CN105474007A - 生物传感器 - Google Patents

生物传感器 Download PDF

Info

Publication number
CN105474007A
CN105474007A CN201480043386.2A CN201480043386A CN105474007A CN 105474007 A CN105474007 A CN 105474007A CN 201480043386 A CN201480043386 A CN 201480043386A CN 105474007 A CN105474007 A CN 105474007A
Authority
CN
China
Prior art keywords
electrode
recognition material
inhibiting substances
biology sensor
target substance
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201480043386.2A
Other languages
English (en)
Other versions
CN105474007B (zh
Inventor
坂田利弥
加治佐平
宫泽雄弥
上松祐太
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
University of Tokyo NUC
Original Assignee
University of Tokyo NUC
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by University of Tokyo NUC filed Critical University of Tokyo NUC
Publication of CN105474007A publication Critical patent/CN105474007A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN105474007B publication Critical patent/CN105474007B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/403—Cells and electrode assemblies
    • G01N27/414—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS
    • G01N27/4145—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS specially adapted for biomolecules, e.g. gate electrode with immobilised receptors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/403—Cells and electrode assemblies
    • G01N27/414—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/416—Systems
    • G01N27/4161—Systems measuring the voltage and using a constant current supply, e.g. chronopotentiometry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/5308—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor for analytes not provided for elsewhere, e.g. nucleic acids, uric acid, worms, mites
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2400/00—Assays, e.g. immunoassays or enzyme assays, involving carbohydrates
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L2924/00—Indexing scheme for arrangements or methods for connecting or disconnecting semiconductor or solid-state bodies as covered by H01L24/00
    • H01L2924/10—Details of semiconductor or other solid state devices to be connected
    • H01L2924/11—Device type
    • H01L2924/13—Discrete devices, e.g. 3 terminal devices
    • H01L2924/1304—Transistor
    • H01L2924/1306—Field-effect transistor [FET]
    • H01L2924/13072—Sensor FET

Abstract

一种生物传感器，可基于非侵入性地从人体采集的试样来作解析。本生物传感器具有与检测目标物质(40)键结的识别物质(38)，以及因该识别物质(38)的电荷而带电的电极(16)，此生物传感器的特征为：具有能抑制非检测目标物质(42)附着至该识别物质(38)或该电极(16)中至少一方的抑制物质(39)；以及检测因上述检测目标物质(40)与上述识别物质(38)键结而产生的上述电极(16)的电荷密度的变化。

