alcohol containing stilbazolium group；PVA-SbQ)以物理包埋方式固定於第一離子選擇層124上。上述至少兩工作電極(120A；120B)所具有酵素層126,其組合可為兩者皆肌酸酐亞胺水解酶(creatinine iminohydrolase；CIH)、兩者皆尿素(urease)或一者為肌酸酐亞胺水解酶(creatinine iminohydrolase；CIH)另一者為尿素(urease)。
參閱第三圖所示，本實施例之較佳範例，上述之至少兩工作電極(120A；120B)更包含一位於基板110與第一感測層122之間的第一導電層128，且第一導電層128作為感測訊號之傳輸層，第一導電層128具有低阻抗以提高感測訊號之傳輸效率，此外，第一導電層128的材料選自下列族群之一者或其組合：銅、碳、銀、金、氯化銀、氧化銦錫(Indium Tin Oxides；ITO)。
參閱第四A圖所示，根據本實施例之另一較佳範例，上述之至少兩工作電極(120A；120B)個別更包含一導線170A，其中，導線連170A接至該第一導電層128以便於傳輸感測訊號，導線170A的材料選自下列族群之一者或其組合：銅、碳、銀、金、氯化銀、氧化銦錫(Indium Tin Oxides；ITO)。另一方面，如第四B圖所示，根據本實施例之再一範例，於工作電極(120A；120B)中，各個第一導電層128具分別皆具有一裸露表面160A以便與外界電性耦合，據此傳輸感測訊號。
參閱第二圖所示，於本實施例中，上述之對比電極130係用以測量銨根離子的濃度，其包含一位在基板110上的第二感測層132，以及位在第二感測層132上的第二離子選擇層134。另一方面，如第三圖所示，基板110與 第二感測層132之間可以更包含一第二導電層138。第二導電層138具有低阻抗以提高感測訊號之傳輸效率，且第二導電層138的材料選自下列族群之一者或其組合：銅、碳、銀、金、氯化銀、氧化銦錫(Indium Tin Oxides；ITO)。上述第二感測層為非絕緣性固態離子，其選自下列之一者或其組合：二氧化錫、二氧化鈦以及氮化鈦。上述第二離子選擇層為銨根離子選擇層，由具備羥基之聚氯乙烯(PVC-COOH；carboxylated polyvinylchloride)所構成。
參閱第四A圖，對比電極130更包含一導線170B，其中，導線170B連接至第二導電層138以便於傳輸感測訊號，導線170B的材料選自下列族群之一者或其組合：銅、碳、銀、金、氯化銀、氧化銦錫(Indium Tin Oxides；ITO)。另一方面，參閱第四B圖，第二導電層138具有一裸露表面160B以便與外界電性耦合，據此傳輸感測訊號。
參閱第二圖所示，於本實施例中，上述之假性參考電極140係用以測量氫離子的濃度，其包含一位在基板110上的第三感測層142。另一方面，如第三圖所示，基板110與第三感測層142之間可以更包含一第三導電層148。第三導電層148具有低阻抗以提高感測訊號之傳輸效率，且第三導電層148的材料選自下列族群之一者或其組合：銅、碳、銀、金、氯化銀、氧化銦錫(Indium Tin Oxides；ITO)。上述第三感測層142為非絕緣性固態離子，其選自 下列之一者或其組合：二氧化錫、二氧化鈦以及氮化鈦。
