JP2004264121A - Sensor - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a sensor for measuring a chemical substance, and especially, an organism related substance in blood, in saliva, or in urine, rapidly and dispensing with complicated operations, and simply at a low cost. <P>SOLUTION: This sensor is a pH sensor comprising, at least, gel whose volume changes with a change in pH, a diaphragm, and a member having a flow path infused with a pigment solution. The gel is separated from the pigment solution by the diaphragm, and the pigment solution is made so as to move in the flow path correspondingly to the volume change of the gel. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO&NCIPI

Description

【０００４】
電気化学的な血糖値センサとしては、妨害物質の影響を低減するために、電極との電子移動を仲介するメディエータを用いるものも開発されている。これらは、半導体関連技術を用いることにより、微小で安価なセンサチップとともに提供されている。
【０００５】
今後、このようなバイオセンサの需要はますます増大することが予想されるが、これに伴い、より安価に入手可能なものが求められると予想される。上記の市販されている携帯型血糖値測定器では、血糖値を測定するための上記ディスポーザブルバイオセンサの他、この信号を増幅して処理するためのアンプが必要である。センサチップ自体は比較的安価に入手することができるが、アンプは必ずしもそうではない。このため、アンプを必要とせず、チップだけで機能するものが得られれば、全体として格段の低価格化が実現でき、例えば血糖のみならず尿糖の測定等にも気軽に使えるようになると思われる。
【０００６】
化学センサ、バイオセンサは、医療、環境、食品等の多くの分野で用いられており、その重要性は今後ますます高まりつつある。このうち、特に医療関係では、ヘルスケア、在宅医療の関係で、今後ますますその需要が増大するものと思われる。当該分野では、特に一般家庭のユーザーが、例えば血糖値又は尿糖値を測定するために、煩雑な操作を必要とせずに簡便に使用でき、しかも安価に入手できることが求められる。同様のことは、環境、食品分野でも要求されている。
【０００７】
【特許文献１】
特開２００３−１４６８７号公報
【特許文献２】
特開平１０−２６２６４５号公報
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、化学物質、特に血液中、唾液中又は尿中の生体関連物質を迅速かつ簡便に測定することのできるセンサを提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、少なくとも、ｐＨ変化に対して体積が変化するゲルと、ダイヤフラムと、色素溶液が注入された流路を有する部材とからなるｐＨセンサであって、前記ゲルと前記色素溶液とは前記ダイヤフラムにより隔てられており、前記色素溶液は前記ゲルの体積変化に対応して前記流路内を移動するセンサである。
【００１０】
本発明者は、（１）グルコースのような生体関連物質に応答するゲル（バイオケモメカニカルゲル）の体積変化を、（２）微小流路内の色素溶液の液柱の変化に変換するために、（１）のゲルと（２）の色素溶液とを、（３）ダイヤフラム（隔壁）を使用して分離し、ゲルの体積変化がそのまま色素溶液の液柱の変化として現れるようにすることにより、簡便かつ安価でありながら、充分な精度を有するセンサを実現し、本発明の完成に至った。
以下に本発明を詳述する。
【００１１】
本発明のセンサは、少なくとも、ｐＨ変化に対して体積が変化するゲルと、ダイヤフラムと、色素溶液が注入された流路を有する部材とからなるｐＨセンサである。
上記ｐＨ変化に対して体積が変化するゲルとは、水とポリマーとからなり、ポリマーの網目状構造体中に水を取り込んでなるものであり、ｐＨ変化に応じて、水を取り込んで膨潤し、水を放出して収縮するゲルである。上記ゲルを構成するポリマーとしては、例えば、Ｎ−イソプロピルアクリルアミドとアクリル酸との共重合体、Ｎ−イソプロピルアクリルアミドとアクリル酸と１−ビニルイミダゾールとの共重合体等が挙げられる。上記Ｎ−イソプロピルアクリルアミドとアクリル酸との共重合体からなるゲルは、中性領域で膨潤状態にあり、酸性領域で収縮し、一方、上記Ｎ−イソプロピルアクリルアミドとアクリル酸と１−ビニルイミダゾールとの共重合体からなるゲルは、中性領域で収縮状態にあり、酸性領域、アルカリ性領域で膨潤する。上記水としてはポリマーの膨潤、収縮を妨げない物質が溶解されていてもよい。例えば、純水や公知の緩衝液等が挙げられる。
【００１２】
上記ダイヤフラムは、上記ゲルと色素溶液とを隔て、上記ゲルの膨張収縮を色素溶液に伝える作用を有するものである。上記ダイヤフラムとしては、弾性を有する膜が好適に用いられ、例えば、シリコーンゴム膜、ポリウレタン膜等が挙げられる。なかでも、シリコーンゴム膜が好適に用いられる。
【００１３】
