JP2010071846A

JP2010071846A - バイオセンサおよびバイオセンサの製造方法

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Publication number: JP2010071846A
Application number: JP2008240656A
Authority: JP
Inventors: Hitoshi Fukushima; 均福島
Original assignee: Seiko Epson Corp
Current assignee: Seiko Epson Corp
Priority date: 2008-09-19
Filing date: 2008-09-19
Publication date: 2010-04-02

Abstract

【課題】電子の移動を効率的に行え、導体上へも固定しやすい電子メディエータを用いることで、高性能のバイオセンサを提供する。
【解決手段】本発明に係るバイオセンサ(1)は、第１、第２電極間の試料中の被検物質と酸化還元酵素との反応を電気化学的に測定することにより前記被検物質を測定するバイオセンサであって、前記第１電極(13B)は、導体(13A)と、一端にフェロセニル基又はフェロセン化合物が結合し、他端に前記導体表面に固定される固定基が結合したポリエチレングリコール鎖よりなる化合物層(14)と、を有する。このように上記化合物層を用いることにより、上記反応により生じた電子を効率よく導体へ伝達でき、被検物質の検出精度を向上させることができる。また、センサの低電圧駆動が可能となる。
【選択図】図１

Description

本発明のいくつかの態様は、バイオセンサおよびバイオセンサの製造方法等に関する。

酵素の基質特異性と反応性を利用して物質を検出するセンサが実用化されている。かかるセンサは、生体由来の機能を利用することからバイオセンサと呼ばれ、医療診断や環境物質の測定などに利用されている。

酵素を用いるバイオセンサは、酵素センサとも呼ばれ、酵素反応により生成される電子を電流として取り出し、反応量、即ち、被検物質を定量する。

例えば、下記特許文献１には、電子メディエイター型バイオセンサの酵素電極において、電子受容体が水性試料中に溶出することがなく高感度な被検物質濃度を測定可能とするバイオセンサが開示されている。
特開２００４−２９４２３１号公報

本発明者は、バイオセンサに関する研究・開発を行っており、酵素と電極間の電子の授受を仲介する電子メディエータを用いたバイオセンサの特性の向上を検討している。

例えば、上記電子メディエータとして、フェロセンを末端に有するアルキル鎖を金属上に固定した電極をバイオセンサに用いた場合、金属上に単分子膜として固定可能であり、溶液中に電子メディエータを分散させた場合より、より効率的に電流を取り出せ、センサ特性が向上する。

そこで、本発明に係る具体的態様においては、電子の移動を効率的に行え、導体上へも固定しやすい電子メディエータを用いることで、高性能のバイオセンサを提供することを目的とする。また、その製造方法を提供することを目的とする。

本発明に係るバイオセンサは、第１、第２電極間の試料中の被検物質と酸化還元酵素との反応を電気化学的に測定することにより前記被検物質を測定するバイオセンサであって、前記第１電極は、導体と、一端にフェロセニル基又はフェロセン化合物が結合し、他端に前記導体表面に固定される固定基が結合したポリエチレングリコール鎖よりなる化合物層と、を有する。

このように、一端にフェロセニル基又はフェロセン化合物が結合し、他端に前記導体表面に固定される固定基が結合したポリエチレングリコール鎖よりなる化合物層を用いることにより、上記反応により生じた電子を効率よく導体へ伝達でき、被検物質の検出精度を向上させることができる。また、センサの低電圧駆動が可能となる。

例えば、前記フェロセン化合物基は、フェロセニル基の５員環に、ＣＯＮＨ（ＣＨ₂ＣＨ₂Ｏ）₇ＣＨ₃基又は（ＣＨ₂）₁₀ＣＨ₃基が置換したフェロセン化合物基である。例えば、前記固定基は、硫黄基又は硫黄化合物基である。例えば、前記導体は、金属である。

より具体的には、例えば、前記化合物層は、−Ｓ（ＣＨ₂ＣＨ₂−Ｏ）_n−ＣＨ₂ＣＨ₂ＮＨＣＯＦｃ（但し、Ｆｃは、フェロセニル基：Ｃ₁₀Ｈ₉Ｆｅ）であり、前記導体表面に硫黄基が固定されている。

