现代传感器的物理模型如图所示：

对于传统被测量而言，敏感膜就相当于传感器与被测对象的界面。在传统的传感器前面附加一层根据不同需要而特制的敏感膜，即可表示化学传感器和生物传感器。二者的区别就看是否具有生物活性。具有生物活性的膜材料就是生物传感器。传感器中可存在两个界面，一是被测介质和敏感膜间的界面，二是敏感膜和传感器间的界面。界面上发生着复杂的物理、化学或生物过程。

医学对传感器的要求

1. 安全性高(特别是用于人体的传感器和换能器)，灵敏度高，信噪比高(选择性高)。
2. 保证物理安全性的措施是电的隔离、浮置技术。
3. 保证化学安全性高的要求是无毒性，无近期和远期的致癌效应。
4. 保证生物安全性高的要求是无DNA和RNA突变。
5. 保证选择性高的措施是利用共振效应、滤波技术、自适应技术、分子识别与离子识别技术。
6. 保证灵敏度高的措施是：物理、化学和生物放大技术。

医学传感器的主要用途

1、检测生物体信息：

如心脏手术前检测心内压力;心血管疾病的基础研究中需要检测血液的粘度以及血脂含量。

2、临床监护

如病人在进行手术前后需要连续检测体温、脉搏、血压、呼吸、心电等生理参数。

3、控制

利用检测到的生理参数，控制人体的生理过程。如电子假肢

医学中需要测量的量

生物医学传感器的分类

按应用形式分类有：植入式传感器、暂时植入体腔(或切口)式传感器、体外传感器、用于外部设备的传感器

按工作原理分有：物理传感器(位移、力、温度、湿度。。。)、化学传感器(各种化学物质)、生物传感器(各种酶、免疫、微生物、DNA。。。)、生物电电极传感器(心电、脑电、肌电、神经元放电。。。)

物理传感器

利用物理性质或物理效应制成的传感器叫物理传感器，或把物理量转变为能为计算机识别的电学量的器件叫传感器。

生物医学用物理传感器的分类和用途

力传感器用来测量重量;压电薄膜传感器用于测量心率和呼吸模式;热电堆传感器用于测量体温;血氧传感器用于测量血氧含量;CO2，传感器用于测量新陈代谢;流量传感器用于辅助呼吸;力传感器用于测量氧气瓶中剩余的氧气含量。

化学传感器

化学传感器是把化学成分、浓度等转换成与之有确切关系的电学量的器件。它多是利用某些功能性膜对特定化学成分的选择作用把被测成分筛选出来，进而用电化学装置把它变为电学量。

一般多是依赖膜电极的响应机理、膜的组成或膜的结构进行分类。如离子选择电极换能器、气敏电极换能器、湿敏电极换能器、涂丝电极换能器聚合物基质电极换能器、离子敏感场效应管换能器、离子选择微电极换能器、离子选择薄片换能器。

生物医学用各种化学换能器测量的化学物质有：K+、Na+、Ca2+、Cl-、O2、CO2、NH3、H+、Li+ 等。

生物传感器

生物传感器利用生物活性物质选择性的识别和测定实现测量，主要由两大部分组成：一为功能识别物质(分子识别元件)，由其对被测物质进行特定识别;其二是电、光信号转换装置(换能器)，由其把被测物所产生的化学反应转换成便于传输的电信号或光信号。

最先问世的生物传感器是酶电极，Clark和Lyons最先提出组成酶电极的设想。70年代中期，人们注意到酶电极的寿命一般都比较短，提纯的酶价格也较贵，而各种酶多数都来自微生物或动植物组织，因此自然地就启发人们研究酶电极的衍生型：微生物电极、细胞器电极、动植物组织电极以及免疫电极等新型生物传感器，使生物传感器的类别大大增多;

进入本世纪80年代之后，随着离子敏场效应晶体管的不断完善，于1980年Caras和Janafa率先研制成功可测定青霉素的酶FET。

生物传感器的组成与基本原理

1、分子识别元件

2、换能器

换能器种类有电化学电极、半导体、热敏电阻、表面等离子体、压电晶体等

生物传感器的分类

按分子识别元件分

 按器件分类

酶传感器

酶的催化作用是在一定条件下使底物分解，故酶的催化作用实质上是加速底物分解速度。

酶传感器由固定酶和基础电极组成，酶电极的设计主要考虑酶催化过程产生或消耗的电极活性物质，如一个酶催化反应是耗O2过程，就可以使用O2电极或H2O2电极;若酶催化反应过程产生酸，即可使用PH电极。

