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第3章
生醫感測器
中華民國生物醫學工程學會
3.1.1
生醫感測器的定義
• 傳統生化分析或生物檢驗技術係指利用
生化或免疫學原理，以各種化學藥劑、
酵素、抗體或抗原等與檢體 (例如血液、
尿液) 中之待測物質 (例如葡萄糖、尿素
氮、膽紅素、尿酸、膽固醇、肌酸酐及
乳酸等) 作用，經一系列設計之生化反
應，並配合各種光學或電極之訊號檢知
器及資料處理系統來測定物質濃度。
2
• 配合微小化所衍生的生醫感測器，不僅
可以置入診療儀器中分析微量物質，更
可能植入人體中用以追蹤生化物質或藥
物的濃度，提供即時資料給醫療人員做
為診治參考，而且又可製造成操作簡便、
可攜帶的居家必備醫療用品。
3
3.1.2
生醫感測器要件
• 生物體本身具有相當靈敏的感測系統，包括
味、痛、嗅、聽和視覺，並包括免疫系統及
內分泌系統等。但人類更想隨時能偵測自己
身體生理狀況，主要是求防範於未然，另一
方面期望能監控失調的身軀。例如缺乏胰島
素造成的內分泌代謝失調之糖尿病患者需隨
時監控其血糖值，以避免生理機能敗壞。
1962年Clark及Lyons將葡萄糖氧化酵素修飾
在氧氣電極上，藉由偵測氧氣的消耗量進而
定量葡萄糖濃度，開啟生醫感測器 (biosensor)
的研究大門 。
4
• 生醫感測器，顧名思義是利用一些工程
上訊號擷取感測原理的技術，對生物樣
本進行分析及偵測的一種設備。它大致
上可分為前端目標物之辨識元件
(recognition element)、界面上微小變化
量感知用的換能器 (transducer) 以及後
端的訊號擷取系統 (acquisition system)
等三個部分。
5
生醫感測器系統架構示意圖
光
電
力
磁
熱
流
聲
生物樣本
Surface
modifications
辨識元件
換能器
Nanowires + Transistor
NWFET
信號擷取系統
6
• 當生物辨識元件與待測物相互作用而結
合產生物理或化學能量改變時，可依其
反應發生的特性，配合光、電、力、磁、
熱、流或聲波等相對應的換能器。
7
光學法
• 利用待測物與生化物質結合時所起的光
學變化。量測光線的吸光度、波長與反
射量，根據不同量測參數分成分光光學
法、化學發光法 (螢光、磷光、冷光) 和
反射光學法。
8
聲學法
• 在壓電性晶體的兩邊施加一交流電壓，
使晶體產生聲波式的機械性形變，藉以
產生一固定的振盪頻率，當晶體表面因
重量或黏滯度改變時，頻率隨即跟著變
化，由此求出待測物質吸附量、濃度與
黏滯度等變化。利用聲學法進行偵測的
感測器有石英晶體微天平 (quartz
crystal microbalance, QCM)、串聯式壓
電石英晶體震盪法 (serial piezoelectric
quartz crystal, SPQC) 及表面聲波感測
器 (surface acoustic wave, SAW)。
9
熱學法
• 待測物與生物元件結合時所產生的微量
熱變化，利用熱卡計量取反應溫度變化
量，配合反應焓(enthalpy) 的改變換算
出待測物濃度。
10
電化學法
• 原理是利用物質在電極表面發生氧化還
原反應後所產生的電流、電阻或電位等
應答訊號對濃度的關係；亦即工作電極
表面與溶液中待測物質起一特定「電的
變化」。
11
3.1.3
生醫感測器性能
• 感測器的功能需經一些基本測試，才能
後續推廣到臨床應用或相關工業使用，
感測器特性評估如下：
– 檢量線
– 線性範圍
– 靈敏度
– 反應時間
– 反應再現性
– 使用期及保存期
– 干擾物
12
3.2
生物辨識層的設計與製作
• 生物親和性
– 生醫感測器的生物辨識元件依其是否具有
生命現象而分成生物的 (biotics) 及非生物
的 (abiotics)；前者又分為生物親和性
(bioaffinity) 與生物催化性 (biocatalytic)。
具生物親和性的物種有免疫元件、lectins、
avidin/biotin、核苷酸等。
13
3.2.2
生物催化性與酵素固定化
• 在生化檢測上，傳統的光學法於每次檢
測時均需加入新的酵素與基質，酵素因
無法重複使用而大幅提升檢驗成本。為
克服此點，酵素固定技術被廣為研究以
求能縮短反應時間，免去測試時添加酵
素的前處理步驟，促使儀器簡單化與達
到微量檢測的理想。
14
• 一個好的酵素固定法須符合：
(1) 簡單及快速
(2) 非特異性
(3) 產生的固定化酵素需穩定及不從
基質中溢漏
(4) 固定化酵素保有其活性
15
• 將酵素固定於電極表面的方法大致可分
為下列幾類 ：
1.吸附法
– 此法是最簡單的酵素固定方式，主要靠著
酵素與電極介面修飾物質間之氫鍵及凡得
瓦力 (van der Waals force) 作用，但因其
吸附力不強，故會大量流失。
16
2.共聚合法
– 以高分子單體與酵素共價聚合，形成含酵
素的高分子膜於電極表面，唯此法仍須考
慮共價鍵結部分不能與酵素活性中心有關，
且聚合條件必須無損於酵素活性。