好ましくは、前記化合物層は、単分子膜である。このように、上記化合物は、高密度・高配向な分子膜である単分子膜として固定されやすい。

本発明に係るバイオセンサの製造方法は、基板上に導体を形成する第１工程と、フェロセニル基又はフェロセン化合物基と、前記導体表面に固定される固定基とを有するポリエチレングリコールの化合物の溶液と、前記導体とを接触させる第２工程と、前記第２工程の後、前記導体を乾燥させる第３工程と、を有する。

このように、フェロセニル基又はフェロセン化合物基と、前記導体表面に固定される固定基とを有するポリエチレングリコールの化合物の溶液を用いることで、導体上に高密度・高配向に固定することができる。よって、高検出精度のバイオセンサを形成することができる。また、低電圧駆動のバイオセンサを形成することができる。

より具体的には、例えば、前記溶液は、［−Ｓ（ＣＨ₂ＣＨ₂−Ｏ）ｎＣＨ₂ＣＨ₂ＮＨＣＯＦｃ］₂（但し、Ｆｃは、フェロセニル基：Ｃ₁₀Ｈ₉Ｆｅ）の溶液である。

例えば、前記溶液の溶媒は、ジクロロメタンまたはテトラヒドロフランである。また、前記溶液の溶媒は、プロトン性溶媒である。このように、上記ジクロロメタンやテトラヒドロフランなどのような比較的高い極性を有する非プロトン性の有機溶媒の他、水やアルコールなどのプロトン性溶媒を用いてもよい。このように、好ましい溶媒を適宜選択することで、種々の導体材料上への固定が可能となる。

好ましくは、前記化合物層は、単分子膜である。このように、上記化合物を用いることで、高密度・高配向な分子膜である単分子膜として固定することができる。

以下、本発明の実施の形態を図面を参照しながら詳細に説明する。なお、同一の機能を有するものには同一もしくは関連の符号を付し、その繰り返しの説明を省略する。

図１は、本実施の形態のバイオセンサの製造工程を示す平面図および断面図であり、図２は、本実施の形態のバイオセンサの構成を示す平面図および断面図である。各図において、左側が平面図、右側が断面図である。図３は、本実施の形態のバイオセンサを用いた被検物質の測定方法（検査方法）を示す断面図である。

図１（Ａ）に示すように、例えば、樹脂製の基板（基体）１１上に、一対の導体膜（電極）１３Ａを形成する。導体膜は、例えば、Ａｕ（金）などの金属膜よりなり、印刷法などを用いて基板１１上に形成する。なお、断面図は、平面図のＡ−Ａ部に対応する。また、図面を分かり易くするため、平面図においても適宜ハッチングを付してある。

次いで、図１（Ｂ）に示すように、導体膜１３Ａの一方に、電子メディエータを固定（化合物層を形成）し、電極１３Ｂを形成する。他方の導電膜１３Ａはそのまま電極となる。図中、１４は、電子メディエータの固定部（化合物層）を示す。

電子メディエータを固定するには、電子メディエータ材料溶液を導体膜１３Ａに接触させ、乾燥させる。例えば、導体膜１３Ａを上記溶液中に浸漬させ、取り出した後、その表面を乾燥する。また、上記溶液を、導体膜１３Ａ上に吐出し、乾燥させてもよい。

本実施の形態においては、電子メディエータ材料として、酸化還元部位−主鎖−固定基の３部分よりなる化合物であって、主鎖としてポリエチレングリコール鎖（ＰＥＧ鎖）を有する化合物を用いる。

例えば、酸化還元部位（電子受容体）としては、フェロセニル基、フェロセン化合物基などが挙げられ、固定基（吸着基、結合性部位）としては、硫黄基（Ｓ−）、硫黄化合物基などが挙げられる。

換言すれば、本実施の形態においては、一端にフェロセニル基又はフェロセン化合物基が結合し、他端に固定基が結合したポリエチレングリコール鎖よりなる化合物を用い、当該化合物の固定基側を上記導体膜表面に固定する。

図４（Ｃ）に、本実施の形態で使用される化合物の一例を示す。なお、図４（Ａ）は、フェロセンおよびフェロセン誘導体の構造を示し、図４（Ｂ）は、ポリエチレングリコールの構造を示す。

