JPH04231844A - バイオセンサー - Google Patents
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- JPH04231844A JPH04231844A JP3153986A JP15398691A JPH04231844A JP H04231844 A JPH04231844 A JP H04231844A JP 3153986 A JP3153986 A JP 3153986A JP 15398691 A JP15398691 A JP 15398691A JP H04231844 A JPH04231844 A JP H04231844A
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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】
【発明の産業上の利用分野】本発明はバイオセンサー、
及びこのセンサーを利用して、例えば抗体−抗原結合反
応を検出する装置に関する。
及びこのセンサーを利用して、例えば抗体−抗原結合反
応を検出する装置に関する。
【０００２】
【従来技術及びその課題】抗体は生体を病気及び／又は
感染から保護する分子である。生体が抗原に暴露される
と、抗体を発生するが、これが抗原を結合・固定化する
結合部位になる。既に多くの抗体が認められている。こ
れら抗体は特異的抗原を検出するのに使用できる。この
ような抗原については、適当な抗体を与え、結合が生じ
るかどうかをみることによって、抗原の有無を調べるこ
とができる。例えば、抗体を支持体表面に与え、この支
持体を抗原を含むと考えられる液体に浸漬し、その表面
及び／又は支持体の物性をモニターすると、結合（抗原
の存在を示す）が生じているかをどうかをみることがで
きる。この種のテストに使用する支持体としては、圧電
結晶がある。表面音波（ＳＡＷ）を使用して抗原を検出
するが、この場合には支持体表面上の抗体への抗原の結
合によって生じるＳＡＷの減衰をモニターする。
感染から保護する分子である。生体が抗原に暴露される
と、抗体を発生するが、これが抗原を結合・固定化する
結合部位になる。既に多くの抗体が認められている。こ
れら抗体は特異的抗原を検出するのに使用できる。この
ような抗原については、適当な抗体を与え、結合が生じ
るかどうかをみることによって、抗原の有無を調べるこ
とができる。例えば、抗体を支持体表面に与え、この支
持体を抗原を含むと考えられる液体に浸漬し、その表面
及び／又は支持体の物性をモニターすると、結合（抗原
の存在を示す）が生じているかをどうかをみることがで
きる。この種のテストに使用する支持体としては、圧電
結晶がある。表面音波（ＳＡＷ）を使用して抗原を検出
するが、この場合には支持体表面上の抗体への抗原の結
合によって生じるＳＡＷの減衰をモニターする。
【０００３】上記に関する文献としては、Ｍｉｃｈａｅ
ｌ Ｔｈｏｍｐｓｏｎ等の“ＴｈｅＰｏｔｅｎｔｉａ
ｌ ｏｆ ｔｈｅ Ｂｕｌｋ Ａｃｏｕｓｔｉ
ｃ ＷａｖｅＤｅｖｉｃｅ ａｓ ａ Ｌｉｑ
ｕｉｄ−Ｐｈａｓｅ Ｉｍｍｕｎｏｓｅｎｓｏｒ”、
ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｕ
ｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ，Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ
，ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃｏｎｔｒｏｌ、
第ＵＦＦＣ−３４巻、第２号、１９８７年３月、第１２
７〜１３５頁、がある。
ｌ Ｔｈｏｍｐｓｏｎ等の“ＴｈｅＰｏｔｅｎｔｉａ
ｌ ｏｆ ｔｈｅ Ｂｕｌｋ Ａｃｏｕｓｔｉ
ｃ ＷａｖｅＤｅｖｉｃｅ ａｓ ａ Ｌｉｑ
ｕｉｄ−Ｐｈａｓｅ Ｉｍｍｕｎｏｓｅｎｓｏｒ”、
ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｕ
ｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ，Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ
，ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃｏｎｔｒｏｌ、
第ＵＦＦＣ−３４巻、第２号、１９８７年３月、第１２
７〜１３５頁、がある。
【０００４】上記論文に記載されている装置には、被検
出環境に音波がかなり浸透する問題がある。環境がガス
状の場合、この問題はそれ程面倒ではない。ところが、
上記テストについて好ましい環境は液体環境であり、こ
の場合浸透によりかなりの減衰が生じるので、装置感度
が劣化する。
出環境に音波がかなり浸透する問題がある。環境がガス
状の場合、この問題はそれ程面倒ではない。ところが、
上記テストについて好ましい環境は液体環境であり、こ
の場合浸透によりかなりの減衰が生じるので、装置感度
が劣化する。
【０００５】他の研究者による研究では、レイリー表面
音波（ＳＡＷ）、Ｂｌｅｕｓｔｅｉｎ−Ｇｕｌｙａｅｖ
（ＢＧ）波及び表面スキミングバルク波（ＳＳＢＷ）が
、そしてその液相環境における伝搬手段及び減衰が検討
されている。ＦａｂｉｅｎＪｏｓｓｅ、Ｚａｃｋ Ｓ
ｈａｎａによる２つの論文がある。即ち、“Ａｎａｌｙ
ｓｉｓ ｏｆ ｓｈｅａｒ ｈｏｒｉｚｏｎｔａ
ｌ ｓｕｒｆａｃｅｗａｖｅｓ ａｔ ｔｈｅ
ｂｏｕｎｄａｒｙ ｂｅｔｗｅｅｎ ａ ｐｉ
ｅｚｏｅｌｅｃｔｒｉｃ ｃｒｙｓｔａｌ ａｎｄ
ａ ｖａｒｉｏｕｓ ｆｌｕｉｄ ｍｅｄｉ
ｕｍ”、（Ｊｏｕｒｎａｌ Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｓ
ｏｃｉｅｔｙ ｏｆＡｍｅｒｉｃａ、８４（３）、１
９８８年９月、第９７８〜９８４頁）及び“Ｅｆｆｅｃ
ｔ ｏｆ ｌｉｑｕｉｄ ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ
ｔｉｍｅ ｏｎＳＨ ｓｕｒｆａｃｅ ｗａ
ｖｅｓ ｌｉｑｕｉｄ ｓｅｎｓｏｒｓ”（Ｊｏｕ
ｒｎａｌ Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｓｏｃｉｅｔｙ
ｏｆ Ａｍｅｒｉｃａ、８５（４）、１９８９年４月
、第１５６６〜１５６９頁）。また、次の論文もある。 即ち、山口、橋本、中島、向後の論文“Ｓｕｒｆａｃｅ
Ｓｋｉｍｍｉｎｇ ＢｕｌｋＷａｖｅ ａｎｄ
Ｂｌｅｕｓｔｅｉｎ−Ｇｕｌｙａｅｖ Ｗａｖｅ
ｏｎＲｅｌａｔｅｄ Ｙ−ｃｕｔｓ ｏｆ
Ｑｕａｒｔｚ”、千葉大学、電気工学科。この論文の一
部は“Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ”、
第１７巻、第１７号、第６０２〜６０３頁、１９８１年
に発表されている。
音波（ＳＡＷ）、Ｂｌｅｕｓｔｅｉｎ−Ｇｕｌｙａｅｖ
（ＢＧ）波及び表面スキミングバルク波（ＳＳＢＷ）が
、そしてその液相環境における伝搬手段及び減衰が検討
されている。ＦａｂｉｅｎＪｏｓｓｅ、Ｚａｃｋ Ｓ
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ｓｉｓ ｏｆ ｓｈｅａｒ ｈｏｒｉｚｏｎｔａ
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ｏｃｉｅｔｙ ｏｆＡｍｅｒｉｃａ、８４（３）、１
９８８年９月、第９７８〜９８４頁）及び“Ｅｆｆｅｃ
ｔ ｏｆ ｌｉｑｕｉｄ ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ
ｔｉｍｅ ｏｎＳＨ ｓｕｒｆａｃｅ ｗａ
ｖｅｓ ｌｉｑｕｉｄ ｓｅｎｓｏｒｓ”（Ｊｏｕ
ｒｎａｌ Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｓｏｃｉｅｔｙ
ｏｆ Ａｍｅｒｉｃａ、８５（４）、１９８９年４月
、第１５６６〜１５６９頁）。また、次の論文もある。 即ち、山口、橋本、中島、向後の論文“Ｓｕｒｆａｃｅ
Ｓｋｉｍｍｉｎｇ ＢｕｌｋＷａｖｅ ａｎｄ
Ｂｌｅｕｓｔｅｉｎ−Ｇｕｌｙａｅｖ Ｗａｖｅ