3. 共價鍵結法
– 利用位於酵素上的官能基如氨基 (—NH2)、
羧基 (—COOH)、硫氫基 (—SH) 及乙二醛
基 (OHC—R—CHO) 等，將酵素以共價鍵
方式結合於電極表面。
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4.半透膜法
– 利用具有微小孔隙，僅可讓小分子通透的透析膜，
將其披覆於電極表面，而保酵素固定於其內。
5. 包埋法
– 係將酵素與高分子單體混合均勻後，塗布於電極表
面形成薄膜或膠體，使得酵素嵌入 (entrapment)
於其中。
6. 架橋法
– 將酵素鍵結在具有兩個以上可行架橋反應 (crosslinking) 之官能基的分子，形成不溶性酵素膜，並
以物理性吸附固定於電極表面。
18
3.2.3
生醫感測器表面修飾
• 修飾電極是指在原電極表面上經由物理
或化學方法處理後，使其對所欲偵測的
物種具有更好選擇性及催化性。一般修
飾電極因其特性與用途的不同，製備方
式分為化學鍵結法、吸附法、電解聚合
法及電漿法 。
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化學鍵結法
• 利用化學反應將一具電化學活性物種固
定於電極表面，由於空氣中含有氧氣，
因此電極表面通常會有大量的OH基，
此OH基再與矽烷反應脫去HOR (R表烷
基) 或鹵化物，此方法常用於單層膜的
修飾
20
吸附法
• 將高分子單體以點滴、噴霧或旋轉離心
塗於電極表面，藉溶劑揮發，而達修飾
目的。另外金與銀可與硫醇形成自組性
單層膜 (self-assembled monolayer)，
而後再將欲固定之生物元件導入。
21
電解聚合法
• 藉由外加電位的控制達到修飾物種吸附
於電極的目的；附著量與作用時間成一
函數關係，亦即經由作用時間的控制可
決定物種修飾量的多寡，進而達到多層
修飾的目的。
22
電漿法
• 利用電漿 (plasma) 使電極表面活性化，
使修飾物固定於電極表面。
23
3.2.4
生醫感測器設計原則
• 除上述所提及酵素系統、修飾電極策略
及酵素固定法等外，再針對數項必備要
訣簡述如下：
24
偵測H2O2
• H2O2 是許多氧化酵素如葡萄糖氧化酵素
(Glucose oxidase, GOD)、乳酸氧化 (lactate
oxidase, LOD)、尿酸 (uricase)、膽固醇氧化
(cholesterol oxidase)、膽鹼氧化 (choline
oxidase) 進行催化反應後之產物，因此測定
H2O2 有其實用上的重要性。
• 在工作電極上電鍍Pt、Pd或Pd/Au金屬膜，期
能形成高效率的H2O2 捕捉網，而立即將酵素
催化反應釋出的H2O2 氧化，不僅求得高靈敏
度、降低工作電位且避免H2O2傷害酵素。
25
使用電子傳導媒體
• 酵素活性中心通常位於其立體結構的深
處，不易與電極表面進行電子傳遞，可
依電子傳導媒體穿梭於酵素活性中心與
電極介面間做為電子傳遞橋樑，增加電
子傳遞速率。
26
阻隔干擾物
• 使用電流式電化學感測器最常遭遇到的困難
就是干擾物的問題，由於酵素對反應本身具
有極高的選擇性，造成檢測上的干擾是源自
電極本身。
• 避免干擾問題方法之一是將選擇性膜置於電
極及酵素層間，抑制干擾物通往電極表面。
• 另一種阻隔干擾的策略是使用某些選擇性催
化劑，有效地降低待測物氧化過電位，而在
較低電位下偵測，干擾物就較不會被氧化。
27
3.3.1
電化學基本概念
• 生物檢測技術平台在於利用能夠將待檢
物 (例如葡萄糖、乳酸、藥物、離子、
蛋白質、抗原、有毒揮發性氣體及微生
物等) 與標識體所反應出的物理或化學
訊號轉換成為電學、光學、聲學或熱學
等訊號以供辨識與判讀。
28
氧化還原過程中電荷轉移情形
(a)還原反應
(b)氧化反應
29
• 物質反應時所伴隨著的電荷移轉情形，
通常可以透過水位差的觀念協助理解，
同時亦可透過電極電位控制方式加以觀
察反應的進行。亦即，當於電極上增加
電位 (提供較多的電子能量) 時，若提供
電子的能量高過反應溶液中的空軌域，
此時電子即會往空軌域方向移動，造成
還原反應的發生。
30
• 當一個金屬置於含有離子的溶液中 (如
將銀置於含銀離子的電解溶液)，此時金
屬與電解液介面會產生電荷分離現象，
這種情形一般即為電子的壓力差或稱之
為電位。
31
• 為了維持電解槽中的平衡 (亦即電中性)，
陽極的氧化反應與陰極的還原反應會同
時發生並進行，由於兩側反應可以是完
全獨立進行，因而此狀況下所量測到的
電壓為兩側電極之電位差，一般可稱為
端電壓或是槽電壓。
• 一個標準電化學反應中，每個電極組內
的反應稱之為半反應，而整體反應則稱
為全反應，故電位上的端電壓可視為兩
個半反應之個別電位差值。
32
電化學反應系統
33
3.3.2
電化學量測法
• 電位式
– 電位測定法為電化學量測方式中，最基本
也常用以獲得待測物組成及濃度的一種方
法，常見的酸鹼度計即為本法的主要應用
實例。
34
電位式感測器基本原理
• 透過特殊設計方式，使系統處於平衡或準平