上記色素溶液としては特に限定されず、肉眼による検知が容易なように着色されているものであればいずれのものであってもよい。上記色素溶液としては、全体が着色されていなくとも、水相の先端に油相が添付され先端の油相のみが着色されているようなものであってもよい。
【００１４】
本発明のセンサは、ｐＨ変化に対して体積が変化するゲルにｐＨ変化を伴う反応を触媒する生体素子を含有させて、バイオセンサとしてもよい。上記生体素子としては特に限定されず、例えば、酵素、微生物、抗原・抗体、レセプター、イオノフォア、プロトンポンプ、生体膜、人工生体素子等が用いられる（例えば、「バイオセンサー（軽部征夫監修、株式会社シーエムシー出版発行、２００２年５月２７日普及版第一刷発行）」参照）。
上記微生物として、硝化菌を使用した場合は、アンモニアセンサが得られ、大腸菌を使用した場合は、グルタミン酸センサが得られる。
【００１５】
上記酵素としては、測定対象物質がグルコースである場合はグルコースオキシダーゼ等が用いられるが、この場合更に、グルコースオキシダーゼとグルコノラクトナーゼとが併用されることが好ましい。グルコースオキシダーゼとグルコノラクトナーゼとが併用されることにより、Ｄ−グルコノ−δ−ラクトンからＤ−グルコン酸への加水分解反応がより促進される。
測定対象物質が尿素である場合はウレアーゼが用いられる。尿素がウレアーゼに触媒されてアンモニアが生じｐＨが上昇し、ゲルの体積変化が引き起こる。
バイオセンサに詳しい者であれば周知のごとく、グルコースセンサを基礎として、グルコースまたはグルコース前駆体を生成する種々の生体反応物質もしくは生体活性を測ることもできる。例えば、本発明のグルコースセンサに水溶性デンプンとα−グルコシダーゼを包括固定化した膜を積層すると、α−アミラーゼ活性センサを構成できる。
ｐＨを変化させる生体酵素反応やグルコースまたはグルコース前駆体を生成する生体酵素反応はこのほかにも多数知られている（「Ｓｐｒｉｎｇｅｒ Ｈａｎｄｂｏｏｋ ｏｆ Ｅｎｚｙｍｅｓ（全２５巻）、シュプリンガー出版」参照）。
【００１６】
上記生体素子として抗原や抗体を選ぶときには、酵素修飾した抗体によるサンドイッチ法で、生体素子にｐＨ変化またはグルコース生成を起こさせる機能を持たせることができ、任意の抗体もしくは抗原を検出することができる。
【００１７】
本発明のセンサにおいては、上記ゲルと上記色素溶液とは上記ダイヤフラムにより隔てられており、上記色素溶液は上記ゲルの体積変化に対応して上記流路内を移動する構造を有する。このような構造を有することにより、ｐＨ変化に対する上記ゲルの体積変化を色素溶液の液柱の変化に変換して検知することができる。即ち、本発明のセンサでは、測定対象物質に起因するｐＨ変化に応じて上記ゲルの体積が変化すると、その体積変化が、上記ダイヤフラムを介して色素溶液に伝わり、色素溶液が流路を移動することにより、測定対象物質の存在や濃度を肉眼により検知することが可能となる。
本発明のセンサは、複数の異なる測定対象物質を測定するバイオセンサを並列的に並べた集積型センサであってもよい。
【００１８】
本発明のセンサの１実施形態としては、例えば、図２に示すものが挙げられる。図２に示された実施形態は、試料添加孔７が形成された基板、上記ゲル５が嵌入された基板、上記ダイヤフラム６が形成された基板、及び、液溜まり３とそれに繋がる流路４とが形成され色素溶液８が上記液溜まり３に充填された基板がこの順に積層され、かつ、上記試料添加孔７、上記ゲル５、上記ダイヤフラム６、及び、上記液溜まり３が同一直線上に配置された構造を有する。この形態のセンサでは、試料添加孔から試料を添加すると、試料のｐＨに応してゲルが膨潤又は収縮し、これに対応してダイヤフラム６が押し上げられるか又は押し上げられていたダイヤフラム６が平坦に戻ることにより色素溶液が流路内を移動する。この色素溶液の移動距離又は移動速度を測定することにより試料中の測定対象物質を検知し、その濃度を算出することができる。
【００１９】
上記のとおり、本発明のセンサは、簡便かつ安価な化学センサ、バイオセンサを実現するための新原理・構造を有するものである。本発明のセンサは、簡便な構造を有し、安価であるので、一括大量生産することが可能であり、ディスポーザブルセンサとして使用することができる。
本発明のセンサは、医療、環境、食品等の多くの分野で用いることができ、特に医療関係では、ヘルスケア、在宅医療において、例えば、血糖値や尿糖値等を測定するために、一般家庭のユーザーでも煩雑な操作を必要とせずに簡便に使用でき、しかも安価に入手することができる。
【００２０】
【実施例】
以下に、図面に示す実施例を掲げて本発明を更に詳しく説明するが、本発明はこれら実施例のみに限定されるものではない。
【００２１】
図１は実施例１におけるセンサの作製工程を示す図であり、図２は実施例１で作製されるセンサの分解図であり、図３は実施例１で作製されるセンサの動作原理を示した図であり、図４は実施例１で作製されるゲルの体積変化（ａ）と液柱の長さの変化を示した図（ｂ）であり、図５は実施例１で作製されるセンサの検量線を示した図である。
【００２２】
［実施例１］
（容器と流路の形成）
（１）基板洗浄
７７４０ガラス基板１（３インチ、５００μｍ厚）を、加熱した３１％過酸化水素：２９％アンモニア：純水＝１：１：４溶液中、及び、加熱した純水中で洗浄し、乾燥させる。
（２）ポリイミド層の形成
厚膜フォトレジスト２（ＭｉｃｒｏＣｈｅｍ社製、ＳＵ−８）の密着性を高めるため、ガラス基板１上にポリイミド層を形成する。ポリイミドプレポリマー（東芝ケミカル社製、ＣＴ−４７００）を５００ｒｐｍで３０秒、続けて６０００ｒｐｍで３０秒スピンコーティングする。オーブン８０℃で１５分間ベーク後、マスクアライナーで９０秒間露光する。
【００２３】
（３）厚膜フォトレジスト層の形成
