JP2007017169A - バイオセンサ、成分検出装置およびヒトのストレス測定方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】 簡単な構造で設備の大型化を招くことなく、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定するバイオセンサ、成分測定装置を提供する。
【解決手段】 基板１１に形成されている作用電極２１には、抗体が固定化されている。また、基板１１には、作用電極２１と対向して対向電極２２が形成されている。酵素によって標識化された標識化抗体は、作用電極２１に固定化されている抗体に結合している抗原と結合する。作用電極２１および対向電極２２は、扁平な反応槽１３に露出しているため、作用電極２１に固定化されている抗体と、抗原および標識化抗体との反応速度が向上し、抗原の濃度は迅速に測定される。また、標識化抗体の酵素による酸化還元反応は、抗体が固定化されている作用電極２１の近傍で生じる。そのため、酸化還元物質は作用電極２１から効率的に電子を受け取り、作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流の検出感度が向上する。
【選択図】 図１
【解決手段】 基板１１に形成されている作用電極２１には、抗体が固定化されている。また、基板１１には、作用電極２１と対向して対向電極２２が形成されている。酵素によって標識化された標識化抗体は、作用電極２１に固定化されている抗体に結合している抗原と結合する。作用電極２１および対向電極２２は、扁平な反応槽１３に露出しているため、作用電極２１に固定化されている抗体と、抗原および標識化抗体との反応速度が向上し、抗原の濃度は迅速に測定される。また、標識化抗体の酵素による酸化還元反応は、抗体が固定化されている作用電極２１の近傍で生じる。そのため、酸化還元物質は作用電極２１から効率的に電子を受け取り、作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流の検出感度が向上する。
【選択図】 図１
Description
本発明は、バイオセンサ、成分検出装置およびヒトのストレス測定方法に関し、特に抗原−抗体反応を利用したバイオセンサ、成分検出装置およびヒトのストレス測定方法に関する。
抗原−抗体反応を利用して被測定物質に含まれる抗原の濃度を測定する手法が知られている。このような抗原−抗体反応を利用した手法として、例えばＲＩＡ（Radio Immuno Assay）法およびＥＩＡ（Enzyme Immuno Assay）法が公知である（非特許文献１）。ＲＩＡ法では、抗体と結合した抗原に、放射性物質を標識化した標識化抗体をさらに結合させている。そして、標識化抗体の放射線量を検出することにより、抗体と結合した抗原の濃度が測定される。
また、ＥＩＡ（Enzyme Immuno Assay）法では、抗体と結合した抗原に、酵素を標識化した標識化抗体をさらに結合させている（非特許文献１）。そして、標識化抗体の酵素により蛍光物質を発色させ、発色を測定することにより、抗体と結合した抗原の濃度が測定される。
さらに、水晶振動子を利用した手法も公知である（非特許文献２）。水晶振動子を利用した手法では、水晶板に抗体を固定化し、固定化した抗体に抗原が結合する。水晶は、電圧を印加すると所定の周波数の振動を生じる。一方、水晶板に固定化された抗体に抗原が結合すると、抗原の結合量に応じて水晶板の振動周波数が変化する。この水晶板の周波数の変化を測定することにより、抗原の濃度が測定される。
さらに、水晶振動子を利用した手法も公知である（非特許文献２）。水晶振動子を利用した手法では、水晶板に抗体を固定化し、固定化した抗体に抗原が結合する。水晶は、電圧を印加すると所定の周波数の振動を生じる。一方、水晶板に固定化された抗体に抗原が結合すると、抗原の結合量に応じて水晶板の振動周波数が変化する。この水晶板の周波数の変化を測定することにより、抗原の濃度が測定される。
ところで、上述のような抗原−抗体反応による抗原の濃度を測定する手法と、酵素電極とを組み合わせてバイオセンサを構成することも提案されている（例えば、非特許文献３）。非特許文献３に開示されているバイオセンサでは、抗体に結合した抗原に酵素で標識化した標識化抗体をさらに結合させる、いわゆるサンドイッチ法が利用されている。非特許文献３では、専用の容器で被測定物質に含まれる抗原と抗体とを反応させている。この後、標識化抗体の酵素によって、基質を酸化または還元している。酵素の作用によって酸化または還元された物質は、容器とは別の電流検出用のセンサに取り出され、電流の測定が行われる。測定された電流から抗原の濃度が測定される。
バイオセンサー シーエムシー出版 第４章（ｐ４５〜ｐ４７）
バイオセンサー入門 コロナ社（ｐ１０２〜ｐ１０６）
D. Ivnitski, R . Sitdykov, N. Ivnitski, ANALYTICA CHEMICA ACTA, 504(2004) 265-269
非特許文献１に開示されているＲＩＡ法の場合、抗体の標識として放射性物質を使用している。そのため、測定装置など周辺設備が大規模となる。また、放射性物質を使用するため、例えば実験室などにおいて簡便かつ容易に利用することはできない。また、ＥＩＡ法の場合、蛍光物質の発色を測定する例えばプレートリーダなどの設備が必要となり、設備が大規模となる。また、抗原−抗体反応に長時間を必要とし、迅速な測定が困難であるという問題がある。
非特許文献２に開示されている水晶板の振動により抗原の濃度を測定する場合、抗原の分子量が大きくなるほど感度が向上する。そのため、抗原の分子量が小さいとき、微量の抗原の濃度の測定は困難である。
さらに、非特許文献３に開示されているバイオセンサでは、抗原−抗体反応と電流の検出とが異なる容器で実施される。そのため、抗原の濃度の迅速な測定が困難であるという問題がある。また、標識化抗体の酵素の作用によって生成した物質は、溶液中に均一に分散する。そのため、感度の向上が困難であるという問題がある。
さらに、非特許文献３に開示されているバイオセンサでは、抗原−抗体反応と電流の検出とが異なる容器で実施される。そのため、抗原の濃度の迅速な測定が困難であるという問題がある。また、標識化抗体の酵素の作用によって生成した物質は、溶液中に均一に分散する。そのため、感度の向上が困難であるという問題がある。
そこで、本発明の目的は、簡単な構造で設備の大型化を招くことなく、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定するバイオセンサを提供することにある。
本発明の別の目的は、簡単な構造で高精度な成分測定装置を提供することにある。
本発明のさらに別の目的は、高精度なヒトのストレス測定方法を提供することにある。
本発明の別の目的は、簡単な構造で高精度な成分測定装置を提供することにある。
本発明のさらに別の目的は、高精度なヒトのストレス測定方法を提供することにある。
（１）本発明のバイオセンサによると、抗体が固定化されている第一電極と、前記第一電極と対向して配置されている第二電極とを備え、前記第一電極に固定化されている前記抗体には、前記抗体に結合した抗原を介して酵素によって標識化された標識化抗体が結合可能であり、前記標識化抗体の前記酵素による基質の酸化または還元により、前記第一電極と前記第二電極との間に電流が流れることを特徴とする。
抗原−抗体反応により第一電極に固定化されている抗体に抗原が結合すると、この抗原には酵素によって標識化された標識化抗体がさらに結合する。そのため、抗原を介して第一電極に固定化されている抗体と結合する標識化抗体は、抗原の濃度に対応する。標識化抗体の酵素は基質に作用し、基質は酸化または還元される。基質が酸化または還元されるとき、第一電極と第二電極との間には電流が流れる。第一電極と第二電極との間を流れる電流は、酵素の作用によって酸化または還元される基質の量によって変化する。これにより、第一電極と第二電極との間を流れる電流を測定することにより、固定化された抗体と結合した抗原の濃度が検出される。また、抗体は第一電極に固定化されているため、酵素の作用による基質の酸化または還元反応は第一電極の近傍で生じる。そのため、酵素の作用による基質の酸化または還元反応にともなう電流変化の検出感度は向上する。したがって、簡単な構造で設備の大型化を招くことなく、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定することができる。
抗原−抗体反応により第一電極に固定化されている抗体に抗原が結合すると、この抗原には酵素によって標識化された標識化抗体がさらに結合する。そのため、抗原を介して第一電極に固定化されている抗体と結合する標識化抗体は、抗原の濃度に対応する。標識化抗体の酵素は基質に作用し、基質は酸化または還元される。基質が酸化または還元されるとき、第一電極と第二電極との間には電流が流れる。第一電極と第二電極との間を流れる電流は、酵素の作用によって酸化または還元される基質の量によって変化する。これにより、第一電極と第二電極との間を流れる電流を測定することにより、固定化された抗体と結合した抗原の濃度が検出される。また、抗体は第一電極に固定化されているため、酵素の作用による基質の酸化または還元反応は第一電極の近傍で生じる。そのため、酵素の作用による基質の酸化または還元反応にともなう電流変化の検出感度は向上する。したがって、簡単な構造で設備の大型化を招くことなく、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定することができる。
（２）また、本発明のバイオセンサによると、前記第一電極および前記第二電極が設置されている基板と、前記基板と重ねて設置され、前記基板との間に前記第一電極および前記第二電極が露出する反応槽を形成するカバーと、を備える。
反応槽には、第一電極と第二電極とが露出している。そのため、反応槽における抗原−抗体反応および酵素反応は、第一電極および第二電極の近傍で生じる。そのため、酵素の作用による基質の酸化または還元反応にともなう電流変化の検出精度は向上する。したがって、簡単な構造で設備の大型化を招くことなく、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定することができる。
