JPH0549186B2 - - Google Patents
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- JPH0549186B2 JPH0549186B2 JP62215015A JP21501587A JPH0549186B2 JP H0549186 B2 JPH0549186 B2 JP H0549186B2 JP 62215015 A JP62215015 A JP 62215015A JP 21501587 A JP21501587 A JP 21501587A JP H0549186 B2 JPH0549186 B2 JP H0549186B2
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Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は、微量の抗原または抗体を検出できる
酵素免疫センサおよびそれを用いた酵素免疫測定
法に関する。
酵素免疫センサおよびそれを用いた酵素免疫測定
法に関する。
［従来の技術］
抗原−抗体反応の特異性を利用した微量成分の
測定法として酵素免疫測定法（enzyme
immunoassay、EIA）が知られている。
測定法として酵素免疫測定法（enzyme
immunoassay、EIA）が知られている。
EIAの原理は次の如くである。サンドイツチ法
の場合、測定すべき抗原または抗体をそれと特異
的に反応する固定化された抗体または抗原と反応
させた後、さらに測定すべき抗原または抗体と特
異的に反応する酵素標識された抗体または抗原と
反応させる。その後、未反応物を取り除き、抗原
−抗体反応により固定化された酵素標識抗体また
は抗原の割合を酵素反応の測定から求めることに
より被測定抗原または抗体の量を測定することが
できる。
の場合、測定すべき抗原または抗体をそれと特異
的に反応する固定化された抗体または抗原と反応
させた後、さらに測定すべき抗原または抗体と特
異的に反応する酵素標識された抗体または抗原と
反応させる。その後、未反応物を取り除き、抗原
−抗体反応により固定化された酵素標識抗体また
は抗原の割合を酵素反応の測定から求めることに
より被測定抗原または抗体の量を測定することが
できる。
従来、酵素標識された抗体または抗原を測定す
るための酵素活性測定の手段としては、酵素の作
用をうける基質または生成物の吸光度や蛍光の測
定、およびガラス電極によるPH変化の測定や酸素
電極などを用いるポーラログラフイーによる溶存
酸素量の変化の測定が用いられてきた。
るための酵素活性測定の手段としては、酵素の作
用をうける基質または生成物の吸光度や蛍光の測
定、およびガラス電極によるPH変化の測定や酸素
電極などを用いるポーラログラフイーによる溶存
酸素量の変化の測定が用いられてきた。
［発明が解決しようとする問題点］
しかしながら、酵素活性を測定する従来例で
は、次のような欠点があつた。すなわち、吸光度
測定においては特定の波長の吸収帯の光を用いる
ため分光器など大型で高価な設備を必要とし、蛍
光測定は感度が高いと言う利点があるが吸光度測
定と同様に測定器が光学系のため大きくなるとい
う欠点があつた。また、ガラス電極や酸素電極を
用いた従来例による電極測定では連続測定が可能
であるが、測定に多くの試料が必要であるという
欠点があり、検体に供する血液量を増やさなけれ
ばならなかつた。小児や患者にとつて採決量の増
加は好ましくなく、微量試料で測定できることが
必要である。
は、次のような欠点があつた。すなわち、吸光度
測定においては特定の波長の吸収帯の光を用いる
ため分光器など大型で高価な設備を必要とし、蛍
光測定は感度が高いと言う利点があるが吸光度測
定と同様に測定器が光学系のため大きくなるとい
う欠点があつた。また、ガラス電極や酸素電極を
用いた従来例による電極測定では連続測定が可能
であるが、測定に多くの試料が必要であるという
欠点があり、検体に供する血液量を増やさなけれ
ばならなかつた。小児や患者にとつて採決量の増
加は好ましくなく、微量試料で測定できることが
必要である。
本発明の目的は、微量な採決量で測定でき、か
つ高価な測定装置を必要とせずに高感度な測定が
可能な酵素免疫センサおよびそれを用いた測定法
を提供することにある。
つ高価な測定装置を必要とせずに高感度な測定が
可能な酵素免疫センサおよびそれを用いた測定法
を提供することにある。
［問題点を解決するための手段］
本発明は、２個以上の半導体イオンセンサおよ