ポリイミド層を形成したガラス基板１の上に、厚膜フォトレジスト２（ＳＵ−８）をスピンコーティングする。その後、９５℃で遮光して５時間ベーキングする。
（４）露光、現像
液溜まり３と流路４のパターンを描いたフォトマスクを通し、マスクアライナーで３０分露光する。露光後、現像、リンスを行う。これにより、色素溶液８を充填する液溜まり３と流路４とが完成する（図１（ａ））。
（５）ダイシング
ガラス基板１をダイシングソーでチップ状にダイシングし、８ｍｍ×２８ｍｍの大きさに切断する。
【００２４】
（ゲル封入部、ダイヤフラム形成部の形成）
（６）基板の切断
厚さ０．５ｍｍと０．３ｍｍのアクリル板を、ダイシングソーで８ｍｍ×２８ｍｍの大きさに切断しチップを得る。
（７）ダイヤフラム形成部の形成
工程（６）で得られた厚さ０．３ｍｍのチップに、電動ドリルで直径４ｍｍ程度の貫通孔をあけダイヤフラム形成部を形成する。ダイヤフラム形成部の位置は液溜まり３部分（円形の部分）と重なるようにする。
（８）ゲル封入部の形成
工程（６）で得られた厚さ０．５ｍｍのチップに、電動ドリルで直径２ｍｍ程度の貫通孔をあけゲル封入部９を形成する。ゲル封入部９の位置は工程（７）におけると同様である。
【００２５】
（９）チップの固定
工程（７）でダイヤフラム形成部が形成されたチップをポリビニルアルコール（ＰＶＡ）を塗ったプラスチックシートに置く。それをドライオーブン（８０℃）中で乾燥させて、プラスチックシート上にチップを固定する。
（１０）ダイヤフラムの形成
ダイヤフラム形成部にシリコーンゴム（信越化学工業社製、ＫＥ３４７５Ｔ）を滴下し、３０００ｒｐｍで１０秒間スピンコーティングする。これにより、ダイヤフラム形成部にダイヤフラム６が形成される（図１（ｂ））。
【００２６】
（流路部との張り合わせ）
（１１）接着剤の塗布
工程（１０）でダイヤフラム６が形成されたチップの裏面全体にシリコーンゴム（信越化学工業社製、ＫＥ−４２−ＴＳ）を滴下し、２０００ｒｐｍで１０秒間スピンコーティングする。
（１２）接着
流路４を形成したガラス基板１を工程（１１）で得られたチップに貼り付ける。このとき流路４がつぶれないようにする（図１（ｃ））。
【００２７】
（１３）ＰＶＡ層の除去
シリコーンゴムが固まったら、プラスチックシートのついた上記チップを水に浸漬し、プラスチックシートをはがす。これにより、ダイヤフラム形成部にシリコーンゴム薄膜が形成される。
（１４）シリコーンゴムの塗布
形成したシリコーンゴム薄膜の強度を高めるため、もう一度シリコーンゴム（ＫＥ３４７５Ｔ）を滴下し、４０００ｒｐｍで５秒間スピンコーティングする。
（１５）アクリル基板接着
工程（８）で得られたチップ（図１（ｄ））を工程（１４）で得られたチップ上に乗せ、接着する。
【００２８】
（ゲルの作製）
（１６）ゲル前駆体溶液の調製
５０ｍｌビーカーに純水４０ｍｌを満たし、そこに、モノマーであるＮ−イソプロピルアクリルアミド（ＮＩＰＡＡｍ）を３．５７ｇ、アクリル酸（ＡＡｃ）を２５３ｍｇ、架橋剤としてメチレンビスアクリルアミド（ＭＢＡＡｍ）を６７．５ｍｇ、促進剤としてテトラメチルエチレンジアミン（ＴＭＥＤＡ）を２５０μｌ加え、よく攪拌する。このゲル前駆体溶液を窒素置換し、溶存酸素を取り除く。
（１７）酵素溶液の調製
酵素（グルコースオキシダーゼ）を５ｍｇ（８００ｕｎｉｔ）とり、５００μｌの純水に溶かす。
【００２９】
（１８）前駆体溶液の冷却
工程（１７）で調製した酵素溶液に工程（１６）で調製したゲル前駆体溶液を５００μｌ加え、全体で１ｍｌの溶液とする。少し攪拌した後、０℃で１０分程冷却する。
（１９）ゲル化
重合開始剤として、ペルオキソニ硫酸アンモニウム（ＡＰＳ）１ｍｇを加え、更に０℃で２０分程冷却する。これによりゲル化が進行する。得られたゲルは５０ｍＭ Ｔｒｉｓ−ＨＣｌ緩衝液（ｐＨ７．０）中に浸漬し、冷蔵庫（４℃）で保存する。
【００３０】
（試料添加孔の形成）
（２０）厚さ０．３ｍｍのアクリル板のチップに電動ドリルで直径０．６ｍｍの貫通孔を１０〜１６個あけ、試料添加孔７を形成する。試料添加孔７の形成位置はゲル封入部９と重なるようにする。
【００３１】
（ゲルの封入）
（２１）工程（１９）で得られたゲルを直径２ｍｍ、厚さ１ｍｍに切り、ゲル封入部９に入れ、工程（２０）で試料添加孔７を形成したアクリル板を接着する（図１（ｅ（試料添加孔側））、（ｆ（流路側）））。その後、流路４に色素溶液８を充填する（図１（ｇ））。
以上の工程により、グルコースセンサが完成する（図２）。なお、本実施例では、センサ本体を機械加工により形成したが、同様のものは、ホットエンボス、射出成形等の技術を用いて作ることもできる。
【００３２】
本実施例でゲル５に固定したグルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）は、下記式に示すグルコースの酸化反応に触媒作用をおよぼす酵素である。
【００３３】
【化２】

【００３４】
ＧＯＤを包括固定化したゲル５がグルコース溶液にふれると、グルコースがゲル５内に浸透し、上記のような反応をおこす。そして、ゲル５内にグルコン酸が生じて溶媒のｐＨを下げる。そのことにより、解離していた高分子鎖のカルボキシル基がプロトン化される。このとき、ＮＩＰＡＡｍ鎖間の疎水性相互作用による引力が支配的になり、ゲル５が収縮する。
【００３５】
中性の状態で膨潤させておいたゲル５をグルコースを含むサンプル溶液に接触させると、上記の反応によりゲル５は収縮し、この際、押し上げられていたシリコーンゴムからなるダイヤフラム６は平坦な元の形に戻ろうとする。この変化は流路４内の色素溶液８の液柱の変化としてとらえることができるため、この変化からグルコース濃度を求めることができる（図３）。なお、ここでは温度を一定にコントロールする必要があるが、これを行うには、センサのゲル５付近を手でつまみ、人間の体温を利用する等の手段が採りうる。
