非酵素型感测器、非酵素型感测元件及其制造方法

技术领域

本发明涉及一种感测元件及其制造方法，且特别涉及一种非酵素型感测元件及其制造方法。

背景技术

在临床医学的领域上，检测人体中的有机物质的浓度，可以用来判断疾病的征兆，及人体内的生体状态，并可被进一步地被应用在运动管理领域、疾病检测等领域。

其中，乳酸更被视为是一个重要的生理指标，但目前检测乳酸的仪器耗费甚高，且样品检测时间很长，已不敷医疗或其他领域实际的使用需求。再者，目前非酵素型乳酸感测器其检测范围落在0mM–3.3mM及11.9mM–188mM两个区间，但人体内的乳酸浓度范围约为0.5mM–30mM，显示公知的非酵素型乳酸感测器的检测范围并不适用于人体检测。

是以，研发一种适用于人体检测范围且快速准确的非酵素型感测元件及其感测器，为一相当重要的议题。

发明内容

本发明提供一种非酵素型感测器、非酵素型感测元件及其制造方法，通过提供均匀且致密的工作电极表面，以增加氧化还原反应的面积，并进而提升非酵素型感测元件及非酵素型感测器的灵敏度、准确度及浓度感测范围。

依据本发明一方式提供一种非酵素型感测元件的制造方法，其包含网印步骤、涂布步骤及电镀步骤。网印步骤是将导电材料印刷于基板的表面，并形成工作电极、参考电极及辅助电极，再将多孔碳材料印刷于工作电极，以形成多孔碳层。涂布步骤是将石墨烯薄膜材料涂布于工作电极的多孔碳层，以形成石墨烯层。电镀步骤是以脉冲定电流将金属电镀于工作电极的石墨烯层，以形成触媒层，且触媒层包含金属氧化物。

依据前段所述的非酵素型感测元件的制造方法，可还包括活化步骤，其是将触媒层的金属氧化物转换成金属氢氧化物。

依据前段所述的非酵素型感测元件的制造方法，其中电镀步骤的金属可为镍。

依据前段所述的非酵素型感测元件的制造方法，其中于电镀步骤中制备电镀液，电镀液可包含硝酸金属化合物、硫酸及硼酸，且电镀液用以氧化石墨烯层，并在石墨烯层的表面形成金属氧化物。

依据本发明另一方式提供一种依据前段所述的非酵素型感测元件的制造方法所制成的非酵素型感测元件，其用以感测待测物的浓度，并包含基板及导电层。导电层印刷于基板的表面，并具有工作电极、参考电极及辅助电极。工作电极包含多孔碳层、石墨烯层及触媒层。多孔碳层连接导电层，石墨烯层连接多孔碳层，触媒层电镀于石墨烯层，且触媒层用以氧化待测物，并包含金属氧化物。

依据前段所述的非酵素型感测元件，其中触媒层可包含金属氢氧化物。

依据前段所述的非酵素型感测元件，其中待测物可为乳酸、葡萄糖或乙醇。

依据前段所述的非酵素型感测元件，其中待测物可为乳酸，且非酵素型感测元件具有一乳酸浓度感测范围，乳酸浓度感测范围可为1mM–50mM。

依据前段所述的非酵素型感测元件，其中基板可为可挠性高分子。

依据前段所述的非酵素型感测元件，其中参考电极可包含氯化银化合物。

依据前段所述的非酵素型感测元件，其中石墨烯层可由石墨烯粉末及质子交换膜混合而制成。

依据前段所述的非酵素型感测元件，其中非酵素型感测元件可在碱性环境感测待测物的浓度。

依据本发明另一方式提供一种非酵素型感测器，用以感测待测物的浓度，包含如前段所述的非酵素型感测元件及电流感测器。非酵素型感测元件用以氧化待测物，并产生电流，电流感测器电性连接非酵素型感测元件，用以将电流转换为浓度信号。

