JP2002514761A - 微小電極バイオセンサーおよびその形成法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 伝導性表面(6)、伝導性表面(6)を覆う誘電性材料の層(5)、前記誘電性層の厚さに亙って延びている複数の孔(7)で構成される複数の微小電極、孔(7)内の伝導性表面(6)上に配置される生体高分子、および対向電極であって、電気接続が対向電極と導電性表面(6)の少なくとも一部との間に評価される流体によって形成できるように配置された対向電極を含むバイオセンサーが開示されている。このような素子は、導電性表面(6)を提供する工程；導電性表面(6)に隣接する誘電性材料の層(5)を提供する工程であって、誘電性材料(5)が誘電性層の厚さに亙って延びている複数の孔(7)を含むこと；孔(7)内の導電性表面(6)上に生体高分子を提供する工程；および導電性表面(6)から隔離された対向電極を提供する工程を含む方法を用いて形成できる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 本発明は、バイオセンサー内での微小電極配列の使用、およびそのバイオセン
サーの製造法に関する。

【０００２】 微小電極の配列は、電流測定用電気化学センサーとして使用するための大面積
の電極と比較して多くの利点をもたらす。これらの利点としては、非常に小さな
充電容量、急進的な拡散運動、迅速な応答時間および容易に解釈される電流−電
圧特性が挙げられる。本発明は、バイオセンサーを提供するためのそのような配
列の特定の配置に関する。

【０００３】 本発明は、伝導性表面、伝導性表面を覆う誘電性材料の層、誘電性層の厚さに
亙って延びている複数の孔で構成される複数の微小電極であって、各孔が隣の孔
から離れているもの、前記孔内に配置される生体高分子、および対向電極であっ
て、電気接続が対向電極と導電性表面の少なくとも一部との間に評価される流体
によって形成できるように配置された対向電極を含むバイオセンサーを提供する
。

【０００４】 本発明は、 伝導性表面を提供する工程、 伝導性表面と隣接する誘電性材料の層を提供する工程であって、誘電性材料
が誘電性層の厚さに亙って延びている複数の孔を含んでおり、各孔が隣の孔から
離れていること、 孔の中に生体高分子を提供する工程、および 伝導性表面から隔離された対向電極を提供する工程 を含むバイオセンサーの形成法も提供する。

【０００５】 一般に、バイオセンサーは、絶縁性基材上に配置された伝導性材料の１以上の
領域を含んでいる。誘電性コーティングは、伝導性材料の各領域に隣接しており
、複数の孔を含んでいる。これらの孔は、化学応答を電気信号に変換する微小電
極である。これは、伝導性表面上に固定された生体高分子の存在によって行なわ
れる。使用中、評価される流体は、孔内に固定された生体高分子と接触するよう
に誘電性表面内の孔に適用される。対向電極も、評価される流体を介して伝導性
領域の少なくとも１と電気接触するように提供される。一定の電圧を対向電極と
伝導性領域との間に適用することもでき、それらの間に流れる電流を測定するこ
ともできる。測定される電流は、評価流体中の選択される化合物の量を表してい
る。異なる生体高分子を用いて、別々の化合物を測定することもでき、非常に優
れた順応性を与える。バイオセンサー素子は、一般に、数ｍｍの寸法を有するが
、意図する用途に依存して、当然、より小さくまたはより大きく形成することも
できる。

【０００６】 電極は、一般には、１〜１００μｍ²の面積を有し、一般にはその直径の約１
０倍の距離分離れている。電極の表面は、特定の化合物（または分析物）に対し
電気化学的応答を与えるように、種々の生体高分子、特に酵素を用いて機能化さ
れ得る。他の生体高分子としては、他のタンパク質、および核酸、脂質および多
糖類が挙げられる。例えば、ラクテート、グルコース、クレアチンのような重要
な体液成分に応答する酵素、または種々の抗体が使用できる。一般的な酵素とし
ては、ラクテートデヒドロゲナーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、チトクロム
Ｐ４５０および前記酵素の変異体が挙げられる。更に、これら酵素の改良により
、抗体、核酸、脂質および多糖類を電気化学的に活性化することもできる。微小
電極の配列は、バイオセンサーとして使用するための生体高分子によっては予め
活性化されていなかったものと考えられる。一つの利点は、２つの電極だけ（す
なわち、作動電極と対向電極）を要するということである。個々の微小電極から
の電流の大きさは低いが、これは、数百または数千の個々の微小電極の配列を使
用するのであれば、改良された信号／ノイズ比によって相殺できる。これは、信
号／ノイズ比が、個々の微小電極の数の平方根として増加するためである。