ｏｎＲｅｌａｔｅｄ Ｙ−ｃｕｔｓ ｏｆ
Ｑｕａｒｔｚ”、千葉大学、電気工学科。この論文の一
部は“Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ”、
第１７巻、第１７号、第６０２〜６０３頁、１９８１年
に発表されている。
【０００６】本発明の目的は液相環境で使用できるバイ
オセンサー装置を提供することにある。
オセンサー装置を提供することにある。
【０００７】即ち、本発明は表面に電極を設けた圧電支
持体からなるバイオセンサー装置において、該支持体を
単結晶で構成し、支持体表面にそって波が進行する方向
に横断する細長い金属蒸着領域として該表面に電極を写
真平板法により蒸着し、該細長い金属蒸着領域の幅及び
間隔を同じ程度にすると共に、蛋白質を該支持体表面に
固定化したことを特徴とするバイオセンサー装置を提供
するものである。
持体からなるバイオセンサー装置において、該支持体を
単結晶で構成し、支持体表面にそって波が進行する方向
に横断する細長い金属蒸着領域として該表面に電極を写
真平板法により蒸着し、該細長い金属蒸着領域の幅及び
間隔を同じ程度にすると共に、蛋白質を該支持体表面に
固定化したことを特徴とするバイオセンサー装置を提供
するものである。
【０００８】電極幅については１〜４０μｍ、好ましく
は１０〜２０μｍが有利である。
は１０〜２０μｍが有利である。
【０００９】電極を形成する金属蒸着領域は支持体表面
にクロムを蒸着し、クロムに金を蒸着してから、所望パ
ターンにエッチングすることにより形成すればよい。
にクロムを蒸着し、クロムに金を蒸着してから、所望パ
ターンにエッチングすることにより形成すればよい。
【００１０】電極厚みは１００００Ａ〜５μｍであれば
よいが、好ましくは２００００Ａ程度である。
よいが、好ましくは２００００Ａ程度である。
【００１１】支持体表面の質量取り込みは結晶表面に形
成した格子によって行えばよい。この格子は電極によっ
て、及び／又は別な金属フィンガーによって、及び／又
は電極を組み込んだ表面トラフによって形成することが
できる。
成した格子によって行えばよい。この格子は電極によっ
て、及び／又は別な金属フィンガーによって、及び／又
は電極を組み込んだ表面トラフによって形成することが
できる。
【００１２】本発明による好適なバイオセンサーは共振
周波数が１００ＭＨｚ以上の結晶支持体上に幅・間隔が
共に１１μｍ程度の電極を設けて形成したもので、これ
は液相試験溶液に浸漬すると、液体浸透が５０００Ａ未
満の表面スキミングバルク音波を発生する。既述のよう
に、支持体表面に金属蒸着格子を設けてあるため、表面
スキミングバルク音波の支持体及びその上の液体への浸
透が少なくなる。
周波数が１００ＭＨｚ以上の結晶支持体上に幅・間隔が
共に１１μｍ程度の電極を設けて形成したもので、これ
は液相試験溶液に浸漬すると、液体浸透が５０００Ａ未
満の表面スキミングバルク音波を発生する。既述のよう
に、支持体表面に金属蒸着格子を設けてあるため、表面
スキミングバルク音波の支持体及びその上の液体への浸
透が少なくなる。
【００１３】以下、本発明を添付図面について説明する
。図１は本発明バイオセンサー装置の表面領域を大きく
拡大して示す部分概略図である。図２は表面スキミング
バルク音波の動作周波数と、担持した蛋白質（固定化抗
体）層への該音波の浸透深さとの関係を示すグラフであ
る。図３は本発明バイオセンサー装置の被覆していない
表面を示す平面図である。
。図１は本発明バイオセンサー装置の表面領域を大きく
拡大して示す部分概略図である。図２は表面スキミング
バルク音波の動作周波数と、担持した蛋白質（固定化抗
体）層への該音波の浸透深さとの関係を示すグラフであ
る。図３は本発明バイオセンサー装置の被覆していない
表面を示す平面図である。
【００１４】図について説明すると、バイオセンサー装
置の支持体１０は石英単結晶で形成する。この結晶をＳ
Ｔ軸にそってカットし、表面を研磨する。電極１２（図
１参照）をＸ軸に平行な結晶面に形成する。（それ自体
公知な）写真平板技術により、例えば蒸着後エッチング
を行って形成した電極１２は平行ストリップからなり、