Description

生物传感器
技术领域
本发明有关于生物传感器。
背景技术
近年来，关于生物传感器，已公开了能够对活细胞进行非侵入性分析的技术(例如专利文献1)。在专利文献1中，公开了一种生物传感器，其具有的构造为：在检测负电荷的物理特性变化的检测表面，覆盖了会与唾液酸试样(细胞本身或源自细胞的糖链)键结的苯硼酸基。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：特开2010-107496号公报
发明内容
发明所欲解决的课题
然而，前述专利文献1中所记载的生物传感器虽然没有侵入到细胞等，但进行细胞采集的过程仍不能说并未侵入人体。即，期待可以更减轻对人体造成负担的生物传感器，例如以基于泪液、汗液、唾液等检测出检测目标物质的生物传感器。顺便一提，令人担忧的是，在泪液等之中，除了作为检测目标物质的葡萄糖外，也含有白蛋白等蛋白质，该蛋白质会成为干扰噪声而使测量敏感度下降。
本发明目的为提供一种生物传感器，其能够以非侵入性地采集得到的人体试样为根据进行分析。
用以解决课题的手段
本发明相关的生物传感器，具有与检测目标物质键结的识别物质，以及因上述识别物质的电荷而带电的电极，上述生物传感器的特征为：具有抑制非检测目标物质附着至上述识别物质或上述电极中至少一方的抑制物质；上述识别物质与上述电极接触；上述抑制物质是由分子链较上述识别物质长的高分子化合物所形成；通过上述识别物质及上述抑制物质，在上述电极表面形成自组单层分子膜；检测因上述检测目标物质与上述识别物质键结而产生的上述电极的电荷密度的变化。
又，本发明相关的生物传感器，具有与检测目标物质键结的识别物质，以及因上述识别物质的电荷而带电的电极，上述生物传感器的特征为：具有抑制非检测目标物质附着至上述识别物质或上述电极中至少一方的抑制物质；具有设置于上述电极上且以上述识别物质所形成的薄膜、及形成于上述薄膜上且含有上述抑制物质的一层或二层以上的抑制物质层；检测因上述检测目标物质与上述识别物质键结而产生的上述电极的电荷密度的变化。
又，本发明相关的生物传感器，具有与检测目标物质键结的识别物质，以及因上述识别物质的电荷而带电的电极，上述生物传感器的特征为：具有抑制非检测目标物质附着至上述识别物质或上述电极中至少一方的抑制物质；上述识别物质与上述抑制物质键结；检测因上述检测目标物质与上述识别物质键结而产生的上述电极的电荷密度的变化。
发明效果
根据本发明，通过抑制物质，能够抑制非检测目标物质与识别物质键结、或附着至电极表面等，因而能使测量敏感度进一步向上提升。因此，生物传感器可基于非侵入性地从人体采集得到的试样而更准确地测得葡萄糖浓度。
附图说明
图1为实施例1的生物传感器的整体结构的示意图。
图2为实施例1的生物传感器中的识别区的结构示意图。
图3为表示实施例1生物传感器的葡萄糖浓度与栅极电压(gatevoltage)变化的关系的曲线图。
图4为实施例2的生物传感器中识别区的结构示意图。
图5为实施例2的修改例的生物传感器中的识别区的结构示意图。
图6为实施例2的生物传感器中的识别区的说明用示意图。
图7为表示实施例2的生物传感器的葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系(1)的曲线图。
图8为表示实施例2的生物传感器的葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系(2)的曲线图。
图9为表示实施例2的生物传感器的葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系(3)的曲线图。
图10为表示实施例2的生物传感器的葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系(4)的曲线图。
图11为实施例3的修改例的生物传感器中识别区的结构示意图。
图12为表示实施例3的生物传感器的葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系的曲线图。
主要组件符号说明
10生物传感器
12A、12B、12C、12D识别区
14FET(检测区)
16电极
28栅极绝缘膜
30金属电极
31导线
38识别物质
39、41抑制物质
40葡萄糖(检测目标物质)
42蛋白质(非检测目标物质)
44载体
46薄膜
47抑制物质层。
具体实施方式
以下，参照附图详细说明本发明的实施例。
1.实施例1
(1-1)整体结构
图1所示的生物传感器10，具有识别区12A及作为检测区的场效应晶体管(FET:FieldEffectTransistor)14。生物传感器10，在识别区12A中识别试样中所含的作为检测目标物质的葡萄糖，通过在FET14中将识别所得的信息转换成电信号，检测出试样中的葡萄糖浓度。此处的试样是以非侵入性方式采集而得到的试样，即血液以外的生物体液，可列举有汗液、泪液、唾液等。在这些试样中，除了葡萄糖之外，尚包含有非检测目标物质，例如白蛋白等蛋白质。
识别区12A具有电极16及设置在电极16上的受体20A。在本实施例中，识别区12A是在电极16的一侧的表面上设置圆筒状的壁以形成有容器18，且在此容器18内容纳着识别物质及抑制物质。电极16可由金形成，也可由银、铜等形成。受体20A是由含有识别物质与抑制物质的自组单层分子膜(Self-AssembledMonolayers：SAMs)所形成。通常，SAMs即指在固体与液体的交界面或固体与气体的交界面处，有机分子会自发性地互相聚集，自发性地形成单层分子膜的有机薄膜。
识别物质具有能够与试样中所含的葡萄糖键结的功能。除了可使用苯硼酸以外，也可使用如其衍生物(例如具有乙烯基的苯硼酸等)、葡萄糖键结蛋白(GBP)及其衍生物等来作为识别物质。举例而言，苯硼酸与葡萄糖键结时，会产生负电荷。
抑制物质抑制属于非检测目标物质的如白蛋白等蛋白质，不让其产生与苯硼酸键结或附着至电极16表面等现象。在本实施例中，抑制物质是由高分子化合物所形成。高分子化合物除了可使用分子链较识别物质长的寡聚乙二醇以外，也能使用例如聚乙二醇等。
如图2所示，识别物质38及抑制物质39一边的尾端吸附在电极16一侧的表面上，因而形成了SAMs。将巯基(-SH)、双硫基(-S-S-)等导入识别物质38及抑制物质39，令其成为巯基或双硫基的衍生物。这些巯基或双硫基的衍生物可在金、银、铜等金属表面上形成高密度的薄膜。举例而言，导入有巯基的苯硼酸，会形成如金-硫等强键结。识别物质38的另一边的尾端则会与葡萄糖键结。抑制物质39的另一边的尾端则会与非检测目标物质产生特异性键结。
FET14具有在半导体基板22表面上形成的源极24与漏极26，以及在半导体基板22、源极24与漏极26上形成的栅极绝缘膜28(图1)。FET14可以使用n-MOS或p-MOS。在栅极绝缘膜28上方，形成了金属电极30。金属电极30通过导线31而与电极16电性连接。金属电极30可由金、银、铜等形成。