反応槽には、第一電極と第二電極とが露出している。そのため、反応槽における抗原−抗体反応および酵素反応は、第一電極および第二電極の近傍で生じる。そのため、酵素の作用による基質の酸化または還元反応にともなう電流変化の検出精度は向上する。したがって、簡単な構造で設備の大型化を招くことなく、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定することができる。
（３）さらに、本発明のバイオセンサによると、前記反応槽の深さは、前記第一電極の前記第二電極とは反対側の端部から前記第二電極の前記第一電極とは反対側の端部までの距離より小さい。
そのため、反応槽に供給される抗原は、第一電極に固定化された抗体の近傍における存在確率が上昇する。その結果、抗原と抗体との反応確率が向上し、抗原と抗体との反応速度が増大する。したがって、抗原の濃度を迅速に測定することができる。
そのため、反応槽に供給される抗原は、第一電極に固定化された抗体の近傍における存在確率が上昇する。その結果、抗原と抗体との反応確率が向上し、抗原と抗体との反応速度が増大する。したがって、抗原の濃度を迅速に測定することができる。
（４）本発明の成分検出装置によると、請求項１、２または３記載のバイオセンサと、前記バイオセンサへ前記抗原を含む被測定物質を供給する被測定物質供給部と、前記バイオセンサへ前記標識化抗体を供給する標識化抗体供給部と、前記バイオセンサへ前記基質を供給する基質供給部と、を備えることを特徴とする。
これにより、バイオセンサには、標識化抗体および基質が連続的に供給可能となる。そのため、抗原を含む被測定物質をバイオセンサに供給することにより、抗原の濃度は経時的に測定される。したがって、抗原の濃度変化を迅速かつ高精度に測定することができる。
これにより、バイオセンサには、標識化抗体および基質が連続的に供給可能となる。そのため、抗原を含む被測定物質をバイオセンサに供給することにより、抗原の濃度は経時的に測定される。したがって、抗原の濃度変化を迅速かつ高精度に測定することができる。
（５）また、本発明の成分検出装置によると、請求項１、２または３記載のバイオセンサと、前記抗原を含む被測定物質が蓄えられ、前記バイオセンサが浸漬される被測定物質槽と、前記標識化抗体が蓄えられ、前記バイオセンサが浸漬される標識化抗体槽と、前記基質が蓄えられ、前記バイオセンサが浸漬される基質槽と、を備えることを特徴とする。
これにより、バイオセンサは、被測定物質槽、標識化抗体槽および基質槽に順に浸漬される。そのため、被測定物質に含まれる抗原の濃度は、回分的に測定される。したがって、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定することができる。
これにより、バイオセンサは、被測定物質槽、標識化抗体槽および基質槽に順に浸漬される。そのため、被測定物質に含まれる抗原の濃度は、回分的に測定される。したがって、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定することができる。
（６）さらに、本発明の成分検出装置によると、前記被測定物質は唾液である。
唾液には、各種の分子量の小さな抗原物質が含まれている。そのため、本発明のバイオセンサを用いることにより、分子量が小さい微量の抗原を迅速かつ高精度に測定することができる。
唾液には、各種の分子量の小さな抗原物質が含まれている。そのため、本発明のバイオセンサを用いることにより、分子量が小さい微量の抗原を迅速かつ高精度に測定することができる。
（７）さらに、本発明の成分検出装置によると、前記抗原は、唾液中のエンドルフィンである。
エンドルフィンは、唾液にごく微量が含まれるとともに、分子量が小さい。そのため、本発明のバイオセンサを用いることにより、分子量が小さい微量のエンドルフィンを迅速かつ高精度に測定することができる。
エンドルフィンは、唾液にごく微量が含まれるとともに、分子量が小さい。そのため、本発明のバイオセンサを用いることにより、分子量が小さい微量のエンドルフィンを迅速かつ高精度に測定することができる。
（８）本発明のヒトの状態測定方法によると、請求項４または５記載の成分検出装置を用いて唾液中のエンドルフィン濃度を測定する段階を含むことを特徴とする。
ヒトは、ストレス、爽快感、快適感若しくは不快感などの感性、または疲労などさらされた状態によって、唾液中のエンドルフィンの濃度が変化する。そのため、エンドルフィン濃度を測定することにより、ヒトの状態が測定される。したがって、本発明のバイオセンサを用いることにより、ヒトの状態を迅速かつ高精度に測定することができる。
ヒトは、ストレス、爽快感、快適感若しくは不快感などの感性、または疲労などさらされた状態によって、唾液中のエンドルフィンの濃度が変化する。そのため、エンドルフィン濃度を測定することにより、ヒトの状態が測定される。したがって、本発明のバイオセンサを用いることにより、ヒトの状態を迅速かつ高精度に測定することができる。
（９）本発明のバイオセンサによると、抗原が固定化されている第一電極と、前記第一電極と対向して配置されている第二電極と、を備えるバイオセンサであって、前記第一電極に固定化されている前記抗原には、酵素によって標識化された標識化抗体が結合可能であり、前記標識化抗体の前記酵素にる基質の酸化または還元により、前記第一電極と前記第二電極との間に電流が流れることを特徴とする。
抗原−抗体反応により第一電極に固定化されている抗原に標識化抗体が結合する。そのため、第一電極に固定化されている抗原と結合する標識化抗体は、抗原の濃度に対応する。標識化抗体の酵素は基質に作用し、基質は酸化または還元される。基質が酸化または還元されるとき、第一電極と第二電極との間には電流が流れる。第一電極と第二電極との間を流れる電流は、酵素の作用によって酸化または還元される基質の量によって変化する。これにより、第一電極と第二電極との間を流れる電流を測定することにより、固定化された抗原の濃度が検出される。また、抗原は第一電極に固定化されているため、酵素の作用による基質の酸化または還元反応は第一電極の近傍で生じる。そのため、酵素の作用による基質の酸化または還元反応にともなう電流変化の検出感度は向上する。したがって、簡単な構造で設備の大型化を招くことなく、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定することができる。
抗原−抗体反応により第一電極に固定化されている抗原に標識化抗体が結合する。そのため、第一電極に固定化されている抗原と結合する標識化抗体は、抗原の濃度に対応する。標識化抗体の酵素は基質に作用し、基質は酸化または還元される。基質が酸化または還元されるとき、第一電極と第二電極との間には電流が流れる。第一電極と第二電極との間を流れる電流は、酵素の作用によって酸化または還元される基質の量によって変化する。これにより、第一電極と第二電極との間を流れる電流を測定することにより、固定化された抗原の濃度が検出される。また、抗原は第一電極に固定化されているため、酵素の作用による基質の酸化または還元反応は第一電極の近傍で生じる。そのため、酵素の作用による基質の酸化または還元反応にともなう電流変化の検出感度は向上する。したがって、簡単な構造で設備の大型化を招くことなく、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定することができる。
（１０）また、本発明のバイオセンサによると、前記第一電極および前記第二電極が設置されている基板と、前記基板と重ねて設置され、前記基板との間に前記第一電極および前記第二電極が露出する反応槽を形成するカバーと、を備える。
反応槽には、第一電極と第二電極とが露出している。そのため、反応槽における抗原−抗体反応および酵素反応は、第一電極および第二電極の近傍で生じる。そのため、酵素の作用による基質の酸化または還元反応にともなう電流変化の検出精度は向上する。したがって、簡単な構造で設備の大型化を招くことなく、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定することができる。
反応槽には、第一電極と第二電極とが露出している。そのため、反応槽における抗原−抗体反応および酵素反応は、第一電極および第二電極の近傍で生じる。そのため、酵素の作用による基質の酸化または還元反応にともなう電流変化の検出精度は向上する。したがって、簡単な構造で設備の大型化を招くことなく、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定することができる。
（１１）さらに、本発明のバイオセンサによると、前記反応槽の深さは、前記第一電極の前記第二電極とは反対側の端部から前記第二電極の前記第一電極とは反対側の端部までの距離より小さい。
そのため、反応槽に供給される抗原は、第一電極に固定化された抗体の近傍における存在確率が上昇する。その結果、抗原と抗体との反応確率が向上し、抗原と抗体との反応速度が増大する。したがって、抗原の濃度を迅速に測定することができる。
そのため、反応槽に供給される抗原は、第一電極に固定化された抗体の近傍における存在確率が上昇する。その結果、抗原と抗体との反応確率が向上し、抗原と抗体との反応速度が増大する。したがって、抗原の濃度を迅速に測定することができる。
（１２）本発明の成分検出装置によると、請求項９、１０または１１記載のバイオセンサと、前記バイオセンサへ前記標識化抗体を供給する標識化抗体供給部と、前記バイオセンサへ前記基質を供給する基質供給部と、を備えることを特徴とする。
これにより、バイオセンサには、標識化抗体および基質が連続的に供給可能となる。そのため、標識化抗体および基質をバイオセンサに供給することにより、抗原の濃度は経時的に測定される。したがって、抗原の濃度変化を迅速かつ高精度に測定することができる。
これにより、バイオセンサには、標識化抗体および基質が連続的に供給可能となる。そのため、標識化抗体および基質をバイオセンサに供給することにより、抗原の濃度は経時的に測定される。したがって、抗原の濃度変化を迅速かつ高精度に測定することができる。