【０００７】 ここで、添付の図面は、非限定的な例として言及するものである。

【０００８】 図１、３および４は、本発明の第１態様を表す。この態様は、電極表面の生体
高分子コーティングによって生じた特異性を用いて微小電極センサーの長所を活
用する集積回路パッケージと同等の寸法のコンパクトディスクである。絶縁性基
材1には、図３に示すような伝導性パッチまたは領域6が付着している。絶縁性基
材は、好ましくはケイ素である。パッチ6は、一般に、伝導性材料であり得るが
、好ましくは炭質である。

【０００９】 パッチ6上には、貫通した複数の孔7を有する誘電性材料5の層がある。誘電性
層は、好ましくは０．１〜０．８μｍ厚である。このコーティング層中に存在す
る孔7は、その真下の炭素表面6を露出している。この孔の配列は、微小電極の配
列を構成している。伝導性層6と誘電性層5は合わせて、図１中の数字2で表され
る。

【００１０】 各孔は、有利には、１〜１０μｍの範囲の寸法の直径または（四角形ならば）
対角線を有するが、例えば０．２μｍまでの孔が可能である。個々の孔は、微小
電極それぞれが隣り合うもの同士と独立して作動することを確実にするために、
望ましくは１０〜１００μｍの距離だけ離れている。従って、パッチ2は、数百
または数千の微小電極を含んでいることがある。

【００１１】 絶縁性基材は、標準的な集積回路キャリアー（図示せず）に固定されていてよ
く、ワイヤーボンド接続12が、絶縁性基材上の結合パッド4とキャリアー（図示
せず）上の出力ピンとの間に形成され得る。

【００１２】 図１に示すように、対向電極3は、絶縁性基材に付着されているので、分析し
ようとする流体試料をバイオセンサーに置くと、伝導性表面6と対向電極3との間
に接続が形成される。

【００１３】 バイオセンサーに関し、特定の化合物の存在についての結果を提供するために
、孔を生体高分子を用いて「より機能的に」する。

【００１４】 生体高分子は、脂質試料中の生化学的応答を定量的でかつ分析可能な電気信号
へ変換するように選択される。場合により、透過性メンブラン（図示せず）を提
供してアセンブリを覆うことが望ましい。

【００１５】 素子の一番上の作用表面は、１滴の液体試料を孔の上に置いて、そこで保持で
きるように、小さなポリマー壁13で囲まれている。

【００１６】 図２は、本発明の第２の態様を示す。構造は、大抵の点で、図１のものと全く
同じである。しかし、ここでは、２個の対向電極3と８個の微小電極の２ｍｍ平
方パッチ2がある。

【００１７】 本発明の第３の態様は、図５に示されている。この態様は、評価しようとする
化合物が肌から排出される（例えば、発汗）ような用途に特に適している。図５
の下層1は、プラスチック基材上に配置された薄い伝導性フィルムから構成され
ていてよい。一般に、基材は、シリコーンポリマーまたはＰＥＴ（ポリエチレン
テレフタレート）から作られ、伝導性フィルムは炭素系である。このベース層へ
の電気接続11は、好ましくは、構造物の縁に作られている。伝導性フィルムは、
前述の２態様にあるように、その上に孔の空いた絶縁性の誘電性層5を有してい
る。

【００１８】 第２の層10は、多孔性メンブランまたは層であって、分析物を保持するための
「貯蔵所」を提供し、かつ機能化された電極と対向電極との間に「空間」を提供
する。この層は、薄いセルロース濾紙から厚い繊維質のポリマーマットまでの範
囲に亙る好適な材料から形成できる。使用中、層は、評価しながら、分析物を保
持する。

【００１９】 図５の上層9は、孔の空いた伝導性層またはシート、一般には金属被覆された
プラスチックフィルムである。パーフォレーション14は、分析しようとする液体
の注入を可能にする。これは、キャピラリー注入を可能にするのに十分な寸法で
なければならないが、構造の整合性にダメージを許容するほど大きくてはいけな
い。このパーフォレーション14は、別の機能（すなわち、大きな多孔性構造が電
気化学セルと抵触するのを抑制すること）も果たすことができる。パーフォレー
ション14は、有利なことには、好適なスパイクドローラーを用いて製造され得る
。この孔の寸法は、一般には、直径１μｍから（例えば、）１００μｍまで変化
する。電気接続は、フィルム表面下の金属と形成され得る。金属は、金、または
他の適当な金属であり得る。例えば、Ａｇ／ＡｇＣｌ層の形態で参照電極を含む
ことが有利であることがあり、それにより、よく知られた電気化学的基準を提供
する。