衡狀態 (quasi-equilibration)，亦即無顯著的
電流通過此系統，並藉由電源供應器、電位
計與電流計以產生並記錄工作電極 (working
electrode) 與輔助電極 (counter electrode) 之
電壓差。由於系統中的電流大小幾乎為0，因
此系統兩側的電位降以及電極上可能產生的
極化現象均可被忽略，而此時系統所量測到
的電位可視為系統的平衡電位，簡而言之，
電位變化為透過工作電極與參考電極決定
(Wk
Ref)。
35
電位定法系統架構
36
37
• 電位法的基礎原理為Nernst方程式，一
般電位式測定法進行電化學實驗進行時，
研究者通常會將反應控制在電極表面之
擴散控制區域內，以便利於反應狀態之
觀察與模擬計算。
• 物質的氧化與還原濃度改變，通常可用
Nernst方程式加以描述：
38
電極電位的發生
• 化學反應中所伴隨著的電荷 (如電子) 轉
移情形，透過觀測與記錄電荷變化可呈
現反應物質之反應狀況與程度，此為所
謂的電化學反應。
• 若以銅和鋅金屬為電極，且提供足夠濃
度的電解質溶液 (1 M的硫酸銅與硫酸
鋅)，兩側的半反應式及合併後所得之全
反應如下：
39
• Gibbs自由能與槽中電動勢變化可表示
如下：
• 式中n為電子轉移數 (此例為2)、 為法拉
第常數 (96487 Cmol-1)，而化學槽中的
電動勢則為E。若假設液體接合電位為0，
且Gibbs自由能變化為負(∆G)，則此時
電動式為正向。
40
電位式感測器應用
• 銀/氯化銀電極：使用氯化銀的優點為其
固體型態，較不易於水中溶解，於使用
過程中有較佳的穩定性。
• 飽和甘汞電極
• 標準氫電極：此電極以白金/氫氣與氫離
子的平衡電位做為國際標準之參考，因
此又稱為一級參考電極。
41
飽和甘汞電極的結構
42
氫電極與另一個半反應電極
43
• 於標準狀態下，當氫分子濃度為1莫耳、
氫氣分壓為1大氣壓且溫度為25°C時，
若將上式反應的Gibbs自由能定為0，亦
即為∆G0。此時標準電極電位可表示為
EH0=0，表示氫分子與質子於活性均為1
時，其半反應方程式的平衡電位於任何
溫度條件下均為0。
44
• 其中 + 0.34 V即為銅離子的還原電位：
45
幾種常見於電位式感測器之酵素反應
46
伏安法
• 電化學研究中，常使用伏安法或安培法
觀察工作電極與參考電極間的電位變化
情形。
47
線性掃描伏安法
(linear sweep voltammetry, LSV)
• 線性掃描伏安法即是透過連續測試通過一個
電池或電極的電流，並加以記錄電位隨時間
變化之方法。
• 典型的線性掃描伏安法必須考量的基本參數
包括起始電位 (initial potential,Ei)、終止電位
(end potential,Ef) 以及電位的掃描速率 (scan
rate,v)。
• 利用LSV法所獲得的電流變化通常包含了法拉
第電流 (ifar)、電雙層的充放電電流 (ichg)、離
子或物質吸附電流 (iads) 等，一般多將後兩者
視為量測系統之背景電流 (ibkg)。
48
典型的線性掃描伏安圖
(b)
電
流
(a)
電
位
C
ip
Ef
B
A
Ei
時間
(a)為電位─時間關係
Ep
Ep/2
背景電流
電壓
E1/2
(b)為電流─電位關係
49
• 電雙層的充放電電流與電位掃描速率成
正比關係，若以不合適的掃描速率操作
時，因電化學活性物質的反應或擴散補
充不及，將造成的背景電流過大而使檢
測訊號靈敏度下降，進而影響檢測極限。
• 如果沒有離子的特殊吸附現象，則背景
電流僅為電雙層的放電電流所貢獻，而
物質發生可逆的氧化與還原反應過程中，
LSV圖中呈現的波峰電位可由以下公式
表示之：
50
• 式中以(+ / -)分別表示物質進行氧化或還
原反應，而E0’則為可逆反應之式電位，
對於一個可逆反應而言，其E0’與E1/2值
相同。
51
• 一般波峰處的電位 (EP) 與標準氧化還原
電位 (Ox/R) 的偶極 (couple) 有關，在可
逆情況下可以下式簡單描述之：
• 由於此時Ep/2的電位則與波峰電位差值，
其電流值恰好為波峰電流值的一半，故
一般稱此電位為半波峰電位。
52
循環伏安法
(cyclic voltammetry, CV)
• 電位掃描過程與所獲得的循環伏安圖
(a)
電
位
 
(b)
電
流
dE
dt
時間
電壓
53
不同材質電極與環境酸鹼值
影響的『循環伏安圖』
(a)
(b)
4
3
15
Au
Au
GC
GC
Pt
Pt
10
-4
Current (10 A)
-4
Current (10 A)
2
Au-H2SO4
Au-H
2SO4
Au-KCl
Au-KCl
Au-NaOH
Au-NaOH
1
0
5
-1
0
-2
-3
-0.8
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
Voltage (V)
0.4
0.6
0.8
1
1.2
-5
-0.6
-0.4
-0.2
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1