參閱第四A圖，假性參考電極140更包含一導線170C，其中，導線170C連接至第三導電層148以便於傳輸感測訊號，導線170C的材料選自下列族群之一者或其組合：銅、碳、銀、金、氯化銀、氧化銦錫(Indium Tin Oxides；ITO)。另一方面，參閱第四B圖，第三導電層148具有一裸露表面160C以便與外界電性耦合，據此傳輸感測訊號。
參閱第五A圖、第五B圖以及第五C圖所示，上述之至少兩工作電極(120A；120B)與對比電極及假性參考電極排列方式可以為相互平行排列，其兩工作電極(120A；120B)排列組合可以為間隔排列、位於外側排列或並排排列方式，於本發明中並不限定其排列方式。另外，於第五D圖以及第五E圖所示，上述之至少兩工作電極(120A；120B)與對比電極及假性參考電極排列方式可以為陣列排列方式，其兩工作電極(120A；120B)排列組合可以為交錯排列或是同側排列。
本發明揭露一種生物感測器的形成方法，首先，提供一基板；其次，形成一假性參考電極於基板上；接著，形成至少一對比電極於基板上；再者，形成至少兩工作電極於基板上；最後，藉由一封裝結構區隔上述至少四個電極。較佳者，於形成上述至少四個電極於基板上前，更包含各別形成一導電層於該至少四個電極於基板之間並且 提供一導線，導線連接至各個導電層上且導線作為感測訊號之傳輸線。此外，另一較佳者，形成一裸露表面於該至少兩工作電極、該至少一對比電極以及該假性參考電極上以便與外界電性耦合，據此傳輸感測訊號。
如圖六顯示，係一應用於檢測尿素或肌酸酐濃度之電壓式生物感測器100，其包含一基板110、至少兩位於基板上的工作電極(120A；120B)，至少一位於基板上的對比電極130、一位於基板上的假性參考電極140、一用以區隔上述至少四個電極的封裝結構150以及一與生物感測器電性耦合之感測訊號讀出模組180。感測訊號讀出模組180分別接受由參考電極130、假性參考電極140以及至少兩工作電極(120A；120B)所傳出之一感測訊號，進而運算尿素或肌酸酐濃度。
如圖七顯示，係如圖六所示之生物感測器及感測訊號讀出模組架構圖，感測訊號讀出模組180包含儀表放大器181以及運算裝置182。假性參考電極140連接至接地端，以定義待測溶液之基礎電位；對比電極130連接至儀表放大器181之負輸入端；而工作電極(120A；120B)連接至儀表放大器181之正輸入端，此信號係定義感測器之工作電位。故儀表放大器所擷取之電位係工作電極的酵素感測層126之電位減去參考電極層134之電位，並經過運算裝置182運算尿素或肌酸酐濃度。
本發明揭露一種電壓式生物感測器之量測方法，其包含：首先，將至少兩工作電極置入緩衝溶液中，並量測出一基準電壓。其次，藉由至少兩儀表放大器放大該至少兩工作電極所讀出電路。最後，將至少兩工作電極置入待測溶液中，並分別紀錄該至少兩工作電極所測得一反應電壓。上述之至少兩儀表放大器分別與一訊號量測裝置電性耦合，並且該訊號量測裝置分別量測每一個儀表放大器之放大電路所輸出之訊號以產生複數個量測值，其中每一個量測值係相對應於每一個放大電路所輸出之訊號。
範例一
本發明揭露一種電壓式生物感測器，其包含一基板、至少兩位於基板上的工作電極、至少一對比電極、一假性參考電極以及一用以區隔上述至少四個電極的封裝結構。其中基板可係為玻璃、氧化銦錫玻璃、二氧化錫玻璃等，甚至可以為可撓性聚乙烯對苯二甲酸酯(polyethylene terephthalate；PET)。假性參考電極之製程條件請參見下列所述之二氧化錫/氧化銦錫/玻璃延伸式離子感測器或二氧化錫/碳/聚乙烯對苯二甲酸酯延伸式離子感測器製程條件。對比電極之製程條件請參見下列所述之銨根離子選擇電極製程條件。至少兩工作電極之製程條件請參見下列所述電壓式尿素感測膜與電壓式肌酸酐感測膜製程條件。