図４（Ｃ）に示す［−Ｓ（ＣＨ₂ＣＨ₂−Ｏ）_n−ＣＨ₂ＣＨ₂ＮＨＣＯＦｃ］₂（但し、Ｆｃは、フェロセニル基：Ｃ₁₀Ｈ₉Ｆｅ）化合物を用い、溶媒として、ジクロロメタンを用い溶解する。以下、上記化合物を、「ＦｃＰＥＧＤｓ（Ferrocene terminated PEG disulfide）」と言うことがある。

なお、フェロセン化合物としては、図４（Ａ）に示すフェロセンの他、５員環に、Ｒ１、Ｒ２などの他の基が置換したフェロセン誘導体であってもよい。また、固定基としては、−Ｓ（硫黄基）の他、硫黄化合物基（−SHなど）であってもよい。

このようなＦｃＰＥＧＤｓ化合物は、親水性が高く、上記ジクロロメタンやテトラヒドロフランなどのような比較的高い極性を有する非プロトン性の有機溶媒の他、水やアルコールなどのプロトン性溶媒にも容易に溶ける。なお、これらの混合物を溶媒として使用してもよい。よって、下層の導体（金属）に悪影響を及ぼさない溶媒を適宜選択することができる。また、溶媒による金属の侵食や変質などを防止でき、印刷法などを用いた薄膜金属上へも固定可能となる。

また、ＦｃＰＥＧＤｓ化合物は、上記処理により導体膜１３Ａ上に高密度で整列性良く（配向性良く）固定される。このようにＦｃＰＥＧＤｓ化合物は、各分子が自発的に高密度・高配向な分子膜を形成する自己組織化単分子膜(Self-Assembled Monolayers : SAMs)状態で、導体膜１３Ａ上に固定される。また、ＦｃＰＥＧＤｓ化合物は、主鎖に酸素を有し、酸素の非共有電子対により電子の媒介（移動）が促進される。

したがって、酵素反応により生じた電子を効率よく電子メディエータとして導体膜（電極）に媒介（伝達）でき、高精度な被検物質の測定を行うことができる。また、低電圧でも被検物質の測定を行うことができる。

次いで、図１（Ｃ）に示すように、開口部１５ａを有する上基板１５を電極１３Ａおよび１３Ｂ上に配置し、基板間（１１、１５）を接着する。この際、開口部１５ａからは、電極１３Ａおよび１３Ｂの一部が露出している。また、基板１１の端部において、電極１３Ａおよび１３Ｂが露出し、外部接続端子となる。

以上の工程で形成されたバイオセンサ１は、例えば、図２に示す判定器３に挿入され、被検物質の測定が行われる。判定器３は、樹脂製の基板２１と上基板２３とを有する。上基板２３には、電極２３Ａ、２３Ｂ、これらの電極に接続された電流検出部２５および検出された電流に基づく判定結果を表示する表示部２７が設けられている。基板（２１、２３）間の挿入孔２９に、バイオセンサ１を挿入することにより被検物質の測定が行われる。

即ち、図３に示すように、開口部１５ａ内に試料（例えば、血液等）と試薬（酵素）を注入し、電極１３Ａおよび１３Ｂ間において酵素反応を生じさせ、酵素反応により生じた電子を上記ＦｃＰＥＧＤｓ化合物（電子メディエータ）を介して効率よく取り出すことができる。

図５は、血中の糖（グルコース）の酵素反応機構を示す図である。図６は、図５に示す酵素反応に係る反応式をまとめた図表である。

図５に示すように、血中の糖（グルコース）濃度を測定する場合、試料である血液と、試薬としてグルコース酸化酵素であるグルコースオキシターザ（ＧＯＤ）および補酵素のＦＡＤ（フラビンアデニンジヌクレオチド）を開口部１５ａに注入する。

図５に示すように、血中のグルコースが、ＧＯＤの触媒作用により酸化されグルコン酸となる(図６（Ａ）参照）。同時に補酵素のＦＡＤ（フラビンアデニンジヌクレオチド）は還元型のＦＡＤＨ₂となり(図６（Ｂ）参照）、この時に発生した電子が、電子メディエータ先端のフェロセン化合物基の酸化還元反応（図６（Ｃ）参照）によって取り出されＰＥＧ鎖を介して導体膜１３Ａまで運ばれ放出される。この時放出された電子量はグルコース濃度に比例するため、上記電流検出部２５で電子量を電流として測定し、検量線などにより血糖値に換算した後、上記表示部２７に表示する。