（１３）また、本発明の成分検出装置によると、請求項９、１０または１１記載のバイオセンサと、前記標識化抗体が蓄えられ、前記バイオセンサが浸漬される標識化抗体槽と、前記基質が蓄えられ、前記バイオセンサが浸漬される基質槽と、を備えることを特徴とする。
これにより、バイオセンサは、標識化抗体槽および基質槽に順に浸漬される。そのため、被測定物質に含まれる抗原の濃度は、回分的に測定される。したがって、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定することができる。
これにより、バイオセンサは、標識化抗体槽および基質槽に順に浸漬される。そのため、被測定物質に含まれる抗原の濃度は、回分的に測定される。したがって、抗原の濃度を迅速かつ高精度に測定することができる。
（１４）さらに、本発明の成分検出装置によると、前記第一電極には、前記抗原を含む唾液が固定化されている。
唾液には、各種の分子量の小さな抗原物質が含まれている。そのため、本発明のバイオセンサを用いることにより、分子量が小さい微量の抗原を迅速かつ高精度に測定することができる。
唾液には、各種の分子量の小さな抗原物質が含まれている。そのため、本発明のバイオセンサを用いることにより、分子量が小さい微量の抗原を迅速かつ高精度に測定することができる。
（１５）さらに、本発明の成分検出装置によると、前記抗原は、唾液中のエンドルフィンである。
エンドルフィンは、唾液にごく微量が含まれるとともに、分子量が小さい。そのため、本発明のバイオセンサを用いることにより、分子量が小さい微量のエンドルフィンを迅速かつ高精度に測定することができる。
エンドルフィンは、唾液にごく微量が含まれるとともに、分子量が小さい。そのため、本発明のバイオセンサを用いることにより、分子量が小さい微量のエンドルフィンを迅速かつ高精度に測定することができる。
（１６）本発明のヒトの状態測定方法によると、請求項１２または請求項１３記載の成分検出装置を用いて唾液中のエンドルフィン濃度からヒトのストレス、感性または疲労を測定する段階を含むことを特徴とする。
ヒトは、ストレス、爽快感、快適感若しくは不快感などの感性、またはは疲労などさらされた状態によって、唾液中のエンドルフィンの濃度が変化する。そのため、エンドルフィン濃度を測定することにより、ヒトの状態が測定される。したがって、本発明のバイオセンサを用いることにより、ヒトの状態を迅速かつ高精度に測定することができる。
ヒトは、ストレス、爽快感、快適感若しくは不快感などの感性、またはは疲労などさらされた状態によって、唾液中のエンドルフィンの濃度が変化する。そのため、エンドルフィン濃度を測定することにより、ヒトの状態が測定される。したがって、本発明のバイオセンサを用いることにより、ヒトの状態を迅速かつ高精度に測定することができる。
（１７）本発明のバイオセンサの製造方法によると、請求項９記載のバイオセンサの製造方法であって、前記第一電極に前記抗原を含む唾液を塗布し、塗布した前記唾液を乾燥することにより前記唾液に含まれる前記抗原を前記第一電極に固定化する段階を含むことを特徴とする。
唾液に含まれる抗原は、唾液を第一電極に塗布した後、塗布した乾燥することにより第一電極に固定化されるとともに、水に不要となる。これにより、唾液の塗布および乾燥という簡単な工程でバイオセンサを製造することができる。
唾液に含まれる抗原は、唾液を第一電極に塗布した後、塗布した乾燥することにより第一電極に固定化されるとともに、水に不要となる。これにより、唾液の塗布および乾燥という簡単な工程でバイオセンサを製造することができる。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。
（バイオセンサ）
まず、本発明の実施例によるバイオセンサについて説明する。図１は本発明の第１実施例によるバイオセンサ１０を示す模式図である。
バイオセンサ１０は、図１に示すように基板１１およびカバー１２を備えている。基板１１およびカバー１２は、例えばガラス、セラミックスあるいは樹脂などの絶縁体から形成されている。基板１１には、第一電極としての作用電極２１、第二電極としての対向電極２２が形成されている。また、基板１１には、参照電極２３が形成されている。作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３は、図１（Ｂ）、（Ｃ）に示すように基板１１に埋め込まれて形成されている。作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３は、例えば白金、金、銀または銅などの導電性の金属から形成されている。なお、作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３は、基板１１の表面に基板１１と積層してもよい。
（バイオセンサ）
まず、本発明の実施例によるバイオセンサについて説明する。図１は本発明の第１実施例によるバイオセンサ１０を示す模式図である。
バイオセンサ１０は、図１に示すように基板１１およびカバー１２を備えている。基板１１およびカバー１２は、例えばガラス、セラミックスあるいは樹脂などの絶縁体から形成されている。基板１１には、第一電極としての作用電極２１、第二電極としての対向電極２２が形成されている。また、基板１１には、参照電極２３が形成されている。作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３は、図１（Ｂ）、（Ｃ）に示すように基板１１に埋め込まれて形成されている。作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３は、例えば白金、金、銀または銅などの導電性の金属から形成されている。なお、作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３は、基板１１の表面に基板１１と積層してもよい。
作用電極２１は、一方の端部に抗体固定部２１１を有している。抗体固定部２１１では、図２に示すように作用電極２１となる金属膜の表面に抗体３１が固定化されている。対向電極２２は、図１に示すように作用電極２１と対向して配置されている。参照電極２３は、作用電極２１および対向電極２２と並列に設置されている基準電極である。作用電極２１は、抗体固定部２１１とは反対側の端部にパッド２１２を有している。同様に、対向電極２２は端部にパッド２２２を有し、参照電極２３は端部にパッド２３２を有している。作用電極２１、対向電極２２および対向電極２２は、いずれも各パッド２１２、２２２、２３２に外部へ伸びる配線が接続される。
カバー１２は、基板１１に形成されている作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３を覆っている。カバー１２は、基板１１との間に反応槽１３を形成する凹部１４を有している。凹部１４は、カバー１２の基板１１側の面から基板１１とは反対側に窪んで形成されている。作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３は、反応槽１３に露出している。図１（Ｃ）に示すように、反応槽１３は扁平に形成されている。反応槽１３は、基板１１に形成されている電極の両端部間の距離を幅Ｗとし、深さをＨとしたとき、Ｗ＞Ｈとなるように扁平に形成されている。本実施例の場合、幅Ｗは、対向電極２２の作用電極２１とは反対側の端部から参照電極２３の作用電極２１とは反対側の端部までの距離である。また、深さＨは、基板１１の板厚方向における反応槽１３の全長である。なお、幅Ｗは、対向電極２２の作用電極２１とは反対側の端部から作用電極２１の対向電極２２とは反対側の端部までの距離と設定してもよい。いずれにしても、反応槽１３は、幅Ｗに対し深さＨが小さく設定されている。
次に、上記の構成によるバイオセンサ１０の調製について説明する。
（基板の準備）
例えばガラスなど絶縁性の材料から形成された基板１１には、作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３が形成される。作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３は、例えば白金、金、銀または銅などの金属から形成される。作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３は、例えば基板１１の表面に金属膜を形成した後、エッチングなどにより形成することができる。
（基板の準備）
例えばガラスなど絶縁性の材料から形成された基板１１には、作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３が形成される。作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３は、例えば白金、金、銀または銅などの金属から形成される。作用電極２１、対向電極２２および参照電極２３は、例えば基板１１の表面に金属膜を形成した後、エッチングなどにより形成することができる。
（抗体の固定化）
リン酸緩衝溶液中にウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）を１％（ｗ／ｖ）含む溶液を調整し、調整した溶液に固定化する抗体３１を溶解する。抗体３１を溶解した溶液は、例えばディスペンサなどにより所定量が作用電極２１の表面に滴下される。作用電極２１の表面に滴下された抗体３１を含む溶液は、自然乾燥される。抗体３１を含む溶液を自然乾燥することにより、作用電極２１の表面には図２に示すように抗体３１が固定化される。ＢＳＡは、自然乾燥により作用電極２１の表面に水に不溶性の膜を形成する。これにより、抗体３１は水に不溶性のＢＳＡにより作用電極２１の表面に固定化される。
リン酸緩衝溶液中にウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）を１％（ｗ／ｖ）含む溶液を調整し、調整した溶液に固定化する抗体３１を溶解する。抗体３１を溶解した溶液は、例えばディスペンサなどにより所定量が作用電極２１の表面に滴下される。作用電極２１の表面に滴下された抗体３１を含む溶液は、自然乾燥される。抗体３１を含む溶液を自然乾燥することにより、作用電極２１の表面には図２に示すように抗体３１が固定化される。ＢＳＡは、自然乾燥により作用電極２１の表面に水に不溶性の膜を形成する。これにより、抗体３１は水に不溶性のＢＳＡにより作用電極２１の表面に固定化される。
