JP7394383B2 - バイオセンサ - Google Patents
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Description
本発明は、グルコース等を高精度に検出可能なバイオセンサに関する。
従来、バイオマーカーを反応熱でセンシングするバイオセンサが開発されている。例えば、特許文献１では、密閉容器であるカラム内に固定化生体素子（固定化酵素）を充填、固定化し、そこへ生体物質を導入し、酵素反応における発熱をサーミスタ等の温度センサで測定する機構を備えた酵素サーミスタ装置が記載されている。
また、特許文献２では、サーミスタに、酵素（グルコースに対する識別機能を有するグルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ））を直接固定化することで、装置の小型化や、構成を簡略化したバイオセンサが記載されている。
また、特許文献２では、サーミスタに、酵素（グルコースに対する識別機能を有するグルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ））を直接固定化することで、装置の小型化や、構成を簡略化したバイオセンサが記載されている。
また、特許文献３では、一対の電極を有したサーミスタ等の薄膜温度センサ（感温部）と、電極に形成され酵素を含み選択的に生体物質資料の化学反応を促進させる接着層とを備えたカロリメトリックバイオセンサが記載されている。
さらに、特許文献４では、基板表面に一組の電極が相対峙され、電極上又は電極間にプローブで修飾された導電性微粒子の膜が形成されてなる電気抵抗型検出センサが記載されている。
さらに、特許文献４では、基板表面に一組の電極が相対峙され、電極上又は電極間にプローブで修飾された導電性微粒子の膜が形成されてなる電気抵抗型検出センサが記載されている。
上記従来の技術には、以下の課題が残されている。
すなわち、特許文献１に記載の技術では、反応系を高温に保つための恒温槽が必要になり、装置が大型になってしまうと共に、恒温のための機器構成や制御系も必要になり、高コストであった。また、酵素反応におけるエンタルピー変化は１～１００ｋｊ／ｍｏｌ程度であり、温度変化が非常に小さく、高精度の測定が困難であった。
また、特許文献２に記載の技術では、構成が簡略化され、温度変化も比較的大きくできるが、反応系の熱容量が大きく、十分な精度を確保することがやはり困難であった。
さらに、特許文献１～４に記載の技術よりも多くの酵素を固定することが要望されている。
すなわち、特許文献１に記載の技術では、反応系を高温に保つための恒温槽が必要になり、装置が大型になってしまうと共に、恒温のための機器構成や制御系も必要になり、高コストであった。また、酵素反応におけるエンタルピー変化は１～１００ｋｊ／ｍｏｌ程度であり、温度変化が非常に小さく、高精度の測定が困難であった。
また、特許文献２に記載の技術では、構成が簡略化され、温度変化も比較的大きくできるが、反応系の熱容量が大きく、十分な精度を確保することがやはり困難であった。
さらに、特許文献１～４に記載の技術よりも多くの酵素を固定することが要望されている。
本発明は、前述の課題に鑑みてなされたもので、小型で熱容量が小さく、多くの酵素を固定させて高感度・高精度な測定が可能なバイオセンサを提供することを目的とする。
本発明は、前記課題を解決するために以下の構成を採用した。すなわち、第１の発明に係るバイオセンサは、酵素を備えたバイオセンサであって、感熱部と、前記感熱部に接続され互いに対向して形成された一対の対向電極と、一対の前記対向電極の少なくとも一方に付着した金属含有体と、前記金属含有体に固定された前記酵素とを備え、前記金属含有体が、金属粒子と、前記金属粒子に被覆された有機物膜とを備えていることを特徴とする。