(実施例）
２００ｎｍ程度の厚さスパッタ法で堆積したＡｕ膜１３を、電子メディエータ材料溶液として、図４（Ｃ）に示すＦｃＰＥＧＤｓ化合物の１ｍモルのジクロロメタン溶液を用い、当該溶液中に３時間程度浸漬させ、取り出した後、洗浄および乾燥することにより、Ａｕ膜１３上に電子メディエータを固定した。ＰＥＧ鎖：（ＣＨ₂ＣＨ₂−Ｏ）_nの長さｎは、７とした。

図７は、本実施例に用いたバイオセンサの概略を示す斜視図および要部段面図である。なお、図１〜３と同一の機能を示す箇所には同一もしくは関連する符号を付し、繰り返しの説明を省略する。

図７に示すように、Ａｕ膜１３表面の電子メディエータ固定部１４上に、ＮａＣｌの０．３モル溶液１６を配置し、溶液１６上の電極１３ＡとＡｕ膜１３との間にポテンシオスタット２５ａを接続し、電極間に印加する電圧に対する電流の変化を測定した。１３Ｒは、リファレンス電極である。当該電極もポテンシオスタット２５ａに接続されている。なお、比較例として、ＰＥＧ鎖をアルキル鎖とした化合物（以下、「ＦｃＡＬＳＨ（Ferrocene terminated alkil thiol）と言うことがある）をＡｕ膜上に固定し、上記測定を行った。なお、アルキル鎖の長さは、炭素（Ｃ）数で１１とした。

図８は、ＦｃＰＥＧＤｓ化合物およびＦｃＡＬＳＨ化合物を用いた場合の電流・電圧曲線（ＣＶ曲線）を示す図である。グラフ（ａ）は、ＦｃＰＥＧＤｓ化合物を固定した場合、グラフ（ｂ）は、ＦｃＡＬＳＨ化合物を固定した場合を示し、縦軸が、電流（current［１×１０^-6Ａ］）を、横軸が電圧（potential［Ｖ］）を示す。

図示するように、グラフ（ａ）においては、０．３Ｖ程度から電流値の上昇が始まり、低電圧駆動が可能であることが分かる。また、グラフ（ａ）は、グラフ（ｂ）と比較し、対称性が良好で、単分子膜特有の結果が得られた。

図９〜図１１は、ＦｃＰＥＧＤｓ化合物およびＦｃＡＬＳＨ化合物のＡｕ膜１３上への固定状態を示す図である。図９（Ａ）および（Ｂ）に示すように、ＦｃＰＥＧＤｓ化合物およびＦｃＡＬＳＨ化合物の双方ともＡｕ膜１３上へ吸着固定すると考えられる。このうちＦｃＰＥＧＤｓ化合物は、図１０に示すように、非共有電子対を有する酸素（Ｏ）原子が螺旋状に配置された構成となる。図１０においては、（Ａ）は、側面図、（Ｂ）は、上面図である。一方、ＦｃＡＬＳＨ化合物は、図１１に示す構造となる。図１１においては、（Ａ）、（Ｂ）ともに側面図である。

次いで、図８に示すＣＶ曲線のピーク電流（peak current；Ｉｐ）に基づき、ＦｃＰＥＧＤｓ化合物およびＦｃＡＬＳＨ化合物の表面分子密度を求めると、ＦｃＰＥＧＤｓ化合物の場合、０．６４×１０¹⁴分子／ｃｍ²、ＦｃＡＬＳＨ化合物の場合、およそ１×１０¹⁴分子／ｃｍ²程度であり、双方とも高密度に固定されていることが判明した。

図１２は、電子メディエータを単分子膜として導体上に固定した場合の単分子膜モデルの概念図およびピーク電流値（Ｉｐ）式を示す図である。また、図１３は、電子メディエータを溶液中に拡散させた場合の溶液拡散モデルの概念図およびピーク電流値（Ｉｐ）式を示す図である。図中Ｍは、分子を示す。