（電流検出機構）
本実施例では、抗原−抗体反応を用いて微量の被測定物質に含まれる抗原の測定を行う。抗原−抗体反応は、非常に特異性が高い反応であり、対応する抗原と抗体以外は反応しない。その結果、非常に精度の高い抗原の検出が可能となる。図２に示すように、作用電極２１には抗体３１が固定化されている。ここに、抗原３２が流入すると、固定化されている抗体３１に抗原３２が反応して結合する。
本実施例では、抗原−抗体反応を用いて微量の被測定物質に含まれる抗原の測定を行う。抗原−抗体反応は、非常に特異性が高い反応であり、対応する抗原と抗体以外は反応しない。その結果、非常に精度の高い抗原の検出が可能となる。図２に示すように、作用電極２１には抗体３１が固定化されている。ここに、抗原３２が流入すると、固定化されている抗体３１に抗原３２が反応して結合する。
固定化されている抗体３１に抗原３２が結合しているとき、さらに標識化抗体３３を供給すると、固定化されている抗体３１には、抗原３２を介してさらに標識化抗体３３が結合する。本実施例では、標識化抗体３３は、固定化されている抗体３１と同一の抗体を酵素３４で標識化したものである。標識化抗体３３は、一部が酵素３４によって修飾されている。本実施例の場合、標識化抗体３３は、ＨＲＰ（Horse Raddish Peroxidase：西洋わさび由来パーオキシダーゼ）によって標識化されている。その結果、固定化されている抗体３１に結合している抗原３２には、さらに酵素３４で標識化された標識化抗体３３が結合する。これにより、抗原３２は、作用電極２１に固定化されている抗体３１と標識化抗体３３とにサンドイッチされた状態となる。
固定化されている抗体３１と結合している抗原３２に、標識化抗体３３がさらに結合しているとき、ここにＨＲＰの基質として過酸化水素（Ｈ2Ｏ2）およびヨウ化カリウム（ＫＩ）を含む緩衝溶液を供給すると、下記の式（１）に示すようにＨＲＰはＨ2Ｏ2を介してヨウ素イオンＩ-をＩ3 -へ酸化する。酸化されたヨウ素イオンＩ3 -は、作用電極２１から電子を受け取り、下記の式（２）に示すようにＩ-へ還元される。その結果、作用電極２１と対向電極２２との間には電流が流れる。
なお、下記の式（１）および式（２）によるヨウ素イオンの酸化還元反応に限らず、式（３）および式（４）に示すようにヨウ素イオンに代えてフェリシアン化イオンの酸化還元反応を用いてもよい。この場合、ＨＲＰの基質としてフェリシアン化イオンを含む緩衝溶液を供給すると、式（３）に示すようにＨ2Ｏ2はＨ2Ｏに酸化される。これとともに、式（４）に示すようにフェリシアン化イオンは、フェロシアン化イオンに還元される。その結果、作用電極２１と対向電極２２との間には電流が流れる。
なお、下記の式（１）および式（２）によるヨウ素イオンの酸化還元反応に限らず、式（３）および式（４）に示すようにヨウ素イオンに代えてフェリシアン化イオンの酸化還元反応を用いてもよい。この場合、ＨＲＰの基質としてフェリシアン化イオンを含む緩衝溶液を供給すると、式（３）に示すようにＨ2Ｏ2はＨ2Ｏに酸化される。これとともに、式（４）に示すようにフェリシアン化イオンは、フェロシアン化イオンに還元される。その結果、作用電極２１と対向電極２２との間には電流が流れる。
作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流は、作用電極２１に固定化されている抗体３１に結合している抗原３２に、さらに結合した標識化抗体３３のＨＲＰ量に比例する。作用電極２１に固定化されている抗体３１と抗原３２を介して結合する標識化抗体３３の量は、被測定物質に含まれる抗原３２の量に対応する。そのため、作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流は、抗原−抗体反応によって作用電極２１に固定化されている抗体３１に結合する抗原３２の量に対応して増大する。この増大する電流量から、被測定物質に含まれる抗原３２の濃度が測定される。
このとき、上記の式（２）の反応にともなって作用電極２１と対向電極２２との間には電流が流れる。本実施例のバイオセンサ１０の場合、式（１）の反応によってＩ3 -は作用電極２１の近傍で生成される。そのため、生成されたＩ3 -は、作用電極２１から効率よく電子を受け取ってＩ-へ還元される。その結果、作用電極２１と対向電極２２との間の電流の検出感度は向上する。
（成分検出装置の第１実施例）
以下、上述したバイオセンサ１０を用いた成分検出装置の第１実施例を説明する。図３は、本発明の第１実施例による成分検出装置４０を示す模式図である。
図３に示すように成分検出装置４０は、バイオセンサ１０、被測定物質供給部４１、標識化抗体供給部４２および基質供給部４３を備えている。また、成分検出装置４０は、バイオセンサ１０と接続されている信号処理部４４を備えている。信号処理部４４は、例えばポテンショスタットなどを有しており、バイオセンサ１０の作用電極２１と対向電極２２との間に流れる微小な電流を検出する。これにより、作用電極２１および対向電極２２の周辺で生じた酸化還元反応にともなって作用電極２１と対向電極２２との間に電流が流れると、信号処理部４４は作用電極２１と対向電極２２との間に流れた電流を検出する。
以下、上述したバイオセンサ１０を用いた成分検出装置の第１実施例を説明する。図３は、本発明の第１実施例による成分検出装置４０を示す模式図である。
図３に示すように成分検出装置４０は、バイオセンサ１０、被測定物質供給部４１、標識化抗体供給部４２および基質供給部４３を備えている。また、成分検出装置４０は、バイオセンサ１０と接続されている信号処理部４４を備えている。信号処理部４４は、例えばポテンショスタットなどを有しており、バイオセンサ１０の作用電極２１と対向電極２２との間に流れる微小な電流を検出する。これにより、作用電極２１および対向電極２２の周辺で生じた酸化還元反応にともなって作用電極２１と対向電極２２との間に電流が流れると、信号処理部４４は作用電極２１と対向電極２２との間に流れた電流を検出する。
バイオセンサ１０には、被測定物質供給部４１、標識化抗体供給部４２および基質供給部４３が接続している。被測定物質供給部４１は、被測定物質槽４１１および供給通路４１２を有している。同様に、標識化抗体供給部４２は抗体槽４２１および供給通路４２２を有し、基質供給部４３は基質槽４３１および供給通路４３２を有している。被測定物質槽４１１には、被測定物質が蓄えられている。被測定物質は、抗原３２を含んでおり、溶媒に溶解した状態またはそのままの状態で被測定物質槽４１１に蓄えられる。標識化抗体３３および基質は、例えば溶媒に溶解して抗体槽４２１または基質槽４３１に蓄えられる。
供給通路４１２、供給通路４２２および供給通路４３２は、被測定物質槽４１１、抗体槽４２１および基質槽４３１とは反対側の端部がバイオセンサ１０の反応槽１３に連通している。本実施例の場合、供給通路４１２、供給通路４２２および供給通路４３２は、バイオセンサ１０の入口側で合流した後、バイオセンサ１０の反応槽１３に連通している。なお、供給通路４１２、供給通路４２２および供給通路４３２は、バイオセンサ１０の内部で合流する構成としてもよい。被測定物質槽４１１、抗体槽４２１および基質槽４３１に蓄えられている被測定物質、標識化抗体３３および基質またはこれらの溶液は、図示しないポンプなどの供給手段によってバイオセンサ１０の反応槽１３へ供給される。
本実施例の場合、標識化抗体３３の溶液および基質溶液は、抗体槽４２１または基質槽４３１からバイオセンサ１０の反応槽１３へ連続的に供給される。また、被測定物質は、測定を実施する際に、抗体槽４２１または基質槽４３１からバイオセンサ１０へ標識化抗体３３の溶液および基質溶液が供給されているとき、供給されている標識化抗体３３の溶液および基質溶液へ被測定物質槽４１１から注入される。すなわち、被測定物質の測定を行うとき、バイオセンサ１０の反応槽１３には、標識化抗体３３の溶液、基質溶液および被測定物質が同時に供給される。これにより、本実施例の成分検出装置４０は、いわゆるフローインジェクション形式の検出装置を構成している。
（成分検出装置の第２実施例）
次に、上述したバイオセンサ１０を用いた成分検出装置の第２実施例を説明する。図４は、本発明の第２実施例による成分検出装置５０を示す模式図である。なお、第１実施例の成分検出装置と実質的に同一の構成部位には同一の符号を付し、説明を省略する。
次に、上述したバイオセンサ１０を用いた成分検出装置の第２実施例を説明する。図４は、本発明の第２実施例による成分検出装置５０を示す模式図である。なお、第１実施例の成分検出装置と実質的に同一の構成部位には同一の符号を付し、説明を省略する。
図４に示すように、成分検出装置５０は、バイオセンサ１０、被測定物質槽５１、標識化抗体槽５２および基質槽５３を備えている。また、成分検出装置５０は、バイオセンサ１０と接続されている信号処理部５４を備えている。
本実施例では、バイオセンサ１０は信号処理部５４と一体に構成されている。なお、バイオセンサ１０と信号処理部５４とは別体に構成してもよい。信号処理部５４の構成は、第１実施例と同様である。また、バイオセンサ１０は、被測定物質槽５１、標識化抗体槽５２および基質槽５３と別体に構成されている。被測定物質槽５１には、抗原３２を含む被測定物質が蓄えられている。被測定物質は、溶媒に溶解した状態またはそのままの状態で被測定物質槽５１に蓄えられる。標識化抗体３３および基質は、例えば溶媒に溶解して標識化抗体槽５２または基質槽５３に蓄えられる。
本実施例では、バイオセンサ１０は信号処理部５４と一体に構成されている。なお、バイオセンサ１０と信号処理部５４とは別体に構成してもよい。信号処理部５４の構成は、第１実施例と同様である。また、バイオセンサ１０は、被測定物質槽５１、標識化抗体槽５２および基質槽５３と別体に構成されている。被測定物質槽５１には、抗原３２を含む被測定物質が蓄えられている。被測定物質は、溶媒に溶解した状態またはそのままの状態で被測定物質槽５１に蓄えられる。標識化抗体３３および基質は、例えば溶媒に溶解して標識化抗体槽５２または基質槽５３に蓄えられる。