その厚みはほぼ２０００Ａ、幅はほぼ１１μｍ、そして
間隔はほぼ２０μｍである。詳しくいえば、まづクロム
層を蒸着してから、クロム表面に金層を蒸着する。その
後、レジストを使用して写真平板法により電極パターン
を形成し、エッチングする。
置の支持体１０は石英単結晶で形成する。この結晶をＳ
Ｔ軸にそってカットし、表面を研磨する。電極１２（図
１参照）をＸ軸に平行な結晶面に形成する。（それ自体
公知な）写真平板技術により、例えば蒸着後エッチング
を行って形成した電極１２は平行ストリップからなり、
その厚みはほぼ２０００Ａ、幅はほぼ１１μｍ、そして
間隔はほぼ２０μｍである。詳しくいえば、まづクロム
層を蒸着してから、クロム表面に金層を蒸着する。その
後、レジストを使用して写真平板法により電極パターン
を形成し、エッチングする。
【００１５】各支持体チップ１０はリード線１７と接触
パッド１８をもつ検温装置１６を備えている。最終的な
バイオセンサーの大きさは１５ｍｍ×１０ｍｍであるが
、複数のこのような装置を同時に石英ウエハ上に形成し
、製造段階の後半でウエハから個々のチップを切断して
もよい。
パッド１８をもつ検温装置１６を備えている。最終的な
バイオセンサーの大きさは１５ｍｍ×１０ｍｍであるが
、複数のこのような装置を同時に石英ウエハ上に形成し
、製造段階の後半でウエハから個々のチップを切断して
もよい。
【００１６】接続体１３を介して電極１２を接触パッド
１５に接続する。
１５に接続する。
【００１７】図１に示すように、接着剤及び所望抗体を
含む層１４を支持体１０の表面に電極１２を介して被覆
する。この層１４は非常に薄く、例えば５０００Ａ、好
ましくは１０００Ａ程度である。
含む層１４を支持体１０の表面に電極１２を介して被覆
する。この層１４は非常に薄く、例えば５０００Ａ、好
ましくは１０００Ａ程度である。
【００１８】周波数が例えば１００ＭＨｚの交流信号を
接触パッドに加え、結晶内に運動を起こすと（図１参照
）、表面スキミングバルク音波１６がＸ軸（そして電極
）に対して横断する結晶面にそって伝搬する。図１に示
すように、表面蛋白質層１４のセグメント１４ａ、１４
ｂ及び１４ｃの形状によって、層１４が結晶運動により
変形する。センサーを液体に浸漬すると、波動が減衰す
るが、表Ｉに示すように、通常の音波に比較した場合こ
の減衰は非常に小さい。下記表Ｉには、低周波数で動作
する公知ニオブ酸リチウムセンサーに比較した場合の本
発明センサーの空気中及びその他の媒体中における減衰
を示す。
接触パッドに加え、結晶内に運動を起こすと（図１参照
）、表面スキミングバルク音波１６がＸ軸（そして電極
）に対して横断する結晶面にそって伝搬する。図１に示
すように、表面蛋白質層１４のセグメント１４ａ、１４
ｂ及び１４ｃの形状によって、層１４が結晶運動により
変形する。センサーを液体に浸漬すると、波動が減衰す
るが、表Ｉに示すように、通常の音波に比較した場合こ
の減衰は非常に小さい。下記表Ｉには、低周波数で動作
する公知ニオブ酸リチウムセンサーに比較した場合の本
発明センサーの空気中及びその他の媒体中における減衰
を示す。
【００１９】
【表１】表Ｉ
１．１１０ＭＨｚＳＴ石英−被覆面積２０ｍｍ２２．７
０ＭＨｚニオブ酸リチウムＹＺ−被覆面積２．４ｍｍ２
０ＭＨｚニオブ酸リチウムＹＺ−被覆面積２．４ｍｍ２
【００２０】本発明センサーを液体に浸漬したさいに発
生するＳＳＢＷの低減衰は液体への表面スキミングバル
ク音波の低浸透によるものである。図２はこの関係を示
すグラフであり、浸透の動作周波数への依存性を説明す
るものである。本発明のバイオセンサーの場合、高周波
数（＞１００ＭＨｚ）を適用し、かつ支持体１０の表面
に薄く被覆した蛋白質層１４を使用すると、その感度を
最大化できる。
生するＳＳＢＷの低減衰は液体への表面スキミングバル
ク音波の低浸透によるものである。図２はこの関係を示
すグラフであり、浸透の動作周波数への依存性を説明す
るものである。本発明のバイオセンサーの場合、高周波
数（＞１００ＭＨｚ）を適用し、かつ支持体１０の表面
に薄く被覆した蛋白質層１４を使用すると、その感度を
最大化できる。
【００２１】液体からの抗原の蛋白質層１４の抗体への