このバイオセンサでは、金属含有体が、金属粒子と、金属粒子に被覆された有機物膜とを備えているので、金属粒子を、酵素とトランデューサーである感熱部との接合媒体とすることで、表面積を増大させ、酵素固定量を増加させることができる。特に、金属粒子を有機物膜で被覆したことで、金属含有体が負又は正に帯電して、酵素がより固定し易くなり、感度が向上する。したがって、酵素固定量を増加させることで、小型化が可能になり熱容量も小さくすることができる。
第２の発明に係るバイオセンサは、第１の発明において、一対の前記対向電極のうち少なくとも一方と前記金属含有体とが、絶縁性接着剤で固定されていること特徴とする。
すなわち、このバイオセンサでは、一対の対向電極のうち少なくとも一方と金属含有体とが、絶縁性接着剤で固定されているので、酵素反応により電流が発生しても、絶縁性接着剤で固定されていることで電流の影響を抑制することができる。
すなわち、このバイオセンサでは、一対の対向電極のうち少なくとも一方と金属含有体とが、絶縁性接着剤で固定されているので、酵素反応により電流が発生しても、絶縁性接着剤で固定されていることで電流の影響を抑制することができる。
第３の発明に係るバイオセンサは、第１又は第２の発明において、前記感熱部が、薄膜サーミスタであることを特徴とする。
すなわち、このバイオセンサでは、感熱部が、薄膜サーミスタであるので、比表面積が大きく、広い面積に酵素を固定することが可能になり、感度がより向上する。また、感熱部を薄膜サーミスタとすることで、感熱部における熱容量を十分に低減することができ、微小な発熱でも十分な温度変化を生じさせて測定することができる。
すなわち、このバイオセンサでは、感熱部が、薄膜サーミスタであるので、比表面積が大きく、広い面積に酵素を固定することが可能になり、感度がより向上する。また、感熱部を薄膜サーミスタとすることで、感熱部における熱容量を十分に低減することができ、微小な発熱でも十分な温度変化を生じさせて測定することができる。
第４の発明に係るバイオセンサは、第３の発明において、一対の前記対向電極が櫛形電極であって、一対の前記櫛形電極間における前記薄膜サーミスタの表面に前記金属含有体が付着していることを特徴とする。
すなわち、このバイオセンサでは、一対の櫛形電極間における薄膜サーミスタの表面に金属含有体が付着しているので、電極上だけではなく櫛形電極の間にも酵素があることで、発熱量/吸熱量が大きくなり、感熱部に直接接触することでより感度が向上する。
すなわち、このバイオセンサでは、一対の櫛形電極間における薄膜サーミスタの表面に金属含有体が付着しているので、電極上だけではなく櫛形電極の間にも酵素があることで、発熱量/吸熱量が大きくなり、感熱部に直接接触することでより感度が向上する。
第５の発明に係るバイオセンサは、第４の発明において、一対の前記櫛形電極間における前記薄膜サーミスタと前記金属含有体とが絶縁性接着剤で固定されていることを特徴とする。
導電性の金属粒子を有機物膜で被覆することで金属含有体に絶縁性を付与しているが、被覆が十分でないと導電性が生じる可能性がある。しかしながら、このバイオセンサでは、一対の櫛形電極間における薄膜サーミスタと金属含有体とが絶縁性接着剤で固定されているので、一対の櫛形電極間に介在する金属含有体の絶縁性を絶縁性接着剤（絶縁性の架橋剤等）で向上させることができる。
導電性の金属粒子を有機物膜で被覆することで金属含有体に絶縁性を付与しているが、被覆が十分でないと導電性が生じる可能性がある。しかしながら、このバイオセンサでは、一対の櫛形電極間における薄膜サーミスタと金属含有体とが絶縁性接着剤で固定されているので、一対の櫛形電極間に介在する金属含有体の絶縁性を絶縁性接着剤（絶縁性の架橋剤等）で向上させることができる。
第６の発明に係るバイオセンサは、第１から第５の発明のいずれかにおいて、前記金属粒子が、Ａｕナノ粒子であることを特徴とする。