び疑似参照電極が同一面上に形成され、前記半導
体イオンセンサの少なくともセンサ領域と前記疑
似参照電極の少なくとも一部を共通に覆う親水性
膜が設けられているとともに、前記半導体イオン
センサの少なくとも１個にはセンサ領域の親水性
膜中に抗体または抗原が固定化されており、少な
くとも１個には親水性膜だけが設けられているこ
とを特徴とする酵素免疫センサである。また、こ
の酵素免疫センサを利用して酵素免疫測定法は、
測定すべき抗原または抗体を含有する試料に、そ
の抗原または抗体と特異的に反応する抗体または
抗原が固定化された親水性膜を持つ前記酵素免疫
センサを浸して抗原−抗体反応を起こさせた後、
さらに試料中の抗原または抗体と特異的に反応す
る酵素標識された抗体または抗原を含む溶液に前
記酵素免疫センサを浸して抗原−抗体反応を起こ
させて酵素を前記抗体または抗原が固定化された
親水性膜中に結合し、その後、前記酵素免疫セン
サを前記標識酵素により分解または酸化される基
質を含む溶液に浸して前記親水性膜中に前記基質
溶液を浸透させ、この基質の酵素反応によつて生
じる親水性膜中のイオン濃度の変化を前記抗体ま
たは抗原が固定化された半導体イオンセンサと親
水性膜だけが設けられた半導体イオンセンサとの
間の差動出力により測定し、試料中の抗原または
抗体の量を測定することを特徴とする。
び疑似参照電極が同一面上に形成され、前記半導
体イオンセンサの少なくともセンサ領域と前記疑
似参照電極の少なくとも一部を共通に覆う親水性
膜が設けられているとともに、前記半導体イオン
センサの少なくとも１個にはセンサ領域の親水性
膜中に抗体または抗原が固定化されており、少な
くとも１個には親水性膜だけが設けられているこ
とを特徴とする酵素免疫センサである。また、こ
の酵素免疫センサを利用して酵素免疫測定法は、
測定すべき抗原または抗体を含有する試料に、そ
の抗原または抗体と特異的に反応する抗体または
抗原が固定化された親水性膜を持つ前記酵素免疫
センサを浸して抗原−抗体反応を起こさせた後、
さらに試料中の抗原または抗体と特異的に反応す
る酵素標識された抗体または抗原を含む溶液に前
記酵素免疫センサを浸して抗原−抗体反応を起こ
させて酵素を前記抗体または抗原が固定化された
親水性膜中に結合し、その後、前記酵素免疫セン
サを前記標識酵素により分解または酸化される基
質を含む溶液に浸して前記親水性膜中に前記基質
溶液を浸透させ、この基質の酵素反応によつて生
じる親水性膜中のイオン濃度の変化を前記抗体ま
たは抗原が固定化された半導体イオンセンサと親
水性膜だけが設けられた半導体イオンセンサとの
間の差動出力により測定し、試料中の抗原または
抗体の量を測定することを特徴とする。
［作用］
本発明によれば、半導体イオンセンサはそのイ
オン感応部が非常に小さくできるため、抗体また
は抗原を固定化する面積を小さくできる。したが
つて、免疫測定用の検体が微量であつてもその中
に前記半導体イオンセンサを浸漬でき、その表面
で抗原−抗体反応を引起すことができる。また、
上記半導体イオンセンサ上に設けられる親水性膜
の厚さは制御性良く薄く形成でき、この親水性膜
からなる十分小さい酵素反応セルを形成すること
ができる。そのため、微量の酵素による反応によ
つて、前記酵素反応セルとなる親水性膜内のイオ
ン濃度の変化を十分大きく変化させることがで
き、感度の高い測定が可能となる。
オン感応部が非常に小さくできるため、抗体また
は抗原を固定化する面積を小さくできる。したが
つて、免疫測定用の検体が微量であつてもその中
に前記半導体イオンセンサを浸漬でき、その表面
で抗原−抗体反応を引起すことができる。また、
上記半導体イオンセンサ上に設けられる親水性膜
の厚さは制御性良く薄く形成でき、この親水性膜
からなる十分小さい酵素反応セルを形成すること
ができる。そのため、微量の酵素による反応によ
つて、前記酵素反応セルとなる親水性膜内のイオ
ン濃度の変化を十分大きく変化させることがで
き、感度の高い測定が可能となる。
［実施例］
以下本発明の一実施例について図面を参照して
詳細に説明する。
詳細に説明する。
第１図および第２図は本発明による酵素免疫セ
ンサの一実施例を示したもの、第３図は本発明に
よる酵素免疫センサを用いて測定する方法を示
し、第４図は本発明により測定された結果を示
す。第１図は一方の半導体イオンセンサの表面上
に抗体が固定化された親水性膜が設けられ、他方
の半導体イオンセンサの表面には親水性膜だけが
設けられた酵素免疫センサの平面図で、第２図は
第１図のＡ−A′線による断面図である。第１図
および第２図において、１は半導体イオンセンサ