1.2
1.4
Voltage (V)
(a)金、白金與碳電極在0.1MNaOH下的CV變化
(b)不同環境酸鹼值(NaOH,KC1,H2SO4)的影響
54
1.6
以循環伏安法進行電極面積量測
(a)不同掃描速率下的循環伏安圖
55
(b)掃描速率與電流圖
56
• 循環伏安法的另一個基本應用為求得電
極真實表面積。透過掃描速率的改變，
並與電流作圖後可以得到圖3.10，代入
公式後即可以求得電極的真實表面積。
57
電流式
• 電極界面上氧化還原反應的發生
– 可被氧化還原物質皆有其電化學位能，當
一氧化劑 (Ox) 與還原劑 (Red) 達到平衡時，
此平衡電位 (Eeq) 可由 (3-19)式來進行描
述：
58
– 其中Eψ為一大氣壓下、25°C時且氧化劑與
還原劑濃度皆等於1 M時，相對於標準氫電
極的標準電極電位；a為活性等於活性係數
(γ) 與濃度 (C) 的乘積，計算時常將γ視為1，
使活性易於以物質濃度做運算。
59
電極
E″
往更負電位
E
溶液
離子之電子能量分佈曲線
Eeq
E′
往更正電位
M + + e-
M
M + + e-
M
M + + e-
M
• 電極電位與其離子在電極界面上氧化還原反
應發生的關係圖。離子之電子能量分佈曲線
縱向為電子能量、橫向為某能量下相對應的
離子數目。
60
• 電子轉移的發生於電極之最高可用能階
即費米能階 (Fermi level) 與其離子之最
低能量軌域之間。
• 若施加一更正電位 (E’) 於電極上使得
E’>Eeq，此時超過半數以上離子的能量
較電極上的電子費米能階高，這將會使
還原劑被持續的氧化直到一個新平衡電
位Eeq’=E’達到為止。
61
電極反應步驟示意圖
電極
電極表面
脫附
Ox′ads
吸附
Red′ads
脫附
溶液區
化學反應
Ox′
質量傳送
Oxsurf
Oxbulk
電子轉移
n e-
吸附
化學反應
Red′
質量傳送
Redsurf
Redbulk
62
• 電流式感測器檢測原理
– 為簡化各步驟對電極反應的影響，一般僅
考慮電子轉移速率與質傳速率兩項。在電
化學之電流分析技術上可採用循環伏安法
(cyclic voltammetry, CV) 來探討上述兩項
因素對電極反應速率的影響。
63
(a)
(b)
電源供應器
電源供應器
i
i
工作電極
參考電極
V
工作電極
V
輔助電極
參考電極
i為電流計； V為電壓控制器
(a)兩極式
(b)三極式電化學槽的設計
64
• 平板電極 (planar electrode) 會呈現半無
限線性擴散 (semi-infinite linear
diffusion)，可由Cottrell方程式來描述電
流與分析物濃度間的關係 ，此電流為一
暫態電流(I(t)) ，因在相同分析物濃度會
下隨時間 (t) 的增加而下降：
65
• 若電極形狀為球形如汞滴電極，其擴散
狀態為半無限球型擴散 (semi-infinite
spherical diffusion) ：
• 其中γ0：電極半徑。等號右邊第一項在
時間極長時，可被忽略掉而使電流呈現
穩態，此時電流將直接與分析物濃度成
正比，有利於檢測分析。
66
不同電極形狀之超微電極與質傳係數的關係
67
• 電流式感測器應用
– 以最早的生物感測器Clark式氧氣電極的設
計與應用在血液中葡萄糖檢測為例，氧氣
電極由一銀線當陽極和參考電極、一白金
工作電極當陰極與一透氧膜所組成，透氧
膜可區隔外在物質與電解液只讓氧氣通透：
68
– 檢測血液中之葡萄糖濃度，可在氧電極的
外側藉由具通透性的保護膜包埋葡萄糖氧
化酵素。
69
Clark氧氣電極與在葡萄糖檢測的應用
電解液
Ag 陽極
Pt 陰極
氧氣穿透膜
葡萄糖氧化酵素層
保護膜
70
阻抗式
• 阻抗式感測器理論
– 電化學阻抗頻譜分析法 (electrochemical
impedance spectroscopy, EIS) 乃是利用變
頻之交流弦波訊號來偵測兩電極間的阻抗
值，由於此法可獲得極高的靈敏度、檢測
成本低、檢測程序簡便且可直接於氣、液
相中檢測等多項優點，因此近年來不僅成
為材料表面 (如腐蝕性) 評估的一項利器，
更成為偵測物質親和性 (affinity) 之檢測技
術工具。
71
(1)電化學阻抗分析原理
• 其中Vi：輸入電壓訊號；V0：輸出電壓訊號；
Vm：電壓振幅的大小；i0：輸出電流訊號；Im：
電流振幅的大小；ω：角頻率 (rad/s)；ψ：相
位角；R：實部阻抗 (resistance)；X：虛部阻
抗 (reactance)。輸入電壓與響應電流間之比例
因數即為阻抗Z。
72
• 在電極上的反應一般包括以下幾種基本
過程：電化學反應產生之電荷傳遞過程、
反應物與產物的質傳過程、電極界面電
雙層的充放電，以及溶液中離子的電遷
移等；並且由於暫態系統的複雜性，因
此常將電極表面的反應機制用「等效電
路」予以描述，以便於反應狀況與問題
之解析。
73
量測電極於檢測溶液中之等效電路圖
-
電
Ox
-
Ox
-
ne-
-
極
-
-
-
溶
液
-
Red