すなわち、このバイオセンサでは、金属粒子が、Ａｕナノ粒子であるので、酵素との相性が良く、酵素を固定し易いことから感度を向上させることができる。
すなわち、このバイオセンサでは、金属粒子が、Ａｕナノ粒子であるので、酵素との相性が良く、酵素を固定し易いことから感度を向上させることができる。
第７の発明に係るバイオセンサは、第６の発明において、前記対向電極の表面が、Ａｕ又はＡｕを含有する金属で形成されていることを特徴とする。
すなわち、このバイオセンサでは、対向電極の表面が、Ａｕ又はＡｕを含有する金属で形成されているので、Ａｕ粒子を含有する金属含有体が付着し易くなり、Ａｕ表面電極とＡｕナノ粒子とにより接合強度が増す。
すなわち、このバイオセンサでは、対向電極の表面が、Ａｕ又はＡｕを含有する金属で形成されているので、Ａｕ粒子を含有する金属含有体が付着し易くなり、Ａｕ表面電極とＡｕナノ粒子とにより接合強度が増す。
第８の発明に係るバイオセンサは、第１から第７の発明のいずれかにおいて、前記有機物膜が、クエン酸であり、前記金属含有体が、負に帯電していることを特徴とする。
すなわち、このバイオセンサでは、有機物膜が、クエン酸であり、金属含有体が、負に帯電しているので、クエン酸がＡｕ粒子等の金属粒子に付着し易く、さらに金属含有体が負に帯電していることで、正に帯電しているグルコースオキシダーゼ等の酵素が固定し易くなる。
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第９の発明に係るバイオセンサは、第１から第８の発明のいずれかにおいて、前記感熱部が、絶縁性フィルム上に設けられていることを特徴とする。
すなわち、このバイオセンサでは、感熱部が、絶縁性フィルム上に設けられているので、柔軟で薄いフィルムを基板とすることで、さらに熱容量を低減することができると共に、曲面などにも絶縁性フィルムを曲げて容易に実装することが可能になる。
すなわち、このバイオセンサでは、感熱部が、絶縁性フィルム上に設けられているので、柔軟で薄いフィルムを基板とすることで、さらに熱容量を低減することができると共に、曲面などにも絶縁性フィルムを曲げて容易に実装することが可能になる。
本発明によれば、以下の効果を奏する。
すなわち、本発明に係るバイオセンサによれば、金属含有体が、金属粒子と、金属粒子に被覆された有機物膜とを備えているので、金属粒子を有機物膜で被覆したことで、金属含有体が負又は正に帯電して、酵素がより固定し易くなり、感度が向上する。
したがって、本発明のバイオセンサでは、多くの酵素を固定することが可能になり、小型化が可能であると共に、グルコース等の微少量の生体物質について高精度な測定が可能になり、血糖自己測定器，中性脂肪測定器，尿検査機器等に好適である。
すなわち、本発明に係るバイオセンサによれば、金属含有体が、金属粒子と、金属粒子に被覆された有機物膜とを備えているので、金属粒子を有機物膜で被覆したことで、金属含有体が負又は正に帯電して、酵素がより固定し易くなり、感度が向上する。
したがって、本発明のバイオセンサでは、多くの酵素を固定することが可能になり、小型化が可能であると共に、グルコース等の微少量の生体物質について高精度な測定が可能になり、血糖自己測定器，中性脂肪測定器，尿検査機器等に好適である。
以下、本発明に係るバイオセンサにおける第１実施形態を、図１から図３を参照しながら説明する。なお、以下の説明に用いる図面の一部では、各部を認識可能又は認識容易な大きさとするために必要に応じて縮尺を適宜変更している。
本実施形態のバイオセンサ１は、測定対象となる特定の基質成分に対して選択的に反応する酵素を備えたバイオセンサであって、図１から図３に示すように、絶縁性フィルム２と、絶縁性フィルム２上に設けられた感熱部３と、感熱部３に接続され互いに対向して形成された一対の対向電極４と、一対の対向電極４の少なくとも一方に付着した金属含有体５と、金属含有体５に固定された酵素Ｇとを備えている。