(一)二氧化錫/氧化銦錫/玻璃延伸式離子感測器之製程條件：
(1)氧化銦錫/玻璃基板：氧化銦錫膜厚度為230Å。
(2)感測窗開窗大小為2×2mm2。
(3)二氧化錫感測膜製程條件：以濺鍍法成長二氧化錫薄膜，靶材為二氧化錫。通入氬氣與氧氣(4：1)之混合氣體。二氧化錫薄膜成長時基板溫度維持於150℃，沉積氣壓維持於20毫托耳，射頻功率為50瓦，鍍膜厚度為2000Å。
(二)二氧化錫/碳/聚乙烯對苯二甲酸酯延伸式離子感測器之製程條件：
(1)碳/聚乙烯對苯二甲酸酯為基板，其感測窗開窗大小為直徑2mm。
(2)二氧化錫感測膜製程條件：以濺鍍法成長二氧化錫薄膜，靶材為二氧化錫。通入氬氣與氧氣(4：1)之混合氣體。二氧化錫薄膜成長時基板溫度維持於150℃，沉積氣壓維持於20毫托耳，射頻功率為50瓦，鍍膜厚度為2000Å。
(三)銨根離子選擇電極之製作：
(1)將含羰基之聚氯乙烯(Poly(vinyl chloride)carboxylated，PVC-COOH)：33%、癸二酸二辛酯(Bis(2-ethylhexyl)sebacate，DOS)：66%、銨根離子選擇物(Nonactin)：1%，依一定比例混合 攪拌，後再加入四氟氫喃(Tetrahydroofuran，THF)：0.375ml之溶劑以超音波震盪器混合。
(2)取出步驟(1)之銨根離子混合溶液2.0微升，滴附於二氧化錫感測電極之感測窗口上。
(3)將元件置於室溫下之暗箱中約12至24小時，即完成銨根電極固定化之過程。
(四)電壓式尿素感測膜之製作：
(1)將PVA-SbQ稀釋(125毫克/100微升、酸鹼值為7.0之5毫莫爾/升磷酸鹽溶液)後與酵素溶液(10毫克/100微升、酸鹼值為7.0之5毫莫爾/升磷酸鹽溶液)，以1：1之比例混合。
(2)取步驟(1)之混合液1.0微升滴於銨根電極之感測窗上，接著將元件置於4瓦365奈米之紫外光的照射，進行光聚合反應約20分鐘。
(3)待反應結束後，將元件置於4℃之暗箱中約12小時，即完成酵素固定化之過程。
(五)電壓式肌酸酐感測膜之製作：
(1)將PVA-SbQ稀釋(50毫克/100微升、酸鹼值為7.0之5毫莫爾/升磷酸鹽溶液)後與酵素溶液(0.2毫克/毫升、酸鹼值為7.0之5毫莫爾/升磷酸鹽溶液)，以1：1之比例混合。
(2)取步驟(1)之混合液1.0微升滴於銨根電極之感測窗上，接著將元件置於4瓦365奈米之紫外 光的照射，進行光聚合反應約20分鐘。
(3)待反應結束後，將元件置於4℃之暗箱中約12小時，即完成酵素固定化之過程。
第八圖為操作流程示意圖，上述所建構電壓式生物感測器依據此一流程圖，運算待測溶液濃度及電壓。首先，於進行量測前工作電極需先置入緩衝溶液中穩定，並將此穩定後之反應電壓作為基準電壓，此一程序為校正程序。接著將電壓式尿素及肌酸酐工作電極置入待測溶液，擷取裝置會記錄反應電壓，擷取裝置上具有三組功能鍵，分別為：功能一(尿素訊號)、功能二(尿素+肌酸酐訊號)以及功能三(肌酸酐訊號)。經過運算裝置運算尿素或肌酸酐濃度並於顯示裝置顯示其濃度及電壓值。
如第九圖顯示，為量測尿素感測器於濃度範圍0.8微莫爾/升至20毫莫爾/升、酸鹼值為7.5之尿素待測溶液，由對比電極、假性參考電極以及工作電極所得到之反應電壓結果；由此圖量測得尿素感測膜之線性量測範圍為0.01毫莫爾/升至10毫莫爾/升。