が形成されるサフアイア基板、２は半導体イオン
センサのソースおよびドレイン領域を形成するｎ
形シリコン、３は半導体イオンセンサのゲート領
域を形成するｐ形シリコン、４はゲート酸化膜、
５はイオン感応膜の働きを持つ窒化シリコン膜、
６は金の蒸着により形成された疑似参照電極、７
は親水性膜、８は抗体固定化領域、９は酵素免疫
センサが取り付けられているフレキシブルプリン
ト基板、１０は半導体イオンセンサの電極部とフ
レキシブルプリント基板の接合部を保護する樹脂
である。免疫グロブリン（IgGと略す）を検出す
る免疫センサの場合を例にとれば、ヒトIgGを抗
原と見なし、抗ヒトIgG抗体の多孔質のアセチル
セルロース膜にグルタルアルデヒドで固定化して
抗体固体化領域８を形成した。膜の厚さは約10μ
ｍである。
ンサの一実施例を示したもの、第３図は本発明に
よる酵素免疫センサを用いて測定する方法を示
し、第４図は本発明により測定された結果を示
す。第１図は一方の半導体イオンセンサの表面上
に抗体が固定化された親水性膜が設けられ、他方
の半導体イオンセンサの表面には親水性膜だけが
設けられた酵素免疫センサの平面図で、第２図は
第１図のＡ−A′線による断面図である。第１図
および第２図において、１は半導体イオンセンサ
が形成されるサフアイア基板、２は半導体イオン
センサのソースおよびドレイン領域を形成するｎ
形シリコン、３は半導体イオンセンサのゲート領
域を形成するｐ形シリコン、４はゲート酸化膜、
５はイオン感応膜の働きを持つ窒化シリコン膜、
６は金の蒸着により形成された疑似参照電極、７
は親水性膜、８は抗体固定化領域、９は酵素免疫
センサが取り付けられているフレキシブルプリン
ト基板、１０は半導体イオンセンサの電極部とフ
レキシブルプリント基板の接合部を保護する樹脂
である。免疫グロブリン（IgGと略す）を検出す
る免疫センサの場合を例にとれば、ヒトIgGを抗
原と見なし、抗ヒトIgG抗体の多孔質のアセチル
セルロース膜にグルタルアルデヒドで固定化して
抗体固体化領域８を形成した。膜の厚さは約10μ
ｍである。
上記酵素免疫センサを用いた測定例を第３図に
示す。抗ヒトIgG抗体を固定化した酵素免疫セン
サ１１を血液検体１２ 0.03ml中に第３図イに示
すように２分間浸す。次いでセンサを0.1ｍＭ、
PH７のPH緩衝液で洗浄した後、第３図ロに示すよ
うにウレアーゼにより標識された抗ヒトIgG抗体
を0.1ｇ／cm3含む溶液１３中に１分間浸す。さら
に、センサを0.01ｍＭ、PH７のPH緩衝液で洗浄し
た後、尿素を100mg／dl含む0.01ｍＭ、PH７のPH
緩衝液に浸す。この時、抗ヒトIgG抗体が固定化
された親水性膜を持つ半導体イオンセンサの出力
は、免疫反応により結合されたウレアーゼによる
尿素の加水分解の結果生じた親水性膜中のPH変化
により変化する。一方、抗ヒトIgG抗体が固定化
されていない親水性膜を持つ半導体イオンセンサ
の出力は、免疫反応が起こらないため、PH変化に
対応する変化を示さない。したがつて、これらの
半導体イオンセンサの出力の差をソースフオロア
回路によつて測定することにより、免疫反応の結
果生じるPH変化を検出することができた。
示す。抗ヒトIgG抗体を固定化した酵素免疫セン
サ１１を血液検体１２ 0.03ml中に第３図イに示
すように２分間浸す。次いでセンサを0.1ｍＭ、
PH７のPH緩衝液で洗浄した後、第３図ロに示すよ
うにウレアーゼにより標識された抗ヒトIgG抗体
を0.1ｇ／cm3含む溶液１３中に１分間浸す。さら
に、センサを0.01ｍＭ、PH７のPH緩衝液で洗浄し
た後、尿素を100mg／dl含む0.01ｍＭ、PH７のPH
緩衝液に浸す。この時、抗ヒトIgG抗体が固定化
された親水性膜を持つ半導体イオンセンサの出力
は、免疫反応により結合されたウレアーゼによる
尿素の加水分解の結果生じた親水性膜中のPH変化
により変化する。一方、抗ヒトIgG抗体が固定化
されていない親水性膜を持つ半導体イオンセンサ
の出力は、免疫反応が起こらないため、PH変化に
対応する変化を示さない。したがつて、これらの
半導体イオンセンサの出力の差をソースフオロア
回路によつて測定することにより、免疫反応の結
果生じるPH変化を検出することができた。
第４図は、ヒトIgGに対する免疫反応の後、尿
素溶液に浸して１分間経過後の２つの半導体イオ
ンセンサの差動出力の大きさと、血液中のヒト
IgG濃度との関係を示したもので、差動出力を測
定することにより、この図から未知の血液中のヒ
トIgG濃度を知ることができる。