上記金属含有体５は、金属粒子６と、金属粒子６に被覆された有機物膜７とを備えている。
一対の対向電極４のうち少なくとも一方と金属含有体５とは、絶縁性接着剤（図示略）で固定されている。
上記絶縁性接着剤は、絶縁性の架橋剤であって、例えばグルタルアルデヒドやウシ血清アルブミン等である。本実施形態では、グルタルアルデヒドとウシ血清アルブミンとの両方を絶縁性接着剤として用いている。
一対の対向電極４のうち少なくとも一方と金属含有体５とは、絶縁性接着剤（図示略）で固定されている。
上記絶縁性接着剤は、絶縁性の架橋剤であって、例えばグルタルアルデヒドやウシ血清アルブミン等である。本実施形態では、グルタルアルデヒドとウシ血清アルブミンとの両方を絶縁性接着剤として用いている。
上記感熱部３は、薄膜サーミスタである。
また、一対の対向電極４は、櫛形電極である。
すなわち、一対の上記対向電極４は、複数の櫛部４ａを有して感熱部３の上面で互いに対向配置されてパターン形成された櫛形電極である。
一対の櫛形電極（対向電極４）間における薄膜サーミスタ（感熱部３）の表面には、金属含有体５が付着している。
すなわち、一対の櫛形電極（対向電極４）間における薄膜サーミスタ（感熱部３）と金属含有体５とが絶縁性接着剤で固定されている。
また、一対の対向電極４は、櫛形電極である。
すなわち、一対の上記対向電極４は、複数の櫛部４ａを有して感熱部３の上面で互いに対向配置されてパターン形成された櫛形電極である。
一対の櫛形電極（対向電極４）間における薄膜サーミスタ（感熱部３）の表面には、金属含有体５が付着している。
すなわち、一対の櫛形電極（対向電極４）間における薄膜サーミスタ（感熱部３）と金属含有体５とが絶縁性接着剤で固定されている。
上記金属粒子６は、Ａｕナノ粒子である。なお、Ａｕナノ粒子は、粒径がｎｍオーダーのＡｕ粒子である。
また、対向電極４の表面は、Ａｕ又はＡｕを含有する金属で形成されている。
さらに、有機物膜７は、クエン酸であり、金属含有体５が、負に帯電している。
また、対向電極４の表面は、Ａｕ又はＡｕを含有する金属で形成されている。
さらに、有機物膜７は、クエン酸であり、金属含有体５が、負に帯電している。
上記絶縁性フィルム２は、帯状に延在し、感熱部３は、絶縁性フィルム２の一端側に配されている。
上記絶縁性フィルム２は、例えば厚さ７．５～１２５μｍのポリイミド樹脂シートで形成されている。なお、絶縁性フィルム２としては、他にＰＥＴ：ポリエチレンテレフタレート，ＰＥＮ：ポリエチレンナフタレート等でも作製できる。
上記絶縁性フィルム２は、例えば厚さ７．５～１２５μｍのポリイミド樹脂シートで形成されている。なお、絶縁性フィルム２としては、他にＰＥＴ：ポリエチレンテレフタレート，ＰＥＮ：ポリエチレンナフタレート等でも作製できる。
また、本実施形態のバイオセンサ１は、一対の対向電極４に一端が接続されて絶縁性フィルム２の表面にパターン形成された一対のパターン配線４ｂを備えている。
一対の上記パターン配線４ｂは、絶縁性フィルム２に沿って延在し、他端にパッド部４ｃを有している。
上記パッド部４ｃは、リード線等を接続するために、延在しているパターン配線４ｂの主部よりも幅広に形成された端子部である。
一対の上記パターン配線４ｂは、絶縁性フィルム２に沿って延在し、他端にパッド部４ｃを有している。
上記パッド部４ｃは、リード線等を接続するために、延在しているパターン配線４ｂの主部よりも幅広に形成された端子部である。
上記対向電極４及びパターン配線４ｂは、例えば膜厚５～１００ｎｍのＣｒ又はＮｉＣｒの接合層４Ａと、該接合層４Ａ上にＡｕで膜厚５０～１０００ｎｍ形成された電極層４Ｂとを有している。
上記感熱部３は、サーミスタ特性を有するＴｉ－Ａｌ－Ｎの薄膜サーミスタで形成されている。