【００３６】
ゲル５の収縮挙動（図４（ａ））は、忠実に流路４中の液柱の変化としてとらえることができる（図４（ｂ））。最終的な収縮率はどの濃度に対しても同様であるため、これをグルコース濃度の指標とすることはできない。しかし、過渡状態においては、その変化率の明瞭な差が認められるため、時間を定めて液柱の長さを測定すれば、これからグルコース濃度を求めることができる。測定時間を定め、液柱の変化をグルコース濃度に対してプロットすると、図５のような検量線が得られる。このセンサでは、検量線が時間によって変化するというと特徴を有するが、測定時間をあらかじめ定めておけば、問題なく定量ができる。また、その時間を選ぶことにより、ある特定の濃度範囲だけを感度良く測ることもできる。図５に検量線を示した例では、ｍＭオーダーの濃度を測定するのであれば、１分程度の時間で充分である。また、１０分程度の時間をかければ、０．２ｍＭ程度の濃度も検出することができる。
【００３７】
実施例１で作製されたセンサは１チップ分のバイオセンサであるが、実際には１枚の基板上に多数のバイオセンサを一括して作製することも可能である（実施例２以降についても同様）。
【００３８】
［実施例２］
ゲルとして、Ｎ−イソプロピルアクリルアミドとアクリル酸と１−ビニルイミダゾールとの共重合体からなるゲルを使用すること以外は、実施例１と同様にしてセンサ本体を作製する。
（ゲルの作製）
（１）ゲル前駆体溶液の調製
純水溶媒１ｍｌに対し、ＮＩＰＡＡｍ１５４ｍｇ、ＡＡｃ７ｍｇ、１−ビニルイミダゾール（ＶＩ）１８．４ｍｇ、ＭＢＡＡｍ６．６ｍｇ、ＴＭＥＤＡ９．３６μｌ、を加え攪拌する。モル組成比は、ＮＩＰＡＡｍ：ＡＡｃ：ＶＩ＝１４：１：２である。
（２）酵素溶液の調製
酵素（ウレアーゼ）を５ｍｇとり、５００μｌの純水に溶かす。
【００３９】
（３）酵素含有ゲル前駆体溶液の調製
工程（２）で調製した酵素溶液に工程（１）で調製したゲル前駆体溶液を５００μｌ加え、全体で１ｍｌの溶液とする。
（４）脱気
工程（３）で得られた酵素含有ゲル前駆体溶液を窒素でバブリングすることにより、溶存酸素を減らし、架橋しやすくする。脱気は約３０分間行う。
（５）冷却
０℃の氷水につけ、３０分程度おく。
（６）ゲル化
酵素含有ゲル前駆体溶液が冷えたら、ＡＰＳを１ｍｇ／ｍｌの割合で加え、そのまま０℃で１時間程度ゲル化させる。
【００４０】
ゲルが得られたら、実施例１と同様にしてセンサ本体に封入する。このゲル５は、中性領域で収縮状態にあり、酸性領域、アルカリ性領域で膨潤することを特徴とする。このゲル５を尿素に接触させると、ここで生成するアンモニアにより、ゲル５中のｐＨが上昇する。これに伴い、ゲル５は膨潤し、液柱は伸びるため、この変化を測定することにより尿素濃度を求めることができる。実施例１で用いたグルコースオキシダーゼを用いても同様のセンサを作ることができる。ただ、この場合、グルコースに応答する液柱の変化は実施例１と逆になる。
【００４１】
［実施例３］
本発明のセンサの用途によっては、応答時間をより速くしたい場合がある。実施例１に示した酵素反応では、Ｄ−グルコノ−δ−ラクトンからＤ−グルコン酸への加水分解が律速になっているため、この反応を速くすることにより応答時間を速くすることができる。
センサ本体は実施例１又は２と同様にして作製し、酵素としてグルコースオキシダーゼの他に、グルコノラクトナーゼも固定する。この酵素は、実施例１に示した反応で、Ｄ−グルコノ−δ−ラクトンからＤ−グルコン酸への加水分解を触媒する。
【００４２】
［実施例４］
実施例１にしたがって、センサの本体を作製する。ただし、このとき、ゲル５を収容する容器を複数形成し、それぞれの容器から流路４を１本ずつ延ばす。実施例１と同様にして酵素を含むゲル５を作製する。ここでは実施例１で用いたグルコースオキシダーゼのようなｐＨ変化を引き起こす幾つかの酵素を含むゲル５を別々に用意する。これを実施例１のような容器を幾つか並べた基板上の各ゲル封入部内に入れ、実施例１〜３の要領で異なる物質を測定するセンサを複数個形成する。例えば、ゲル５を１箇所に集め、ここにサンプルを滴下することで、これらのセンサを同時に動作させることもできる。
【００４３】
上記の各実施例に示すように、ダイヤフラム構造を用いてゲルの体積変化を液柱の長さの変化に置き換えることができる。ゲルは非常に安価に作ることができ、またこれを収容する容器もプラスチック製で充分であるため、センサ自体の低価格化も容易に実現できる。
【００４４】
【発明の効果】
本発明のセンサは、簡便な構造を有し、安価に一括大量生産することが可能であるので、ディスポーザブルセンサとして使用することができる。本発明のセンサは、化学物質、特に血液中、唾液中又は尿中の生体関連物質を迅速かつ簡便に測定することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施例１によるセンサの作製工程を示す図である。
【図２】実施例１で作製されるセンサの分解図である。
【図３】実施例１で作製されるセンサの動作原理を示す図である。
【図４】実施例１で作製されるゲルの体積変化（ａ）と液柱の長さの変化を示す図（ｂ）である。
【図５】実施例１で作製されるセンサの検量線を示す図である。
【符号の説明】
１ ガラス基板
２ 厚膜フォトレジスト
３ 液溜まり
４ 流路
５ ゲル
６ ダイヤフラム
７ 試料添加孔
８ 色素溶液
９ ゲル封入部[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a sensor capable of quickly and easily measuring a chemical substance, particularly a biological substance in blood, saliva, or urine.