半导体基板22可由硅、镓、砷、铟锡氧化物(ITO)、铟镓锌氧化物(IGZO)、铟锌氧化物(IZO)等形成，也可使用有机半导体、碳半导体(例如碳纳米管、石墨烯半导体、钻石半导体等)。栅极绝缘膜28可由二氧化硅(SiO2)、氮化硅(Si3N4)(SiNx)、五氧化二钽(Ta2O5)、三氧化二铝(Al2O3)等氧化物或氮化物形成。
源极24与漏极26的形成，是以电性连接电源34及电流计36，而测量由源极24流向漏极26的漏极电流。一旦栅极绝缘膜28上的电荷密度有变化，漏极电流会大幅度地变化。即，为了保持恒定的漏极电流，必须伴随着栅极绝缘膜28上的电荷密度变化而使栅极电压变化。FET14是通过测量此栅极电压的变化，而电性测量栅极绝缘膜28上的电荷密度的变化。
在此场合，也可使用本图中所示的参考电极32。参考电极32是作为FET14中的基准电位的电极16，且与识别区12A中的识别物质38电性连接。
(1-2)制造方法
图2所示的识别区12A可以通过以下程序进行制备。首先，使用溅镀装置，依照铬、金的顺序沉积在玻璃基板上，形成电极16。接着，使用环氧树脂将由玻璃形成的圆筒状的壁固定在电极16上。其后，使用硫酸与过氧化氢的混合溶液实施洗涤处理，接着依次使用纯水、乙醇进行洗净。
随后，将含有1mM寡聚乙二醇(Hydroxy-EG6-undecanethiol)的乙醇溶剂，与含有1mM4-巯基苯硼酸的乙醇溶剂，以9:1的比例混合，并将混合液装在容器18中。通过保持该状态经过一预定时间，寡聚乙二醇与苯硼酸会化学吸附至电极16表面，并形成自组单层分子膜。最后，除去混合液，依乙醇、纯水的顺序洗涤。通过此种方式可以制造出识别区12A。
(1-3)作用及效果
在如上述方法所构成的生物传感器10中，首先，将试样加入识别区12A中(图2)。试样中所含的葡萄糖40会到达受体20A的底部并与识别物质38键结。识别物质38因而产生负电荷。此负电荷则令电极16的表面带电。另一方面，试样中所含的白蛋白等蛋白质42则会和抑制物质39键结，抑制其到达受体20A的底部，即识别物质38、电极16等的表面。
由于电极16与FET14的金属电极30电性连接，通过电极16的表面带有负电荷，栅极绝缘膜28上的电荷密度因此发生变化。FET14是测量伴随于栅极绝缘膜28上的电荷密度变化的栅极电压的变化。据此，生物传感器10可以检测出试样中所含的葡萄糖的浓度。
顺便一提，蛋白质42因为带有负电荷，会通过与识别物质38键结、或附着至电极16的表面等，使电极16表面所带的负电荷增加。这个现象使得传统式生物传感器遭遇测量敏感度显著下降的问题。
在本实施例的情况下，生物传感器10通过受体20A中所含的抑制物质39，抑制了蛋白质42到达识别物质38、电极16表面等的现象。据此，生物传感器10因为能够抑制蛋白质42与识别物质38键结、或附着到电极16的表面等，所以也能够抑制电极16带上不必要的负电荷。因此，生物传感器10的测量敏感度可以向上提升，所以，可以基于非侵入性地从人体采集得到的试样，而更准确地测得葡萄糖的浓度。
(1-4)葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系
接下来，根据上述“(1-2)制造方法”所示的程序，制造具备图2所示的识别区的生物传感器。识别区是使用苯硼酸作为识别物质、使用寡聚乙二醇作为抑制物质。然后，将含有白蛋白的试样置入识别区中，再测量当葡萄糖浓度逐渐改变时的场效应晶体管的栅极电压的变化。
试样是准备pH7.4且含有4g/L白蛋白的磷酸缓冲生理食盐水(PBS:Phosphatebufferedsaline)，并于其中阶段性地加入范围介于100μM至10mM的葡萄糖，使葡萄糖浓度阶段性地上升。结果如图3所示。
图3的纵轴表示栅极电压变化(mV)，横轴表示葡萄糖浓度的对数(log)。相关系数为0.992、斜率为19.761，可确认葡萄糖浓度的对数与栅极电压变化之间可视为有直线关系。即，可说是由于生物传感器不受蛋白质所造成的干扰噪声影响，所以对应葡萄糖浓度的栅极电压的变化量增加了。上述的结果证实，通过使用由含有识别物质及抑制物质的单层分子膜所形成的受体，可以抑制由蛋白质所造成的负电荷增加的现象。
2.实施例2
参考与图2的对应部分拥有同样符号的图4，说明实施例2的识别区12B。本实施例的识别区12B，是因识别物质38并没有固定在电极16的一侧的表面上的这一点，而不同于上述实施例1。
(2-1)识别区的组成
识别区12B中容纳的受体20B，是由识别物质38与抑制物质41键结而成的共聚物所形成。在本实施例中，受体20B更包含分解促进剂、交联剂。
抑制物质41是由亲水性聚合物所形成。亲水性聚合物是指拥有亲水性官能基(羟基、羧基)的聚合物，还有水凝胶(hydrogel)、纸、高吸水性聚合物(SAP:SuperabsorbentPolymer)等。在本实施例中，抑制物质41是使用水凝胶。
水凝胶是指亲水性高分子链之间互相交联而保持住大量的水份且具有良好吸水性的凝胶状物质，举例而言，有聚甲基丙烯酸羟乙酯(Poly-HEMA，又称为聚甲基丙烯酸2-羟乙酯)、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、聚乙烯醇(PVA)等。Poly-HEMA可以是甲基丙烯酸羟乙酯(HEMA)的同元聚合物，也可以是与其他单体(例如甲基丙烯酸2,3-二羟丙酯、甲基丙烯酸甘油酯(GMA)等)组成的共聚物。另外，Poly-HEMA在制成共聚物时有含水率会变高的倾向。此外，PVP可以是N-乙烯基2-吡咯烷酮(NVP)的同元聚合物，也可以是以NVP作为主要成份且加入HEMA、甲基丙烯酸甲酯(MMA)等及交联剂而聚合成的共聚物。
纸是以植物纤维或其他纤维胶着制造而成。植物纤维是由纤维素、半纤维素、木质素所构成。纤维素，具有是由其所具备的大量的羟基彼此通过氢键而键结的性质，据此而使构成纸的植物纤维彼此间会粘在一起。另外，其他纤维可举出如纤维状的矿物、金属、合成树脂等，从更强力地固定住识别物质38的观点来看，优选为由植物纤维(纤维素)所形成的纸。
SAP是能够吸收与保留高于其自身重量数百倍至数千倍的水分的高分子。可以使用丙烯酸聚合物作为SAP。丙烯酸聚合物因具有大量的羧基所以亲水性高，若再进一步使其交联成细孔结构且设为钠盐型式时，会成为具有高吸水性的凝胶。
其他亲水性聚合物可以举例如:羟丙基甲基纤维素(HPMC)、羧甲基纤维素钠(CMC-Na)、羟乙基纤维素(HEC)等的纤维素衍生物；海藻酸、玻尿酸、琼脂糖、淀粉、聚葡萄糖、聚三葡萄糖等的多糖类及其衍生物；羧基乙烯基聚合物、聚乙烯氧化物(polyethyleneoxide)、聚(甲基)丙烯酰胺、聚(甲基)丙烯酸等同元聚合物、这些同元聚合物与多糖类的共聚物，以及构成这些同元聚合物的单体与其他种单体聚合的共聚物；胶原蛋白、明胶等蛋白质及其衍生物；肝素、玻尿酸、硫酸软骨素、硫酸皮肤素、硫酸葡聚糖、硫酸角质素、硫酸乙酰肝素等的糖胺多糖(glycosaminoglycan)、几丁质(chitin)、几丁聚糖(chitosan)等多糖类或粘多糖。