感熱部３は、例えばＴｉ－Ａｌ－Ｎのサーミスタ材料で矩形状に形成されている。特に、感熱部３は、一般式：ＴｉｘＡｌｙＮｚ（０．７０≦ｙ／（ｘ＋ｙ）≦０．９５、０．４≦ｚ≦０．５、ｘ＋ｙ＋ｚ＝１）で示される金属窒化物からなり、その結晶構造が、六方晶系のウルツ鉱型の単相である。この感熱部３は、膜厚方向にｃ軸配向度が高い膜である。
感熱部３は、例えばＴｉ－Ａｌ－Ｎのサーミスタ材料で矩形状に形成されている。特に、感熱部３は、一般式：ＴｉｘＡｌｙＮｚ（０．７０≦ｙ／（ｘ＋ｙ）≦０．９５、０．４≦ｚ≦０．５、ｘ＋ｙ＋ｚ＝１）で示される金属窒化物からなり、その結晶構造が、六方晶系のウルツ鉱型の単相である。この感熱部３は、膜厚方向にｃ軸配向度が高い膜である。
感熱部３は、例えば窒素含有雰囲気中の反応性スパッタ法にて成膜される。その時のスパッタ条件は、例えば、組成比Ａｌ／（Ａｌ＋Ｔｉ）比＝０．８５のＴｉ－Ａｌ合金スパッタリングターゲットを用い、到達真空度：４×１０－５Ｐａ、スパッタガス圧：０．２Ｐａ、ターゲット投入電力（出力）：２００Ｗで、Ａｒガス＋窒素ガスの混合ガス雰囲気下において窒素ガス分圧：３０％とする。
上記金属含有体５は、例えばクエン酸で被覆され負に帯電したＡｕナノ粒子の分散液を、感熱部３及び対向電極４の上に滴下し、乾燥させることで、クエン酸被覆Ａｕナノ粒子として感熱部３及び対向電極４に固定する。
本実施形態のバイオセンサ１を、上記基質成分としてグルコースを検出するグルコースセンサとして用いる場合、上記酵素Ｇとして、例えばグルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）が採用可能である。
本実施形態のバイオセンサ１を、上記基質成分としてグルコースを検出するグルコースセンサとして用いる場合、上記酵素Ｇとして、例えばグルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）が採用可能である。
このグルコースオキシダーゼ（酵素Ｇ）は、リン酸緩衝溶液（ｐＨ＝７）に溶解させ、１２ＵμＬ－１となるよう調整する。その後、グルタルアルデヒド及び牛血清アルブミンを含む溶液と混合し、最終的に８ＵμＬ－１となるよう調整する。感熱部３及び対向電極４には、この溶液を０．５μＬ滴下する。
なお、グルタルアルデヒド及び牛血清アルブミンは、絶縁性接着剤として機能する。
なお、グルタルアルデヒド及び牛血清アルブミンは、絶縁性接着剤として機能する。
酵素Ｇのグルコースオキシダーゼは、以下のような酵素反応を示す。
（グルコースオキシダーゼ）
グルコース＋Ｏ２ → グルコノラクトン＋Ｈ２Ｏ２
この感応仮定で生じた熱による感熱部３の抵抗値変化を検出することで、グルコース濃度を測定することができる。
（グルコースオキシダーゼ）
グルコース＋Ｏ２ → グルコノラクトン＋Ｈ２Ｏ２
この感応仮定で生じた熱による感熱部３の抵抗値変化を検出することで、グルコース濃度を測定することができる。
このように本実施形態のバイオセンサ１では、金属含有体５が、金属粒子６と、金属粒子６に被覆された有機物膜７とを備えているので、金属粒子６を、酵素とトランデューサーである感熱部３との接合媒体とすることで、表面積を増大させ、酵素固定量を増加させることができる。特に、金属粒子６を有機物膜７で被覆したことで、金属含有体５が負又は正に帯電して、酵素Ｇがより固定し易くなり、感度が向上する。したがって、酵素固定量を増加させることで、小型化が可能になり熱容量も小さくすることができる。
また、一対の対向電極４のうち少なくとも一方と金属含有体５とが、絶縁性接着剤で固定されているので、酵素反応により電流が発生しても、絶縁性接着剤で固定されていることで電流の影響を抑制することができる。
また、感熱部３が、薄膜サーミスタであるので、比表面積が大きく、広い面積に酵素を固定することが可能になり、感度がより向上する。さらに、感熱部３を薄膜サーミスタとすることで、感熱部３における熱容量を十分に低減することができ、微小な発熱でも十分な温度変化を生じさせて測定することができる。