本実施例の場合、バイオセンサ１０は、被測定物質槽５１、標識化抗体槽５２および基質槽５３へ順に浸漬される。これにより、第２実施例による成分検出装置５０は、いわゆるバッチ形式の検出装置を構成している。なお、第２実施例の場合、バイオセンサ１０は、各槽に蓄えられている溶液に浸漬される。そのため、バイオセンサ１０には、反応槽１３を形成するためのカバー１２を設置しなくてもよい。
（成分検出装置の第３実施例）
次に、上述したバイオセンサ１０を用いた成分検出装置の第３実施例を説明する。図５は、本発明の第３実施例による成分検出装置を示す模式図である。なお、第２実施形態と実質的に同一の構成部位には同一の符号を付し、説明を省略する。
次に、上述したバイオセンサ１０を用いた成分検出装置の第３実施例を説明する。図５は、本発明の第３実施例による成分検出装置を示す模式図である。なお、第２実施形態と実質的に同一の構成部位には同一の符号を付し、説明を省略する。
図５に示すように、成分検出装置６０は、バイオセンサ１０、被測定物質槽６１および基質槽６３を備えている。また、成分検出装置６０は、バイオセンサ１０と接続されている信号処理部６４を備えている。
本実施例では、バイオセンサ１０は、信号処理部６４と一体に構成されている。なお、バイオセンサ１０は信号処理部６４とは別体に構成してもよい。信号処理部６４の構成は、第１実施例と同様である。また、バイオセンサ１０は、被測定物質槽６１および基質槽６３と別体に構成されている。第３実施例による成分検出装置６０は、標識化抗体槽を備えていない点を除き、第２実施形態と同一である。そのため、本実施例の場合、バイオセンサ１０は、被測定物質槽６１および基質槽６３へ順に浸漬される。これにより、第３実施例による成分検出装置６０は、いわゆるバッチ形式の検出装置を構成している。
本実施例では、バイオセンサ１０は、信号処理部６４と一体に構成されている。なお、バイオセンサ１０は信号処理部６４とは別体に構成してもよい。信号処理部６４の構成は、第１実施例と同様である。また、バイオセンサ１０は、被測定物質槽６１および基質槽６３と別体に構成されている。第３実施例による成分検出装置６０は、標識化抗体槽を備えていない点を除き、第２実施形態と同一である。そのため、本実施例の場合、バイオセンサ１０は、被測定物質槽６１および基質槽６３へ順に浸漬される。これにより、第３実施例による成分検出装置６０は、いわゆるバッチ形式の検出装置を構成している。
第３実施例では、標識化抗体槽を備えていない。そのため、バイオセンサ１０の作用電極２１には、抗体３１に加え標識化抗体３３が仕込まれている。上述のように、作用電極２１には、ＢＳＡにより抗体３１が固定化されている。第３実施例では、抗体３１が固定化された作用電極２１にさらに標識化抗体３３を付着させている。これにより、作用電極２１には、抗体３１が固定化されるとともに、標識化抗体３３が付着する。
作用電極２１に付着した標識化抗体３３は、バイオセンサ１０を被測定物質槽６１に浸漬することにより、作用電極２１から遊離する。その結果、バイオセンサ１０を被測定物質槽６１に浸漬すると、作用電極２１に固定化された抗体３１には被測定物質に含まれる抗原３２が結合するとともに、この抗原３２に作用電極２１から遊離した標識化抗体３３が結合する。
したがって、第３実施例では、第２実施例における標識化抗体槽への浸漬の工程を省略することができる。なお、第３実施例の場合、バイオセンサ１０は、各槽に蓄えられている溶液に浸漬される。そのため、バイオセンサ１０には、反応槽１３を形成するためのカバー１２を設置しなくてもよい。
上述の成分検出装置の第１実施例から第３実施例では、第一電極としての作用電極２１に抗体を固定化する例について説明した。しかし、第一電極は、抗体に代えて、抗原を固定化してもよい。この場合、第一電極である作用電極の表面に唾液を塗布し、塗布した唾液を乾燥させることにより、唾液中のタンパク質によって唾液に含まれる抗原成分は作用電極に固定化される。また、作用電極に抗原を固定化する場合、バイオセンサ１０の反応槽１３には標識化抗体および基質のみを供給すればよい。そのため、第１実施例による成分検出装置４０における被測定物質供給部４１、第２実施例による成分検出装置５０における被測定物質槽５１、および第３実施例による成分検出装置６０の被測定物質槽６１は不要となる。
次に、上述の第１実施例から第３実施例のいずれかの成分検出装置を用いた実験例について説明する。
（実験例１）
実験例１では、図３に示す第１実施例の成分検出装置４０を用いて反応速度の向上について検討した。バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗体３１として「Anti−β−endorphin human rabbit−poly Ｔ−４０４０（ＰＬＩ社製）」を使用した。抗体３１への酵素（ＨＲＰ）３４の標識化は、ＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して行った。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質の濃度は、任意に設定することができる。
（実験例１）
実験例１では、図３に示す第１実施例の成分検出装置４０を用いて反応速度の向上について検討した。バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗体３１として「Anti−β−endorphin human rabbit−poly Ｔ−４０４０（ＰＬＩ社製）」を使用した。抗体３１への酵素（ＨＲＰ）３４の標識化は、ＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して行った。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質の濃度は、任意に設定することができる。
ガラス製の基板１１には、作用電極２１および対向電極２２を白金で形成するとともに、参照電極２３を銀で形成した。作用電極２１には、ＢＳＡ溶液に溶解した抗体３１を塗布し、自然乾燥させた。これにより、抗体３１は作用電極２１に固定化された。基板１１にはカバー１２を被せて一体に組み付けた。このとき、基板１１とカバー１２との間に形成される反応槽１３は、幅Ｗと深さＨとがＷ／Ｈ＝１．２となるように設定した。
被測定物質として、ヒトから採取した唾液を用いた。唾液には、抗体３１であるAnti−β−endorphin human rabbit−polyと結合する抗原３２であるエンドルフィン（endorphin）が含まれている。これにより、実験例１では、被測定物質である唾液に含まれるエンドルフィンの濃度を検出した。
被測定物質に含まれるエンドルフィン濃度を測定する場合、図３に示す標識化抗体供給部４２から標識化抗体３３を含む溶液を供給し、基質供給部４３から基質溶液を供給するとともに、被測定物質供給部４１からヒトの唾液を供給した。これらをバイオセンサ１０に同時に供給し、作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流を測定したところ、図６に示すように電流の時間変化が得られた。作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流と、エンドルフィン濃度との間には、あらかじめ所定の検量線を作成した。この検量線を用いて被測定物質に含まれるエンドルフィンの濃度を算出したところ、１．１ｎｇ／ｍｌとなった。
（比較例１）
上記実験例１の比較例１について説明する。比較例１では、バイオセンサ１０の反応槽１３がＷ／Ｈ＝０．６に設定している以外、実験例１と同一の構成である。比較例１では、反応槽１３がＷ／Ｈ＝０．６となっているため、反応槽１３が深くなっている。そのため、比較例１では、反応槽１３に供給される抗原３２および標識化抗体３３と作用電極２１に固定化されている抗体３１とが接触する確率は実験例１に比較して低くなる。その結果、図６に示すように、作用電極２１と対向電極２２との間を流れる検出電流が一定値に到達するまでの時間は９分程度となった。
上記実験例１の比較例１について説明する。比較例１では、バイオセンサ１０の反応槽１３がＷ／Ｈ＝０．６に設定している以外、実験例１と同一の構成である。比較例１では、反応槽１３がＷ／Ｈ＝０．６となっているため、反応槽１３が深くなっている。そのため、比較例１では、反応槽１３に供給される抗原３２および標識化抗体３３と作用電極２１に固定化されている抗体３１とが接触する確率は実験例１に比較して低くなる。その結果、図６に示すように、作用電極２１と対向電極２２との間を流れる検出電流が一定値に到達するまでの時間は９分程度となった。
以上のように、実験例１では、バイオセンサ１０の反応槽１３はＷ／Ｈ＝１．２に設定されている。そのため、反応槽１３は扁平に形成される。これにより、反応槽１３に供給される抗原３２および標識化抗体３３と作用電極２１に固定化されている抗体３１とが接触する確率は高くなり、抗原−抗体反応の反応速度は向上する。その結果、実験例１では、作用電極２１と対向電極２２との間を流れる検出電流が一定値に到達するまでの時間は５分程度と比較例１に比較して約半分程度であった。したがって、実験例１で用いたバイオセンサ１０は、被測定物質に含まれる抗原３２の濃度を迅速に測定することができる。
また、実験例１では、バイオセンサ１０を用いたフローインジェクション形式の成分検出装置４０が抗原３２の濃度測定に適用可能であることが検証された。
また、実験例１では、バイオセンサ１０を用いたフローインジェクション形式の成分検出装置４０が抗原３２の濃度測定に適用可能であることが検証された。
（実験例２）
実験例２では、図４に示す第２実施例の成分検出装置５０を用いて検出性能について検討した。バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗体３１として「Anti−β−endorphin human rabbit−poly Ｔ−４０４０（ＰＬＩ社製）」を使用した。抗体３１への酵素（ＨＲＰ）３４の標識化は、ＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して行った。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質の濃度は、任意に設定することができる。