図１２（Ａ）に示すように、単分子膜モデルの場合、電子メディエータ（Ｍ）と導体（１３）との間においては、電子移動のみを考慮すればよく、図１２（Ｂ）に示すように、ピーク電流値（Ｉｐ）は、走査速度（scan rate:ｖ［ｖ／ｓｅｃ］)に比例する。なお、式中のｎは、関与する電子数、Ｆは、ファラデー定数、Ａは電極の面積、ｃは被分析物濃度、Ｒは、気体定数、Ｔは、絶対温度である。

これに対し、溶液拡散モデルの場合、図１３（Ａ）に示すように、電子メディエータ（Ｍ）と導体（１３）との間においては、電子移動のみならず、電子メディエータ自身の移動も考慮する必要がある。よって、図１３（Ｂ）に示すように、ピーク電流値（Ｉｐ）は、走査速度ｖの１／２乗（ｖ^1/2［ｖ／ｓｅｃ］^1/2）に比例する。なお、式中のＫは最大電流値（０．４４６３）、Ｄは、拡散係数である。

そこで、走査速度ｖ、即ち、１秒当りの電圧変化を変えてＣＶ曲線を測定した。図１４は、ＦｃＡＬＳＨ化合物を固定させた場合の上記ＣＶ曲線（Ａ）およびピーク電流の走査速度特性（Ｂ）を示す図である。図１５は、ＦｃＰＥＧＤｓ化合物を固定させた場合の上記ＣＶ曲線（Ａ）およびピーク電流の走査速度特性（Ｂ）を示す図である。いずれも１秒当りの電圧変化量（走査速度ｍＶ／ｓｅｃ）を２０ｍＶ〜３００ｍＶまで変化させてＣＶ曲線を測定した（図１４（Ａ）、図１５（Ａ））。

図１４（Ａ）のグラフのＣＶ曲線のピーク電流値（Ｉｐ）を走査速度ｖの１／２乗（ｖ^1/2［ｖ／ｓｅｃ］^1/2）に対しプロットすると、ほぼ直線状となった(図１４（Ｂ））。また、図１５（Ａ）のグラフのＣＶ曲線のピーク電流値（Ｉｐ）を走査速度ｖ［ｖ／ｓｅｃ］に対しプロットすると、直線状となった(図１５（Ｂ））。

以上の結果から、ＦｃＡＬＳＨ化合物を固定させた場合、高密度に固定されていると考えられるものの、電子の授受は溶液拡散モデルに近いことが判明した。一方、本実施の形態のＦｃＰＥＧＤｓ化合物を固定させた場合は、単分子膜モデルに合致し、高密度かつ配向性よく固定されていることが判明した。

図１６は、ＦｃＰＥＧＤｓ化合物の固定基（−Ｓ）の代わりに、固定機能を有さない−ＯＨ基を結合させた化合物の構成（Ａ）を示す図である。以下、当該化合物を「ＦｃＰＥＧＯＨ（Ferrocene terminated PEG hydroxide）と言うことがある。なお、参考までにＦｃＰＥＧＤｓ化合物の構成も示した（Ｂ）。また、図１７および図１８は、ＦｃＰＥＧＯＨ化合物を用いて行った比較試験結果を示す図である。即ち、ＦｃＰＥＧＯＨ化合物の溶液を用いて、ＦｃＰＥＧＤｓ化合物と同様にＡｕ膜に浸漬、洗浄、乾燥した。

ＦｃＰＥＧＯＨ化合物の溶液を上記のとおりＡｕ膜上に処理した場合、図１７（Ａ）および（Ｂ）のグラフ（ａ）に示すように、酸化還元反応に特有のピークを有さず、電子メディエータとして機能していない、即ち、Ａｕ膜上に固定されていないことが判明した。なお、グラフ（ｂ）は、固定基として−Ｓを有する本実施の形態のＦｃＰＥＧＤｓ化合物を固定した場合のＣＶ曲線である。この場合、図８や図１５（Ａ）を参照しながら説明したとおり、酸化還元反応特有のピークを有するＣＶ特性が確認される。このような傾向は、走査速度ｖを変えても同様であった。図１７（Ａ）は、走査速度ｖを０．０５Ｖ／ｓｅｃとした場合、図１７（Ｂ）は、走査速度を０．３Ｖ／ｓｅｃとした場合を示す。