結合は、この層１４が薄い程（層１４の質量が低い程）
より簡単に検出できる。この結果、抗原の層１４への結
合によって生じる質量の相対変化が非常に高くなる。質
量が変化すると、速度変化、従って音波周波数変化が生
じる。この周波数変化が検出された場合、抗原が存在す
ることになる。
結合は、この層１４が薄い程（層１４の質量が低い程）
より簡単に検出できる。この結果、抗原の層１４への結
合によって生じる質量の相対変化が非常に高くなる。質
量が変化すると、速度変化、従って音波周波数変化が生
じる。この周波数変化が検出された場合、抗原が存在す
ることになる。
【００２２】本発明は前記実施例の細部には制限されず
、各種変更が可能である。例えば、結晶支持体１０表面
の有効質量取込み量を増やすと、結晶支持体１０への表
面スキミングバルク音波の浸透を小さくでき、また間隔
を狭くすることによって、及び／又は別に金属蒸着物を
組込むことによって、及び／又は金属蒸着物間の結晶表
面にトラフを設けることによって、電極構造体１２（図
１及び図３）の質量を増やすことができる。このように
形成した格子の間隔は、λをＳＳＢＷの波長とすると、
λ／２程度である。同様に、金属蒸着格子の厚み、ある
いは（トラフを形成した場合の）金属蒸着物及びリッジ
からなる格子の厚みは好ましくはλ／１００未満である
。格子を使用した場合には、音波の表面伝搬が増す。理
想的なセンサーは音波の全エネルギーを蛋白質層１４に
封じ込んだセンサー、即ち全エネルギーが液体・結晶の
いずれにおいても失われないセンサーである。このセン
サーによれば、抗原結合に対する感度が最大になる。本
装置の動作周波数は最大５００ＭＨｚである。電極構造
体１２はアルミニウムで構成すればよい。
、各種変更が可能である。例えば、結晶支持体１０表面
の有効質量取込み量を増やすと、結晶支持体１０への表
面スキミングバルク音波の浸透を小さくでき、また間隔
を狭くすることによって、及び／又は別に金属蒸着物を
組込むことによって、及び／又は金属蒸着物間の結晶表
面にトラフを設けることによって、電極構造体１２（図
１及び図３）の質量を増やすことができる。このように
形成した格子の間隔は、λをＳＳＢＷの波長とすると、
λ／２程度である。同様に、金属蒸着格子の厚み、ある
いは（トラフを形成した場合の）金属蒸着物及びリッジ
からなる格子の厚みは好ましくはλ／１００未満である
。格子を使用した場合には、音波の表面伝搬が増す。理
想的なセンサーは音波の全エネルギーを蛋白質層１４に
封じ込んだセンサー、即ち全エネルギーが液体・結晶の
いずれにおいても失われないセンサーである。このセン
サーによれば、抗原結合に対する感度が最大になる。本
装置の動作周波数は最大５００ＭＨｚである。電極構造
体１２はアルミニウムで構成すればよい。
【００２３】本発明により構成し、かつ抗体含有層１４
で被覆したバイオセンサーを使用するさいには、これを
液体に浸漬するか、あるいは液滴を層１４の表面に滴下
すればよい。液体が層１４の抗体と結合する抗原を含有
している場合、加えた信号は減衰し、周波数が変化する
。そして、音波エネルギーの液体による過剰な減衰によ
り何らかのマスキングが生じない限り、抗原を確実に検
出できる。
で被覆したバイオセンサーを使用するさいには、これを
液体に浸漬するか、あるいは液滴を層１４の表面に滴下
すればよい。液体が層１４の抗体と結合する抗原を含有
している場合、加えた信号は減衰し、周波数が変化する
。そして、音波エネルギーの液体による過剰な減衰によ
り何らかのマスキングが生じない限り、抗原を確実に検
出できる。
【図１】本発明バイオセンサー装置の表面領域を大きく
拡大して示す部分概略図。
拡大して示す部分概略図。
【図２】表面スキミングバルク音波の動作周波数と、担
持した蛋白質（固定化抗体）層への該音波の浸透深さと
の関係を示すグラフ。
持した蛋白質（固定化抗体）層への該音波の浸透深さと
の関係を示すグラフ。
【図３】本発明バイオセンサー装置の被覆していない表
面を示す平面図。
面を示す平面図。
１０ 結晶支持体
１２ 電極
１３ 接続体
１４ 蛋白質層
１６ 検温装置
１７ リード線
１８ 接触パッド
Claims (13)