実験例２では、図４に示す第２実施例の成分検出装置５０を用いて検出性能について検討した。バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗体３１として「Anti−β−endorphin human rabbit−poly Ｔ−４０４０（ＰＬＩ社製）」を使用した。抗体３１への酵素（ＨＲＰ）３４の標識化は、ＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して行った。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質の濃度は、任意に設定することができる。
ガラス製の基板１１には、作用電極２１および対向電極２２を白金で形成するとともに、参照電極２３を銀で形成した。作用電極２１には、ＢＳＡ溶液に溶解した抗体３１を塗布し、自然乾燥させた。これにより、抗体３１は作用電極２１に固定化された。
被測定物質として、ヒトから採取した唾液を用いた。唾液には、抗体３１であるAnti−β−endorphin human rabbit−polyと結合する抗原３２であるエンドルフィン（endorphin）が含まれている。これにより、実験例２では、被測定物質である唾液に含まれるエンドルフィンの濃度を検出した。
被測定物質として、ヒトから採取した唾液を用いた。唾液には、抗体３１であるAnti−β−endorphin human rabbit−polyと結合する抗原３２であるエンドルフィン（endorphin）が含まれている。これにより、実験例２では、被測定物質である唾液に含まれるエンドルフィンの濃度を検出した。
被測定物質に含まれるエンドルフィン濃度を測定する場合、図４に示すバイオセンサ１０を被測定物質槽５１、標識化抗体槽５２および基質槽５３の順に浸漬した。そして、バイオセンサ１０の各槽への浸漬が完了して１分後から作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流を測定したところ、図７に示すように電流の時間変化が得られた。作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流と、エンドルフィン濃度との間には、あらかじめ所定の検量線を作成した。検出された電流の最大値と検量線とを用いて被測定物質に含まれるエンドルフィンの濃度を算出したところ、１．０ｎｇ／ｍｌとなった。
実験例２では、バイオセンサ１０を用いたバッチ形式の成分検出装置５０が抗原３２の濃度測定に適用可能であることが検証された。
実験例２では、バイオセンサ１０を用いたバッチ形式の成分検出装置５０が抗原３２の濃度測定に適用可能であることが検証された。
（実験例３）
実験例３では、図５に示す第３実施例の成分検出装置６０を用いて検出性能について検討した。バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗体３１として「Anti−β−endorphin human rabbit−poly Ｔ−４０４０（ＰＬＩ社製）」を使用した。抗体３１への酵素（ＨＲＰ）３４の標識化は、ＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して行った。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質の濃度は、任意に設定することができる。
実験例３では、図５に示す第３実施例の成分検出装置６０を用いて検出性能について検討した。バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗体３１として「Anti−β−endorphin human rabbit−poly Ｔ−４０４０（ＰＬＩ社製）」を使用した。抗体３１への酵素（ＨＲＰ）３４の標識化は、ＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して行った。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質の濃度は、任意に設定することができる。
ガラス製の基板１１には、作用電極２１および対向電極２２を白金で形成するとともに、参照電極２３を銀で形成した。作用電極２１には、ＢＳＡ溶液に溶解した抗体３１を塗布し、自然乾燥させた。これにより、抗体３１は作用電極２１に固定化された。また、作用電極２１に抗体３１を固定化した後、ＨＲＰで標識化された標識化抗体３３を含む酢酸緩衝溶液を作用電極２１に塗布し自然乾燥させた。これにより、作用電極２１には、抗体３１を固定化するとともに、標識化抗体３３を付着させた。
被測定物質として、ヒトから採取した唾液を用いた。唾液には、抗体３１であるAnti−β−endorphin human rabbit−polyと結合する抗原３２であるエンドルフィン（endorphin）が含まれている。これにより、実験例３では、被測定物質である唾液に含まれるエンドルフィンの濃度を検出した。
被測定物質に含まれるエンドルフィン濃度を測定する場合、図５に示すバイオセンサ１０を被測定物質槽６１および基質槽６３の順に浸漬した。そして、バイオセンサ１０の各槽への浸漬が完了して１分後から作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流を測定したところ、図８に示すように電流の時間変化が得られた。作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流と、エンドルフィン濃度との間には、あらかじめ所定の検量線を作成した。検出された電流の最大値と検量線とを用いて被測定物質に含まれるエンドルフィンの濃度を算出したところ、１．０ｎｇ／ｍｌとなった。
実験例３では、バイオセンサ１０を用いたバッチ形式の成分検出装置６０が抗原３２の濃度測定に適用可能であることが検証された。
実験例３では、バイオセンサ１０を用いたバッチ形式の成分検出装置６０が抗原３２の濃度測定に適用可能であることが検証された。
（実験例４）
実験例４では、図４に示す第２実施例の成分検出装置５０を用いて検出性能について検討した。実験例４では、上記の複数の実験例とは異なる抗体を用いた。実験例４では、バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗体３１として「Anti−Cortisol antibody IgG（ＡＮＧ社製）」を使用した。抗体３１への酵素（ＨＲＰ）３４の標識化は、ＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して行った。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質の濃度は、任意に設定することができる。
実験例４では、図４に示す第２実施例の成分検出装置５０を用いて検出性能について検討した。実験例４では、上記の複数の実験例とは異なる抗体を用いた。実験例４では、バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗体３１として「Anti−Cortisol antibody IgG（ＡＮＧ社製）」を使用した。抗体３１への酵素（ＨＲＰ）３４の標識化は、ＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して行った。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質の濃度は、任意に設定することができる。
ガラス製の基板１１には、作用電極２１および対向電極２２を白金で形成するとともに、参照電極２３を銀で形成した。作用電極２１には、ＢＳＡ溶液に溶解した抗体３１を塗布し、自然乾燥させた。これにより、抗体３１は作用電極２１に固定化された。
被測定物質として、ヒトから採取した唾液を用いた。唾液には、抗体３１であるAnti−Cortisol antibody IgGと結合する抗原３２であるコルチゾール（Cortisol）が含まれている。これにより、実験例４では、被測定物質に含まれるコルチゾールの濃度を検出した。
被測定物質として、ヒトから採取した唾液を用いた。唾液には、抗体３１であるAnti−Cortisol antibody IgGと結合する抗原３２であるコルチゾール（Cortisol）が含まれている。これにより、実験例４では、被測定物質に含まれるコルチゾールの濃度を検出した。
被測定物質に含まれるコルチゾール濃度を測定する場合、バイオセンサ１０を被測定物質槽５１、標識化抗体槽５２および基質槽５３の順に浸漬した。そして、バイオセンサ１０の各槽への浸漬が完了して１分後から作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流を測定したところ、図９に示すように電流の時間変化が得られた。作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流と、コルチゾール濃度との間には、あらかじめ所定の検量線を作成した。検出された電流の最大値と検量線とを用いて被測定物質に含まれるコルチゾールの濃度を算出したところ、１０ｎｇ／ｍｌとなった。
以上のように、実験例４では、バイオセンサ１０に適用する抗体３１は任意に選定可能であることが検証された。
以上のように、実験例４では、バイオセンサ１０に適用する抗体３１は任意に選定可能であることが検証された。
（実験例５）
実験例５では、図４に示す第２実施例の成分検出装置５０を用いて検出感度の向上について検討した。バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗体として「Anti−β−endorphin human rabbit−poly Ｔ−４０４０（ＰＬＩ社製）」を使用した。作用電極２１には、０．１ｍｇの抗体３１を固定化した。抗体３１へのＨＲＰの標識化は、ＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して行った。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質槽５３に蓄えられる基質を溶解した酢酸緩衝溶液は、１ｍｌとした。基質の濃度は、任意に設定することができる。