一方、ＦｃＰＥＧＯＨ化合物（図１６（Ｂ））を溶液中に分散させ、電子メディエータとして機能させた場合には、図１８（Ａ）に示すように、酸化還元反応特有のピークを有するＣＶ特性が確認された。また、ＣＶ曲線のピーク電流値（Ｉｐ）を走査速度ｖの１／２乗（ｖ^1/2［ｖ／ｓｅｃ］^1/2）に対しプロットすると、直線状となった（図１８（Ｂ））。よって、ＦｃＰＥＧＯＨ化合物は、溶液中に分散させた場合は電子メディエータとして機能するものの、固定基を有さないため、Ａｕ膜上には固定されないことが裏付けられた。

このように、本実施の形態のＦｃＰＥＧＤｓ化合物を用いることで、高密度で高配向な単分子膜としてＡｕ膜上に固定されていることが検証できた。かかる固定処理は、Ａｕなどの導体をＦｃＰＥＧＤｓ化合物の溶液中に浸漬、乾燥させるだけでよく、簡易な工程で効率よく電子メディエータを固定することができる。また、上記化合物は、親水性が高く、上記ジクロロメタンやテトラヒドロフランなどのような比較的高い極性を有する非プロトン性の有機溶媒の他、水やアルコールなどのプロトン性溶媒にも容易に溶ける。よって、下層の導体（金属）に悪影響を及ぼさない溶媒を適宜選択することができる。また、溶媒による金属の侵食や変質などを防止でき、印刷法などを用いた薄膜金属上へも固定可能となる。

なお、本実施の形態においては、酵素反応として、グルコースとＧＯＤを例示したが、この他、被検物質を基質とする酸化還元酵素を利用した種々のバイオセンサに適用することができる。

また、本実施の形態においては、導体としてＡｕ膜を用いたが、これに限られず、種々の導体を用いることができる。中でも、ＰｔやＡｇなどの遷移金属は、固定基が吸着し易く、化学的に比較的安定であるため電極として用いて好適である。

また、本実施の形態においては、酸化還元部位としてフェロセニル基やフェロセン化合物基を用いたが、酸化還元反応を生じ得る他の基を用いてもよい。

また、本実施の形態においては、固定基として−Ｓ等を用いたが、場合によっては、窒素やリンなどを含む基を用いてもよい。

また、本実施の形態においては、主鎖としてＰＥＧ鎖を用いたが、酸素や窒素などの非共有電子対を有し、螺旋構造を持つ主鎖を用いることで同様の効果を奏するものと考えられる。

このように、上記発明の実施の形態を通じて説明された実施例や応用例は、用途に応じて適宜に組み合わせて、又は変更若しくは改良を加えて用いることができ、本発明は上述した実施形態の記載に限定されるものではない。

本実施の形態のバイオセンサの製造工程を示す平面図および断面図である。本実施の形態のバイオセンサの構成を示す平面図および断面図である。本実施の形態のバイオセンサを用いた被検物質の測定方法（検査方法）を示す断面図である。本実施の形態で使用される化合物の一例等を示す図である。血中の糖（グルコース）の酵素反応機構を示す図である。図５に示す酵素反応に係る反応式をまとめた図表である。本実施例に用いたバイオセンサの概略を示す斜視図および要部段面図である。ＦｃＰＥＧＤｓ化合物およびＦｃＡＬＳＨ化合物を用いた場合の電流・電圧曲線（ＣＶ曲線）を示す図である。ＦｃＰＥＧＤｓ化合物およびＦｃＡＬＳＨ化合物のＡｕ膜１３上への固定状態を示す図である。ＦｃＰＥＧＤｓ化合物のＡｕ膜１３上への固定状態を示す図である。ＦｃＡＬＳＨ化合物のＡｕ膜１３上への固定状態を示す図である。電子メディエータを単分子膜として導体上に固定した場合の単分子膜モデルの概念図およびピーク電流値（Ｉｐ）式を示す図である。電子メディエータを溶液中に拡散させた場合の溶液拡散モデルの概念図およびピーク電流値（Ｉｐ）式を示す図である。ＦｃＡＬＳＨ化合物を固定させた場合のＣＶ曲線（Ａ）およびピーク電流の走査速度特性（Ｂ）を示す図である。ＦｃＰＥＧＤｓ化合物を固定させた場合のＣＶ曲線（Ａ）およびピーク電流の走査速度特性（Ｂ）を示す図である。ＦｃＰＥＧＤｓ化合物の固定基（−Ｓ）の代わりに、固定機能を有さない−ＯＨ基を結合させた化合物の構成等を示す図である。ＦｃＰＥＧＯＨ化合物を用いて行った比較試験結果を示す図である。ＦｃＰＥＧＯＨ化合物を用いて行った比較試験結果を示す図である。