附图说明

图1绘示依照本发明一实施方式的非酵素型感测元件的制造方法的流程图；

图2绘示依照本发明另一实施方式的非酵素型感测元件的制造方法的流程图；

图3绘示依照本发明一实施方式的非酵素型感测元件的示意图；

图4绘示依照图3实施方式的非酵素型感测元件的剖面示意图；

图5绘示依照本发明一实施方式的非酵素型感测器的示意图；

图6为图3实施方式的非酵素型感测元件的多孔碳层的SEM图；

图7绘示依照图5实施方式中实施例1的非酵素型感测器感测乳酸的浓度电流线性图；

图8为图3实施方式的非酵素型感测元件的触媒层的SEM图；

图9为图3实施方式的非酵素型感测元件的触媒层的另一SEM图；

图10绘示依照图5实施方式中实施例2的非酵素型感测器感测乳酸的浓度电流线性图；

图11绘示依照图5实施方式中实施例2的非酵素型感测器感测葡萄糖的浓度电流线性图；

图12绘示依照图5实施方式中实施例2的非酵素型感测器感测乙醇的浓度电流线性图；

图13绘示依照图5实施方式中实施例2的非酵素型感测器感测乳酸的另一浓度电流线性图；

图14绘示比较例1的非酵素型感测器感测乳酸的浓度电流线性图；以及

图15绘示比较例2的非酵素型感测器感测乳酸的浓度电流线性图。

其中，附图标记说明如下：

100,300:非酵素型感测元件的制造方法

110,310:网印步骤

120,320:涂布步骤

130,330:电镀步骤

200:非酵素型感测元件

210:基板

220:导电层

230:工作电极

231:多孔碳层

232:石墨烯层

233:触媒层

240:参考电极

250:辅助电极

260:绝缘层

340:活化步骤

400:非酵素型感测器

410:电流感测器

具体实施方式

以下将参照附图说明本发明的实施例。为明确说明起见，许多实务上的细节将在以下叙述中一并说明。然而，阅读者应了解到，这些实务上的细节不应用以限制本发明。也就是说，在本发明部分实施例中，这些实务上的细节是非必要的。此外，为简化附图起见，一些公知惯用的结构与元件在附图中将以简单示意的方式绘示；并且重复的元件将可能使用相同的编号表示。

请参阅图1、图3及图4，图1绘示依照本发明一实施方式的非酵素型感测元件的制造方法100的流程图，图3绘示依照本发明一实施方式的非酵素型感测元件200的示意图，图4绘示依照图3实施方式的非酵素型感测元件200的剖面示意图，其中，图3及图4的非酵素型感测元件200可利用图1的非酵素型感测元件的制造方法100所制成。

非酵素型感测元件200包含基板210及导电层220。导电层220印刷于基板210的表面，并具有工作电极230、参考电极240及辅助电极250。如图4所示，工作电极230包含多孔碳层231、石墨烯层232及触媒层233。多孔碳层231连接导电层220，石墨烯层232连接多孔碳层231，触媒层233电镀于石墨烯层232，且触媒层233用以氧化待测物，并包含金属氧化物。

请参阅图5，其绘示依照本发明一实施方式的非酵素型感测器400的示意图。非酵素型感测器400用以感测待测物的浓度并包含非酵素型感测元件200及电流感测器410，电流感测器410电性连接非酵素型感测元件200。非酵素型感测元件200用以氧化待测物，并产生电流，电流感测器410则用以感测电流，并将电流转换为浓度信号。

本发明的非酵素型感测元件200可用以感测待测物的浓度，且待测物可为乳酸、葡萄糖或乙醇。非酵素型感测元件200利用触媒层233与待测物进行氧化反应。详细地说，触媒层233的金属氧化物氧化待测物，并产生一电流，电流感测器410感测所述的电流，并将电流转换为浓度信号。也就是说，通过电流的强弱可得知待测溶液中待测物的浓度高低，藉此可更准确地获得待测物的浓度。

利用非酵素型感测元件的制造方法100所制成的非酵素型感测元件200具有优异的灵敏度、稳定度及较宽的感测范围，并进一步地提升非酵素型感测器400感测待测物的准确度，以使非酵素型感测器400可被广泛地应用于生物检测及临床医学等领域。