素溶液に浸して１分間経過後の２つの半導体イオ
ンセンサの差動出力の大きさと、血液中のヒト
IgG濃度との関係を示したもので、差動出力を測
定することにより、この図から未知の血液中のヒ
トIgG濃度を知ることができる。
本発明は、この実施例に示したもののほかに
も、イオン濃度の変化を引起す酵素を用いる種々
の酵素免疫センサに適用することができる。さら
に、一つのチツプ上に種類の異なる抗体あるいは
抗原を固定化されたISFETを複数個設けること
により、多種類の抗原または抗体を同時に検出す
ることも本発明を適用することにより可能であ
る。
も、イオン濃度の変化を引起す酵素を用いる種々
の酵素免疫センサに適用することができる。さら
に、一つのチツプ上に種類の異なる抗体あるいは
抗原を固定化されたISFETを複数個設けること
により、多種類の抗原または抗体を同時に検出す
ることも本発明を適用することにより可能であ
る。
［発明の効果］
本発明によれば、抗原または抗体を固定化した
半導体イオンセンサは非常に小さくできる。例え
ば、半導体イオンセンサのセンサ領域は10μｍ平
方程度に小さくできるため、１mm以下の幅のセン
サが可能である。したがつて、微量の試料を測定
することが可能であり、血液検査の際の採血量が
わずかで済むという利点を有する。また、半導体
イオンセンサは簡単な回路により電気信号を出力
として取り出せるため、装置も簡単で小型、低価
格の酵素免疫測定装置を実現することができる。
さらに、上記半導体イオンセンサ上の親水性膜で
形成される酵素反応セルの体積は非常に小さいた
め酵素反応の結果生じた生成物によるイオン濃度
変化が大きく高い感度が得られ、またポテンシヨ
メトリツクな測定のため生成物が消費されず連続
的に酵素反応を測定することができ、精度のよい
測定が可能である。
半導体イオンセンサは非常に小さくできる。例え
ば、半導体イオンセンサのセンサ領域は10μｍ平
方程度に小さくできるため、１mm以下の幅のセン
サが可能である。したがつて、微量の試料を測定
することが可能であり、血液検査の際の採血量が
わずかで済むという利点を有する。また、半導体
イオンセンサは簡単な回路により電気信号を出力
として取り出せるため、装置も簡単で小型、低価
格の酵素免疫測定装置を実現することができる。
さらに、上記半導体イオンセンサ上の親水性膜で
形成される酵素反応セルの体積は非常に小さいた
め酵素反応の結果生じた生成物によるイオン濃度
変化が大きく高い感度が得られ、またポテンシヨ
メトリツクな測定のため生成物が消費されず連続
的に酵素反応を測定することができ、精度のよい
測定が可能である。
第１図は本発明の一実施例の平面図、第２図は
第１図のＡ−A′線による断面図、第３図は本発
明による酵素免疫センサを用いた測定例、第４図
はヒトIgG濃度と差動出力との関係を示す図であ
る。 １……サフアイア基板、２……ｎ形シリコン、
３……ｐ形シリコン、４……ゲート酸化膜、５…
…窒化シリコン膜、６……疑似参照電極、７……
親水性膜、８……抗体固定化領域、９……フレキ
シブルプリント基板、１０……樹脂、１１……酵
素免疫センサ、１２……血液検体、１３……ウレ
アーゼ標識抗体溶液、１４……尿素溶液。
第１図のＡ−A′線による断面図、第３図は本発
明による酵素免疫センサを用いた測定例、第４図
はヒトIgG濃度と差動出力との関係を示す図であ
る。 １……サフアイア基板、２……ｎ形シリコン、
３……ｐ形シリコン、４……ゲート酸化膜、５…
…窒化シリコン膜、６……疑似参照電極、７……
親水性膜、８……抗体固定化領域、９……フレキ
シブルプリント基板、１０……樹脂、１１……酵
素免疫センサ、１２……血液検体、１３……ウレ
アーゼ標識抗体溶液、１４……尿素溶液。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ ２個以上の半導体イオンセンサおよび疑似参
照電極が同一面上に形成され、前記半導体イオン
センサの少なくともセンサ領域と前記疑似参照電
極の少なくとも一部を共通に覆う親水性膜が設け
られているとともに、前記半導体イオンセンサの
少なくとも１個にはセンサ領域の親水性膜中に抗
体または抗原が固定化されており、少なくとも１
個には親水性膜だけが設けられていることを特徴
とする酵素免疫センサ。 ２ 測定すべき抗原または抗体を含有する試料
に、２個以上の半導体イオンセンサおよび疑似参
照電極が同一面上に形成され、前記半導体イオン
センサの少なくともセンサ領域と前記疑似参照電
極の少なくとも一部を共通に覆う親水性膜が設け
られているとともに、前記半導体イオンセンサの