符号の説明

１…バイオセンサ、３…判定器、１１…基板、１３Ａ…導体膜、１３Ｂ…電極、１３…Ａｕ膜、１３Ｒ…リファレンス電極、１４…電子メディエータを固定部、１５…上基板、１５ａ…開口部、１６…溶液、２１…基板、２３…上基板、２３Ａ、２３Ｂ…電極、２５…電流検出部、２５ａ…ポテンシオスタット、２７…表示部、２９…挿入孔、Ｍ…分子

Claims

第１電極、第２電極間の試料中の被検物質と酸化還元酵素との反応を電気化学的に測定するセンサであって、
前記第１電極は、導体と、ポリエチレングリコール鎖よりなる化合物層と、を有し、
前記化合物層の一端にフェロセニル基又はフェロセン化合物基が結合し、前記化合物層の他端に前記導体表面に固定される固定基が結合することを特徴とするバイオセンサ。
前記フェロセン化合物基は、フェロセニル基の５員環に、ＣＯＮＨ（ＣＨ₂ＣＨ₂Ｏ）₇ＣＨ₃基又は（ＣＨ₂）₁₀ＣＨ₃基が置換したフェロセン化合物基であることを特徴とする請求項１記載のバイオセンサ。
前記固定基は、硫黄基又は硫黄化合物基であることを特徴とする請求項１又は２記載のバイオセンサ。
前記導体は、金属であることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項記載のバイオセンサ。
前記化合物層は、
−Ｓ（ＣＨ₂ＣＨ₂−Ｏ）_n−ＣＨ₂ＣＨ₂ＮＨＣＯＦｃ（但し、Ｆｃは、フェロセニル基：Ｃ₁₀Ｈ₉Ｆｅ）であり、前記導体表面に硫黄基が固定されていることを特徴とする請求項１記載のバイオセンサ。
前記化合物層は、単分子膜であることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか一項記載のバイオセンサ。
基板上に導体を形成する第１工程と、
フェロセニル基又はフェロセン化合物基と、前記導体表面に固定される固定基とを有するポリエチレングリコールの化合物の溶液と、前記導体とを接触させる第２工程と、
前記第２工程の後、前記導体を乾燥させる第３工程と、
を有することを特徴とするバイオセンサの製造方法。
前記第２工程により、前記化合物の前記固定基が前記導体に固定され、前記化合物よりなる層が形成されることを特徴とする請求項７記載のバイオセンサの製造方法。
前記フェロセン化合物基は、フェロセニル基の５員環に、ＣＯＮＨ（ＣＨ₂ＣＨ₂Ｏ）₇ＣＨ₃基又は（ＣＨ₂）₁₀ＣＨ₃基が置換したフェロセン化合物基であることを特徴とする請求項７又は８記載のバイオセンサの製造方法。
前記固定基は、硫黄基又は硫黄化合物基であることを特徴とする請求項７乃至９のいずれか一項記載のバイオセンサの製造方法。
前記導体は、金属であることを特徴とする請求項７乃至１０のいずれか一項記載のバイオセンサの製造方法。
前記溶液は、
［−Ｓ（ＣＨ₂ＣＨ₂−Ｏ）ｎＣＨ₂ＣＨ₂ＮＨＣＯＦｃ］₂（但し、Ｆｃは、フェロセニル基：Ｃ₁₀Ｈ₉Ｆｅ）の溶液であることを特徴とする請求項７記載のバイオセンサの製造方法。
前記溶液の溶媒は、ジクロロメタンまたはテトラヒドロフランであることを特徴とする請求項７乃至１２のいずれか一項記載のバイオセンサの製造方法。
前記溶液の溶媒は、プロトン性溶媒であることを特徴とする請求項７乃至１２のいずれか一項記載のバイオセンサの製造方法。
前記層は、単分子膜であることを特徴とする請求項８記載のバイオセンサの製造方法。