-
Zw
-
Red
Red
Rs
Cdl
• 其中Rs為溶液之等效阻抗，Cdl為電雙層等效電容，Ret為電子轉
移速度之等效阻抗，Zw則為溶液與電極間濃度之等效阻抗。
74
• 電化學阻抗分析可以達到測定電荷傳遞
反應之電極過程與濃差極化、電化學極
化時所產生之Faraday阻抗等過程。
75
-Zim/
電子轉移以及擴散現象所引起之不同的阻抗圖
c
0
b
a

Zre/
Rs
Ret
• a曲線包含有電子轉移與擴散現象；b曲線為
僅有擴散現象所呈現的阻抗圖譜；c曲線為電
子轉移所呈現的阻抗圖譜。ω0為特徵頻率，
且ω的變化為低頻往高頻。
76
(2)等效電路模型的建立
– Bode圖中主要的訊號為不同頻率對阻抗之增益量
與相位改變的關係，此現象的產生為當一交流弦波
訊號通過反應槽時，由於反應槽內包含有溶液中離
子產生之電阻及電極界面離子吸附的電雙層現象，
所以在不同的頻率條件下，可產生相異的增益量及
相位差，故可用不同的電阻或電容所組合之電路模
型代表反應槽。Nyquist圖所呈現出來的訊號為阻
抗及容抗的響應，雖然無法由Nyquist圖中得到頻
率所產生的效應，但經由此種圖譜曲線的變化，可
以假設出代表檢測目標溶液的電路模型。
77
(3)電路模型之模擬
– 對於電極表面的修飾層而言，因為電極本身
的粗糙度或是修飾層呈現不規則的形狀，使
得修飾電極雖然具有介電效應，但還是無法
理想的阻隔電子到達電極表面。此時若以一
理想電容器進行修飾層的模擬，必然會有較
大的誤差。所謂的常數相位元件 (constant
phase element, CPE) 即是為了材料學、電
化學等領域為了評估修飾界面的電容效應所
孕育而生之元件，其定義如下：
78
不同電路模型之阻抗頻譜圖
電路模型
Bode plot
Nyquist plot
(a)
(b)
79
電路模型
Bode plot
Nyquist plot
(c)
(d)
80
• α為無因次的常數，其值介在0與1之間，
不同的α值，其Nyquist plot有明顯的不
同。當α值等於1時，其Nyquist plot與理
想電容的圖譜完全吻合，此時的CPE元
件等效於理想電容元件。在進行電路模
擬分析時，即可藉由α值的大小評估修
飾層的電容性程度。
81
不同α值模擬得到的Nyquist plot 圖
0.5
0.6
0.7
0.8
0.9
1.0
ideal capacitance
-50
ImZ (ohm)
-40
-30
-20
-10
0
100
120
140
160
180
200
ReZ (ohm)
82
3.4.1
離子感測場效電晶體
• 離子感測場效電晶體(ion-sensitive field effect
transistor, ISFET) 係於1970年首先由
Bergveld提出，其結構與金屬—氧化物—半導
體場效電晶體(metal-oxide-semiconductor
field effect transistor, MOSFET)類似，主要差
異在於ISFET係以感測膜與電解液取代
MOSFET之金屬閘極。當ISFET之閘極感測
膜與電解液接觸時，於感測膜與電解液界面
間形成一界面電位，對於不同離子濃度，將
形成不同之界面電位，ISFET即藉由此感測機
制量測水溶液之離子濃度。
83
• ISFET以氫離子為主要之感測對象，由
SiO2上再披覆一層感測材料做為感測膜，
如Si3N4 、Al2O3 、Ta2O5 、SnO2、αWO3 、α-Si:H、AlN、PbTiO3 等。若欲
備製對其他離子具感測能力之ISFET，
則只需將感測膜更換為對其他離子敏感
之材料即可。
84
(a)金屬-氧化物-半導體場效電晶體；與(b)離子
85
感測場效電晶體
• ISFET與傳統玻璃電極相較下具有下列
之優點 ：
– 微小化且可測量微量溶液
– 具高輸入阻抗及低輸出阻抗，係一良好之
阻抗轉換器，可提高雜訊比
– 反應時間快，適合應用於即時之監測與控
制
– 製程與CMOS技術相容，可達到大量生產
86
3.4.2
延伸式閘極感測場效電晶體
• 延伸式閘極場效電晶體 (extended gate
field effect transistor, EGFET)，針對
ISFET之缺點做改良，EGFET將感測區
域自MOSFET之閘極分離，兩者之間藉
由一導體連接，故稱之為EGFET，具下
列之優點：
– 導線對元件提供靜電保護
– 元件之電性作用區域可避免與水溶液直接
接觸
– 製程與MOSFET技術可完全相容，成本更
為降低
87
延伸式閘極場效電晶體之架構圖
88
感測元件之結構
89
電壓-時間量測系統架構圖
90
• 檢測離子之方法可大致分為兩種：感測器檢
測法即使用感測器將離子之量轉換為電量進
行測量；試劑法則使用化學試劑或試紙檢測
離子之成分，再以光度法等技術進行定量之
檢測。
– 第一種方法具有量測簡便、裝置小型、速度快、易
實現即時與多參數同時測量、無試劑污染等優點。
– 第二種方法定量性佳，適合大量樣品之檢查，因而
於自動生化分析儀中廣泛被應用，其缺點為設備複
雜、不能進行即時和動態量測、試劑對環境造成污