また、感熱部３が、薄膜サーミスタであるので、比表面積が大きく、広い面積に酵素を固定することが可能になり、感度がより向上する。さらに、感熱部３を薄膜サーミスタとすることで、感熱部３における熱容量を十分に低減することができ、微小な発熱でも十分な温度変化を生じさせて測定することができる。
また、一対の櫛形電極（対向電極４）間における薄膜サーミスタ（感熱部３）の表面に金属含有体５が付着しているので、電極上だけではなく櫛形電極（対向電極４）の間にも酵素Ｇがあることで、発熱量/吸熱量が大きくなり、感熱部３に直接接触することでより感度が向上する。
また、一対の櫛形電極（対向電極４）間における薄膜サーミスタ（感熱部３）と金属含有体５とが絶縁性接着剤で固定されているので、さらに絶縁性接着剤（絶縁性の架橋剤等）で上記固定を行うことで、一対の櫛形電極（対向電極４）間に介在する金属含有体５の絶縁性を絶縁性接着剤（絶縁性の架橋剤等）で向上させることができる。
また、一対の櫛形電極（対向電極４）間における薄膜サーミスタ（感熱部３）と金属含有体５とが絶縁性接着剤で固定されているので、さらに絶縁性接着剤（絶縁性の架橋剤等）で上記固定を行うことで、一対の櫛形電極（対向電極４）間に介在する金属含有体５の絶縁性を絶縁性接着剤（絶縁性の架橋剤等）で向上させることができる。
また、金属粒子６が、Ａｕナノ粒子であるので、酵素Ｇとの相性が良く、酵素Ｇを固定し易いことから感度を向上させることができる。
さらに、対向電極４の表面が、Ａｕ又はＡｕを含有する金属で形成されているので、Ａｕ粒子を含有する金属含有体５が付着し易くなり、Ａｕ表面電極（対向電極４）とＡｕナノ粒子（金属粒子６）とにより接合強度が増す。
さらに、対向電極４の表面が、Ａｕ又はＡｕを含有する金属で形成されているので、Ａｕ粒子を含有する金属含有体５が付着し易くなり、Ａｕ表面電極（対向電極４）とＡｕナノ粒子（金属粒子６）とにより接合強度が増す。
また、有機物膜７が、クエン酸であり、金属含有体５が、負に帯電しているので、クエン酸がＡｕ粒子等の金属粒子６に付着し易く、さらに金属含有体５が負に帯電していることで、正に帯電しているグルコースオキシダーゼ等の酵素が固定し易くなる。
さらに、感熱部３が、絶縁性フィルム２上に設けられているので、柔軟で薄いフィルムを基板とすることで、さらに熱容量を低減することができると共に、曲面などにも絶縁性フィルム２を曲げて容易に実装することが可能になる。
さらに、感熱部３が、絶縁性フィルム２上に設けられているので、柔軟で薄いフィルムを基板とすることで、さらに熱容量を低減することができると共に、曲面などにも絶縁性フィルム２を曲げて容易に実装することが可能になる。
次に、本発明に係るバイオセンサの第２及び第３実施形態について、図４から図６を参照して以下に説明する。なお、以下の各実施形態の説明において、上記実施形態において説明した同一の構成要素には同一の符号を付し、その説明は省略する。
第２実施形態と第１実施形態との異なる点は、第１実施形態では、一対の対向電極が感熱部３の上面に複数の櫛部４ａを有して対向した櫛形電極であるのに対し、第２実施形態のバイオセンサ２１は、図４及び図５に示すように、一対の対向電極２４が、感熱部３の下面に設けられた下部電極２４Ａと、感熱部３の上面に設けられた上部電極２４Ｂとで構成されている点である。
すなわち、上記下部電極２４Ａは、絶縁性フィルム２上に直接、矩形状にＣｒ等でパターン形成され、上記上部電極２４Ｂは、感熱部３の上面に矩形状にＣｒの接合層とＡｕの電極層との積層構造でパターン形成されている。このように、第２実施形態では、一対の対向電極２４は、感熱部３を上下で挟んで対向配置されている。
感熱部３は、下部電極２４Ａの内側に配され下部電極２４Ａよりも小さい矩形状に形成され、上部電極２４Ｂは、感熱部３の内側に配され感熱部３よりも小さい矩形状に形成されている。
また、金属含有体５は、少なくとも上部電極２４Ｂの全体を覆うようにして形成され、この金属含有体５に酵素Ｇが固定されている。