[0002]
[Prior art]
Currently, biosensors capable of quantifying some chemical substances have been put to practical use (see Patent Documents 1 and 2). The most widely used of these is the glucose sensor. The main use of glucose sensors is in medical applications, which are widely used for diagnosing diabetic patients. Since the measurement of blood glucose is very important for the diagnosis of diabetes, a portable blood glucose meter that can be equipped with a disposable blood glucose sensor has already been put into practical use, and this can be easily obtained by ordinary users. . As the disposable blood sugar level sensor, mainly an optical sensor and an electrochemical sensor have been put to practical use. Optically, by measuring the absorbance of the reaction / product before and after the enzymatic reaction. Examples of the electrochemical type include a type in which hydrogen peroxide generated by a reaction represented by the following formula is measured to determine a glucose concentration.
[0003]
Embedded image

[0004]
As an electrochemical blood glucose level sensor, a sensor using a mediator that mediates electron transfer with an electrode has been developed in order to reduce the influence of an interfering substance. These are provided together with a small and inexpensive sensor chip by using a semiconductor-related technology.
[0005]
In the future, the demand for such a biosensor is expected to increase more and more, and accordingly, it is expected that a more affordable one can be obtained. The commercially available portable blood glucose meter requires the disposable biosensor for measuring blood glucose and an amplifier for amplifying and processing this signal. The sensor chip itself can be obtained relatively inexpensively, but the amplifier is not necessarily so. For this reason, if an amplifier that does not require an amplifier and functions only with a chip can be obtained, the overall price will be significantly lower, and it will be easier to use not only for measuring blood glucose but also urine glucose, for example. It is.
[0006]
Chemical sensors and biosensors are used in many fields such as medicine, the environment, and food, and their importance is increasing more and more in the future. Of these, especially in the medical field, the demand for healthcare and home care is expected to increase in the future. In this field, it is required that users of ordinary households can easily use and measure the blood sugar level or urine sugar level without any complicated operation, and can obtain it at low cost. The same is required in the environmental and food fields.
[0007]
[Patent Document 1]
JP 2003-14687 A [Patent Document 2]
JP 10-262645 A [0008]
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to provide a sensor that can quickly and easily measure a chemical substance, particularly a biological substance in blood, saliva, or urine.
[0009]
[Means for Solving the Problems]
The present invention is a pH sensor comprising at least a gel whose volume changes in response to a pH change, a diaphragm, and a member having a flow channel into which a dye solution has been injected, wherein the gel and the dye solution are The dye solution is a sensor that is separated by a diaphragm and moves in the flow path in response to a change in the volume of the gel.
[0010]
In order to convert (1) a change in volume of a gel (biochemomechanical gel) responsive to a biological substance such as glucose into (2) a change in a liquid column of a dye solution in a microchannel, The gel of (1) and the dye solution of (2) are separated by using (3) a diaphragm (partition wall) so that a change in the volume of the gel directly appears as a change in the liquid column of the dye solution. A simple and inexpensive sensor having sufficient accuracy has been realized, and the present invention has been completed.
Hereinafter, the present invention will be described in detail.
[0011]
The sensor of the present invention is a pH sensor comprising at least a gel whose volume changes with a change in pH, a diaphragm, and a member having a flow channel into which a dye solution has been injected.
The gel whose volume changes in response to the pH change is composed of water and a polymer, and is obtained by taking in water in a polymer network structure.In accordance with the pH change, water is taken up and swelled. It is a gel that releases water and shrinks. Examples of the polymer constituting the gel include a copolymer of N-isopropylacrylamide and acrylic acid, and a copolymer of N-isopropylacrylamide, acrylic acid and 1-vinylimidazole. The gel composed of the copolymer of N-isopropylacrylamide and acrylic acid is in a swelling state in a neutral region and contracts in an acidic region, while the gel of the N-isopropylacrylamide, acrylic acid and 1-vinylimidazole is formed. The gel made of the copolymer is in a contracted state in a neutral region and swells in an acidic region and an alkaline region. As the water, a substance that does not hinder the swelling and shrinking of the polymer may be dissolved. For example, pure water, a known buffer, or the like can be used.
[0012]
The diaphragm has an effect of separating the gel and the dye solution and transmitting the expansion and contraction of the gel to the dye solution. As the diaphragm, a film having elasticity is suitably used, and examples thereof include a silicone rubber film and a polyurethane film. Among them, a silicone rubber film is preferably used.
[0013]
The dye solution is not particularly limited, and any dye solution may be used as long as it is colored so as to be easily detected by the naked eye. The pigment solution may be one in which an oil phase is attached to the tip of the aqueous phase and only the oil phase at the tip is colored, even if the whole is not colored.
[0014]
The sensor of the present invention may be a biosensor in which a gel whose volume changes in response to a pH change contains a biological element that catalyzes a reaction accompanying the pH change. The biological element is not particularly limited, and examples thereof include enzymes, microorganisms, antigens / antibodies, receptors, ionophores, proton pumps, biological membranes, and artificial biological elements. Published by CMC Publishing, May 27, 2002, First Edition).
When nitrifying bacteria are used as the microorganisms, an ammonia sensor is obtained, and when Escherichia coli is used, a glutamic acid sensor is obtained.
[0015]
When the substance to be measured is glucose, glucose oxidase or the like is used as the enzyme. In this case, it is preferable that glucose oxidase and gluconolactonase are used in combination. The combined use of glucose oxidase and gluconolactonase further promotes the hydrolysis reaction of D-glucono-δ-lactone to D-gluconic acid.