以下将针对上述非酵素型感测元件的制造方法100、利用非酵素型感测元件的制造方法100所制成的非酵素型感测元件200及非酵素型感测器400详细说明。

仔细地说，图1实施方式的非酵素型感测元件的制造方法100包含网印步骤110、涂布步骤120及电镀步骤130。网印步骤110是将导电材料印刷于基板210的一表面，并形成工作电极230、参考电极240及辅助电极250，再将多孔碳材料印刷于工作电极230，以形成多孔碳层231。涂布步骤120是将石墨烯薄膜材料涂布于工作电极230的多孔碳层231，以形成石墨烯层232。电镀步骤130是以脉冲定电流将金属电镀于工作电极230的石墨烯层232，以形成一触媒层233，且触媒层233可包含金属氧化物。

为了更清楚地说明利用本发明的非酵素型感测元件的制造方法100的功效，以下将详述非酵素型感测元件的制造方法100的详细步骤。

非酵素型感测元件的制造方法100首先进行网印步骤110，在图1实施方式中，网印步骤110是以厚度为10μm且网目数为300目的网板将导电材料印刷于基板210的表面，以形成导电层220，并进一步区分成工作电极230、参考电极240及辅助电极250。在图1实施方式中，导电材料可为银浆料，但本发明不以此为限。

另一方面，参考电极240的制备方法是在网印步骤110印刷完导电层220之后，将氯化铁(FeCl

接着将多孔碳材料印刷于工作电极230的导电层220的表面，以形成多孔碳层231。更仔细地说，多孔碳材料的制备是将碳浆料及碳酸钙粉末混合，且碳酸钙粉末的重量百分比为40％，以形成多孔碳材料，将上述多孔碳材料印刷于工作电极230的导电层220的表面，并将印刷有多孔碳材料的工作电极230放入1M的HCl溶液中快速搅拌1小时，藉以移除碳酸钙粉末，以在多孔碳材料的表面形成多个孔隙，随后将工作电极230以去离子水洗净并令其自然干燥，并完成在导电层220的表面上形成多孔碳层231。特别说明的是，制备多孔碳材料的材料可为其他可溶性粉末，本发明的多孔碳层231的多孔碳材料的制备并不以此公开内容为限。

通过上述的网印步骤110制成的多孔碳层231，其制造成本低且操作简单，可有效增加本发明的非酵素型感测元件的制造方法100的制造效率，另外，通过网印步骤110制成的多孔碳层231，其表面具有大量孔隙，也就是说，多孔碳层231具有高比表面积，藉此可增加多孔碳层231的反应面积。

此外，在进行网印步骤110前，可先以绘图软体，例如AutoCAD等，绘制导线图案，并依导线图案印刷导电材料，以符合不同导线图案的应用需求。

形成多孔碳层231后，进行涂布步骤120。涂布步骤120是将石墨烯薄膜材料涂布于工作电极230的多孔碳层231的表面，并以40℃的平面加热器干燥之，以形成石墨烯层232。详细而言，石墨烯薄膜材料是由石墨烯粉末及质子交换膜(例如Nafion)混合而制成，利用质子交换膜本身具有粘着性的特性，将石墨烯薄膜材料粘结于多孔碳层231的表面，并形成石墨烯层232。石墨烯薄膜材料的制备方法是将氧化石墨烯粉末加入至去离子水中，以形成浓度为0.5g/L的石墨烯分散液，将上述的石墨烯分散液放入超音波震荡器中震荡一段时间后，再将重量百分比为5％的质子交换膜溶液以1:1的比例混合石墨烯分散液，并置于超音波震荡器震荡一小时，以形成石墨烯薄膜材料。

此外，在进行涂布步骤120之前，可先对工作电极230的多孔碳层231进行电极清洗，以增加工作电极230的稳定度。仔细而言，将网印步骤110的多孔碳层231放置于浓度为1M的硫酸中，并利用循环伏安法(Cyclic Voltammetry,CV)，以扫描电压为-1.2V–-1.8V、扫描速率为100mV/S且循环数为20的条件对工作电极230的多孔碳层231的表面进行清洗，藉此，有利于涂布步骤120的进行，并令石墨烯薄膜材料更可均匀地涂覆于多孔碳层231的表面。

接着进行电镀步骤130，首先制备电镀液，将40mM的硝酸金属化合物、硫酸及硼酸混合，并将电镀液调整至pH值为2。将电镀液及工作电极230置于电镀槽内，并以脉冲定电流对工作电极230的石墨烯层232进行化学沉积，将电镀液中的金属电镀于石墨烯层232的表面，并形成触媒层233。更仔细地说，在电镀步骤130中，电镀液中的金属会在石墨烯层232的表面被氧化，以形成金属氧化物，而金属氧化物可被视为一具有强氧化还原能力的触媒。