再者，也可使用1-乙烯基-2-吡咯烷酮、丙烯酸2-甲酯、苯二甲酸单甲基丙烯酰基氧基乙基酯、甲基丙烯酸乙基硫酸铵(ammoniumsulfatoethylmethacrylate)、N-乙烯吡咯烷酮、N,N-二甲基丙烯酰胺、磷酸2-(甲基丙烯酰基氧基乙基)-2-(三甲基铵乙基)酯等亲水性聚合物。
上述列举的亲水性聚合物可以单独使用，也可一并使用两种以上的亲水性聚合物。
聚合引发剂可适时地选择性使用已知的自由基聚合促进剂。优选使用具有水溶性或水分散性、均匀地包含于整个系统的聚合引发剂。具体而言，可以使用聚合引发剂如：水溶性的过氧化物，例如过氧二硫酸钾、过氧二硫酸铵等；水溶性的偶氮化合物，例如VA-044、V-50、V-501(皆为和光纯药工业有限公司制造)；以及其他如Fe2+与过氧化氢的混合物等。
交联剂可以使用如N,N’-亚甲基双丙烯酰胺、乙二醇二甲基丙烯酸酯、甲基丙烯酸乙烯酯等。
(2-2)制造方法
图4所示的识别区12B可以通过以下程序进行制备。首先，准备0.15g的4-乙烯苯硼酸、1.0g的甲基丙烯酸羟乙酯、0.5g的N-(3-二甲基氨基丙基)甲基丙烯酰胺、0.05g的作为交联剂的N,N’-亚甲基双丙烯酰胺，将以上材料与6.0g的6.7重量％丙烯酸钠水溶液(pH7.3)、再加入超纯水直到总量达10g，在容器18中混合溶解。其后，加入作为聚合引发剂的四甲基乙二胺25μl、过氧二硫酸钾7.5g，开始聚合反应。在氮气环境中，于室温下维持此状态两个小时。聚合反应结束后，将产生的含有共聚物的溶液浸泡在超纯水中，以去除未反应的成份，据此可以得到由识别物质38及抑制物质41所共聚合而成的受体20B。通过此种方式，可以制造出识别区12B。
(2-3)作用及效果
在如上述方法所构成的识别区12B中，抑制物质，即亲水性聚合物，会吸附周围的水分子，具有高溶剂亲和性。因此，由于葡萄糖是隔着水分子而与亲水性聚合物接触，所以不会被吸附，而是会溶解于溶剂中。如此一来，试样中含有的葡萄糖会与受体20B中的苯硼酸键结，因而产生负电荷，使电极16带电。因此，识别区12B能够具有与上述实施例1相同的效果。
此外，本实施例的受体20B，是识别物质38与由亲水性聚合物组成的抑制物质41键结而形成共聚物。亲水性聚合物会吸附周围的水分子，具有高溶剂亲和性。因此，由于蛋白质是隔着水分子而与亲水性聚合物接触，所以不会被吸附，而是会溶解于溶剂中。如此一来，识别区12B中，是通过抑制物质41而阻止试样中所含的蛋白质与识别物质38键结、或阻止附着至电极16的表面等，所以能够使测量敏感度向上提升。因此，生物传感器可以基于非侵入性地从人体采集得到的试样，而更准确地测得葡萄糖浓度。
抑制物质41也可具有与葡萄糖为相同分子结构的分子模板(图未显示)。具有分子模板的抑制物质41可选择性地加入试样中所含的葡萄糖，因此可使测量敏感度进一步向上提升。
(2-4)变化例
参考与图4的对应部分拥有同样符号的图5，说明实施例2的变化例的识别区12C。本实施例的识别区12C，是因识别物质38载于载体44上的这一点，而不同于上述实施例2。
受体20C具有载体44、载于载体44上的识别物质38、以及抑制物质41，并且是由识别物质38与抑制物质41键结成的共聚物所形成。
载体44可使用导电性粒子、非导电性粒子。导电性粒子可使用金属粒子、非金属粒子、导电性聚合物等粒子，其中，金属粒子可举例如金、铂、银、铜等粒子，非金属粒子可举例如铟锡氧化物(ITO：IndiumTinOxide)。另一方面，非导电性粒子可使用如二氧化硅等粒子。举例而言，将巯基(-SH)、双硫基(-S-S-)等导入作为识别物质的苯硼酸中，使其成为巯基或双硫基的衍生物，据此可以令苯硼酸载于金粒子的表面上。
于此说明关于受体20C的制造程序。具体而言，首先将9ml的金纳米胶体溶液(直径5nm)与1ml的10mM4-巯基苯硼酸(Sigma-Aldrich公司制)/乙醇溶液混合，于25℃下静置24小时，以制造出苯硼酸-金纳米粒子溶液。接着，混合1.0g的甲基丙烯酸羟乙酯(HEMA)、5g的前述苯硼酸-金纳米粒子溶液、0.5g的N-3-(二甲基胺基)丙基甲基丙烯酰胺、3g的6.7重量％丙烯酸钠水溶液(pH7.3)、0.05g的N,N’-亚甲基双丙烯酰胺，并以超纯水调整至总量为10g。其后，加入作为聚合引发剂的过氧二硫酸钾5mg、丁二胺(tetramethylenediamine)5μl，开始聚合反应。在氮气环境中，于室温下维持此状态2小时。聚合反应结束后，将产生的含有共聚物的溶液浸泡在超纯水中，去除未反应的成份，据此可以得到由识别物质38及抑制物质41所共聚合而成的受体20C。通过此种方式，可以制造出识别区12C。
载于载体44上的识别物质38的一部份，如图6所示，会与抑制物质41键结(图中符号45)而形成共聚物。而且，剩余的载于载体44上的识别物质38，会与试样中含有的葡萄糖40键结。通过试样中含有的葡萄糖40与识别物质38键结，而产生负电荷，使电极16带电，所以可以得到与前述实施例1相同的效果。
另外，本变化例的识别区12C中，由于识别物质38会与由亲水性聚合物形成的抑制物质41键结而形成共聚物，所以可以阻止试样中含有的蛋白质与识别物质38键结、或阻止附着至电极16的表面等。因此，本变化例的识别区12C仍然能够具有与上述实施例2相同的效果。
进一步地，本变化例的识别区12C中，由于识别物质38载于载体44上，所以尤其是也可以容易地将识别物质38固定于纸上。
(葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系)
接着，具备图4所示的识别区的生物传感器，是根据上述“(2-2)制造方法”所示的程序制造而成。试样是准备pH7.4且含有4g/L的白蛋白的磷酸缓冲生理食盐水(PBS:Phosphatebufferedsaline)，并于其中阶段性地加入范围介于50μM至1.25mM的葡萄糖，使葡萄糖浓度阶段性地上升。结果如图7所示。
根据图7，相关系数为0.9959、斜率为6.438，可确认葡萄糖浓度的对数与栅极电压变化之间可视为有直线关系。由上述结果可确认：通过使用以识别物质及由亲水性聚合物形成的抑制物质所键结而成的共聚物，可以抑制由蛋白质造成的负电荷增加的现象。
接下来，具备图5所示的识别区的生物传感器，是根据上述“(2-4)变化例”所示的程序制造而成。此时的抑制物质是使用甲基丙烯酸羟乙酯。试样是准备pH7.4且含有4g/L的白蛋白的磷酸缓冲生理食盐水(PBS:Phosphatebufferedsaline)，并于其中阶段性地加入范围介于50μM至1.25mM的葡萄糖，使葡萄糖浓度阶段性地上升。结果如图8所示。
根据图8，相关系数为0.9959、斜率为6.438，得到与图7几乎相同的结果。由上述结果可确认：即使是使用以载于载体上的识别物质及由亲水性聚合物形成的抑制物质所键结而成的共聚物，也可以抑制由蛋白质造成的负电荷增加的现象。