When the substance to be measured is urea, urease is used. Urea is catalyzed by urease to produce ammonia, raising the pH and causing a change in gel volume.
As is well known to those familiar with biosensors, glucose sensors can be used as a basis to measure various bioreactive substances or activities that produce glucose or glucose precursors. For example, an α-amylase activity sensor can be formed by laminating a membrane in which water-soluble starch and α-glucosidase are immobilized on the glucose sensor of the present invention.
Many other bioenzymatic reactions that change pH and that produce glucose or a glucose precursor are also known (see "Springer Handbook of Enzymes (all 25 volumes), Springer Publishing").
[0016]
When an antigen or an antibody is selected as the biological element, the biological element can have a function of causing a pH change or glucose generation by a sandwich method using an enzyme-modified antibody, and any antibody or antigen can be detected. .
[0017]
In the sensor of the present invention, the gel and the dye solution are separated by the diaphragm, and the dye solution has a structure that moves in the flow path in response to a change in the volume of the gel. With such a structure, a change in the volume of the gel with respect to a change in pH can be converted into a change in the liquid column of the dye solution and detected. That is, in the sensor of the present invention, when the volume of the gel changes according to the pH change caused by the substance to be measured, the volume change is transmitted to the dye solution via the diaphragm, and the dye solution moves through the flow path. This makes it possible to detect the presence and concentration of the measurement target substance with the naked eye.
The sensor of the present invention may be an integrated sensor in which biosensors for measuring a plurality of different substances to be measured are arranged in parallel.
[0018]
One embodiment of the sensor of the present invention is, for example, the one shown in FIG. The embodiment shown in FIG. 2 includes a substrate in which a sample addition hole 7 is formed, a substrate in which the gel 5 is fitted, a substrate in which the diaphragm 6 is formed, and a liquid pool 3 and a flow path 4 connected thereto. Are formed, the substrates filled with the dye solution 8 in the liquid reservoir 3 are laminated in this order, and the sample addition hole 7, the gel 5, the diaphragm 6, and the liquid reservoir 3 are arranged on the same straight line. It has the structure which was done. In this type of sensor, when a sample is added from the sample addition hole, the gel swells or shrinks in accordance with the pH of the sample, and the diaphragm 6 is pushed up or the diaphragm 6 that has been pushed up becomes flat in response to this. By returning, the dye solution moves in the channel. By measuring the moving distance or moving speed of the dye solution, the substance to be measured in the sample can be detected and its concentration can be calculated.
[0019]
As described above, the sensor of the present invention has a new principle and structure for realizing a simple and inexpensive chemical sensor and biosensor. Since the sensor of the present invention has a simple structure and is inexpensive, it can be mass-produced in a lump and can be used as a disposable sensor.
The sensor of the present invention can be used in many fields such as medical care, environment, food, etc., especially in the medical field, in health care, home care, for example, for measuring blood sugar level, urine sugar level, etc. Even a home user can easily use it without requiring complicated operations and can obtain it at low cost.
[0020]
【Example】
Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to examples shown in the drawings. However, the present invention is not limited to only these examples.
[0021]
FIG. 1 is a diagram showing a manufacturing process of the sensor in the first embodiment, FIG. 2 is an exploded view of the sensor manufactured in the first embodiment, and FIG. 3 shows an operation principle of the sensor manufactured in the first embodiment. FIG. 4 is a diagram (b) showing a change in the volume (a) of the gel produced in Example 1 and a change in the length of the liquid column, and FIG. 5 is produced in Example 1. It is a figure showing a calibration curve of a sensor.
[0022]
[Example 1]
(Formation of container and channel)
(1) Substrate cleaning 7740 glass substrate 1 (3 inches, 500 μm thickness) is cleaned in a heated 31% hydrogen peroxide: 29% ammonia: pure water = 1: 1: 4 solution and in heated pure water. And dry.
(2) Formation of Polyimide Layer A polyimide layer is formed on the glass substrate 1 in order to enhance the adhesion of the thick-film photoresist 2 (SU-8, manufactured by MicroChem). A polyimide prepolymer (CT-4700, manufactured by Toshiba Chemical Corporation) is spin-coated at 500 rpm for 30 seconds and subsequently at 6000 rpm for 30 seconds. After baking in an oven at 80 ° C. for 15 minutes, exposure is performed for 90 seconds with a mask aligner.
[0023]
(3) Formation of Thick Photoresist Layer A thick photoresist 2 (SU-8) is spin-coated on the glass substrate 1 on which the polyimide layer is formed. Thereafter, baking is performed at 95 ° C. for 5 hours while shielding light.
(4) Exposure: Exposure is performed for 30 minutes with a mask aligner through a photomask on which a pattern of the developer reservoir 3 and the flow path 4 is drawn. After exposure, development and rinsing are performed. As a result, the liquid reservoir 3 and the flow path 4 for filling the dye solution 8 are completed (FIG. 1A).
(5) The dicing glass substrate 1 is diced into chips by a dicing saw and cut into a size of 8 mm × 28 mm.
[0024]
(Formation of gel filling part and diaphragm forming part)
(6) Cutting the substrate Acrylic plates having a thickness of 0.5 mm and 0.3 mm are cut into a size of 8 mm x 28 mm with a dicing saw to obtain chips.
(7) Forming Diaphragm Forming Section A through hole having a diameter of about 4 mm is formed on the chip having a thickness of 0.3 mm obtained in the step (6) by an electric drill to form a diaphragm forming section. The position of the diaphragm forming portion is set so as to overlap with the liquid pool 3 (circular portion).
(8) Forming Gel Encapsulation Section A through hole having a diameter of about 2 mm is formed in the chip having a thickness of 0.5 mm obtained in the step (6) with an electric drill to form the gel encapsulation section 9. The position of the gel enclosure 9 is the same as in the step (7).