少なくとも１個にはセンサ領域の親水性膜中に前
記測定すべき抗原または抗体と特異的に反応する
抗体または抗原が固定化されており、少なくとも
１個には親水性膜だけが設けられている酵素免疫
センサを浸して抗原−抗体反応を起こさせた後、
さらに試料中の抗原または抗体と特異的に反応す
る酵素標識された抗体または抗原を含む溶液に前
記酵素免疫センサを浸して抗原−抗体反応を起こ
させて酵素を前記抗体または抗原が固定化された
親水性膜中に結合し、その後、前記酵素免疫セン
サを前記標識酵素により分解または酸化される基
質を含む溶液に浸して前記親水性膜中に前記基質
溶液を浸透させ、この基質の酵素反応によつて生
じる親水性膜中のイオン濃度の変化を前記抗体ま
たは抗原が固定化された半導体イオンセンサと親
水性膜だけが設けられた半導体イオンセンサとの
間の差動出力により測定し、試料中の抗原または
抗体の量を測定することを特徴とする酵素免疫測
定法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62215015A JPS6459057A (en) | 1987-08-31 | 1987-08-31 | Enzyme immune sensor and enzyme immunoassay using sand sensor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62215015A JPS6459057A (en) | 1987-08-31 | 1987-08-31 | Enzyme immune sensor and enzyme immunoassay using sand sensor |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6459057A JPS6459057A (en) | 1989-03-06 |
| JPH0549186B2 true JPH0549186B2 (ja) | 1993-07-23 |
Family
ID=16665312
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62215015A Granted JPS6459057A (en) | 1987-08-31 | 1987-08-31 | Enzyme immune sensor and enzyme immunoassay using sand sensor |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6459057A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5328847A (en) * | 1990-02-20 | 1994-07-12 | Case George D | Thin membrane sensor with biochemical switch |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS54161992A (en) * | 1978-06-13 | 1979-12-22 | Asahi Glass Co Ltd | Immunity sensor and making method thereof |
| JPS60247151A (ja) * | 1984-05-23 | 1985-12-06 | Fujitsu Ltd | Ｆｅｔバイオセンサ |
-
1987
- 1987-08-31 JP JP62215015A patent/JPS6459057A/ja active Granted
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS54161992A (en) * | 1978-06-13 | 1979-12-22 | Asahi Glass Co Ltd | Immunity sensor and making method thereof |
| JPS60247151A (ja) * | 1984-05-23 | 1985-12-06 | Fujitsu Ltd | Ｆｅｔバイオセンサ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6459057A (en) | 1989-03-06 |
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