进一步地，图5所示的识别区中改使用纤维素作为抑制物质的生物传感器，是根据以下程序制造而成。具体而言，首先将9ml的金纳米胶体溶液(直径5nm)与1ml的10mM4-巯基苯硼酸(Sigma-Aldrich公司制)/乙醇溶液混合，于25℃下静置24小时，制造出苯硼酸-金纳米粒子溶液。接着，将上述苯硼酸-金纳米粒子溶液500μl滴落至已切割成长40mm、宽10mm的Kimwipe(注册商标)上，以60℃的温度干燥。使用聚二甲基硅氧烷溶液(东丽道康宁公司制)，令干燥后的Kimwipe(注册商标)附着至栅极电极区，得到纸与苯硼酸-金纳米粒子混合而成的分子识别组件。
试样是准备pH7.4且含有4g/L的白蛋白的磷酸缓冲生理食盐水(PBS:Phosphatebufferedsaline)，并于其中阶段性地加入范围介于10μM至2mM的葡萄糖，使葡萄糖浓度阶段性地上升。结果如图9所示。
根据图9，相关系数为0.9846、斜率为20.123，可确认葡萄糖浓度的对数与栅极电压变化之间可视为有直线关系。由上述结果可确认：即使是在将载于载体上的识别物质固定于由纤维素形成的抑制物质的情况下，也可以抑制由蛋白质所造成的负电荷增加的现象。
又，在图4所示的识别区中于抑制物质形成分子模板的生物传感器，是根据以下程序制造。首先，将甲基丙烯酸羟乙酯(HEMA)0.2g、N-3-(二甲基胺基)丙基甲基丙烯酰胺0.1g、乙烯苯硼酸0.01g、N,N’-亚甲基双丙烯酰胺0.02g、6.7重量％丙烯酸钠(pH7.3)300μl、及葡萄糖0.009g，以100mM磷酸钠缓冲液(pH10.0)调整成总量为1g，使溶解后，加入作为聚合引发剂的过氧二硫酸钾(50mg/ml，和光纯药工业公司制)10μl、丁二胺(东京化成公司制)2μl，制作单体溶液。
之后，在由金形成的5mm正方的电极上滴下单体溶液15μl，以PET(聚对苯二甲酸乙二酯)膜覆盖，在氮气环境中，于室温进行聚合反应12小时，在电极上制作水凝胶。聚合反应结束后，将栅极电极浸渍于0.1M盐酸/甲醇溶液过夜，去除单体成分及葡萄糖，形成由识别物质与抑制物质所共聚合而成的受体。如此而制作电极表面被受体覆盖的实施例的生物传感器。
另外，在由金形成的10mm正方的电极上的5mm正方的范围，形成与上述相同的受体，制作使一部分电极露出的生物传感器，作为比较。
在所制作的生物传感器的受体滴下100mM磷酸钠缓冲液(pH9.0)1500μl，使用FET实时计测装置设定栅极电压1V、源极-漏极电流700μA。在此状态，测定在受体添加1M葡萄糖15μl及100mg/ml白蛋白溶液15μl时的栅极电极表面电位的变化。
其结果如图10所示。图10的纵轴表示栅极电压(V)，横轴表示时间(秒)。本图中，实线是上述实施例的生物检测器的结果，虚线是作为比较所制作的生物传感器的结果。
根据本图所示，实施例的生物传感器，在添加10mM葡萄糖时的栅极表面电位是往负方向变化。由此可确认，实施例的生物传感器可获得对于葡萄糖的响应。又，实施例的生物检测器，即使添加白蛋白，栅极表面电位也没有发生变化。由此可确认，实施例的生物检测器，抑制物质会抑制由蛋白质所造成的负电荷增加。另一方面，作为比较而制作的生物传感器，在添加白蛋白时，会使栅极表面电位发生变化。推测应该是因为该白蛋白与电极键结所致。
3.实施例3
参考与图2的对应部分拥有同样符号的图11，说明实施例3的识别区12D。本实施例的识别区12D，是因在识别物质38上形成了层状的抑制物质的这一点，而不同于上述实施例1。
受体20D具有由识别物质38所形成的薄膜46、以及形成在此薄膜46上的由抑制物质所形成的抑制物质层47。
薄膜46为由识别物质38的一边的尾端吸附在电极16一侧的表面上而形成的SAMs。抑制物质层47是由包含水凝胶、SAP等的亲水性聚合物所形成。在本实施例中，抑制物质层47是由甲基丙烯酸羟乙酯所构成。
薄膜46可根据上述实施例1的“(1-2)制造方法”所示同样程序形成自组单层分子膜而制造。具体而言，在1mM4-巯基苯硼酸(Sigma-Aldrich公司制)/乙醇溶液中，将金基板在25℃下浸泡24小时，以制造出自组单层分子膜。
抑制物质层47是根据以下的程序制造而成。混合1.0g的甲基丙烯酸羟乙酯(HEMA)、0.5g的N-3-(二甲基胺基)丙基甲基丙烯酰胺、6g的6.7重量％丙烯酸钠水溶液(pH7.3)、0.05g的N,N’-亚甲基双丙烯酰胺，并以超纯水调整至总量为10g。其后，加入作为聚合引发剂的过氧二硫酸钾5mg、丁二胺5μl，开始聚合反应。在氮气环境下，于室温下维持此状态两个小时。聚合反应结束后，将产生的含有共聚物的溶液浸泡在超纯水中，去除未反应的成份，据此可以制造出抑制物质层47。
最后，在由识别物质38所形成的薄膜46上，堆栈由甲基丙烯酸羟乙酯所形成的抑制物质层47，据此可以制造出识别区12D。
在如上述方法所构成的识别区12D中，抑制物质，即亲水性聚合物，会吸附周围的水分子，具有高溶剂亲和性。因此，由于葡萄糖40是隔着水分子而与亲水性聚合物接触，所以不会被吸附，而是会溶解于溶剂中。如此一来，葡萄糖40会与识别物质38键结，因而产生负电荷，使电极16带电。因此，识别区12D能够具有与上述实施例1相同的效果。
此外，本实施例的受体20D中，形成于电极16上的识别物质38的薄膜46被抑制物质层47覆盖住。形成抑制物质层47的亲水性聚合物会吸附周围的水分子，具有高溶剂亲和性。因此，由于蛋白质是隔着水分子而与亲水性聚合物接触，所以不会被吸附，而是会溶解于溶剂中。如此一来，识别区12D中，是通过抑制物质层47而阻止试样中所含的蛋白质42与识别物质38键结、或阻止附着至电极16的表面，所以能够使测量敏感度向上提升。因此，生物传感器可以非侵入性地从人体采集得到的试样为基础，更准确地测得葡萄糖浓度。
(变化例)
上述实施例3，是以抑制物质层为1层的情况而说明，但本发明并非仅受限于此实施例，也可由不同分子量的亲水性聚合物形成两层以上的抑制物质层。
(葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系)
接下来，具备图11所示的识别区的生物传感器，是根据上述的程序制造而成。试样是准备pH7.4且含有4g/L的白蛋白的磷酸缓冲生理食盐水(PBS:Phosphatebufferedsaline)，并于其中阶段性地加入范围介于10μM至2mM的葡萄糖，使葡萄糖浓度阶段性地上升。结果如图12所示。
根据图12，相关系数为0.9877、斜率为25.94，可确认葡萄糖浓度的对数与栅极电压变化之间可视为有直线关系。由上述结果可确认：通过使由亲水性聚合物所形成的抑制物质以层状型态覆盖在由识别物质所形成的薄膜上，可以抑制由蛋白质所造成的负电荷增加的现象。
4.变化例
本发明并非仅受限于上述实施例，在具有本发明效果的范畴内，可以进行适当地修改。例如，在上述实施例中，是以检测区为FET的情况而说明，但本发明并非仅受限于这些实施例，也可使用光二极管、光电倍增管等光接收组件、热敏电阻(thermistor)、石英晶体微天平(QCM:QuartzCrystalMicrobalance)、利用表面电浆共振的组件等。
此外，上述实施例是以识别区与检测区通过导线进行电性连接的情况而说明，但本发明并非仅受限于这些实施例，也可令识别区与检测区两者一体成形。即，在作为检测区的FET的栅极绝缘膜上，也可直接形成电极。