実験例５では、図４に示す第２実施例の成分検出装置５０を用いて検出感度の向上について検討した。バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗体として「Anti−β−endorphin human rabbit−poly Ｔ−４０４０（ＰＬＩ社製）」を使用した。作用電極２１には、０．１ｍｇの抗体３１を固定化した。抗体３１へのＨＲＰの標識化は、ＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して行った。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質槽５３に蓄えられる基質を溶解した酢酸緩衝溶液は、１ｍｌとした。基質の濃度は、任意に設定することができる。
ガラス製の基板１１には、作用電極２１および対向電極２２を白金で形成するとともに、参照電極２３を銀で形成した。作用電極２１には、ＢＳＡ溶液に溶解した抗体３１を塗布し、自然乾燥させた。これにより、抗体３１は作用電極２１に固定化された。
被測定物質として、ヒトから採取した唾液を２０μｌ使用した。唾液には、抗体３１であるAnti−β−endorphin human rabbit−polyと結合する抗原３２であるエンドルフィン（endorphin）が含まれている。
被測定物質として、ヒトから採取した唾液を２０μｌ使用した。唾液には、抗体３１であるAnti−β−endorphin human rabbit−polyと結合する抗原３２であるエンドルフィン（endorphin）が含まれている。
上記の構成による成分検出装置５０において、バイオセンサ１０を被測定物質槽５１、標識化抗体槽５２および基質槽５３の順に浸漬した。その結果、信号処理部５４において検出された作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流は、２．５ｎＡとなった。
（比較例２）
上記実験例５の比較例２について説明する。比較例２では、非特許文献３（D. Ivnitski, R . Sitdykov, N. Ivnitski, ANALYTICA CHEMICA ACTA, 504(2004) 265-269）に開示されている成分検出装置を用いた。比較例２では、実験例５と同一の抗体３１を使用するとともに使用する抗体３１の量を０．１ｍｇと実験例５に一致させた。また、比較例２では、実験例２と同一の濃度の同一の基質を使用するとともに使用する基質の量を１ｍｌとした。さらに、比較例２では、実験例５と同様にヒトから採取した唾液を２０μｌ使用した。その結果、比較例２において検出された電流は、０．５ｎＡであった。
上記実験例５の比較例２について説明する。比較例２では、非特許文献３（D. Ivnitski, R . Sitdykov, N. Ivnitski, ANALYTICA CHEMICA ACTA, 504(2004) 265-269）に開示されている成分検出装置を用いた。比較例２では、実験例５と同一の抗体３１を使用するとともに使用する抗体３１の量を０．１ｍｇと実験例５に一致させた。また、比較例２では、実験例２と同一の濃度の同一の基質を使用するとともに使用する基質の量を１ｍｌとした。さらに、比較例２では、実験例５と同様にヒトから採取した唾液を２０μｌ使用した。その結果、比較例２において検出された電流は、０．５ｎＡであった。
以上のように、実験例５で用いるバイオセンサ１０の場合、標識化抗体３３の酵素（ＨＲＰ）３４による基質の酸化還元反応は作用電極２１の近傍で生じる。そのため、作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流は大きくなる。したがって、実施例５では、バイオセンサ１０により電流の検出感度を向上でき、抗原３２の高精度な濃度検出が可能であることが検証された。
（ヒトのストレスの測定）
次に、本発明のバイオセンサを備える成分検出装置を、例えば快適感、不快感または疲労感などのヒトが受けているストレスの測定に適用する例について説明する。ヒトの唾液に含まれるエンドルフィン濃度とヒトのストレスとの間には、相関性があると考えられる。すなわち、ヒトが受けるストレスが増大すると、唾液に含まれるエンドルフィン濃度が上昇すると考えられる。そこで、本発明の成分検出装置を用いてヒトのストレスと唾液中のエンドルフィン濃度との関係を検討した。なお、以下の実験では、上述の第１実施例から第３実施例のいずれの成分検出装置４０、５０、６０を適用することができる。
次に、本発明のバイオセンサを備える成分検出装置を、例えば快適感、不快感または疲労感などのヒトが受けているストレスの測定に適用する例について説明する。ヒトの唾液に含まれるエンドルフィン濃度とヒトのストレスとの間には、相関性があると考えられる。すなわち、ヒトが受けるストレスが増大すると、唾液に含まれるエンドルフィン濃度が上昇すると考えられる。そこで、本発明の成分検出装置を用いてヒトのストレスと唾液中のエンドルフィン濃度との関係を検討した。なお、以下の実験では、上述の第１実施例から第３実施例のいずれの成分検出装置４０、５０、６０を適用することができる。
（実験例６）
実験例６では、ヒトに快適感または爽快感を与える試料として香料を用いた。５名の女性を被験者として実験を行った。以下の表１において、香料の種類では、１が草由来の香料であり、２が花由来の香料であり、３が果物由来の香料である。実験後の感想は、被験者に個別に聞き取りを行った。
実験例６では、ヒトに快適感または爽快感を与える試料として香料を用いた。５名の女性を被験者として実験を行った。以下の表１において、香料の種類では、１が草由来の香料であり、２が花由来の香料であり、３が果物由来の香料である。実験後の感想は、被験者に個別に聞き取りを行った。
表１に示すように、いずれの被験者も香料を嗅いだ後は、エンドルフィン濃度の低下が見られた。また、実験後における被験者からの聞き取りの内容から、被験者は香料を嗅ぐことにより、爽快な状態になっていた。したがって、被験者が受けている爽快感とエンドルフィン濃度との間には相関性があることが明らかになったとともに、被験者が受けているストレスを爽快感として測定することができた。
（実験例７）
実験例７では、ヒトに不快感を与える試料としてクレペリンテストを用いた。クレペリンテストは、簡単な一桁の足し算を繰り返し行う心理検査である。性別に関わりなく５名の被験者を対象に実験を行った。実験後の感想は、被験者に個別に聞き取りを行った。
実験例７では、ヒトに不快感を与える試料としてクレペリンテストを用いた。クレペリンテストは、簡単な一桁の足し算を繰り返し行う心理検査である。性別に関わりなく５名の被験者を対象に実験を行った。実験後の感想は、被験者に個別に聞き取りを行った。
表２に示すように、いずれの被験者がクレペリンテストを行った後は、エンドルフィン濃度の上昇が見られた。また、実験後における被験者からの聞き取りの内容から、被験者はクレペリンテストを行うことにより、不快な状態になっていた。したがって、被験者が受けている不快感とエンドルフィン濃度との間には相関性があることが明らかになったとともに、被験者受けているストレスを不快感として測定することができた。
（実験例８）
実験例８では、ヒトに疲労感を与える試料としてクレペリンテストを用いた。クレペリンテストは、簡単な一桁の足し算を繰り返し行う心理検査である。性別に関わりなく５名の被験者を対象に実験を行った。実験後の感想は、被験者に個別に聞き取りを行った。
実験例８では、ヒトに疲労感を与える試料としてクレペリンテストを用いた。クレペリンテストは、簡単な一桁の足し算を繰り返し行う心理検査である。性別に関わりなく５名の被験者を対象に実験を行った。実験後の感想は、被験者に個別に聞き取りを行った。
表３に示すように、いずれの被験者もクレペリンテストを行った後は、エンドルフィン濃度の上昇が見られた。また、実験後における被験者からの聞き取りの内容から、被験者はクレペリンテストを行うことにより、疲労感のある状態となっていた。したがって、被験者が受けている疲労感とエンドルフィン濃度との間には相関性があることが明らかになったとともに、被験者受けているストレスを疲労感として測定することができた。
（実験例９）
実験例９では、作用電極２１に抗原を固定化した成分検出装置４０を用いて抗原濃度の検出性能について検討した。バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗原として、ヒトの唾液を使用した。バイオセンサ１０に供給する標識化抗体３３は、抗体である「Anti−β−endorphin human rabbit−poly Ｔ−４０４０（ＰＬＩ社製）」にＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して酵素（ＨＲＰ）３４を標識化することにより作成した。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質の濃度は、任意に設定することができる。
実験例９では、作用電極２１に抗原を固定化した成分検出装置４０を用いて抗原濃度の検出性能について検討した。バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗原として、ヒトの唾液を使用した。バイオセンサ１０に供給する標識化抗体３３は、抗体である「Anti−β−endorphin human rabbit−poly Ｔ−４０４０（ＰＬＩ社製）」にＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して酵素（ＨＲＰ）３４を標識化することにより作成した。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質の濃度は、任意に設定することができる。
ガラス製の基板１１には、作用電極２１および対向電極２２を白金で形成するとともに、参照電極２３を銀で形成した。作用電極２１には、ヒトの唾液を塗布し、自然乾燥させた。これにより、ヒトの唾液中の抗原は作用電極２１に固定化された。ヒトの唾液中には、ムチンなどのタンパク質が含まれている。そのため、例えばアルブミンなどの固定化剤を含有させなくても、唾液中の抗原は固定化可能である。基板１１にはカバー１２を被せて一体に組み付けた。このとき、基板１１とカバー１２との間に形成される反応槽１３は、幅Ｗと深さＨとがＷ／Ｈ＝１．２となるように設定した。