[0025]
(9) Chip fixing step The chip on which the diaphragm forming portion is formed in step (7) is placed on a plastic sheet coated with polyvinyl alcohol (PVA). It is dried in a dry oven (80 ° C.) to fix the chips on the plastic sheet.
(10) Formation of Diaphragm Silicone rubber (KE3475T, manufactured by Shin-Etsu Chemical Co., Ltd.) is dropped on the diaphragm-forming portion, and spin-coated at 3000 rpm for 10 seconds. Thus, the diaphragm 6 is formed in the diaphragm forming portion (FIG. 1B).
[0026]
(Lamination with flow path)
(11) Silicone rubber (KE-42-TS, manufactured by Shin-Etsu Chemical Co., Ltd.) is dropped on the entire back surface of the chip on which the diaphragm 6 has been formed in the adhesive application step (10), and spin-coated at 2000 rpm for 10 seconds.
(12) The glass substrate 1 on which the adhesion flow path 4 is formed is attached to the chip obtained in the step (11). At this time, the flow path 4 is not collapsed (FIG. 1C).
[0027]
(13) Removal of PVA layer When the silicone rubber has hardened, the above-mentioned chip with a plastic sheet is immersed in water, and the plastic sheet is peeled off. As a result, a silicone rubber thin film is formed on the diaphragm forming portion.
(14) Application of Silicone Rubber In order to increase the strength of the formed silicone rubber thin film, silicone rubber (KE3475T) is dropped again and spin-coated at 4000 rpm for 5 seconds.
(15) The chip (FIG. 1D) obtained in the acrylic substrate bonding step (8) is placed on the chip obtained in the step (14) and bonded.
[0028]
(Preparation of gel)
(16) Preparation of Gel Precursor Solution A 50 ml beaker was filled with 40 ml of pure water, and 3.57 g of a monomer, N-isopropylacrylamide (NIPAAm), 253 mg of acrylic acid (AAc), and methylene bisacrylamide as a crosslinking agent were filled therein. (MBAAm) (67.5 mg) and 250 μl of tetramethylethylenediamine (TMEDA) as an accelerator are added, and the mixture is stirred well. This gel precursor solution is purged with nitrogen to remove dissolved oxygen.
(17) Preparation of enzyme solution Take 5 mg (800 units) of the enzyme (glucose oxidase) and dissolve it in 500 μl of pure water.
[0029]
(18) Cooling of Precursor Solution 500 μl of the gel precursor solution prepared in step (16) is added to the enzyme solution prepared in step (17) to make a 1 ml solution in total. After stirring slightly, cool at 0 ° C. for about 10 minutes.
(19) 1 mg of ammonium peroxodisulfate (APS) is added as a gelling polymerization initiator, and the mixture is further cooled at 0 ° C. for about 20 minutes. Thereby, gelation proceeds. The obtained gel is immersed in a 50 mM Tris-HCl buffer (pH 7.0) and stored in a refrigerator (4 ° C.).
[0030]
(Formation of sample addition hole)
(20) 10 to 16 through-holes having a diameter of 0.6 mm are formed in a chip of an acrylic plate having a thickness of 0.3 mm with an electric drill to form sample addition holes 7. The formation position of the sample addition hole 7 is made to overlap with the gel enclosure 9.
[0031]
(Encapsulation of gel)
(21) The gel obtained in the step (19) is cut into a diameter of 2 mm and a thickness of 1 mm, placed in the gel enclosing section 9, and bonded to the acrylic plate having the sample addition hole 7 formed in the step (20) (FIG. e (sample addition hole side)), (f (flow path side))). Thereafter, the channel solution 4 is filled with the dye solution 8 (FIG. 1 (g)).
Through the above steps, a glucose sensor is completed (FIG. 2). In the present embodiment, the sensor main body is formed by machining, but the same thing can be made by using a technique such as hot embossing or injection molding.
[0032]
In this example, glucose oxidase (GOD) immobilized on the gel 5 is an enzyme that catalyzes an oxidation reaction of glucose represented by the following formula.
[0033]
Embedded image

[0034]
When the gel 5 in which GOD is immobilized and immobilized touches the glucose solution, glucose permeates into the gel 5 and causes the above-described reaction. Then, gluconic acid is generated in the gel 5 to lower the pH of the solvent. Thereby, the carboxyl group of the dissociated polymer chain is protonated. At this time, the attractive force due to the hydrophobic interaction between the NIPAAm chains becomes dominant, and the gel 5 contracts.
[0035]
When the gel 5 which has been swollen in a neutral state is brought into contact with a sample solution containing glucose, the gel 5 is contracted by the above-mentioned reaction. At this time, the diaphragm 6 made of the silicone rubber which has been pushed up is flattened. Try to return to the shape of. Since this change can be regarded as a change in the liquid column of the dye solution 8 in the flow channel 4, the glucose concentration can be obtained from this change (FIG. 3). In this case, it is necessary to control the temperature to be constant. To do this, it is possible to take a measure such as grasping the vicinity of the gel 5 of the sensor with a hand and utilizing the human body temperature.
[0036]
The shrinkage behavior of the gel 5 (FIG. 4A) can be faithfully grasped as a change in the liquid column in the flow channel 4 (FIG. 4B). Since the final contraction rate is the same for any concentration, it cannot be used as an indicator of glucose concentration. However, in the transient state, a clear difference in the rate of change is recognized. Therefore, if the time is determined and the length of the liquid column is measured, the glucose concentration can be determined from this. When the measurement time is determined and the change in the liquid column is plotted against the glucose concentration, a calibration curve as shown in FIG. 5 is obtained. This sensor has a feature that the calibration curve changes with time, but if the measurement time is determined in advance, the quantification can be performed without any problem. Also, by selecting the time, it is possible to measure only a specific density range with high sensitivity. In the example in which the calibration curve is shown in FIG. 5, a time of about 1 minute is sufficient for measuring a concentration on the order of mM. If it takes about 10 minutes, a concentration of about 0.2 mM can be detected.