Claims (9)

1.一种生物传感器，包括：
识别物质，其与检测目标物质键结；以及
电极，其因该识别物质的电荷而带电；
其特征在于：
具有抑制非检测目标物质附着至该识别物质或该电极中至少一方的抑制物质；
该识别物质与该电极接触；
该抑制物质是由分子链较上述识别物质长的高分子化合物所形成；
通过该识别物质与该抑制物质，在该电极表面形成自组单层分子膜；
检测因该检测目标物质与该识别物质键结而产生的该电极的电荷密度的变化。
2.根据权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，该检测目标物质为葡萄糖。
3.一种生物传感器，包括：
识别物质，其与检测目标物质键结；以及
电极，其因该识别物质的电荷而带电；
其特征在于：
具有抑制非检测目标物质附着至该识别物质或该电极中至少一方的抑制物质；
具有设置在上述电极上且以上述识别物质形成的薄膜，及
形成于上述薄膜上且含有上述抑制物质的一层或二层以上的抑制物质层；
检测因该检测目标物质与该识别物质键结而产生的该电极的电荷密度的变化。
4.一种生物传感器，包括：
识别物质，其与检测目标物质键结；以及
电极，其因该识别物质的电荷而带电；
其特征在于：
具有抑制非检测目标物质附着至该识别物质或该电极中至少一方的抑制物质；
该识别物质与该抑制物质键结；
检测因该检测目标物质与该识别物质键结而产生的该电极的电荷密度的变化。
5.根据权利要求4所述的生物传感器，其特征在于，该识别物质载于粒子上。
6.根据权利要求4或5所述的生物传感器，其特征在于，该抑制物质具有与上述检测目标物质的分子结构为相辅的结构的分子模板。
7.根据权利要求1至6任一项所述的生物传感器，其特征在于，该电极是连接至场效应晶体管的栅极绝缘膜(gateinsulatorfilm)。
8.根据权利要求1至7任一项所述的生物传感器，其特征在于，该识别物质为苯硼酸。
9.根据权利要求7所述的生物传感器，其特征在于，该电极与该场效应晶体管是分开配置，且通过该栅极绝缘膜上方所设置的金属电极与导线而电性连接。
CN201480043386.2A 2013-08-08 2014-08-07 生物传感器 Active CN105474007B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013-165086 2013-08-08
JP2013165086A JP5565783B1 (ja) 2013-08-08 2013-08-08 バイオセンサ
PCT/JP2014/070823 WO2015020131A1 (ja) 2013-08-08 2014-08-07 バイオセンサ