また、金属含有体５は、少なくとも上部電極２４Ｂの全体を覆うようにして形成され、この金属含有体５に酵素Ｇが固定されている。
このように第２実施形態のバイオセンサ２１でも、第１実施形態と同様に、感熱部３及び上部電極２４Ｂの上に形成された金属含有体５に酵素Ｇが固定されているので、酵素固定量を増加させることができる。
次に、第３実施形態と第１実施形態との異なる点は、第１実施形態では、一対の対向電極４が、薄膜サーミスタの感熱部３上に形成されているのに対し、第３実施形態のバイオセンサ３１では、図６に示すように、一対の対向電極３４が絶縁性フィルム２上に形成されている点である。また、第３実施形態の感熱部３３がチップサーミスタである点でも第１実施形態と異なっている。
すなわち、第３実施形態では、一対の対向電極３４が絶縁性フィルム２上に互いに間隔を空けて対向状態にパターン形成され、一対の対向電極３４に跨がるようにして絶縁性フィルム２上に感熱部３３が実装されている。チップサーミスタである感熱部３３は、両端部に端子電極（図示略）が形成されており、端子電極が対応する対向電極３４上でハンダ等で接合されている。
一対の対向電極３４は、絶縁性フィルム２上に並んでＡｕで矩形状にパターン形成しており、これら対向電極３４上に金属含有体５と酵素Ｇとが付着、固定されている。
一対の対向電極３４は、絶縁性フィルム２上に並んでＡｕで矩形状にパターン形成しており、これら対向電極３４上に金属含有体５と酵素Ｇとが付着、固定されている。
このように第３実施形態のバイオセンサ３１では、感熱部３３の大きさにかかわらず、任意の大きさで一対の対向電極３４を設けることができるため、広い面積で金属含有体５に酵素Ｇを固定することが可能になり、酵素固定量をさらに増大させることができる。
上記第１実施形態のバイオセンサを実施例として作製し、この実施例でグルコース濃度を測定した結果を以下に示す。
本発明の実施例は、長さ５０μｍのポリイミドの絶縁性フィルム上にＡｌ－Ｔｉ－Ｎの薄膜サーミスタを膜厚１００ｎｍでスパッタリング法により成膜し、エッチングにより約２ｍｍ×１．８ｍｍの長方形にパターニングすることで、感熱部３を形成した。
本発明の実施例は、長さ５０μｍのポリイミドの絶縁性フィルム上にＡｌ－Ｔｉ－Ｎの薄膜サーミスタを膜厚１００ｎｍでスパッタリング法により成膜し、エッチングにより約２ｍｍ×１．８ｍｍの長方形にパターニングすることで、感熱部３を形成した。
一対の対向電極４は、薄膜サーミスタの感熱部３上に膜厚２０ｎｍのＣｒの接合層４Ａと膜厚２００ｎｍのＡｕの電極層４Ｂとを成膜し、エッチングにより櫛形にして形成した。
金属含有体５及び酵素Ｇは、上述した製法で作製、固定を行った。
このように製作した本発明の実施例のバイオセンサを用いて、希薄なグルコース溶液（５ｍｏｌ／ｌ）を測定した。
金属含有体５及び酵素Ｇは、上述した製法で作製、固定を行った。
このように製作した本発明の実施例のバイオセンサを用いて、希薄なグルコース溶液（５ｍｏｌ／ｌ）を測定した。
なお、グルコース溶液とリン酸緩衝溶液（ＰＢＳ：基準溶液）との温度を２５℃に保ち、交互にバイオセンサを浸して抵抗値を確認した。
この抵抗値測定では、本実施例のバイオセンサのパッド部４ｃにコネクタを接続し、データロガーを用いて抵抗値を連続的に記録した。
この抵抗値測定では、本実施例のバイオセンサのパッド部４ｃにコネクタを接続し、データロガーを用いて抵抗値を連続的に記録した。
また、２５℃のリン酸緩衝溶液に浸した際の抵抗値を基準とし、グルコース溶液は、このグルコース溶液に浸した際の抵抗値変化が１％以上であれば、検出可能なグルコース濃度とした。具体的には、５×１０－３ｍｏｌ／Ｌのグルコース溶液とリン酸緩衝溶液とに交互に浸漬させた場合の抵抗値の測定結果を表１に示す。
なお、比較例として、金属含有体５を用いず、上記薄膜サーミスタの感熱部３上に直接、酵素Ｇを滴下したものも作製し、同様に測定を行った。