【００２０】 この態様のサンドイッチ構造は、例えば標準的な事務用ラミネータで積層され
てよい。例えば、プラスチックフィルム材料がＰＥＴの場合、一般に８５℃の温
度が積層中に使用される。あるいは、好適な接着剤を用いて、層を互いに接着し
てもよい。

【００２１】 この態様の重要な特性の一つは、容易に形成されかつ互いに接続できる３つの
部分のみから構成されていることから、本質的に製造可能であることである。下
層も、広く様々な酵素で機能化できる。

【００２２】 当然、下層は、第２の態様のように、パッチ２の配列を含み得る。

【００２３】 図７は、ワイヤーまたはフィラメントの形態を取る、本発明の第４の態様を表
す。ここで基材1、伝導性領域6および誘電性インク5は、円筒形に巻かれている
。対向電極は図示されていない。

【００２４】 各態様において、伝導性領域6は通常の技術（例えば、インクをスクリーン印
刷、スピンもしくはディップ塗布、メニスカス塗布またはスプレー塗布すること
）で形成され得る。

【００２５】 あるいは、層を、化学反応により元の場所で（例えば、炭素質材料を加熱して
炭素に転化することにより）形成することもできる。すなわち、これは、触媒と
混合されたグルコースのような砂糖の濃厚化溶液をスピン塗布した後、９００℃
まで熱処理して層を炭素化することにより形成され得る。触媒は、一般に５重量
％の塩化亜鉛であり、このプロセスを用いて、厚さほぼ１μｍの高い伝導性（抵
抗率 約０．２Ωｃｍ）の炭素のガラス状フィルムが基材上に形成される。

【００２６】 同様に、誘電性領域5は、通常の技術で（例えば、標準的な半導体加工技術を
用いて窒化ケイ素から、または市販の誘電性インクの使用により）形成され得る
。

【００２７】 孔7は、通常の手段で（例えば、誘電性層が適用される場合はフォトリソグラ
フィーにより、またはその後、レーザまたは活発な粒子衝撃により、あるいは以
下により詳細に説明するような微粒子流体を用いて）形成されてよい。

【００２８】 生体高分子による微小電極の機能化または活性化は、様々な方法で行うことが
できる。伝導性表面として炭素表面を使用する場合は、生体高分子を炭素表面に
直接固定してよい。好ましくは、これを、炭素表面に共有結合させるが、特に使
い捨て素子の場合には、単なる物理的吸着も可能である。しかし、一般には、例
えば、酵素上の正に帯電した部位と抵触する負に帯電した部位を作るため、また
は結合分子の層を伝導性表面に付着させて、電極と生体高分子との間での電荷の
輸送を促進するための酸化により、表面を変性させることが普通である。これは
、環境下における正に帯電したカチオンの濃度を変えることによって（例えば、
カチオン種であるポリＬ−リジンを存在させることにより）、更に変性させるこ
とも可能である。このことは、伝導性表面が、金のような金属、または写真／電
解法によってパターニングできる銅−カプトン(Kapton)（ポリイミド）または他
のポリマーフィルム上の金属から成る場合に、一般に必要である。

【００２９】 一般的な結合分子は、ポリＬ−リジンであり得る。選択された生体高分子は、
修正プローブステーションを用い、キャピラリープローブを介して伝導性パッチ
へ導入することができる。一般に、生体高分子は、パッチへの適用前に緩衝液中
に混合される。緩衝液中の生体高分子の濃度は、重要ではないが、好適には、微
小電極表面の単層被覆を与えるのに十分である。

【００３０】 十分に薄く作れば、各態様は、例えば、肌に直接適用できる、可撓性のマルチ
微小電極アセンブリを与え得る。場合により、可撓性のバイオセンサーは、接着
剤を用いて肌の所定の場所に保持することもできる。この種のセンサーは、体液
中での物質の検出には理想的である。

【００３１】 各素子は、電気化学的ポテンショスタットにはめ込むように設計されている。
通常、一定の電位差を対向電極3と炭素パッチ2の間に与える。次に、それらの間
に流れる電流が（すなわち、評価しようとする液体を通して）測定され得る。一
般には、１Ｖまでの電位差を用いることができる。しかし、少なくとも約１５０
ｍＶの電圧は、通常、電流が「安定状態」に到達する電流−電圧特性曲線の所望
の範囲で作用が生じることを確実にするのに十分である。測定される通常の電流
は、０．１〜１ｎＡの範囲であることから、標準的な装置を用いて測定できる。