在图1实施方式中，脉冲定电流的电流密度可为-0.8A/ft

在图1实施方式中，电镀步骤130的金属可为镍，也就是说，硝酸金属化合物可为硝酸镍，非酵素型感测元件200的触媒层233可包含氧化镍，但本发明不以此为限，上述的金属亦可为钴或铜，其可依应用需求选择使用的金属。

在此特别说明的是，上述非酵素型感测元件的制造方法100中的实验参数及制备材料，并不以此公开内容为限，使用者可依应用需求调整。

另外，值得一提的是，电镀步骤130的电镀液的制备成本低且其制备方法简单，也就是说，非酵素型感测元件的制造方法100的电镀步骤130通过脉冲定电流的电镀方法，可在低成本及简易操作的条件下，即可形成具纳米级触媒的触媒层233，藉此，有助于增加非酵素型感测元件的制造方法100的制造效率，并实现大量生产的目标。

图1的非酵素型感测元件的制造方法100的操作步骤简单、快速且再现性高，藉此可有效降低非酵素型感测元件200的制造时间及成本，并有助于非酵素型感测元件200的商品化的大量生产。另外，非酵素型感测元件的制造方法100通过采用脉冲定电流电镀技术将金属电镀于工作电极230，其可令触媒层233的结构更为致密且均匀，藉此可增加非酵素型感测元件200的灵敏度，并进而增加非酵素型感测器400的感测范围及其感测的准确度。

请参阅图6，并请一并再次参照图3及图4，图6为图3实施方式的非酵素型感测元件200的多孔碳层231的SEM图。由图4可知，工作电极230的多孔碳层231设置导电层220之上，且由上述说明可知，通过非酵素型感测元件的制造方法100可制成表面孔隙致密的多孔碳层231。如图6的多孔碳层231的SEM图所示，多孔碳层231具有多个孔隙，且孔隙可小于10μm。藉此，通过多孔碳层231具有大量且致密的孔隙，可大幅提升反应面积，并增加氧化还原的能力及增加反应电流，进而有助于增加非酵素型感测元件200的灵敏度及浓度感测范围。

由图4可知，石墨烯层232设置于多孔碳层231之上，且由上述说明可知，石墨烯层232是由石墨烯粉末及质子交换膜混合而成。通过质子交换膜优异的分散性及结合效果，其可令石墨烯层232更均匀地涂覆于多孔碳层231之上，并再通过石墨烯粉末具有高比表面积及良好的导电性的特性，更有助于增加非酵素型感测元件200的浓度感测范围及其感测的灵敏度。

再者，通过上述非酵素型感测元件的制造方法100所制成的非酵素型感测元件200的触媒层233可包含金属氧化物，更进一步地说，其可为氧化镍。氧化镍具有良好的氧化还原能力，其可作为一优异的催化剂，并可有效且快速地氧化待测物。

此外，非酵素型感测元件200可在一碱性环境感测待测物，藉此可使非酵素型感测元件200与待测物之间的氧化还原反应更为稳定，并进而增加非酵素型感测器400感测的稳定度。

由图3可知，非酵素型感测元件200为三电极系统，通过参考电极240及辅助电极250的设置可增加非酵素型感测元件200感测的准确度及稳定度。此外，非酵素型感测元件200可还包括绝缘层260，绝缘层260覆盖于部分的工作电极230、参考电极240及辅助电极250。更仔细地说，绝缘层260覆盖于各电极的导线处，以避免各电极的导线裸露，藉以增加非酵素型感测元件200的使用寿命。

另一方面，导电层220可包含银金属，且参考电极240可包含氯化银化合物。值得一提的是，银金属对生物的稳定性极高，藉此可令非酵素型感测元件200被广泛应用于生医材料领域。另外，基板210可为一可挠性高分子，例如聚酰亚胺(Polyimide,PI)，以提供非酵素型感测元件200可挠的特性。藉此，非酵素型感测元件200可被应用在各种感测环境，以增加非酵素型感测元件200的实用性，但本发明并不以此公开内容为限。