如第十圖顯示，為量測肌酸酐感測器於濃度範圍2微莫爾/升至255微莫爾/升、酸鹼值為7.5之肌酸酐待測溶液，由對比電極、假性參考電極以及工作電極所得到之反應電壓結果；由此圖量測得肌酸酐感測膜之線性量測範圍為15微莫爾/升至140微莫爾/升。
顯然地，依照上面實施例中的描述，本發明可能有許多的修正與差異。因此需要在其附加的權利要求項之範圍內加以理解，除了上述詳細的描述外，本發明還可以廣泛地在其他的實施例中施行。上述僅為本發明之較佳實施例而已，並非用以限定本發明之申請專利範圍；凡其它未脫離本發明所揭示之精神下所完成的等效改變或修飾，均應包含在下述申請專利範圍內。
100‧‧‧電壓式生物感測器
110‧‧‧基板
120A‧‧‧工作電極
120B‧‧‧工作電極
122‧‧‧第一感測層
124‧‧‧第一離子選擇層
126‧‧‧酵素層
128‧‧‧第一導電層
130‧‧‧對比電極
132‧‧‧第二感測層
134‧‧‧第二離子選擇層
138‧‧‧第二導電層
140‧‧‧假性參考電極
142‧‧‧第三感測層
148‧‧‧第三導電層
150‧‧‧封裝結構
160A‧‧‧一裸露表面
160B‧‧‧一裸露表面
160C‧‧‧一裸露表面
170A‧‧‧導線
170B‧‧‧導線
170C‧‧‧導線
180‧‧‧感測訊號讀出模組
181‧‧‧儀表放大器
182‧‧‧運算裝置
第一圖係為根據本發明第一實施例所建構之電壓式生物感測器的示意圖；第二圖係為根據本發明之第一實施例中之一範例所建構之電壓式生物感測器的分層結構示意圖；第三圖係為根據本發明之第一實施例中之一範例所建構之具有導電層電壓式生物感測器的示意圖；第四A圖係為根據本發明之第一實施例中之一範例所建構之具有導線電壓式生物感測器的示意圖；第四B圖係為根據本發明之第一實施例中之一範例所建構之具有裸露表面電壓式生物感測器的示意圖；第五A至E圖係為根據本發明第一實施例所建構之電壓式生物感測器其工作電極的排列組合圖；以及第六圖係為根據本發明第一實施例所建構之電壓式尿素及肌酸酐生物感測器的示意圖；第七圖係為根據本發明第一實施例所建構之電壓式尿素及肌酸酐生物感測器讀出架構電路示意圖；第八圖為係根據本發明建構之電壓式尿素及肌酸酐生物感測器操作示意圖； 第九圖係電壓式尿素及肌酸酐生物感測器尿素量測電壓響應結果；以及第十圖係電壓式尿素及肌酸酐生物感測器肌酸酐量測電壓響應結果。
100‧‧‧電壓式生物感測器
110‧‧‧基板
120‧‧‧工作電極
122‧‧‧第一感測層
124‧‧‧第一離子選擇層
126‧‧‧酵素層
128‧‧‧第一導電層
130‧‧‧對比電極
132‧‧‧第二感測層
134‧‧‧第二離子選擇層
138‧‧‧第二導電層
140‧‧‧假性參考電極
142‧‧‧第三感測層
148‧‧‧第三導電層
150‧‧‧封裝結構
180‧‧‧感測訊號讀出模組

Claims (30)

  1. 一種電壓式生物感測器，其包含：一基板；至少兩工作電極，該至少兩工作電極位於該基板上；至少一對比電極，該至少一對比電極位於該基板上；一假性參考電極，該假性參考電極位於該基板上；以及一封裝結構，該封裝結構係用以區隔上述至少四個電極。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之電壓式生物感測器，上述之電壓式生物感測器係用於檢測肌酸酐濃度。
  3. 如申請專利範圍第1項所述之電壓式生物感測器，上述之電壓式生物感測器係用於檢測尿素濃度。