酶传感器信号变换方法

1、电位法

电位法是通过不同离子生成在不同感受体，从测得膜电位去计算与酶反应有关的各种离子的浓度。一般采用铵离子电极(氨气电极)、氢离子电极、氧化碳电极等;

2、电流法

电流法是从与酶反应有关的物质的电极反应得到的电流值来计算被测物质的方法。电化学装置采用的是氧电极。燃料电池型电极和过氧化氢电极等;

葡萄糖传感器

工作原理

测量氧消耗量的葡萄糖传感器+测H2O2生成量的葡萄糖传感器

氧化酶(GOD)：葡萄糖+H2O+O2――――――→葡萄糖酸+H2O2

故葡萄糖浓度测试方法有三种：1、测耗量O2; 2、测H2O2生成量;3、测由葡萄糖酸而产生的PH变化。

测量氧消耗量的葡萄糖传感器

氧电极构成：①由Pb阳极和Pt阴极浸入碱溶液，②阴极表面用氧穿透葡萄糖(基质)膜覆盖[特氟隆，厚约10μm]。

氧电极测O2原理：利用氧在阴极上首先被还原的特性。溶液中的O2穿过特氟隆膜到达Pt阴极上，当外加一个直流电压为氧的极化电压(如0.7V)时，则氧分子在Pt阴极上得电子，被还原:其电流值与含O2浓度成比例。

O2+2H2O+4e=======4OH-

测H2O2生成量的葡萄糖传感器

葡萄糖氧化酶(GOD)

葡萄糖+H2O+O2―――――――→葡萄糖酸+H2O2

葡萄糖氧化产生H2O2，而H2O2通过选择性透气膜，在Pt电极上氧化，产生阳极电流。葡萄糖含量与电流成正比，由此可测出葡萄糖溶液浓度。

在Pt电极上加0.6V电压时，则产生的阳极电流为：H2O2―――――――→ O2+2H++2e

微生物传感器

微生物传感器分为好气性微生物传感器和厌气性微生物传感器

将传感器放入含有有机化合物的被测溶液中，有机物向微生物膜扩散而被微生物摄取(称为资化)。

好气性微生物传感器

微生物的呼吸可用氧电极或二氧化碳电极来测定结构

O2电极好气性微生物传感器响应曲线

厌气性微生物传感器

可测定微生物代谢产物，可用离子选择电极来测定

甲酸传感器(厌气性)原理：

将产生氢的酪酸梭状芽菌固定在低温胶冻膜上，并把它固定在燃料电池Pt电极上;

当传感器浸入含有甲酸的溶液时，甲酸通过聚四氟乙烯膜向酪酸梭状芽菌扩散，被资化后产生H2,而H2又穿过Pt电极表面上的聚四氟乙烯膜与Pt电极产生氧化还原反应而产生电流，此电流与微生物所产生的H2含量成正比，而H2量又与待测甲酸浓度有关，因此传感器能测定发酵溶液中的甲酸浓度。

免疫传感器

免疫传感器基本原理是免疫反应。利用固定化抗体(或抗原)膜与相应的抗原(或抗体)的特异反应，使得生物敏感膜的电位发生变化。

抗原或抗体一经固定于膜上，就形成具有识别免疫反应强烈的分子功能性膜。如，抗原在乙酰纤维素膜上进行固定化，由于蛋白质为双极性电解质，(正负电极极性随PH值而变)所以抗原固定化膜具有表面电荷。其膜电位随膜电荷要变化。故根据抗体膜电位的变化，可测知抗体的附量。

现代医用传感器技术已经摆脱了传统医用传感器体积大、性能差等技术缺点，形成了智能化、微型化、多参数、可遥控和无创检测等全新的发展方向，并取得了一系列的技术突破。其他一些新型的传感器如DNA传感器，光纤传感器等也方兴未艾。医用传感器技术的革新必将推动现代临床医学的更快发展。

随着信息时代的到来,传感器技术已经成为信息社会的重要技术基础,而医学传感器也势必要紧紧抓住这一机遇,努力朝着智能化、微型化、多参数、可遥控和无创检测等方面发展，为促进现代医学发展提供重要推动力。相信在医用传感器不断提高其科技含量的同时，医用传感器在医学领域中的应用也将越来越广泛。

来源：硅谷洞察