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN105474007A true CN105474007A (zh) 2016-04-06
CN105474007B CN105474007B (zh) 2018-12-07

Family

ID=51427142

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201480043386.2A Active CN105474007B (zh) 2013-08-08 2014-08-07 生物传感器

Country Status (9)

Country Link
US (2) US11156581B2 (zh)
EP (2) EP3032248B1 (zh)
JP (1) JP5565783B1 (zh)
CN (1) CN105474007B (zh)
AU (1) AU2014303386B2 (zh)
BR (1) BR112016001957A2 (zh)
CA (1) CA2920140A1 (zh)
RU (1) RU2658557C2 (zh)
WO (1) WO2015020131A1 (zh)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108776076A (zh) * 2018-07-19 2018-11-09 上海理工大学 一种生物传感器
CN113567411A (zh) * 2021-08-18 2021-10-29 华北科技学院(中国煤矿安全技术培训中心) 一种基于金纳米探针的检测剂及其制备方法和应用
US11754610B2 (en) 2017-09-20 2023-09-12 Sony Semiconductor Solutions Corporation Charge detection sensor and potential measurement system

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5565783B1 (ja) * 2013-08-08 2014-08-06 国立大学法人 東京大学 バイオセンサ
JP6591822B2 (ja) * 2014-08-07 2019-10-16 国立大学法人 東京大学 バイオセンサ
TWI565946B (zh) * 2015-04-20 2017-01-11 國立清華大學 生物檢測方法及其生物感測器
WO2017163715A1 (ja) 2016-03-25 2017-09-28 株式会社Ｐｒｏｖｉｇａｔｅ 高感度バイオセンサおよびその製造方法
JP7008062B2 (ja) 2017-02-21 2022-01-25 株式会社Provigate 高感度バイオセンサ
JP6990396B2 (ja) * 2017-09-06 2022-01-12 国立大学法人 東京大学 電界効果トランジスタを備えるバイオセンサ
EP3779421A4 (en) * 2018-03-30 2021-12-15 Provigate Inc. BIO-SENSOR
US20220299466A1 (en) * 2019-08-12 2022-09-22 Trustees Of Tufts College Modularized Field-Effect Transistor Biosensors
EP3795990B1 (en) * 2019-09-23 2023-06-07 Valotec Organic electrochemical transistor based sensor
RU2745663C1 (ru) * 2019-12-31 2021-03-30 федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московский государственный технический университет имени Н.Э. Баумана (национальный исследовательский университет)" (МГТУ им. Н.Э. Баумана) Способ изготовления матричного биосенсора на основе восстановленного оксида графена и матричный биосенсор на полимерной подложке
US20240094161A1 (en) * 2021-01-18 2024-03-21 The University Of Tokyo Thin film, biosensor, and method for producing them
JP2023080921A (ja) * 2021-11-30 2023-06-09 栗田工業株式会社 過酸化水素濃度の測定方法及び過酸化水素検出および濃度測定用トランジスタ型センサ
WO2023118264A1 (en) 2021-12-22 2023-06-29 Roche Diagnostics Gmbh Method and sensor device for determining the concentration of an analyte in a sample

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2005015193A1 (en) * 2003-08-11 2005-02-17 Canon Kabushiki Kaisha Field-effect transistor, sensor using it, and production method thereof
US20070048178A1 (en) * 2005-08-26 2007-03-01 Honeywell International Inc. Analyte detector
CN102112873A (zh) * 2008-07-29 2011-06-29 庆北大学校产学协力团 用于葡萄糖感测的含有纳米纤维膜的组合物及使用该组合物制备非酶葡萄糖生物传感器的方法
CN102775078A (zh) * 2012-03-13 2012-11-14 大庆麦伯康生物技术有限公司 对糖类物质有浓度响应的可降解的苯硼酸/粘液素层层自组装超薄膜

Family Cites Families (45)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2072418B (en) * 1980-03-19 1984-03-14 Olympus Optical Co Ion sensor and method of manufacturing the same
GB2096824A (en) * 1981-04-09 1982-10-20 Sibbald Alastair Chemically sensitive field effect transistor
DE4338732C2 (de) 1993-11-12 2003-12-11 Thomas Dandekar Biosensor (neuer Bauart)
JPH08338798A (ja) * 1995-06-13 1996-12-24 Nippon Oil & Fats Co Ltd 糖濃度測定センサー
US6063637A (en) * 1995-12-13 2000-05-16 California Institute Of Technology Sensors for sugars and other metal binding analytes
WO1997041425A1 (en) 1996-04-25 1997-11-06 Pence, Inc. Biosensor device and method
RU2161653C2 (ru) * 1998-08-24 2001-01-10 ФАРМАКОВСКИЙ Дмитрий Александрович Способ количественного электрохимического анализа биомолекул
JP3853686B2 (ja) 2002-03-28 2006-12-06 本田技研工業株式会社 電磁ブレーキ
US7368085B2 (en) 2003-12-04 2008-05-06 Honeywell International Inc. Analyte detector
US20060160100A1 (en) * 2005-01-19 2006-07-20 Agency For Science, Technology And Research Enzymatic electrochemical detection assay using protective monolayer and device therefor
RU2482495C2 (ru) * 2006-10-12 2013-05-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Быстрый биосенсор со слоем реагента
US9170228B2 (en) * 2007-06-08 2015-10-27 Bharath R. Takulapalli Nano structured field effect sensor and methods of forming and using same
EP2040067A3 (en) * 2007-09-19 2013-01-02 Hitachi High-Technologies Corporation Anion concentration measuring device and element
JP4731544B2 (ja) * 2007-12-17 2011-07-27 株式会社日立製作所 生体分子検出装置及びそれを用いた生体分子検出方法
US8344733B2 (en) 2008-03-27 2013-01-01 Panasonic Corporation Sample measurement device, sample measurement system and sample measurement method
JP5467312B2 (ja) * 2008-06-24 2014-04-09 独立行政法人物質・材料研究機構 バイオセンサ、バイオセンサを用いた生体物質の検出方法、及びそのキット
US8633141B2 (en) * 2008-07-15 2014-01-21 Ian D. Smith Thermally stable subsea control hydraulic fluid compositions
US8669124B2 (en) 2008-08-20 2014-03-11 Nxp, B.V. Apparatus and method for molecule detection using nanopores
US20100137143A1 (en) * 2008-10-22 2010-06-03 Ion Torrent Systems Incorporated Methods and apparatus for measuring analytes
JP5205293B2 (ja) * 2009-01-19 2013-06-05 富士フイルム株式会社 抗体固定基板、並びに該抗体固定基板の製造方法及び利用
JP2010243301A (ja) * 2009-04-03 2010-10-28 Sharp Corp 測定システム、測定装置、トランジスタおよび測定方法
JP5398017B2 (ja) 2010-07-22 2014-01-29 国立大学法人 東京大学 検出デバイス及びバイオセンサ
JP2012037397A (ja) * 2010-08-06 2012-02-23 Canon Inc センサ素子製造方法、センサ素子及び検出方法
JP2012070907A (ja) * 2010-09-28 2012-04-12 Hiroshima Univ 血糖値センサ
EP2438860A1 (de) * 2010-10-07 2012-04-11 BIOTRONIK SE & Co. KG Medizinisches Sensorsystem
US9632058B2 (en) * 2011-03-29 2017-04-25 The Hong Kong Polytechnic University Non-invasive glucose sensor
JP2013027623A (ja) 2011-07-29 2013-02-07 Hiroshima Univ バイオセンサー
JP5565783B1 (ja) * 2013-08-08 2014-08-06 国立大学法人 東京大学 バイオセンサ
USD737853S1 (en) 2013-10-21 2015-09-01 Apple Inc. Display screen or portion thereof with graphical user interface
USD741909S1 (en) 2013-10-21 2015-10-27 Apple Inc. Display screen or portion thereof with icon
USD756391S1 (en) 2013-10-23 2016-05-17 Ares Trading S.A. Display screen with graphical user interface
USD756373S1 (en) 2014-02-21 2016-05-17 Aliphcom Display screen or portion thereof with graphical user interface
USD798900S1 (en) 2014-06-01 2017-10-03 Apple Inc. Display screen or portion thereof with icon
USD754174S1 (en) 2014-06-30 2016-04-19 Aliphcom Display screen or portion thereof with graphical user interface
USD759079S1 (en) 2014-08-01 2016-06-14 Merit Medical Systems, Inc. Inflation device display screen with graphical user interface
USD789419S1 (en) 2014-09-01 2017-06-13 Apple Inc. Display screen or portion thereof with graphical user interface
USD760244S1 (en) 2014-09-18 2016-06-28 Cheetah Mobile Inc. Display screen or portion thereof with graphical user interface
USD783642S1 (en) 2014-10-16 2017-04-11 Apple Inc. Display screen or portion thereof with animated graphical user interface
USD775658S1 (en) 2015-02-04 2017-01-03 Sengled Optoelectronics Co., Ltd Display screen with graphical user interface
USD777200S1 (en) 2015-03-20 2017-01-24 Sengled Optoelectronics Co., Ltd Display screen with animated graphical user interface
USD780208S1 (en) 2015-04-03 2017-02-28 Fanuc Corporation Display panel with graphical user interface for controlling machine tools
USD776716S1 (en) 2015-04-03 2017-01-17 Fanuc Corporation Display panel for controlling machine tools with icon
USD805555S1 (en) 2016-01-15 2017-12-19 Microsoft Corporation Display screen with icon
USD804502S1 (en) 2016-06-11 2017-12-05 Apple Inc. Display screen or portion thereof with graphical user interface
USD821411S1 (en) 2017-01-06 2018-06-26 Nasdaq, Inc. Display screen or portion thereof with animated graphical user interface