- 【請求項１】 表面に電極を設けた圧電支持体からな
るバイオセンサー装置において、該支持体を単結晶で構
成し、支持体表面にそって波が進行する方向に横断する
細長い金属蒸着領域として該表面に電極を写真平板法に
より蒸着し、該細長い金属蒸着領域の幅及び間隔を同じ
程度にすると共に、蛋白質を該支持体表面に固定化した
ことを特徴とするバイオセンサー装置。 - 【請求項２】 電極幅が１０〜２０μｍ、好ましくは
１１μｍである請求項１に記載の装置。 - 【請求項３】 細長い金属蒸着領域がアルミニウムか
らなる請求項１又は２項に記載の装置。 - 【請求項４】 細長い金属蒸着領域がクロム担持金か
らなる請求項１又は２項に記載の装置。 - 【請求項５】 細長い金属蒸着領域が結晶面担持クロ
ム層、該表面に蒸着した金層、及び金／クロム層をエッ
チングして形成したパターンからなる請求項４に記載の
装置。 - 【請求項６】 電極厚みが１００００Ａ〜５μｍの範
囲にある請求項３、４又は５項に記載の装置。 - 【請求項７】 電極厚みが２００００Ａである請求項
３、４又は５項に記載の装置。 - 【請求項８】 細長い金属蒸着領域を含む格子を形成
することによって結晶表面の質量取り込み量を増やした
請求項１〜７のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項９】 さらに細長い金属蒸着領域間に別な金
属フィンガーを設けた請求項８に記載の装置。 - 【請求項１０】 さらに細長い金属蒸着領域間の結晶
面にトラフを設けた請求項８又は９項に記載の装置。 - 【請求項１１】 実質的に図１及び図３に図示し、か
つ図１及び図３について説明したバイオセンサー装置。 - 【請求項１２】 結晶をカットして、Ｙ−カット単結
晶支持体を形成する工程、該支持体の表面を研磨する工
程、該表面に金属層を付着処理し、レジストを使用して
、該勤続層に複数の細長い領域を写真平板法により形成
して、結晶のＸ軸に対して実質的に平行な電極パターン
を与える工程、及び該結晶表面に該電極を介して蛋白質
含有層を形成する工程からなるバイオセンサーの製造方
法。 - 【請求項１３】 実質的に明細書本文に記載したバイ
オセンサーの製造方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB9012247A GB2244557A (en) | 1990-06-01 | 1990-06-01 | Acoustic wave biosensor |
| GB9012247.4 | 1990-06-01 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04231844A true JPH04231844A (ja) | 1992-08-20 |
Family
ID=10676905
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3153986A Pending JPH04231844A (ja) | 1990-06-01 | 1991-05-29 | バイオセンサー |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0459613A1 (ja) |
| JP (1) | JPH04231844A (ja) |
| GB (1) | GB2244557A (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB2265982A (en) * | 1992-04-03 | 1993-10-13 | Marconi Gec Ltd | Apparatus for monitoring a fluid medium |
| GB9410426D0 (en) * | 1994-05-25 | 1994-07-13 | Stevenson Adrian C | Acoustic monitor assembly |
| GB9726888D0 (en) * | 1997-12-20 | 1998-02-18 | Eev Ltd | Detection |