唾液中のエンドルフィン濃度を測定する場合、図３に示す成分検出装置４０から被測定物質供給部４１を省略した。これにより、フローインジェクション方式の成分検出装置４０を用いた。バイオセンサ１０には、標識化抗体供給部４２から標識化抗体３３を含む溶液を供給するとともに、基質供給部４３から基質溶液を供給した。そして、作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流を測定したところ、図１０に示すように電流の時間変化が得られた。作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流と、エンドルフィン濃度との間には、あらかじめ所定の検量線を作成した。この検量線を用いて被測定物質に含まれるエンドルフィンの濃度を算出したところ、１．１ｎｇ／ｍｌとなった。
実験例９では、作用電極２１に抗原を固定化したバイオセンサ１０を用いたフローインジェクション形式の成分検出装置４０は、抗原３２の濃度測定に適用可能であることが検証された。
実験例９では、作用電極２１に抗原を固定化したバイオセンサ１０を用いたフローインジェクション形式の成分検出装置４０は、抗原３２の濃度測定に適用可能であることが検証された。
（実験例１０）
実験例１０では、図４に示す第２実施例の成分検出装置５０を用いて検出性能について検討した。バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗原としてヒトの唾液を使用した。バイオセンサ１０に供給する標識化抗体３３は、抗体である「Anti−β−endorphin human rabbit−poly Ｔ−４０４０（ＰＬＩ社製）」にＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して酵素（ＨＲＰ）３４を標識化することにより作成した。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質の濃度は、任意に設定することができる。
実験例１０では、図４に示す第２実施例の成分検出装置５０を用いて検出性能について検討した。バイオセンサ１０の作用電極２１に固定化する抗原としてヒトの唾液を使用した。バイオセンサ１０に供給する標識化抗体３３は、抗体である「Anti−β−endorphin human rabbit−poly Ｔ−４０４０（ＰＬＩ社製）」にＰＣＣ社の「EZ−link labeling kit」を使用して酵素（ＨＲＰ）３４を標識化することにより作成した。標識化抗体３３は、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質となるＨ2Ｏ2およびＫＩは、酢酸緩衝溶液に溶解した。基質の濃度は、任意に設定することができる。
ガラス製の基板１１には、作用電極２１および対向電極２２を白金で形成するとともに、参照電極２３を銀で形成した。作用電極２１には、ヒトの唾液を塗布し、自然乾燥させた。これにより、ヒトの唾液中の抗原は作用電極２１に固定化された。ヒトの唾液中には、ムチンなどのタンパク質が含まれている。そのため、例えばアルブミンなどの固定化剤を含有させなくても、唾液中の抗原は固定化可能である。基板１１にはカバー１２を被せて一体に組み付けた。このとき、基板１１とカバー１２との間に形成される反応槽１３は、幅Ｗと深さＨとがＷ／Ｈ＝１．２となるように設定した。
唾液中のエンドルフィン濃度を測定する場合、図４に示す成分検出装置５０から被測定物質槽５１を省略した。これにより、バイオセンサ１０は、標識化抗体槽５２および基質槽５３の順に浸漬した。そして、バイオセンサ１０の各槽への浸漬が完了して１分後から作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流を測定したところ、図１１に示すように電流の時間変化が得られた。作用電極２１と対向電極２２との間を流れる電流と、エンドルフィン濃度との間には、あらかじめ所定の検量線を作成した。検出された電流の最大値と検量線とを用いて被測定物質に含まれるエンドルフィンの濃度を算出したところ、１．０ｎｇ／ｍｌとなった。
実験例１０では、作用電極２１に抗原を固定化したバイオセンサ１０を用いたバッチ形式の成分検出装置５０は、抗原３２の濃度測定に適用可能であることが検証された。
実験例１０では、作用電極２１に抗原を固定化したバイオセンサ１０を用いたバッチ形式の成分検出装置５０は、抗原３２の濃度測定に適用可能であることが検証された。
以上、説明した実施例では、標識化抗体３３を修飾する酵素３４としてＨＲＰを適用する例について説明した。しかし、標識化抗体３３を修飾する酵素３４は、ＨＲＰに限るものではない。また、酵素３４の変更にともなって、基質も変更することができる。
また、上記の複数の実施例では、抗体としてポリクローナル抗体を適用する例について説明した。しかし、抗体は、ポリクローナル抗体に限らず、モノクロナール抗体を適用しても同様の効果を得ることができる。モノクローナル抗体としては、例えばＵＳＢ社のAnti−β−endorphin human mouse−monoなどを適用することができる。
また、上記の複数の実施例では、抗体としてポリクローナル抗体を適用する例について説明した。しかし、抗体は、ポリクローナル抗体に限らず、モノクロナール抗体を適用しても同様の効果を得ることができる。モノクローナル抗体としては、例えばＵＳＢ社のAnti−β−endorphin human mouse−monoなどを適用することができる。
１０ バイオセンサ、１１ 基板、１２ カバー、１３ 反応槽、２１ 作用電極（第一電極）、２２ 対向電極（第二電極）、３１ 抗体、３２ 抗原、３３ 標識化抗体、３４ 酵素、４０、５０、６０ 成分検出装置、４１ 被測定物質供給部、４２ 標識化抗体供給部、４３ 基質供給部、５１、６１ 被測定物質槽、５２ 標識化抗体槽、５３、６３ 基質槽
Claims (17)
- 抗体が固定化されている第一電極と、前記第一電極と対向して配置されている第二電極と、を備えるバイオセンサであって、
前記第一電極に固定化されている前記抗体には、前記抗体に結合した抗原を介して酵素によって標識化された標識化抗体が結合可能であり、
前記標識化抗体の前記酵素による基質の酸化または還元により、前記第一電極と前記第二電極との間に電流が流れることを特徴とするバイオセンサ。 - 前記第一電極および前記第二電極が設置されている基板と、
前記基板と重ねて設置され、前記基板との間に前記第一電極および前記第二電極が露出する反応槽を形成するカバーと、
を備えることを特徴とする請求項１記載のバイオセンサ。 - 前記反応槽の深さは、前記第一電極の前記第二電極とは反対側の端部から前記第二電極の前記第一電極とは反対側の端部までの距離より小さいことを特徴とする請求項２記載のバイオセンサ。
- 請求項１、２または３記載のバイオセンサと、
前記バイオセンサへ前記抗原を含む被測定物質を供給する被測定物質供給部と、
前記バイオセンサへ前記標識化抗体を供給する標識化抗体供給部と、
前記バイオセンサへ前記基質を供給する基質供給部と、
を備えることを特徴とする成分検出装置。 - 請求項１、２または３記載のバイオセンサと、
前記抗原を含む被測定物質が蓄えられ、前記バイオセンサが浸漬される被測定物質槽と、
前記標識化抗体が蓄えられ、前記バイオセンサが浸漬される標識化抗体槽と、
前記基質が蓄えられ、前記バイオセンサが浸漬される基質槽と、
を備えることを特徴とする成分検出装置。 - 前記被測定物質は、唾液であることを特徴とする請求項４または５記載の成分検出装置。
- 前記抗原は、唾液中のエンドルフィンであることを特徴とする請求項６記載の成分検出装置。
- 請求項４または５記載の成分検出装置を用いて唾液中のエンドルフィン濃度からヒトのストレス、感性または疲労を測定する段階を含むことを特徴とするヒトの状態測定方法。
- 抗原が固定化されている第一電極と、前記第一電極と対向して配置されている第二電極と、を備えるバイオセンサであって、
前記第一電極に固定化されている前記抗原には、酵素によって標識化された標識化抗体が結合可能であり、
前記標識化抗体の前記酵素にる基質の酸化または還元により、前記第一電極と前記第二電極との間に電流が流れることを特徴とするバイオセンサ。 - 前記第一電極および前記第二電極が設置されている基板と、
前記基板と重ねて設置され、前記基板との間に前記第一電極および前記第二電極が露出する反応槽を形成するカバーと、
を備えることを特徴とする請求項９記載のバイオセンサ。 - 前記反応槽の深さは、前記第一電極の前記第二電極とは反対側の端部から前記第二電極の前記第一電極とは反対側の端部までの距離より小さいことを特徴とする請求項１０記載のバイオセンサ。
- 請求項９、１０または１１記載のバイオセンサと、
前記バイオセンサへ前記標識化抗体を供給する標識化抗体供給部と、
前記バイオセンサへ前記基質を供給する基質供給部と、
を備えることを特徴とする成分検出装置。 - 請求項９、１０または１１記載のバイオセンサと、
前記標識化抗体が蓄えられ、前記バイオセンサが浸漬される標識化抗体槽と、
前記基質が蓄えられ、前記バイオセンサが浸漬される基質槽と、
を備えることを特徴とする成分検出装置。 - 前記第一電極には、前記抗原を含む唾液が固定化されていることを特徴とする請求項１２または１３記載の成分検出装置。
- 前記抗原は、唾液中のエンドルフィンであることを特徴とする請求項１４記載の成分検出装置。
- 請求項１２または請求項１３記載の成分検出装置を用いて唾液中のエンドルフィン濃度からヒトのストレス、感性または疲労を測定する段階を含むことを特徴とするヒトの状態測定方法。
- 請求項９記載のバイオセンサの製造方法であって、
前記第一電極に前記抗原を含む唾液を塗布し、塗布した前記唾液を乾燥することにより前記唾液に含まれる前記抗原を前記第一電極に固定化する段階を含むことを特徴とするバイオセンサの製造方法。
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