染、操作較困難、成本亦較為昂貴。
91
3.4.4
元件之非理想效應
• 由於結構上之原因，電化學感測元件普
遍存在著三種效應影響著元件之特性，
這些效應又稱為「非理想效應」。
– 溫度效應(temperature effect)
– 時漂效應 (drift effect)
– 遲滯效應 (hysteresis effect)
92
溫度效應
• 電子元件普遍存在著溫度效應，由於
ISFET元件是一種半導體元件，故其亦
受溫度之影響與干擾。
(1)參考電極
(2)待測溶液
(3)臨界電壓
(4)表面電位
93
• ISFET元件之輸出由參考電極、待測溶液、元
件之臨界電壓與表面電位所決定，故ISFET元
件之輸出電壓的溫度係數可以表示：
• V0為ISFET元件之輸出電壓，T為溫度，IDS為
汲源級之操作電流，β為表面響應之參數，
Eref為參考電極之表面電位，ψ0為表面電位，
VT*為ISFET元件之臨界電壓。
94
時漂效應
• 「時漂」係指於固定之量測環境下，元
件之輸出訊號會隨時間漂移。當ISFET
元件由較小pH值之溶液中浸入至較大的
pH值溶液時，開始時之輸出電壓會緩慢
且單調增加，最後於經過一相當長之時
間後，輸出電壓會超過理論值 (係指能
斯特 (Nernst) 響應於25°C時之59.16
mV/pH)，而當浸泡步驟相反時，輸出電
壓起初單調減少，後來卻隨時間而增加，
此種現象可用正向時漂來解釋。
95
遲滯效應
• 遲滯係指當溶液濃度改變之後，再次量測原
始濃度的溶液時，ISFET元件之輸出電位會與
前一次相同濃度的溶液所測得之結果不一致，
其又稱為記憶效應。
• 遲滯效應之主要原因為ISFET元件慢響應所造
成，ISFET之遲滯現象可當作pH響應的延遲，
此主要係由感測膜表面之響應所造成，且與
溶液成分有關。因H+與OH-離子大小不同，H+
離子擴散速度高於OH-離子，因此產生不對稱
之遲滯行為，於高pH值溶液時，OH-離子為
多數離子，其速度較慢，遲滯量亦較大。
96
感測膜之表面水化層
ψ
Solution
ψM
Membrane
-
+
-
+
(a)
xh
(a)示意圖
ψs
xh
x
(b)
(b)電位圖
97
典型ISFET元件之遲滯效應
pHy
V2
pHx
pHx
0
H
pHz
V1
Time
98
3.5 光學生醫感測器
• 光是電磁輻射 (electromagnetic
radiations) 的一種，電磁輻射是一種由
電與磁的組成與變動而進行能量傳遞現
象，其能量的範圍是可從加馬射線
(gamma ray) 到電波 (radio wave) 。
99
(a)電磁波與可見光頻譜範圍圖
(b)電場與磁場交互震盪的電磁波
100
3.5.1
光的基本特性
1.光的波動性與粒子性
– 電磁輻射可採用波動 (wave) 性質來描述傳
遞現象，同時也可採用粒子 (quantum) 性
質來說明此現象，我們稱之為二重性。長
波長的電磁輻射行為表現主要由波動性質
來主導；短波長者則表現粒子性質。在可
見光波段的電磁輻射現象，兩者並重。
101
• 光粒子性質通常用光子(photon)來描述，
為攜帶能量的最小單位，光子的能量(E)
跟波長(λ)或振盪頻率(ν)有關：
E=hc/λ=hν，其中h為Planck常數
(6.63×10-34Js) ， c為光速(=3×108m/s)。
•
，Ex是在時間t、z方向
E  E cos(
t  kz   )
的電場,
k是傳播常數(或波數，通常
是
，λ是波長)，ω是角頻率，E0
是振幅，Φ
2 
c是相位常數。
x
0
c
102
2.光與物質的交互作用
– 光線在空間中前進至兩個不同折射率物質的介面時，
部分的光會被回到原來的物質中，此現象稱為光的
反射 (reflection)；也有部分的光會穿過介面進入另
一物質中，稱為光的折射 (refraction)。
– 折射進入另一物質的光傳播的方向與速度由此物質
的特性決定，直到穿透出介質，產生透射
(transmission) 現象。
– 光子所攜帶的能量會有一部分被物質所吸收，此一
能量轉換有可能造成電子軌域的躍遷而形成不同途
徑的暫態能量釋放，造成放光 (photoemission) 或
以熱能 (thermal) 的形式存在。
103
3.光學參數
– 以光在真空中的傳播速度c與物質中傳遞速度v之比
值來表示此物質的光學性質，稱之為折射率n，關
係式為n=c / v。不同能量 (波長) 的光在介質中行
走的速度不同，而使得對應的折射率隨之改變，而
此現象稱作色散 (dispersion)。對單一波長的光用
司乃爾折射法則 (Snell’s law of refraction) 來定義
在另一介質行進方向。
– 光被物質吸收的量化是以吸收係數(α)表示，其定
義是物質的每單位長度所吸收的功率。假設光在物
質濃度c中傳遞，則經過厚度l之強度可由Beer
cl
Lambert定理來描述( I ( x )  I 0 e )，其中α為吸收係
數 (absorption coefficient)。
104
3.5.2
吸收式光學感測