[0037]
Although the sensor manufactured in the first embodiment is a biosensor for one chip, it is also possible to actually manufacture a large number of biosensors on one substrate in a lump. Similar).
[0038]
[Example 2]
A sensor body is manufactured in the same manner as in Example 1 except that a gel made of a copolymer of N-isopropylacrylamide, acrylic acid, and 1-vinylimidazole is used.
(Preparation of gel)
(1) Preparation of Gel Precursor Solution To 1 ml of pure water solvent, 154 mg of NIPAAm, 7 mg of AAc, 18.4 mg of 1-vinylimidazole (VI), 6.6 mg of MBAAm, 9.36 μl of TMEDA are added and stirred. The molar composition ratio is NIPAAm: AAc: VI = 14: 1: 2.
(2) Preparation of enzyme solution Take 5 mg of enzyme (urease) and dissolve in 500 μl of pure water.
[0039]
(3) Preparation of Enzyme-Containing Gel Precursor Solution 500 μl of the gel precursor solution prepared in step (1) is added to the enzyme solution prepared in step (2) to make a 1 ml solution in total.
(4) Bubbling with nitrogen the enzyme-containing gel precursor solution obtained in the deaeration step (3) to reduce dissolved oxygen and facilitate crosslinking. Degas for about 30 minutes.
(5) Immerse in ice water at 0 ° C for 30 minutes.
(6) Gelation When the enzyme-containing gel precursor solution is cooled, APS is added at a rate of 1 mg / ml, and the mixture is allowed to gel at 0 ° C. for about 1 hour.
[0040]
After the gel is obtained, it is sealed in the sensor body in the same manner as in the first embodiment. The gel 5 is characterized by being in a contracted state in a neutral region and swelling in an acidic region and an alkaline region. When the gel 5 is brought into contact with urea, the pH in the gel 5 increases due to the ammonia generated here. Along with this, the gel 5 swells and the liquid column expands, so that by measuring this change, the urea concentration can be determined. A similar sensor can be made using the glucose oxidase used in Example 1. However, in this case, the change of the liquid column in response to glucose is opposite to that in the first embodiment.
[0041]
[Example 3]
Depending on the application of the sensor of the present invention, there is a case where it is desired to make the response time faster. In the enzymatic reaction shown in Example 1, the rate of hydrolysis of D-glucono-δ-lactone to D-gluconic acid is rate-determining, so that the reaction time can be shortened by making this reaction faster.
The sensor body was prepared in the same manner as in Example 1 or 2, and gluconolactonase was fixed as an enzyme in addition to glucose oxidase. This enzyme catalyzes the hydrolysis of D-glucono-δ-lactone to D-gluconic acid in the reaction shown in Example 1.
[0042]
[Example 4]
According to the first embodiment, the main body of the sensor is manufactured. However, at this time, a plurality of containers accommodating the gel 5 are formed, and the flow path 4 is extended one by one from each container. A gel 5 containing an enzyme is produced in the same manner as in Example 1. Here, gels 5 containing several enzymes causing a pH change such as glucose oxidase used in Example 1 are separately prepared. This is put in each gel enclosing part on the substrate in which several containers as in Example 1 are arranged, and a plurality of sensors for measuring different substances are formed in the same manner as in Examples 1 to 3. For example, these sensors can be operated simultaneously by collecting the gel 5 at one place and dropping a sample there.
[0043]
As shown in each of the above embodiments, a change in the volume of the gel can be replaced by a change in the length of the liquid column using a diaphragm structure. The gel can be made very inexpensively, and the container for accommodating the gel is sufficient to be made of plastic, so that the price of the sensor itself can be easily reduced.
[0044]
【The invention's effect】
The sensor of the present invention has a simple structure and can be mass-produced at a low cost, so that it can be used as a disposable sensor. The sensor of the present invention can quickly and easily measure a chemical substance, particularly a biological substance in blood, saliva, or urine.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a manufacturing process of a sensor according to Example 1.
FIG. 2 is an exploded view of the sensor manufactured in the first embodiment.
FIG. 3 is a diagram illustrating an operation principle of the sensor manufactured in the first embodiment.
FIG. 4 is a diagram (b) showing a change in volume (a) of a gel produced in Example 1 and a change in the length of a liquid column.
FIG. 5 is a diagram showing a calibration curve of a sensor manufactured in Example 1.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Glass substrate 2 Thick film photoresist 3 Liquid pool 4 Channel 5 Gel 6 Diaphragm 7 Sample addition hole 8 Dye solution 9 Gel enclosure

Claims (7)

At least, a gel whose volume changes in response to a pH change, a diaphragm, and a pH sensor comprising a member having a flow channel into which a dye solution has been injected,
The gel is separated from the dye solution by the diaphragm, and the dye solution moves in the flow path according to a change in volume of the gel. The sensor according to claim 1, wherein the gel comprises water and a copolymer of N-isopropylacrylamide and acrylic acid. The sensor according to claim 1, wherein the gel is a biosensor containing a biological element that catalyzes a reaction accompanied by a pH change. The sensor according to claim 3, wherein the biological element that catalyzes a reaction accompanied by a change in pH is glucose oxidase. The sensor according to claim 3, wherein the biological element that catalyzes the reaction accompanied by the pH change is glucose oxidase and gluconolactonase. The sensor according to any one of claims 1 to 5, wherein the sensor is an integrated sensor in which sensors for measuring a plurality of different substances to be measured are arranged in parallel. A substrate on which a sample addition hole is formed, a substrate on which a gel whose volume changes with a change in pH is fitted, a substrate on which a diaphragm is formed, and a liquid pool and a flow path connected thereto are formed, and the dye solution is formed in the liquid pool. A substrate characterized in that the sample-filled holes, the gel, the diaphragm, and the liquid reservoir are arranged on the same straight line.

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