  4. 如申請專利範圍第1項所述之電壓式生物感測器，其中上述之基板為絕緣性玻璃、非絕緣性氧化銦錫玻璃、非絕緣性二氧化錫玻璃以及聚乙烯對苯二甲酸酯基材(polyethylene terephthalate；PET)。
  5. 如申請專利範圍第1項所述之電壓式生物感測器，其中上述之工作電極，包含：一第一感測層，該第一感測層位於該基板上；一第一離子選擇層，該第一離子選擇層位於該第一感測層上；以及一酵素層，該酵素層位於該第一離子選擇層上。
  6. 如申請專利範圍第5項所述之電壓式生物感測器，其中上述之第一感測層為非絕緣性固態離子，其選自下列之一者或其組合：二氧化錫、二氧化鈦以及氮化鈦。
  7. 如申請專利範圍第5項所述之電壓式生物感測器，其中上述之第一離子選擇層為銨根離子選擇層，其成分包含具備有羥基之聚氯乙烯(PVC-COOH；carboxylated polyvinylchloride)。
  8. 如申請專利範圍第5項所述之電壓式生物感測器，其中上述之酵素層之成分包含肌酸酐亞胺水解酶(creatinine iminohydrolase；CIH)。
  9. 如申請專利範圍第5項所述之電壓式生物感測器，其中上述之酵素層之成分包含尿素(urease)。
  10. 如申請專利範圍第5項所述之電壓式生物感測器，其中上述之工作電極更包含一第一導電層，該第一導電層位於該基板與該第一感測層之間且該第一導電層作為感測訊號之傳輸層，該第一導電層具有低阻抗以提高感測訊號之傳輸效率，且該第一導電層的材料選自下列族群之一者或其組合：銅、碳、銀、金、氯化銀、氧化銦錫(Indium Tin Oxides；ITO)。
  11. 如申請專利範圍第10項所述之電壓式生物感測器，上述之工作電極更包含一導線，其中，該導線連接至該第一導電層以便於傳輸感測訊號，該導線的材料選自下列族群之一者或其組合：銅、碳、銀、金、氯化銀、氧化銦錫(Indium Tin Oxides；ITO)。
  12. 如申請專利範圍第5項所述之電壓式生物感測器，其中上述之酵素層藉由物理包埋方式固定於該第一離子選擇層上。
  13. 如申請專利範圍第12項所述之電壓式生物感測器，其中上述之物理包埋方式係利用光可固化之含有雜芪基團的聚乙烯醇(polyvinyl alcohol containing stilbazolium group；PVA-SbQ)將該酵素層固定於該第一離子選擇層上。
  14. 如申請專利範圍第10項所述之電壓式生物感測器，其中上述之第一導電層具有一裸露表面以便與外界電性耦合，據此傳輸感測訊號。
  15. 如申請專利範圍第1項所述之電壓式生物感測器，其中上述之封裝層結構係為絕緣性之環氧樹脂。
  16. 如申請專利範圍第1項所述之電壓式生物感測器，其中上述之對比電極係用以測量銨根離子的濃度，包含：一第二導電層，該第二導電層位於該基板上；一第二感測層，該第二感測層位於該第二導電層上；以及一第二離子選擇層，該第二離子選擇層位於該第二感測層上。
  17. 如申請專利範圍第16項所述之電壓式生物感測器，其中上述之第二導電層具有一裸露表面以便與外界電性耦合，據此傳輸感測訊號，上述之第二導電層具有低阻抗以提高 感測訊號之傳輸效率，且該第二導電層的材料選自下列族群之一者或其組合：銅、碳、銀、金、氯化銀、氧化銦錫(Indium Tin Oxides；ITO)。