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2005015193A1 (en) * 2003-08-11 2005-02-17 Canon Kabushiki Kaisha Field-effect transistor, sensor using it, and production method thereof
US20070048178A1 (en) * 2005-08-26 2007-03-01 Honeywell International Inc. Analyte detector
CN102112873A (zh) * 2008-07-29 2011-06-29 庆北大学校产学协力团 用于葡萄糖感测的含有纳米纤维膜的组合物及使用该组合物制备非酶葡萄糖生物传感器的方法
CN102775078A (zh) * 2012-03-13 2012-11-14 大庆麦伯康生物技术有限公司 对糖类物质有浓度响应的可降解的苯硼酸/粘液素层层自组装超薄膜

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11754610B2 (en) 2017-09-20 2023-09-12 Sony Semiconductor Solutions Corporation Charge detection sensor and potential measurement system
CN108776076A (zh) * 2018-07-19 2018-11-09 上海理工大学 一种生物传感器
CN113567411A (zh) * 2021-08-18 2021-10-29 华北科技学院(中国煤矿安全技术培训中心) 一种基于金纳米探针的检测剂及其制备方法和应用

Also Published As

Publication number Publication date
EP3032248A1 (en) 2016-06-15
US11630078B2 (en) 2023-04-18
US20220099617A1 (en) 2022-03-31
BR112016001957A2 (pt) 2017-08-01
EP3032248B1 (en) 2020-05-13
US11156581B2 (en) 2021-10-26
JP5565783B1 (ja) 2014-08-06
JP2015034730A (ja) 2015-02-19
AU2014303386B2 (en) 2018-01-25
WO2015020131A1 (ja) 2015-02-12
US20160169835A1 (en) 2016-06-16
CA2920140A1 (en) 2015-02-12
RU2016107230A (ru) 2017-08-31
AU2014303386A1 (en) 2016-02-18
RU2658557C2 (ru) 2018-06-21
EP3032248A4 (en) 2017-03-22
CN105474007B (zh) 2018-12-07
EP3715840A1 (en) 2020-09-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN105474007A (zh) 生物传感器
EP3159686B1 (en) Sampling unit and biosensor
JP6591822B2 (ja) バイオセンサ
JP5447716B1 (ja) バイオセンサ及び分子識別部材
Picart et al. Buildup mechanism for poly (L-lysine)/hyaluronic acid films onto a solid surface
Kumar et al. PEDOT: PSS/PVA‐Nanofibers‐Decorated Conducting Paper for Cancer Diagnostics
EP3287784A1 (en) Electrochemical sensors with a gelatin b matrix
Tavares et al. Novel electro-polymerized protein-imprinted materials using Eriochrome black T: Application to BSA sensing
Posha et al. Layer-by-layer assembly of polycations and polyanions for the sensitive detection of endotoxin
Periayah et al. Chitosan scaffold enhances growth factor release in wound healing in von Willebrand disease
TWI639000B (zh) Biosensor
JP2021152477A (ja) バイオセンサ及び複合センサ
Matsumoto et al. Characterization of Novel Weak Amphoteric Charged Membranes Using ζ-Potential Measurements: Effect of Dipolar Ion Structure
CN109134886A (zh) 一种h2s刺激响应水凝胶的制备及应用
WO2020117170A1 (en) Glucose biosensor based on polyphosphonoundecyl acrylate-co-polyvinylimidazole-co-polyvinylferrocene-co-polyglycidyl methacrylate tetra block copolymer
PL237004B1 (pl) Hierarchicznie ustrukturyzowana warstwa makroporowatego poli(2,3’-bitiofenu) wdrukowana hormonem ludzkiej gonadotropiny kosmówkowej (hCG), sposób jej otrzymywania i zastosowanie tej warstwy jako elementu rozpoznającego chemoczujnika do selektywnego oznaczania hCG

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant