JPH04223256A - 酵素センサおよびその製造方法 - Google Patents
酵素センサおよびその製造方法Info
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- JPH04223256A JPH04223256A JP2418265A JP41826590A JPH04223256A JP H04223256 A JPH04223256 A JP H04223256A JP 2418265 A JP2418265 A JP 2418265A JP 41826590 A JP41826590 A JP 41826590A JP H04223256 A JPH04223256 A JP H04223256A
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- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【0001】
【産業上の利用分野】本発明はMOS(Matal
Oxide Semiconductor)型トラン
ジスタ等の電界効果トランジスタを利用した酵素センサ
に係り、特に酵素反応により生じる半導体基板の表面電
位の変化を検出することにより被測定物質の濃度を測定
する酵素センサおよびその製造方法に関する。
Oxide Semiconductor)型トラン
ジスタ等の電界効果トランジスタを利用した酵素センサ
に係り、特に酵素反応により生じる半導体基板の表面電
位の変化を検出することにより被測定物質の濃度を測定
する酵素センサおよびその製造方法に関する。
【0002】
【従来の技術】近年、酵素センサとしてグルコースセン
サ、尿素センサ等の実用化が進み、主として臨床化学分
析に使用されている。この中でグルコースセンサは最も
実用化が進んでおり、最近、酸素や過酸化水素を常温で
検知することができるフッ化物イオン導電体物質として
単結晶トリフルオロランタン(LaF3)素子をトラン
スデューサとして用いた固体型グルコースセンサが報告
されている(N.Miwa,N.Matayoshi,
N.Yamazoe,Jpn.J.Appl.Phys
.28,1480−1482(1989))。このグル
コースセンサは、スズ(Sn)およびフッ化スズ(Sn
F2)により形成された参照極上に、イオン導電性固体
電解質としてのトリフルオロランタン膜を形成し、さら
にこのトリフルオロランタン膜上に触媒としての白金薄
膜を形成し、この白金薄膜上にグルコースオキシダーゼ
(GOD)を白金ブラック中に担持させた酵素固定膜を
形成したもので、酵素固定膜および白金薄膜と参照極と
イオン導電性固体電極との間に発生する起電力を、白金
膜と裏面の端子との間の容量変化から測定するものであ
る。
サ、尿素センサ等の実用化が進み、主として臨床化学分
析に使用されている。この中でグルコースセンサは最も
実用化が進んでおり、最近、酸素や過酸化水素を常温で
検知することができるフッ化物イオン導電体物質として
単結晶トリフルオロランタン(LaF3)素子をトラン
スデューサとして用いた固体型グルコースセンサが報告
されている(N.Miwa,N.Matayoshi,
N.Yamazoe,Jpn.J.Appl.Phys
.28,1480−1482(1989))。このグル
コースセンサは、スズ(Sn)およびフッ化スズ(Sn
F2)により形成された参照極上に、イオン導電性固体
電解質としてのトリフルオロランタン膜を形成し、さら
にこのトリフルオロランタン膜上に触媒としての白金薄
膜を形成し、この白金薄膜上にグルコースオキシダーゼ
(GOD)を白金ブラック中に担持させた酵素固定膜を
形成したもので、酵素固定膜および白金薄膜と参照極と
イオン導電性固体電極との間に発生する起電力を、白金
膜と裏面の端子との間の容量変化から測定するものであ
る。
【0003】さらに、トリフルオロランタンの代りにア
ンチモン酸をイオン導電性固体電解質として用いるグル
コースセンサが報告されている(第11回化学センサ研
究会(9.30.1990)、又吉直子、三浦則雄、山
添昇)。このグルコースセンサは、金(Au)により形
成された参照極上に膜厚約10μmのアンチモン酸厚膜
を形成し、このアンチモン酸厚膜上に白金薄膜を形成し
、この白金薄膜上にカーボンペーストにグルコースオキ
シダーゼを担持させた酵素固定化膜を形成したもので、
酵素固定化膜/白金薄膜/イオン導電性固体電解質膜構
成の電極と、参照極との間の差動起電力よりグルコース
の濃度を測定するものである。このグルコースセンサで
は、酵素反応で生成する過酸化水素を測定してグルコー
ス濃度を算出している。この場合、素子起電力と過酸化
水素濃度との間に直線性が成り立ち、検知極では次のよ
うな過酸化水素−電子酸化反応が起こっている。
ンチモン酸をイオン導電性固体電解質として用いるグル
コースセンサが報告されている(第11回化学センサ研
究会(9.30.1990)、又吉直子、三浦則雄、山
添昇)。このグルコースセンサは、金(Au)により形
成された参照極上に膜厚約10μmのアンチモン酸厚膜
を形成し、このアンチモン酸厚膜上に白金薄膜を形成し
、この白金薄膜上にカーボンペーストにグルコースオキ
シダーゼを担持させた酵素固定化膜を形成したもので、
酵素固定化膜/白金薄膜/イオン導電性固体電解質膜構
成の電極と、参照極との間の差動起電力よりグルコース
の濃度を測定するものである。このグルコースセンサで
は、酵素反応で生成する過酸化水素を測定してグルコー
ス濃度を算出している。この場合、素子起電力と過酸化
水素濃度との間に直線性が成り立ち、検知極では次のよ
うな過酸化水素−電子酸化反応が起こっている。
【0004】
【化1】
このグルコースセンサにおける90%応答時間は1分程
度である。
度である。
【0005】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、これら
従来のセンサでは、イオン導電性固体電解質自身に作用
極と基準極を設けなければならないため、このイオン導
電性固体電解質膜を厚膜(たとえば、5000Å以上)
とすることが必要である。また、測定に際しては、固体
電極(作用極)と基準極(たとえば、銀/塩化銀電極)
との間で電位法により測定するが、両電極は5mm2以
上の面積を必要とする。しかし、医療分野で用いる場合
には極めて微小なものが必要である。たとえば電極プロ
ーブとして用いる場合には、直径1mm以下、好ましく
は0.3mm以下が要求される。また、測定に際しての
電極構成は、作用極および基準極の2極構成、あるいは
作用極、参照極および対極の3極であるが、これら電極
を束ねて微小化して実用化することは困難であった。ま
た、3極構成では、配線等のハイブリッド技術は半導体
加工技術を効果的に利用することができるものであり、
センサとしても半導体微細加工技術を利用できるものが
望まれていた。
従来のセンサでは、イオン導電性固体電解質自身に作用
極と基準極を設けなければならないため、このイオン導
電性固体電解質膜を厚膜(たとえば、5000Å以上)
とすることが必要である。また、測定に際しては、固体
電極(作用極)と基準極(たとえば、銀/塩化銀電極)
との間で電位法により測定するが、両電極は5mm2以
上の面積を必要とする。しかし、医療分野で用いる場合
には極めて微小なものが必要である。たとえば電極プロ
ーブとして用いる場合には、直径1mm以下、好ましく
は0.3mm以下が要求される。また、測定に際しての
電極構成は、作用極および基準極の2極構成、あるいは
作用極、参照極および対極の3極であるが、これら電極
を束ねて微小化して実用化することは困難であった。ま
た、3極構成では、配線等のハイブリッド技術は半導体
加工技術を効果的に利用することができるものであり、
センサとしても半導体微細加工技術を利用できるものが
望まれていた。
【0006】本発明はかかる問題点に鑑みてなされたも
ので、その目的は、半導体微細加工技術を利用して集積
化することができ、小型化および高速化を実現し得る酵
素センサおよびその製造方法を提供することにある。
ので、その目的は、半導体微細加工技術を利用して集積
化することができ、小型化および高速化を実現し得る酵
素センサおよびその製造方法を提供することにある。
【0007】
【課題を解決するための手段】本発明の酵素センサは、
電界効果トランジスタが形成された半導体基板と、この
半導体基板のゲート上に形成されたイオン導電性固体電
解質膜と、このイオン導電性固体電解質膜上に形成され
た触媒物質膜と、この触媒物質膜上に形成された酵素固
定化膜とを備え、酵素反応により生じる前記半導体基板
の表面電位の変化を測定することにより被測定物質の濃
度を検出するものである。表面電位の検出には電解効果
トランジスタ(FET)原理やC(容量)−V(電圧)
特性による表面電位検出法を利用することができる。
電界効果トランジスタが形成された半導体基板と、この
半導体基板のゲート上に形成されたイオン導電性固体電
解質膜と、このイオン導電性固体電解質膜上に形成され
た触媒物質膜と、この触媒物質膜上に形成された酵素固
定化膜とを備え、酵素反応により生じる前記半導体基板
の表面電位の変化を測定することにより被測定物質の濃
度を検出するものである。表面電位の検出には電解効果
トランジスタ(FET)原理やC(容量)−V(電圧)
特性による表面電位検出法を利用することができる。
【0008】特に、本発明の酵素センサは、前記イオン
導電性固体電解質膜を単結晶トリフルオロランタン、ト
リオキソタングステンランタンおよびアンチモン酸のい
ずれかにより形成し、その上に触媒物質膜、次いで酵素
固定化膜を形成する。この酵素固定化膜にグルコースオ
キシダーゼを固定し、グルコースの酵素反応により生成
される過酸化水素量を、前記半導体基板の表面電位の変
化を測定することにより検出し、これによりグルコース
の濃度を測定するものである。
導電性固体電解質膜を単結晶トリフルオロランタン、ト
リオキソタングステンランタンおよびアンチモン酸のい
ずれかにより形成し、その上に触媒物質膜、次いで酵素
固定化膜を形成する。この酵素固定化膜にグルコースオ
キシダーゼを固定し、グルコースの酵素反応により生成
される過酸化水素量を、前記半導体基板の表面電位の変
化を測定することにより検出し、これによりグルコース
の濃度を測定するものである。
【0009】本発明の酵素センサでは、半導体基板のゲ
ート上に、イオン導電性固体電解質膜と触媒物質膜との
積層膜、および酵素固定化膜からなる、いわゆるMOS
ダイオードを構成しており、このMOSダイオードの容
量の変化から被測定物質の濃度を測定するものである。 たとえば酵素としてグルコースオキシダーゼを固定化し
、グルコースセンサとした場合には、グルコース(C6
H12O6)の溶液に浸すとグルコースオキシダーゼの
存在によってMOSダイオードの表面では次のような反
応が起こり、グルコノラクトン(C6H10O6)と過
酸化水素とが発生する。
ート上に、イオン導電性固体電解質膜と触媒物質膜との
積層膜、および酵素固定化膜からなる、いわゆるMOS
ダイオードを構成しており、このMOSダイオードの容
量の変化から被測定物質の濃度を測定するものである。 たとえば酵素としてグルコースオキシダーゼを固定化し
、グルコースセンサとした場合には、グルコース(C6
H12O6)の溶液に浸すとグルコースオキシダーゼの
存在によってMOSダイオードの表面では次のような反
応が起こり、グルコノラクトン(C6H10O6)と過
酸化水素とが発生する。
【0010】
【化2】
この過酸化水素とイオン導電性固体電解質膜とが反応し
て起電力を発生するため、半導体基板のフラットバンド
電圧(VFV)が変化する。これによりMOSダイオー
ドの容量が変化するもので、このダイオードの容量の変
化を検出することにより、グルコース濃度を検出するこ
とができる。具体的には、白金等の触媒物質膜を電極と
して、この電極と半導体基板の裏面の電極との間の容量
を測定すればよい。なお、この酵素センサを作用極とし
、基準極(銀/塩化銀)、または酵素を失活させた以外
は本発明の酵素センサと同一構成の比較極との間で発生
した起電力を測定することもできる。
て起電力を発生するため、半導体基板のフラットバンド
電圧(VFV)が変化する。これによりMOSダイオー
ドの容量が変化するもので、このダイオードの容量の変
化を検出することにより、グルコース濃度を検出するこ
とができる。具体的には、白金等の触媒物質膜を電極と
して、この電極と半導体基板の裏面の電極との間の容量
を測定すればよい。なお、この酵素センサを作用極とし
、基準極(銀/塩化銀)、または酵素を失活させた以外
は本発明の酵素センサと同一構成の比較極との間で発生
した起電力を測定することもできる。
【0011】本発明で用いる半導体基板としては、半導
体シリコン基板を用い、またその上の絶縁膜をシリコン
酸化膜とすることが好ましいが、電界効果トランジスタ
を形成することができるものであれば、その他の半導体
(たとえばガリウム砒素(GaAs)、インジウム燐(
InP)等)であってもよい。
体シリコン基板を用い、またその上の絶縁膜をシリコン
酸化膜とすることが好ましいが、電界効果トランジスタ
を形成することができるものであれば、その他の半導体
(たとえばガリウム砒素(GaAs)、インジウム燐(
InP)等)であってもよい。
【0012】イオン導電性固体電解質膜は、酵素反応で
生成した過酸化水素を
生成した過酸化水素を
【化1】
式で示した酸化反応を生起する働きと、このときのH+
(イオン)を導電する固体電界質の性質を有するもので
、たとえば単結晶トリフルオロランタン(LaF3)、
トリオキソタングステンランタン(LaWO3)、アン
チモン酸などが用いられるが、この目的を達成できる構
造体であれば他のものでもよい。
(イオン)を導電する固体電界質の性質を有するもので
、たとえば単結晶トリフルオロランタン(LaF3)、
トリオキソタングステンランタン(LaWO3)、アン
チモン酸などが用いられるが、この目的を達成できる構
造体であれば他のものでもよい。
【0013】酵素反応を促進させる触媒物質膜としては
、白金、パロブストカイト系セラミックスなどが効果的
に用いられ、その他の金属、金属酸化物、セラミックス
、無機材料なども用いることができる。
、白金、パロブストカイト系セラミックスなどが効果的
に用いられ、その他の金属、金属酸化物、セラミックス
、無機材料なども用いることができる。
【0014】本発明の酵素センサでは、半導体基板を利
用しているので、半導体微細加工技術を利用して集積化
することができ、小型化を実現できるとともに、他の種
類のセンサと組み合わせることにより多機能センサを実
現することができる。また、白金等の触媒物質膜、ある
いは別に金属電極を付着してこれを対極として用いるこ
とができるので、基準電極が不要であり、製造工程を簡
略化することができるとともに、測定が容易になる。
用しているので、半導体微細加工技術を利用して集積化
することができ、小型化を実現できるとともに、他の種
類のセンサと組み合わせることにより多機能センサを実
現することができる。また、白金等の触媒物質膜、ある
いは別に金属電極を付着してこれを対極として用いるこ
とができるので、基準電極が不要であり、製造工程を簡
略化することができるとともに、測定が容易になる。
【0015】また、単結晶トリフルオロランタン膜を参
照極上に形成した従来のグルコースセンサでは、応答感
度を上げるために、膜を薄くすることに限界があったが
、本発明による酵素センサでは、イオン導電性固体電解
質が直接半導体基板上に形成されており、酵素反応で生
成した過酸化水素が、イオン導電性固体電解質と反応し
て起電力が生起する構成であるため、イオン導電性固体
電解質、触媒物質膜は極めて薄い膜であっても良く、こ
れによってもより小型化を図ることができる。
照極上に形成した従来のグルコースセンサでは、応答感
度を上げるために、膜を薄くすることに限界があったが
、本発明による酵素センサでは、イオン導電性固体電解
質が直接半導体基板上に形成されており、酵素反応で生
成した過酸化水素が、イオン導電性固体電解質と反応し
て起電力が生起する構成であるため、イオン導電性固体
電解質、触媒物質膜は極めて薄い膜であっても良く、こ
れによってもより小型化を図ることができる。
【0016】さらに、本発明の酵素センサでは、酵素反
応により生じた過酸化水素を測定するものであるため、
水素イオン濃度(pH)に依存することなく測定するこ
とができる。したがって、測定に際して水素イオン濃度
の調整が不要であり、測定が容易になる。
応により生じた過酸化水素を測定するものであるため、
水素イオン濃度(pH)に依存することなく測定するこ
とができる。したがって、測定に際して水素イオン濃度
の調整が不要であり、測定が容易になる。
【0017】なお、本発明の酵素センサでは、イオン導
電性固体電解質膜の形成領域以外の絶縁部を、MOSダ
イオード部のゲートに比較して肉厚に形成し、この肉厚
の絶縁部の中で触媒物質膜と外部電極とを接続させる構
成とする必要がある。MOSダイオード部のゲートと同
じ厚さとすると、外部電極との接続部もダイオードとな
ってしまい、感度が劣化するおそれがあるからである。
電性固体電解質膜の形成領域以外の絶縁部を、MOSダ
イオード部のゲートに比較して肉厚に形成し、この肉厚
の絶縁部の中で触媒物質膜と外部電極とを接続させる構
成とする必要がある。MOSダイオード部のゲートと同
じ厚さとすると、外部電極との接続部もダイオードとな
ってしまい、感度が劣化するおそれがあるからである。
【0018】本発明の酵素センサを製造するに際しては
、たとえばスピンコート法、誘電法(たとえばスパッタ
リング法(RFスパッタ法、中性イオン原子ビームスパ
ッタ法等)を用いることにより、イオン導電性固体電解
質膜、触媒物質膜および酵素固定化膜を電界効果トラン
ジスタの微小ゲート上に容易に形成することができ、集
積化を図ることができる。
、たとえばスピンコート法、誘電法(たとえばスパッタ
リング法(RFスパッタ法、中性イオン原子ビームスパ
ッタ法等)を用いることにより、イオン導電性固体電解
質膜、触媒物質膜および酵素固定化膜を電界効果トラン
ジスタの微小ゲート上に容易に形成することができ、集
積化を図ることができる。
【0019】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面を参照して具休
的に説明する。 (実施例1) 図1は本発明の実施例1に係るグルコースセンサの縦断
面構造を表すものである。まず、表面にMOS型電界効
果トランジスタのゲートとなる膜厚100μmのシリコ
ン酸化膜22が形成された市販のn型シリコン半導体基
板21を用意した。このシリコン半導体基板21のシリ
コン酸化膜22のMOSダイオード形成予定領域を選択
的にエッチング除去するとともに、裏面にアルミニウム
板27を固定した。その後、平行平板型のRFスパッタ
装置(日電アネルバ社製、SPF−210H)を用い、
圧力(アルゴンガス圧)8×10−2Torrの条件で
、アルゴンイオンによりトリフルオロランタンのターゲ
ットのスパッタリングを行い、トリフルオロランタン膜
23をエッチング除去部の約半分の深さまで(膜厚約2
000Å)形成した。次いで、ターゲットを白金に変え
てスパッタリングを行い、同じ条件でトリフルオロラン
タン膜23からシリコン酸化膜22にわたって、触媒物
質膜としての膜厚500Åの白金電極膜24を被覆形成
した。次いで、シリコン酸化膜22の肉厚部22a上で
白金電極膜24にリード線(白金線)25の一端を銀ペ
ーストにより接続した。同じく、シリコン半導体基板2
1の裏面側のアルミニウム板27に銅線(リード線)2
8の一端を接続した。さらに、保護膜としてのエポキシ
樹脂29でグルコースオキシダーゼ固定化膜形成予定領
域を除く領域全体を被覆した。続いて、グルコースオキ
シダーゼ(20mg/ml、146U/mg)、アルブ
ミン溶液(5%)およびグルタルアルデヒド溶液(1%
)を含有するリン酸緩衝液中に15分間浸漬し、次いで
アルブミン溶液(5%)に浸漬させることにより、白金
電極膜24上にグルコースオキシダーゼ固定化膜26を
被覆形成した。なお、図2は白金電極膜24の平面構造
を示すもので、図1はこの図2のI−I線に沿う断面構
造を示すものである。
的に説明する。 (実施例1) 図1は本発明の実施例1に係るグルコースセンサの縦断
面構造を表すものである。まず、表面にMOS型電界効
果トランジスタのゲートとなる膜厚100μmのシリコ
ン酸化膜22が形成された市販のn型シリコン半導体基
板21を用意した。このシリコン半導体基板21のシリ
コン酸化膜22のMOSダイオード形成予定領域を選択
的にエッチング除去するとともに、裏面にアルミニウム
板27を固定した。その後、平行平板型のRFスパッタ
装置(日電アネルバ社製、SPF−210H)を用い、
圧力(アルゴンガス圧)8×10−2Torrの条件で
、アルゴンイオンによりトリフルオロランタンのターゲ
ットのスパッタリングを行い、トリフルオロランタン膜
23をエッチング除去部の約半分の深さまで(膜厚約2
000Å)形成した。次いで、ターゲットを白金に変え
てスパッタリングを行い、同じ条件でトリフルオロラン
タン膜23からシリコン酸化膜22にわたって、触媒物
質膜としての膜厚500Åの白金電極膜24を被覆形成
した。次いで、シリコン酸化膜22の肉厚部22a上で
白金電極膜24にリード線(白金線)25の一端を銀ペ
ーストにより接続した。同じく、シリコン半導体基板2
1の裏面側のアルミニウム板27に銅線(リード線)2
8の一端を接続した。さらに、保護膜としてのエポキシ
樹脂29でグルコースオキシダーゼ固定化膜形成予定領
域を除く領域全体を被覆した。続いて、グルコースオキ
シダーゼ(20mg/ml、146U/mg)、アルブ
ミン溶液(5%)およびグルタルアルデヒド溶液(1%
)を含有するリン酸緩衝液中に15分間浸漬し、次いで
アルブミン溶液(5%)に浸漬させることにより、白金
電極膜24上にグルコースオキシダーゼ固定化膜26を
被覆形成した。なお、図2は白金電極膜24の平面構造
を示すもので、図1はこの図2のI−I線に沿う断面構
造を示すものである。
【0020】本実施例のグルコースセンサでは、ゲート
としてのシリコン酸化膜22が形成されたシリコン半導
体基板21上に、トリフルオロランタン膜23と白金電
極膜24からなる積層膜、およびグルコースオキシダー
ゼ固定化膜26からなるMOSダイオード30が形成さ
れている。この場合、トリフルオロランタン膜23と白
金電極膜24とからなる積層膜の酸化反応によって生じ
る起電力、すなわちシリコン半導体基板21のフラット
バンド電圧(VFV)の変化を、MOSダイオード30
の容量変化から測定することができる。この容量変化は
リード線25、28を介して公知の測定回路により測定
することができ、これによりグルコースの酵素反応によ
って生起する過酸化水素量を検出し、グルコース濃度を
測定することができる。
としてのシリコン酸化膜22が形成されたシリコン半導
体基板21上に、トリフルオロランタン膜23と白金電
極膜24からなる積層膜、およびグルコースオキシダー
ゼ固定化膜26からなるMOSダイオード30が形成さ
れている。この場合、トリフルオロランタン膜23と白
金電極膜24とからなる積層膜の酸化反応によって生じ
る起電力、すなわちシリコン半導体基板21のフラット
バンド電圧(VFV)の変化を、MOSダイオード30
の容量変化から測定することができる。この容量変化は
リード線25、28を介して公知の測定回路により測定
することができ、これによりグルコースの酵素反応によ
って生起する過酸化水素量を検出し、グルコース濃度を
測定することができる。
【0021】実験例1
実施例1で作製した図1のグルコースセンサ31を図5
(a)に示すようにリン酸塩緩衝溶液32中に浸し、こ
のグルコースセンサ31のバイアス電圧をフラットバン
ド電圧(VFV)近くに固定した。次いで、リン酸塩緩
衝溶液32のグルコース濃度を徐々に上げ、その際のM
OSダイオード30の容量変化ΔCを求め、グルコース
濃度に対する応答を測定した。そして、図6に示すC(
容量)−V(出力電圧)特性よりフラットバンド電圧の
増加分ΔVFVを求めた。その結果を図7のAに示す。
(a)に示すようにリン酸塩緩衝溶液32中に浸し、こ
のグルコースセンサ31のバイアス電圧をフラットバン
ド電圧(VFV)近くに固定した。次いで、リン酸塩緩
衝溶液32のグルコース濃度を徐々に上げ、その際のM
OSダイオード30の容量変化ΔCを求め、グルコース
濃度に対する応答を測定した。そして、図6に示すC(
容量)−V(出力電圧)特性よりフラットバンド電圧の
増加分ΔVFVを求めた。その結果を図7のAに示す。
【0022】また、トリフルオロランタンはグルコース
オキシダーゼの存在によって生成する過酸化水素に反応
するということを確かめるために、図5(b)に示すよ
うに過酸化水素溶液33で同様の測定を行った。ただし
、この場合は、白金電極膜24表面にグルコースオキシ
ダーゼを固定しないで測定を行った。グルコース濃度変
化(10−4〜10−1M)に対して出力電圧の増加分
(ΔVFV)をプロットした結果を図7のBに示す。
オキシダーゼの存在によって生成する過酸化水素に反応
するということを確かめるために、図5(b)に示すよ
うに過酸化水素溶液33で同様の測定を行った。ただし
、この場合は、白金電極膜24表面にグルコースオキシ
ダーゼを固定しないで測定を行った。グルコース濃度変
化(10−4〜10−1M)に対して出力電圧の増加分
(ΔVFV)をプロットした結果を図7のBに示す。
【0023】この出力電圧の増加分(ΔVFV)と過酸
化水素の濃度との関係は4×10−4〜1×10−2M
の範囲でほぼ直線関係を示しており、このときの直線の
傾きは−50mV/濃度である。これは過酸化水素1分
子当たりの反応電子数が約1.0であり過酸化水素の1
電子酸化反応が起っていることを示唆している。一方、
図7のAの結果より、実施例1のグルコースセンサのグ
ルコースに対する応答は、3×10−4〜8×10−3
Mの範囲で直線関係を示し、このときの直線の傾きは過
酸化水素に対する傾きとほぼ一致する−50mV/濃度
を示している。すなわち、実施例1のグルコースセンサ
は、グルコースオキシダーゼの存在によって生成される
グルコノラクトンと過酸化水素のうち過酸化水素に反応
していることがわかった。
化水素の濃度との関係は4×10−4〜1×10−2M
の範囲でほぼ直線関係を示しており、このときの直線の
傾きは−50mV/濃度である。これは過酸化水素1分
子当たりの反応電子数が約1.0であり過酸化水素の1
電子酸化反応が起っていることを示唆している。一方、
図7のAの結果より、実施例1のグルコースセンサのグ
ルコースに対する応答は、3×10−4〜8×10−3
Mの範囲で直線関係を示し、このときの直線の傾きは過
酸化水素に対する傾きとほぼ一致する−50mV/濃度
を示している。すなわち、実施例1のグルコースセンサ
は、グルコースオキシダーゼの存在によって生成される
グルコノラクトンと過酸化水素のうち過酸化水素に反応
していることがわかった。
【0024】実施例1の酵素センサにおいてグルコース
濃度を変化させたときの90%応答は4〜10分間程度
であった。図8にその結果を示す。また、実施例1のグ
ルコースセンサをリン酸塩緩衝液中に浸漬して約4℃で
保存し、一回の測定時間を2時間として、1日1〜2回
グルコース濃度を測定した。このグルコースセンサは約
10日間ほど安定した特性を示し、耐久性があることが
わかった。
濃度を変化させたときの90%応答は4〜10分間程度
であった。図8にその結果を示す。また、実施例1のグ
ルコースセンサをリン酸塩緩衝液中に浸漬して約4℃で
保存し、一回の測定時間を2時間として、1日1〜2回
グルコース濃度を測定した。このグルコースセンサは約
10日間ほど安定した特性を示し、耐久性があることが
わかった。
【0025】実験例2
実施例1で作製したグルコースセンサを作用極とし、グ
ルコースオキシダーゼを失活させた以外は実施例1のグ
ルコースセンサと同様に作製した比較極を同一シリコン
半導体基板21上に形成し、図5(a)に示したと同様
の構成で、MOSダイオードの容積変化ΔCを求め、実
験例1と同様にC−V特性からグルコース濃度に対する
応答(ΔVFV)を求めた。その結果は実験例1と同じ
く、過酸化水素に対する傾きと同じであった。したがっ
て、本実験例における電極構成でも同様に実施例1のグ
ルコースセンサが、グルコースオキシダーゼの存在によ
って生成するグルコノラクトンと過酸化水素のうちの過
酸化水素と反応し、過酸化水素の1電子酸化反応が生起
していることが明らかとなった。
ルコースオキシダーゼを失活させた以外は実施例1のグ
ルコースセンサと同様に作製した比較極を同一シリコン
半導体基板21上に形成し、図5(a)に示したと同様
の構成で、MOSダイオードの容積変化ΔCを求め、実
験例1と同様にC−V特性からグルコース濃度に対する
応答(ΔVFV)を求めた。その結果は実験例1と同じ
く、過酸化水素に対する傾きと同じであった。したがっ
て、本実験例における電極構成でも同様に実施例1のグ
ルコースセンサが、グルコースオキシダーゼの存在によ
って生成するグルコノラクトンと過酸化水素のうちの過
酸化水素と反応し、過酸化水素の1電子酸化反応が生起
していることが明らかとなった。
【0026】図3に示すように、実施例1で作製したグ
ルコースセンサ31と、基準極としての基準FET35
とを一体化した構造とした。図4は基準FET35の図
3のIV−IV線に沿った断面構造を表している。すな
わち、グルコースセンサ31のシリコン半導体基板21
の上に酸化アルミナ、サファイア等の絶縁性基板36を
搭載し、この絶縁性基板36の上にスパッタ法により膜
厚1000Åの銀薄膜電極37を形成し、さらに中性原
子ビームスパッタ装置を用いて、塩化銀薄膜38および
ポリテトラフルオロエチレン(登録商標;テフロン)薄
膜39を交互に5層形成し、最終的に被検液に接触する
層がポリテトラフルオロエチレン薄膜39となるように
した。スパッタの条件は、真空度2×10−5Toor
、アルゴン流量約0.5SCCM、加速電圧7KV、電
流値1.2nAとし、ターゲットへのビーム入射角度を
30〜45度に設定した。ポリテトラフルオロエチレン
薄膜39の膜厚200Å、混合膜40の膜厚は約500
Åであった。この基準FET35を飽和塩化ナトリウム
水溶液中に2〜3時間浸漬し、電位を安定させてから測
定を行った結果、安定した結果が得られた。なお、この
基準FET35の基準電位は、ソース41およびドレイ
ン42を有するMOS型電界効果トランジスタ43によ
り検出され、リード線44を介して外部の測定装置によ
り測定される。
ルコースセンサ31と、基準極としての基準FET35
とを一体化した構造とした。図4は基準FET35の図
3のIV−IV線に沿った断面構造を表している。すな
わち、グルコースセンサ31のシリコン半導体基板21
の上に酸化アルミナ、サファイア等の絶縁性基板36を
搭載し、この絶縁性基板36の上にスパッタ法により膜
厚1000Åの銀薄膜電極37を形成し、さらに中性原
子ビームスパッタ装置を用いて、塩化銀薄膜38および
ポリテトラフルオロエチレン(登録商標;テフロン)薄
膜39を交互に5層形成し、最終的に被検液に接触する
層がポリテトラフルオロエチレン薄膜39となるように
した。スパッタの条件は、真空度2×10−5Toor
、アルゴン流量約0.5SCCM、加速電圧7KV、電
流値1.2nAとし、ターゲットへのビーム入射角度を
30〜45度に設定した。ポリテトラフルオロエチレン
薄膜39の膜厚200Å、混合膜40の膜厚は約500
Åであった。この基準FET35を飽和塩化ナトリウム
水溶液中に2〜3時間浸漬し、電位を安定させてから測
定を行った結果、安定した結果が得られた。なお、この
基準FET35の基準電位は、ソース41およびドレイ
ン42を有するMOS型電界効果トランジスタ43によ
り検出され、リード線44を介して外部の測定装置によ
り測定される。
【0027】
【発明の効果】以上説明したように本発明の酵素センサ
によれば、半導体基板のゲート上に、イオン導電性固体
電解質膜と触媒物質膜とからなる積層膜、および酵素固
定化膜によりMOSダイオードを構成するようにしたの
で、このMOSダイオードの容量の変化、すなわち酵素
反応により生じる前記半導体基板の表面電位の変化を測
定することにより、被測定物質の濃度を安定して測定す
ることができる。また、触媒物質膜を白金等の貴金属で
形成し、これを対極としても用いることにより基準電極
が不要となり、これにより製作プロセスが簡易となり、
またセンサの小型化、保守、安定化に有利となる。また
、半導体集積化技術を用いて製造することができるので
、小型化ならびに高速化を実現することができるととも
に、他の種類のセンサと組み合わせることにより、容易
に多機能センサを実現することができる。さらに、本発
明の酵素センサの製造方法によれば、前記MOSダイオ
ード構造を容易に形成することができる。
によれば、半導体基板のゲート上に、イオン導電性固体
電解質膜と触媒物質膜とからなる積層膜、および酵素固
定化膜によりMOSダイオードを構成するようにしたの
で、このMOSダイオードの容量の変化、すなわち酵素
反応により生じる前記半導体基板の表面電位の変化を測
定することにより、被測定物質の濃度を安定して測定す
ることができる。また、触媒物質膜を白金等の貴金属で
形成し、これを対極としても用いることにより基準電極
が不要となり、これにより製作プロセスが簡易となり、
またセンサの小型化、保守、安定化に有利となる。また
、半導体集積化技術を用いて製造することができるので
、小型化ならびに高速化を実現することができるととも
に、他の種類のセンサと組み合わせることにより、容易
に多機能センサを実現することができる。さらに、本発
明の酵素センサの製造方法によれば、前記MOSダイオ
ード構造を容易に形成することができる。
【図1】本発明の実施例1に係るグルコースセンサの構
成を表す縦断面図である。
成を表す縦断面図である。
【図2】本発明の実施例1に係るグルコースセンサの電
極部の構成を表す平面図である。
極部の構成を表す平面図である。
【図3】本発明の実施例1に係るグルコースセンサを基
準極と一体化した構成を表す平面図である。
準極と一体化した構成を表す平面図である。
【図4】図3に示した基準極の構成を表す縦断面図であ
る。
る。
【図5】それぞれ実施例1のグルコースセンサの応答特
性を求めるための構成例を表すもので、(a)はグルコ
ースに対する応答特性、また(b)は過酸化水素に対す
る応答特性を求めるための構成を表す図である。
性を求めるための構成例を表すもので、(a)はグルコ
ースに対する応答特性、また(b)は過酸化水素に対す
る応答特性を求めるための構成を表す図である。
【図6】実施例1のグルコースセンサにおけるMOSダ
イオードの容量特性を示す図である。
イオードの容量特性を示す図である。
【図7】実験例1で求めたグルコースセンサのグルコー
スおよび過酸化水素に対する応答特性を示す図である。
スおよび過酸化水素に対する応答特性を示す図である。
【図8】実験例2で求めたグルコースセンサの応答特性
を表す図である。
を表す図である。
21 シリコン半導体基板
22 シリコン酸化膜
23 トリフルオロランタン膜
24 白金電極膜
Claims (9)
- 【請求項1】 電界効果トランジスタが形成された半
導体基板と、前記電界効果トランジスタのゲート上に形
成されたイオン導電性固体電解質膜と、このイオン導電
性固体電解質膜上に形成された触媒物質膜と、この触媒
物質膜上に形成された酵素固定化膜とを備え、酵素反応
により生じる前記半導体基板の表面電位の変化を測定す
ることにより被測定物質の濃度を検出することを特徴と
する酵素センサ。 - 【請求項2】 前記イオン導電性固体電解質膜を単結
晶トリフルオロランタン、トリオキソタングステンラン
タンおよびアンチモン酸のいずれかにより形成するとと
もに、酵素固定化膜にグルコースオキシダーゼを固定し
、イオン導電性固体電解質膜とグルコース反応により生
成される過酸化水素とが反応するときの前記半導体基板
の表面電位の変化を測定することによりグルコースの濃
度を測定するよう構成してなる請求項1記載の酵素セン
サ。 - 【請求項3】前記イオン導電性固体電解質膜の形成領域
以外の部分に、前記ゲートよりも肉厚の絶縁部を形成し
、この絶縁部の中で前記触媒物質膜と外部電極とを電気
的に接続するように構成してなる請求項1または2に記
載の酵素センサ。 - 【請求項4】 前記半導体基板の裏面側に端子取出し
用の電極を形成してなる請求項1ないし3のいずれか1
に記載の酵素センサ。 - 【請求項5】 電界効果トランジスタをMOS型電界
効果トランジスタとしてなる請求項1ないし4のいずれ
か1に記載の酵素センサ。 - 【請求項6】 同一半導体基板上に基準電極を形成し
てなる請求項1ないし4のいずれか1に記載の酵素セン
サ。 - 【請求項7】 触媒物質に貴金属を用い、これを対極
としてなる請求項1ないし4のいずれか1に記載の酵素
センサ。 - 【請求項8】 ゲート電極上に金属膜を形成し、これ
を対極としてなる請求項1ないし4のいずれか1に記載
の酵素センサ。 - 【請求項9】 請求項1ないし5のいずれかに記載の
酵素センサの製造方法であって、電界効果トランジスタ
のゲート上に、前記イオン導電性固体電解質膜、次いで
触媒物質膜を誘電法により連続して形成し、その後酵素
固定化膜を前記触媒物質膜上に形成することを特徴とす
る酵素センサの製造方法。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2418265A JPH04223256A (ja) | 1990-12-25 | 1990-12-25 | 酵素センサおよびその製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2418265A JPH04223256A (ja) | 1990-12-25 | 1990-12-25 | 酵素センサおよびその製造方法 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH04223256A true JPH04223256A (ja) | 1992-08-13 |
Family
ID=18526159
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2418265A Pending JPH04223256A (ja) | 1990-12-25 | 1990-12-25 | 酵素センサおよびその製造方法 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH04223256A (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2008116210A (ja) * | 2006-10-31 | 2008-05-22 | Mitsumi Electric Co Ltd | センサおよび検出方法 |
JP2009513983A (ja) * | 2005-10-31 | 2009-04-02 | アボット ダイアベティス ケア インコーポレイテッド | 分析物センサおよびその作成方法 |
-
1990
- 1990-12-25 JP JP2418265A patent/JPH04223256A/ja active Pending
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009513983A (ja) * | 2005-10-31 | 2009-04-02 | アボット ダイアベティス ケア インコーポレイテッド | 分析物センサおよびその作成方法 |
US8795477B2 (en) | 2005-10-31 | 2014-08-05 | Abbott Diabetes Care Inc. | Methods of making, and, analyte sensor |
US9290839B2 (en) | 2005-10-31 | 2016-03-22 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method of making, and, analyte sensor |
JP2008116210A (ja) * | 2006-10-31 | 2008-05-22 | Mitsumi Electric Co Ltd | センサおよび検出方法 |
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