なお、比較例として、金属含有体５を用いず、上記薄膜サーミスタの感熱部３上に直接、酵素Ｇを滴下したものも作製し、同様に測定を行った。
表１から分かるように、本発明の実施例のバイオセンサでは、リン酸緩衝溶液（ＰＢＳ：基準溶液）に浸した場合に比べ、グルコース溶液に浸した場合、抵抗値が約２５％低下した。このように本実施例のバイオセンサでは、酵素Ｇの接合媒体として金属含有体５を用いることで、十分な感度でグルコースを検出することができた。
なお、比較例では、十分に酵素Ｇを固定化できなかったため、発熱量が不足し、上記抵抗値の変化が小さく、感度が低かった。
なお、比較例では、十分に酵素Ｇを固定化できなかったため、発熱量が不足し、上記抵抗値の変化が小さく、感度が低かった。
なお、本発明の技術範囲は上記各実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更を加えることが可能である。
例えば、上記実施形態では、有機物膜としてクエン酸を採用しているが、他の有機物でも構わない。例えば、有機物膜として、水溶性ポリマー系（ポリビニルアルコール，ポリビニルピロリドンなど）、カルボキシ基やアミノ基を末端に持つアルキルチオール系（カルボキシペンタンチオール，アミノヘキサンチオール、アミノエタンチオールなど）、Ｎ－ヒドロキシスクシンイミドを末端に持つアルキルチオール系ジチオビス（スクシンイミジル ヘキサノエートなど）、その他（アスコルビン酸、ポリアニリン、ポリピロールなど）が採用可能である。
なお、有機物膜としてアミノエタンチオールで被膜されたＡｕ粒子は、正に帯電した金属含有体となる。
なお、有機物膜としてアミノエタンチオールで被膜されたＡｕ粒子は、正に帯電した金属含有体となる。
１，２１，３１…バイオセンサ、２…絶縁性フィルム、３，３３…感熱部、４，２４，３４…対向電極、５…金属含有体、６…金属粒子、７…有機物膜、Ｇ…酵素
Claims (9)
- 酵素を備えたバイオセンサであって、
感熱部と、
前記感熱部に接続され互いに対向して形成された一対の対向電極と、
一対の前記対向電極の少なくとも一方に付着した金属含有体と、
前記金属含有体に固定された前記酵素とを備え、
前記金属含有体が、金属粒子と、前記金属粒子に被覆された有機物膜とを備えていることを特徴とするバイオセンサ。 - 請求項１に記載のバイオセンサにおいて、
一対の前記対向電極のうち少なくとも一方と前記金属含有体とが、絶縁性接着剤で固定されていること特徴とするバイオセンサ。 - 請求項１又は２に記載のバイオセンサにおいて、
前記感熱部が、薄膜サーミスタであることを特徴とするバイオセンサ。 - 請求項３に記載のバイオセンサにおいて、
一対の前記対向電極が櫛形電極であって、
一対の前記櫛形電極間における前記薄膜サーミスタの表面に前記金属含有体が付着していることを特徴とするバイオセンサ。 - 請求項４に記載のバイオセンサにおいて、
一対の前記櫛形電極間における前記薄膜サーミスタと前記金属含有体とが絶縁性接着剤で固定されていることを特徴とするバイオセンサ。 - 請求項１から５のいずれか一項に記載のバイオセンサにおいて、
前記金属粒子が、Ａｕナノ粒子であることを特徴とするバイオセンサ。 - 請求項６に記載のバイオセンサにおいて、
前記対向電極の表面が、Ａｕ又はＡｕを含有する金属で形成されていることを特徴とするバイオセンサ。 - 請求項１から７のいずれか一項に記載のバイオセンサにおいて、
前記有機物膜が、クエン酸であり、
前記金属含有体が、負に帯電していることを特徴とするバイオセンサ。 - 請求項１から８のいずれか一項に記載のバイオセンサにおいて、
前記感熱部が、絶縁性フィルム上に設けられていることを特徴とするバイオセンサ。
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