【００３２】 第２の態様の構造は、第１の態様と比較して改良された可撓性を現す。他方で
は、８個の異なる生体高分子を、各パッチの上に一つずつ用いて、８個の異なる
分析物を検出することができ、あるいは各パッチを同じ生体高分子で活性化して
、８個の異なる種類の電気化学測定を同時に行なうこともできる。明らかなこと
には、微小電極配列の数は、８個以上であるか、または８個未満であり得る。

【００３３】 各態様は、媒介された酵素作用の使用を許容する。すなわち、フェロセンのよ
うな媒介が生体高分子と会合して、生体高分子から伝導性表面への電子の輸送を
促進するための「シャトル」分子として作用し得るが、電気的な分析応答を表す
好ましい方法は、酵素と微小電極との間での直接的な電子輸送による。

【００３４】 上述の通り、誘電性層5は、通常の技術を用いて製造されてよい。（本発明の
一部をも形成する）以下の方法は、特に有利であることが分かっている。初めに
、伝導性表面6を、図６ａに示すように、複数の粒子8で塗布する。粒子は、直径
が、誘電性層5の必要とされる最終厚さとほぼ同じで、かつ孔7の大きさともほぼ
同じであるようにサイジングする。粒子は、微小電極間に必要とされる間隔が得
られるような数で適用される。粒子を適用した後、絶縁体（誘電体）5の層を図
６ｂに示すように、伝導性表面6上にスプレーする。

【００３５】 この代わりとなるべきものとして、懸濁粒子を含有する流体組成物を用いても
よい。すなわち、望ましくは、粒子と流体誘電体を予め混合し、伝導性表面に同
時に適用する。図６ｂに関し、代替法は、粒子8と流体5を同時に適用することを
含む。

【００３６】 従って、例えば、金のような金属であるかまたは炭素であってよい伝導性電極
6は、懸濁粒子8を含有する誘電性インクのオーバーライング・コーティング層5
を担持する。コーティング層を乾燥した後、粒子を除去して、粒子8の配列が伝
導性表面6を露出しかつ微小電極の輪郭を現す孔7の配列で置き換わった、図６ｃ
に示すような構造物を残す。次いで、生体高分子を、素子を機能化するように孔
7に適用する。当然、生体高分子は、露出した伝導性表面に最初に適用できる。

【００３７】 流体組成物は、液体として、前述のような種々の標準的な塗布法で適用でき、
そして（例えば、紫外線、化学処理または熱処理を介して）硬化して固体の絶縁
性誘電性層を形成できる市販の材料のような誘電性インクであってよい。懸濁粒
子は、ガラス、または好ましくはポリメチルメタクリレート、ポリスチレンまた
はポリエチレンオキサイドのようなポリマーであってよい。あるいは、流体組成
物は、無機コロイドの形態であってもよい。誘電性インク中の粒子の寸法および
体積画分は、配列中の微小電極の直径および頻度を決定する。

【００３８】 粒子は、水溶性であれば、溶解により除去することができる。粒子が、誘電体
よりも低い燃焼点を有する場合には、オーブンまたはプラズマ反応器内で灰化す
ることにより除去できる。

【００３９】 最も好ましい方法では、誘電性コーティング5は、テトラエチルオルトシリケ
ート（ＴＥＯＳ）から作成されるゾル−ゲル層を用いて形成することができるシ
リカの層を含んでいる。孔7は、ガラス状の炭素層上にスピン塗布する前に、ポ
リマー球体8（好ましくはポリスチレン製）をゲル中に混合することによって作
成できる。次いで、ゲルを、ポリマービーズを解離させる約７００℃に加熱して
、硬化した誘電体中に孔を残して、微小電極を構成する。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明の第１の態様のバイオセンサーの平面図である。

【図２】 本発明の第２の態様のバイオセンサーの平面図である。

【図３】 微小電極の配列の部分的な平面図である。

【図４】 図３中のＡ−Ａ線に沿った断面図である。

【図５】 第３の態様のバイオセンサーの拡大透視図である。

【図６】 誘電性コーティングを形成する一つの方法の連続する工程を表す
。

【図７】 第４の態様の透視図である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ピーター・アレキサンダー・リー イギリス国オックスフォード オーエック ス１・３ユービー，サウス・パークス・ロ ード ２、アイシス・イノベーション・リ ミテッド (72)発明者 中川 泰絵 イギリス国オックスフォード オーエック ス１・３ユービー，サウス・パークス・ロ ード ２、アイシス・イノベーション・リ ミテッド (72)発明者 ヒュー・アレン・オリバー・ヒル イギリス国オックスフォード オーエック ス１・３ユービー，サウス・パークス・ロ ード ２、アイシス・イノベーション・リ ミテッド