  18. 如申請專利範圍第16項所述之電壓式生物感測器，其中上述之對比電極更包含一導線，其中，該導線連接至該第二導電層以便於傳輸感測訊號，該導線的材料選自下列族群之一者或其組合：銅、碳、銀、金、氯化銀、氧化銦錫(Indium Tin Oxides；ITO)。
  19. 如申請專利範圍第16項所述之電壓式生物感測器，其中上述之第二感測層為非絕緣性固態離子，其選自下列之一者或其組合：二氧化錫、二氧化鈦以及氮化鈦。
  20. 如申請專利範圍第16項所述之電壓式生物感測器，其中上述之第二離子選擇層為銨根離子選擇層，由具備羥基之聚氯乙烯(PVC-COOH；carboxylated polyvinylchloride)所構成。
  21. 如申請專利範圍第1項所述之電壓式生物感測器，其中上述之假性參考電極係用以測量氫離子的濃度，包含：一第三導電層，該第三導電層位於該基板上；以及一第三感測層，該第三感測層位於該第三導電層上。
  22. 如申請專利範圍第21述之電壓式生物感測器，其中上述之第三導電層具有一裸露表面以便與外界電性耦合，據此傳輸感測訊號，該第三導電層具有低阻抗以提高感測訊號之傳輸效率，且該第三導電層的材料選自下列族群之一者 或其組合：銅、碳、銀、金、氯化銀、氧化銦錫(Indium Tin Oxides；ITO)。
  23. 如申請專利範圍第21項所述之電壓式生物感測器，更包含一導線，其中，該導線連接至該第三導電層以便於傳輸感測訊號，該導線的材料選自下列族群之一者或其組合：銅、碳、銀、金、氯化銀、氧化銦錫(Indium Tin Oxides；ITO)。
  24. 如申請專利範圍第21項所述之電壓式生物感測器，其中上述之第三感測層為非絕緣性固態離子，其選自下列之一者或其組合：二氧化錫、二氧化鈦以及氮化鈦。
  25. 如申請專利範圍第1項所述之電壓式生物感測器，更包含一感測訊號讀出模組，該感測訊號讀出模組與該電壓式生物感測器電性耦合，該感測訊號讀出模組分別接受由該參考電極、該假性參考電極以及該工作電極所傳出的一感測訊號。
  26. 一種應用如申請專利範圍第1項所述之電壓式生物感測器的量測方法，該電壓式生物感測器的量測方法包含：將該至少兩工作電極置入一緩衝溶液中，並量測出一基準電壓；藉由至少兩儀表放大器放大該至少兩工作電極所讀出電路；以及將該至少兩工作電極置入待測溶液中，並分別紀錄該至少兩工作電極所測得一反應電壓。
  27. 根據申請專利範圍第26項之電壓式生物感測器之量測方法，其中上述之至少兩儀表放大器分別與一訊號量測裝置電性耦合，並且該訊號量測裝置分別量測每一個儀表放大器之放大電路所輸出之訊號以產生複數個量測值，其中每一個量測值係相對應於每一個放大電路所輸出之訊號。
  28. 一種電壓式生物感測器的形成方法，其包含：提供一基板；形成一假性參考電極於該基板上；形成至少一對比電極於該基板上；形成至少兩工作電極於該基板上；以及藉由一封裝結構區隔上述至少四個電極。
  29. 如申請專利範圍第28項所述之電壓式生物感測器的形成方法，更包含提供一導線，該導線分別連接至該至少兩工作電極、該至少一對比電極以及該假性參考電極上且該導線作為感測訊號之傳輸線。
  30. 如申請專利範圍第28項所述之電壓式生物感測器的形成方法，更包含分別形成一裸露表面於該至少兩工作電極、該至少一對比電極以及該假性參考電極上以便與外界電性耦合，據此傳輸感測訊號。
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