据此，非酵素型感测元件200通过多孔碳层231、石墨烯层232及触媒层233的设置，可增加反应电流的接触面积及增加待测物氧化的速率，并可减少非酵素型感测器400的感测时间。具体来说，本发明的非酵素型感测器400感测乳酸浓度的时间可为30秒至45秒，相较于传统的感测器，本发明的非酵素型感测器400可大幅降低其感测时间，以更符合实际应用的需求。

请参阅图7及下列表一，图7绘示依照图5实施方式中实施例1的非酵素型感测器400感测乳酸的浓度电流线性图，表一记载实施例1的非酵素型感测器400感测乳酸时的感测数据。具体而言，实施例1的非酵素型感测器400包含上述的非酵素型感测元件200，且非酵素型感测元件200的触媒层233包含氧化镍。由图7可知，实施例1的非酵素型感测器400在线性范围为1mM–50mM的区间内，经计算后可知，其线性函数的R

一般而言，目前的非酵素型感测器的乳酸浓度感测范围约落在0mM–3.3mM及11.9mM–188mM两区间，而人体内的乳酸浓度范围约为0.5mM–30mM，显示一般公知的非酵素型感测器并不完全适用于人体的乳酸检测，而本发明的非酵素型感测器400的乳酸浓度感测范围则可涵盖人体乳酸浓度的范围，藉此，非酵素型感测器400及非酵素型感测元件200可被广泛应用于人体医疗检测的领域，并可解决目前非酵素型感测器范围不完全的问题。

非酵素型感测元件200的触媒层233可还包括金属氢氧化物，以增加非酵素型感测元件200的感测效果。具体而言，请参阅图2，其绘示依照本发明另一实施方式的非酵素型感测元件的制造方法300的流程图。非酵素型感测元件的制造方法300包含网印步骤310、涂布步骤320、电镀步骤330及活化步骤340，其中网印步骤310、涂布步骤320及电镀步骤330与图1的网印步骤110、涂布步骤120及电镀步骤130皆相同，将不在此赘述其详细步骤。图2的非酵素型感测元件的制造方法300与图1的非酵素型感测元件的制造方法100的差别在于，图2的非酵素型感测元件的制造方法300还包括活化步骤340。活化步骤340是在完成电镀步骤330后，将触媒层233的金属氧化物转换成金属氢氧化物，藉此可更增加触媒层233的氧化还原的能力。

详细来说，活化步骤340是对工作电极230的触媒层233以循环伏安法，以扫描电压为0V–0.7V、扫描速率为50mV/S、循环数为50的条件，在1M的氢氧化钠溶液中，活化触媒层233的金属氧化物会被转换成金属氢氧化物。通过活化步骤340制成的触媒层233是以金属氢氧化物作为与待测物反应的触媒，而金属氢氧化物具有强氧化还原能力，进而可更增加非酵素型感测元件200感测的灵敏度及准确度，并增加其感测范围。特别说明的是，上述的实验参数可依应用需求调整，本发明并不以此公开内容为限。

更仔细地说，经由经过活化步骤340之后，非酵素型感测元件200的触媒层233所包含的氧化镍是经活化步骤340转换成氢氧化镍，而上述的活化步骤340的化学反应式如下式(1):

Ni+2OH

具体而言，非酵素型感测元件200可在碱性环境感测待测物的浓度。进一步地说，在碱性环境下，触媒层233的氢氧化镍(Ni(OH)

β-Ni(OH)

β-NiOOH+Lactic acid+e

值得一提的是，由上述的化学反应式可知，作为氧化反应催化剂的氢氧化镍是可被再生的，藉此，本发明的非酵素型感测元件200可重复利用，藉此提升非酵素型感测元件200的实用性。

请参阅图8及图9，图8为图3实施方式的非酵素型感测元件200的触媒层233的SEM图，图9为图3实施方式的非酵素型感测元件200的触媒层233的另一SEM图。更仔细地说，图8及图9的触媒层233经过活化步骤340。由图8可知，包含氢氧化镍的触媒层233均匀地电镀于石墨烯层232。在图9中，其显示的颗粒为氢氧化镍，且由图9可知，氢氧化镍团聚在石墨烯层232，其中氢氧化镍的粒径可为50nm–90nm。由此可知，触媒层233上具有纳米级触媒的氢氧化镍，藉此可大幅提升反应面积，并增加反应电流，进而增加非酵素型感测元件200的灵敏度及准确度。