1.紫外光－可見光光譜區域感測UV-VIS
– 紫外、可見光譜的感測機制，是因分子中
的電子吸收量子化電磁波能量而造成電子
軌域躍遷，一般對應於如碳－碳雙鍵、碳
－氧雙鍵、三鍵、苯等不飽合鍵的存在。
當不飽和鍵相互形成共軛的程度越大，則
或 電子躍遷所需的能量越小，主要的吸收
就漸漸由紫外光區移入可見光區。
105
2.紅外光振動光譜區域感測IR
– 藉由分析紅外光穿透樣品所得到之吸收圖
譜，可獲得分子結構與化合物濃度變化等
重要訊息。此一物理現象是來自於分子的
振動而產生偶極矩變化的結果，包括：電
子能、振動能、轉動能，對應到化學鍵的
伸張、收縮、彎曲、與復原，其吸收的能
量正好在紅外光區。
106
3.5.3
散射式光學感測
• 電磁波在介質中因介質粒子的存在，且
隨粒子大小不同而有不同的散射效應，
一般可分為：發生在粒子遠小於入射光
波長之瑞利 (Rayleigh) 散射與粒子入射
波長接近時的Mie 散射。
• 短波長的電磁波比長波長的電磁波更容
易被散射，所以天空是呈藍色；日出與
日落時，因為經過的光路徑較長，所以
短波長部分已經完全被散射，所以留下
波長較長的紅光穿過大氣。
107
混濁度檢測
• 當光束通過一含有懸浮質點的介質時，
由於懸浮質點對光的散射作用和選擇性
吸收，使透射光的強度減弱。
• 比濁法常用於測量飲用水、工業用水及
廢水的透明度；在分析化學上，可通過
生成懸浮沉澱的反應產物來測定某些元
素的濃度；在生物化學中，比濁法廣泛
用於測定液體食品中細菌的生長量及氨
基酸、維生素和抗生素等。
108
散射測濁法 (Nephelometry)
• 測量懸浮質點產生的散射光強度的儀器
稱為散射濁度計，將螢光計中的光源用
鎢燈代替即可。
• 由於散射光強度一般都很小，故應採用
光電倍增管做感測器，若增加光源強度，
可提高檢測散射光的靈敏度。
109
拉曼光譜
• 利用單光光源照射樣本，將基態的電子激發
到一虛擬能階後，回到不同基態能階的散射
光頻譜 ，其中頻譜的位置能表示此物質基態
電子能階分布。不同物質的電子軌域不同，
對應的拉曼光譜也不同，所以測試樣本的拉
曼光譜可做為此物質的「指紋」。拉曼光譜
基於光子 (photon) 吸收或放出光聲子 (optical
phonon) 造成散射頻率的變化，也屬於振動光
譜之一。
• 由於對水的散射非常少且無特徵頻帶，相較
於IR吸收光譜，較適用於生物樣本的量測。
110
(a) 拉曼散射示意圖
(b) 拉曼光譜示意圖
111
3.5.4
螢光光學感測
• 螢光之激發與放光
– 每一種螢光物質都擁有自己的吸收
(absorption) 頻譜以及激發 (emission) 頻譜，
描述該物質對不同波長的光之吸收能力，
以及該物質激發不同波長的光之可能性。
一般來說，由於電子在激發態振動時造成
能量損失，因此激發頻譜通常位於吸收頻
譜左方波長較短的範圍，此兩者波長的差
異稱之為史托克位移(Stokes’ shift )。
112
螢光的Jablonski 方塊圖
113
3.5.5
奈米光學感測
1.表面電漿子 (surface plasmon)
– 表面電漿子共振 (surface plasmon resonance,
SPR) 現象，係利用光在介面發生全反射時伴隨的
漸逝場，於適當條件下可激發金屬薄膜表面的自由
電子形成共振態，做為光學換能的方式。此方法可
以偵測到距介面垂直方向約100～200 nm 深度之
區域，當環境介質因濃度或成分改變時導致光學性
質 (如折射係數) 改變，同時也影響SPR共振角、
共振波長、強度或相位差的變化 (依測量方式而定)，
故由分析反射光即可判斷反應進行的過程，故而可
以被用於感測器之使用。
114
– 表面電漿子存在於一介面之上，構成此一介面之兩
種介電物質的介電常數 (dielectric constant,ε) 必須
為一正一負，一般金屬之介電常數 (εm) 是一個負
數，而水之介電常數 (εb) 則為正值，所以水與金
屬之界面可產生表面電漿子。
– SPR對附著在金屬膜表面的介質折射率非常敏感，
當表面介質的屬性改變或者附著量改變時，共振角
將不同。因此，SPR頻譜能夠反映與金屬膜表面
接觸的分子變化。
•
•
•
•
(1)測量SPR共振角的位移量 (入射角度調變)
(2)測量SPR共振波長的變化 (波長調變)
(3)測量SPR反射光強度的變化 (強度量測)
(4)測量SPR反射光振幅和相位的變化 (用干涉技術)
115
2.雙光子顯微術 (two photon microscopy)
– 一般所了解的螢光是由單光子激發，即一個分子吸
收一個光子的能量躍遷到激發態，然後釋放出螢光；
雙光子激發則是單一分子在極短的時間內吸收兩個
低能光子的能量並成功躍遷至激發態的過程，該機
率與激發光源的光強度平方成正比，故僅在物鏡焦
點附近約10-15 公升的體積範圍內能成功產生激發
分子並螢光。
– 水，對近紅外光的吸收能力較差，因此利用近紅外
光源觀察生物組織，能達到較長的穿透距離。
– 近紅外光源與螢光訊號在頻譜上沒有重疊，實驗者
能夠在保有所有訊號的情況下，輕易地將光源與訊