Claims (26)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 伝導性表面、伝導性表面を覆う誘電性材料の層、該誘電性層
   の厚さに亙って延びている複数の孔で構成される複数の微小電極であって、各孔
   が隣の孔から離れているもの、前記孔内に配置される生体高分子、および対向電
   極であって、電気接続が対向電極と導電性表面の少なくとも一部との間に評価さ
   れる流体によって形成できるように配置された対向電極を含むバイオセンサー。
2. 【請求項２】 導電性表面が炭素表面を含む請求項１記載のバイオセンサー
   。
3. 【請求項３】 生体高分子が結合分子を介して導電性表面に付着している請
   求項１または２記載のバイオセンサー。
4. 【請求項４】 生体高分子が、生体高分子から導電性表面への電子の輸送を
   促進するためのメディエータと会合している請求項１〜３のいずれかに記載のバ
   イオセンサー。
5. 【請求項５】 導電性表面が導電性材料の２以上の領域を含む請求項１〜４
   のいずれかに記載のバイオセンサー。
6. 【請求項６】 導電性材料の領域が実質上均一な形態で配置されている請求
   項５記載のバイオセンサー。
7. 【請求項７】 可撓性である請求項１〜６のいずれかに記載のバイオセンサ
   ー。
8. 【請求項８】 孔内に流体を保持する手段を更に含む請求項１〜７のいずれ
   かに記載のバイオセンサー。
9. 【請求項９】 導電性表面と対向電極とが単一の絶縁性基材上に配置されて
   いる請求項１〜８のいずれかに記載のバイオセンサー。
10. 【請求項１０】 対向電極が孔の空いた伝導性シートを含む請求項１〜８の
    いずれかに記載のバイオセンサー。
11. 【請求項１１】 流体を保持する手段がポリマー壁を含む請求項８および９
    のいずれかに記載のバイオセンサー。
12. 【請求項１２】 流体を保持する手段が透過性材料の層を含む、請求項８、
    または請求項８に従属する場合には請求項９に記載のバイオセンサー。
13. 【請求項１３】 透過性材料の層が孔の空いた伝導性シートと誘電性層との
    間にある請求項１０および１２のいずれかに記載のバイオセンサー。
14. 【請求項１４】 生体高分子が酵素である請求項１〜１３のいずれかに記載
    のバイオセンサー。
15. 【請求項１５】 添付の図１〜５のいずれかを参照して実質上前述の通りに
    組み立てられかつ配置されたバイオセンサー。
16. 【請求項１６】 伝導性表面を提供する工程、 伝導性表面と隣接する誘電性材料の層を提供する工程であって、誘電性材料
    が誘電性層の厚さに亙って延びている複数の孔を含んでおり、各孔が隣の孔から
    離れていること、 孔の中に生体高分子を提供する工程、および 伝導性表面から隔離された対向電極を提供する工程 を含むバイオセンサーの形成法。
17. 【請求項１７】 基材層が伝導性層と隣接して提供される請求項１６記載の
    方法。
18. 【請求項１８】 誘電性層と隣接する透過性材料の層を提供する工程を更に
    含む請求項１６または１７記載の方法。
19. 【請求項１９】 層を互いに接着する工程を更に含む請求項１８記載の方法
    。
20. 【請求項２０】 誘電性材料の層が、 伝導性表面に孔と実質上同じ直径の粒子を適用すること、 伝導性表面に誘電体を含有する流体の形態で誘電体を適用すること、 流体を乾燥させること、および 粒子を除去すること によって形成される請求項１６〜１９のいずれかに記載の方法。
21. 【請求項２１】 粒子と流体誘電体が前もって混合されて、同時に伝導性基
    材に適用される請求項２０記載の方法。
22. 【請求項２２】 粒子が水溶性であって、水への溶解により除去される請求
    項２０または２１記載の方法。
23. 【請求項２３】 粒子が熱処理によって除去される請求項２０または２１記
    載の方法。
24. 【請求項２４】 バイオセンサーが請求項１〜１５のいずれかに記載された
    ものである請求項１６〜２３のいずれかに記載の方法。
25. 【請求項２５】 添付の図６を参照して実質上前述の通りにバイオセンサー
    を形成する方法。
26. 【請求項２６】 電流測定装置、電位差発生装置、および請求項１〜１５記
    載のバイオセンサーまたは請求項１６〜２５のいずれかに記載の方法によって形
    成されるバイオセンサーを含むバイオセンシングシステムであって、電位差が対
    向電極とバイオセンサーの伝導性表面との間に適用され、および電流測定装置が
    対向電極と伝導性表面との間に流れる電流を測定するために用いられる、バイオ
    センシングシステム。