| US7207222B2 (en) * | 2001-08-28 | 2007-04-24 | Sensorchem International Corporation | Electromagnetic piezoelectric acoustic sensor |
| GB2393246A (en) | 2002-09-21 | 2004-03-24 | Sonoptix Ltd | Transducer sensor |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4246344A (en) * | 1979-04-09 | 1981-01-20 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Method of detecting adherent cells |
| US4236893A (en) * | 1979-04-09 | 1980-12-02 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Method for the assay of classes of antigen-specific antibodies |
| US4735906A (en) * | 1984-11-28 | 1988-04-05 | Texas A&M University | Sensor having piezoelectric crystal for microgravimetric immunoassays |
| NL8502634A (nl) * | 1985-09-26 | 1987-04-16 | Tno | Toestel voor het vaststellen van de toestand van een materiaal, in het bijzonder de adsorptie van een gas of vloeistof aan dit materiaal. |
| NL8502705A (nl) * | 1985-10-03 | 1987-05-04 | Organisatie Voor Toegepast Nat | Samengestelde drager, bestemd voor een toestel voor kwantitatieve bepaling van een in een gas of vloeistof aanwezig bestanddeel. |
| US4905701A (en) * | 1988-06-15 | 1990-03-06 | National Research Development Corporation | Apparatus and method for detecting small changes in attached mass of piezoelectric devices used as sensors |
| US5130257A (en) * | 1988-09-29 | 1992-07-14 | Hewlett-Packard Company | Chemical sensor utilizing a surface transverse wave device |
-
1990
- 1990-06-01 GB GB9012247A patent/GB2244557A/en not_active Withdrawn
-
1991
- 1991-04-15 EP EP91303314A patent/EP0459613A1/en not_active Withdrawn
- 1991-05-29 JP JP3153986A patent/JPH04231844A/ja active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| GB9012247D0 (en) | 1990-07-18 |
| EP0459613A1 (en) | 1991-12-04 |
| GB2244557A (en) | 1991-12-04 |
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