號分開。雙光子顯微鏡僅在物鏡焦點附近極小範圍
內產生訊號，使得影像有良好的對比與訊雜比。
– 近紅外光的能量低於紫外光及可見光，因而不易對
樣本造成光漂白或光破壞。
116
3.螢光相干光譜學 (fluorescence correlation
spectroscope, FCS)
– 螢光相干光譜是利用分子進入雷射聚焦的
體積而有螢光的產生，藉由此分子螢光強
度變化做自相干分析。
– 螢光相干量測包含兩種資訊。自相干函數
的振幅代表在聚焦體積內的分子數目，以
及自相干函數的時間衰減代表分子時間上
的資訊 (如分子擴散)，自相干函數的時間
衰減的時間資訊正是分子擴散過聚焦體積
的時間。
117
螢光訊號的變動是藉已記錄的
訊號強度的時域相關作量化
τ
Observation
t1
volume
t4
t6
F(t)
7.5nM FITC
t3
t2
F(t+τ)
time
t5
time
118
3.6.1
壓電生醫感測器
• 壓電介質 (piezoelectric substrate, PZT)
– 某些晶體受力產生變形時，其表面出現電
荷，而在電場的作用下，晶片又會發生彈
性變形，這種現象稱為壓電效應。壓電材
料多為非金屬介電晶體，包括鋯鈦酸鉛、
鈦酸鉛、鈦酸鋇等多晶體和鈮酸鋰、碘酸
鋰、硫酸鋰等單晶體。
119
– 廣義之壓電性為介電性質的一種，當一介
電質在電場作用下，介電質中帶有不同電
性的電荷間會產生相對位移，因此在介電
質中存在有電偶極 (dipole) 的現象稱之為
極化 (polarization)。
– 壓電性基本上是屬於機械能和電能間能量
轉換的一種現象。當一直流電場加於壓電
材料之兩端，材料會產生一個形變，其變
形量會隨電場的大小而有所改變。但當加
入一交流電場時，材料的變形方向也隨著
電場正負變化而做縮收、拉長的交互變化。
120
3.6.2
聲波感測器的形式
1.厚度剪力模式振盪器 (thickness-shearmode (TSM) resonators)
– 厚度剪力模式振盪器又稱為塊體聲波 (bulk
acoustic waves, BAW)，若壓電界介質使
用石英材料，可稱之為壓電石英晶體或石
英晶體微天平。石英晶體微天平的特性由
一壓電材料製成之石英晶體微天平，共振
頻率的變化可以反映出晶體表面的微小變
化，此為質量加載效應。而諧振頻率
(resonant frequency) 很容易藉著導入一適
當的振盪電路來量測出。
121
– 石英 (quartz crystal) 屬於三角晶系，用作震盪子的
石英板，依不同軸向的切割與其切割的角度，而有
不同的特性。
– AT切割板其溫度係數對頻率影響少，可做生物感測
器之換能器使用。
– 改變壓電晶體頻率的最大因素為電極的質量與外加
附著在電極上的薄膜質量變化 。氣相狀態下壓電晶
體之質量變化與頻率應答的關係：
– ∆F表示因質量負載所致的頻率變化 (Hz)，F為石英
晶體的震盪頻率，∆M為電極上外覆的質量負載 (g)，
A則表示金屬電極的面積 (cm2)。
122
2.表面聲波感測器 (surface-acoustic-wave
(SAW) sensors)
– 表面聲波元件是在壓電基板 (piezoelectric
substrate) 或壓電薄膜 (piezoelectric film) 上，
製作指叉換能器 (interdigital transducers,
IDTs)，當在IDT 的輸入端加上交流訊號後，
電場下方的壓電晶體因逆壓電效應而產生應
變，進而激發出表面聲波，經由壓電材料表
面傳遞，再由輸出端IDT的正壓電效應將聲
波訊號轉為電訊號輸出。
123
– SAW 元件具有幾個先天的優點，使得表面
聲波元件成為生化感測熱門方法：
• 元件敏感度高
• 元件做為感測器，其頻率變化約在數十至數千
Hz之間，而目前的量測儀器其解析度可達
0.01Hz
• 高訊雜比
• 元件的頻率設計範圍很廣約為數十MHz 至數十
GHz，而靈敏度隨著元件之頻率增加而增加。
124
表面聲波元件化學感測器基本構造
Input transducer
Output transducer
SAW
Piezoelectric substrate
125
3.彎板模式聲波振盪器 (flexural-platewave (FPW) resonators)
– 彎板式聲波的聲波能量傳遞被限制在超薄
膜範圍內，因此可以提供更高的靈敏度。
PZT鋯鈦酸鉛壓電材料其彎板式聲波隨著
材料的構造、組成、微結構、厚度及沉積
薄膜的型態有所不同。
126
彎曲平板聲波(FPW)元件橫切面
IDT
PZT MembraneTi/TiN/Pt
Silicone Nitride/Oxide
Si wafer
127
3.6.3
聲波感測器的應用
• 壓電石英感測器已經有多篇文獻證實成
功的應用在多樣的分析物上，其使用的
原理包括直接、競爭性與置換分析。
– 用於偵測細菌、病毒、與其他細胞
– 蛋白質巨分子的測定
– 監測核苷酸雜合反應
– 偵測小分子
– 注流式壓電免疫感測系統
– 醫學微量氣體分析
128
流動分析槽放大圖
129