请参阅图10及下列表二，图10绘示依照图5实施方式中实施例2的非酵素型感测器400感测乳酸的浓度电流线性图，表二记载实施例2的非酵素型感测器400感测乳酸时的感测数据。更仔细地说，实施例2的非酵素型感测器400的非酵素型感测元件200是通过图3的非酵素型感测元件的制造方法300所制成，也就是说，上述的非酵素型感测元件200的触媒层233包含氢氧化镍。

具体而言，图10及表二的实验数据是经多次试验的平均值，此试验的标准误差为8.94％。由图10及表二经计算后可知，其平均灵敏度为11.74±1.05μA/mM且其线性函数的R

再者，值得一提的是，非酵素型感测器400乳酸浓度感测范围可为1mM–50mM。由图10可知，在线性范围为1mM–50mM的区间内，非酵素型感测器400乳酸浓度感测范围具有优异的灵敏度及准确度。藉此，可有效地解决目前非酵素型感测器范围不完全及准确度不高的问题。

请参阅图11及下列表三，图11绘示依照图5实施方式中实施例2的非酵素型感测器400感测葡萄糖的浓度电流线性图，表三记载实施例2的非酵素型感测器400感测葡萄糖时的感测数据。具体而言，图11及表三的实验数据是经多次试验的平均值，此试验的标准误差为25.13％。由图11及表三经计算后可知，当非酵素型感测器400用以感测葡萄糖浓度时，其平均灵敏度为15.6±3.92μA/mM、线性范围为1mM–20mM，且其线性函数的R

请参阅图12及下列表四，图12绘示依照图5实施方式中实施例2的非酵素型感测器400感测乙醇的浓度电流线性图。具体而言，图12及表四的实验数据是经多次试验的平均值，此试验的标准误差为13.43％。由图12及表四经计算后可知，当实施例2的非酵素型感测器400用以感测乙醇浓度时，其平均灵敏度为13.70±1.84μA/mM、线性范围为1mM–50mM，且其线性函数的R

为了说明利用本发明的非酵素型感测元件的制造方法300所制成的非酵素型感测元件200的优势，是以比较例1及比较例2的非酵素型感测器与上述的实施例2的非酵素型感测器400进行比对，并以其三者的感测乳酸浓度的效果进行比较分析，下列将详述其分析结果。

详细而言，为更清楚地说明本发明的非酵素型感测元件200的多孔碳层231的效果，比较例1与实施例2的差异在于比较例1的工作电极为公知的黄光显影金电极；而比较例2与实施例2的差异在于比较例2的工作电极为一般公知的碳电极。

首先，请参阅图13及下表五，图13绘示依照图5实施方式中实施例2的非酵素型感测器400感测乳酸的另一浓度电流线性图，表五记载实施例2感测乳酸浓度范围为1mM–50mM的感测数据。图13及表五的感测数据经计算后可知，实施例2的线性函数R

请参阅图14及表六，并请一并参阅图13及表五。图14绘示比较例1的非酵素型感测器感测乳酸的浓度电流线性图，表六记载比较例1感测乳酸浓度范围为1mM–50mM的感测数据。

由图13及图14可知，由实施例2的感测数据及比较例1的感测数据可知，实施例2的线性表现明显显较比较例1的线性表现稳定许多，且表六的感测数据经计算后，比较例1的线性函数R

请参阅图15及下列表七，并请一并参阅图13及表五，图15绘示比较例2的非酵素型感测器感测乳酸的浓度电流线性图，表七记载比较例2感测乳酸浓度范围为1mM–50mM的感测数据。

由图13及图15可知，实施例2的感测数据相较比较例2的感测数据，实施例2的线性表现稳定许多，且表七的感测数据经计算后，比较例2的线性函数R

综上所述，通过本发明的非酵素型感测元件的制造方法，可制成具优异感测灵敏度的非酵素型感测元件，进而可增加非酵素型感测器的检测范围及准确度，并可减少其感测待测物的时间，以增加非酵素型感测器的感测效率，以使本发明的非酵素型感测器可被广泛地应用于临床医学或人体检测领域。

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