JPH0713611B2 - 免疫センサ及び免疫検出方法 - Google Patents
免疫センサ及び免疫検出方法Info
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- JPH0713611B2 JPH0713611B2 JP62040438A JP4043887A JPH0713611B2 JP H0713611 B2 JPH0713611 B2 JP H0713611B2 JP 62040438 A JP62040438 A JP 62040438A JP 4043887 A JP4043887 A JP 4043887A JP H0713611 B2 JPH0713611 B2 JP H0713611B2
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明は新規な免疫センサ、及び希薄濃度の抗原又は抗
体を短時間で検出できる免疫検出方法に関する。
体を短時間で検出できる免疫検出方法に関する。
近年、各種の微少な化学物質を検出するセンサとして、
電界効果型トランジスタ（Field Effect Transistor,
以下、FETと略す）を利用した化学センサ、例えば、イ
オン選択性FETや酵素FET等が研究されている。これらの
センサは、従来のガラスPH電極等に比べて高速応答性に
優れ、高インピーダンスであるほか、IC製造技術利用に
より量産性，超小型化などの点でも有利である。
電界効果型トランジスタ（Field Effect Transistor,
以下、FETと略す）を利用した化学センサ、例えば、イ
オン選択性FETや酵素FET等が研究されている。これらの
センサは、従来のガラスPH電極等に比べて高速応答性に
優れ、高インピーダンスであるほか、IC製造技術利用に
より量産性，超小型化などの点でも有利である。
一般に、FETセンサは基板，バリヤー膜及び感応膜から
形成される。基板MOSFETでゲート金属を取り去った構造
（以下、MOSFET基板と略す）が代表的である。また、バ
リヤー膜は通常、酸化シリコン又は窒化シリコンが用い
られる。更に、感応膜は目的に応じて、例えば、PHセン
サの場合には酸化アルミニウムや酸化タンタル膜が一般
的であり、酵素センサの場合にはグルコースオキシダー
ゼやウレアーゼ等が用いられている。これらのFETセン
サは、応答速度や検出感度の点では一応満足できる特性
を示すものもあるが、共通の問題点として、１）ゲート
部の遮光効果が不十分な場合光に対して感応するという
欠点や、２）ゲート部に遮光効果の有る通常の金属薄膜
電極を設けた場合、種々の検体液中での該金属薄膜表面
と溶液との界面電位が一定とならず、電極表面での抗原
抗体反応に伴う微少な電位変化を検出できないという問
題点、更に３）長時間使用時に信号のドリフトが見られ
るという欠点があった。こうした欠点は、特に自然光下
での水溶液中の希薄物質、例えば抗原や抗体タンパク等
を検出する際に問題となり、高感度かつ安定な免疫FET
センサの実現を阻んでいた。
形成される。基板MOSFETでゲート金属を取り去った構造
（以下、MOSFET基板と略す）が代表的である。また、バ
リヤー膜は通常、酸化シリコン又は窒化シリコンが用い
られる。更に、感応膜は目的に応じて、例えば、PHセン
サの場合には酸化アルミニウムや酸化タンタル膜が一般
的であり、酵素センサの場合にはグルコースオキシダー
ゼやウレアーゼ等が用いられている。これらのFETセン
サは、応答速度や検出感度の点では一応満足できる特性
を示すものもあるが、共通の問題点として、１）ゲート
部の遮光効果が不十分な場合光に対して感応するという
欠点や、２）ゲート部に遮光効果の有る通常の金属薄膜
電極を設けた場合、種々の検体液中での該金属薄膜表面
と溶液との界面電位が一定とならず、電極表面での抗原
抗体反応に伴う微少な電位変化を検出できないという問
題点、更に３）長時間使用時に信号のドリフトが見られ
るという欠点があった。こうした欠点は、特に自然光下
での水溶液中の希薄物質、例えば抗原や抗体タンパク等
を検出する際に問題となり、高感度かつ安定な免疫FET
センサの実現を阻んでいた。
また、抗原や抗体の検出法としては、これまで酵素標識
抗体を用いるEIA法や放射性元素で標識した抗体を用い
るRIA法が一般的であるが、前者は試料の調整に手間と
時間がかかり、後者は放射性元素の取扱い施設を必要と
する等の問題点を有していた。さらに別の方法として、
抗体や抗原を金属電極の表面に固定化して、抗原・抗体
反応に伴う表面電位変化を検出する試みもあるが、通常
の金属薄膜電極を設けた場合、既に上述した様に、種々
の検体液中での該金属薄膜表面と溶液との界面電位が一
定とならず、電極表面での抗原抗体反応に伴う微少な電
位変化を検出できないという問題点があった。
抗体を用いるEIA法や放射性元素で標識した抗体を用い
るRIA法が一般的であるが、前者は試料の調整に手間と
時間がかかり、後者は放射性元素の取扱い施設を必要と
する等の問題点を有していた。さらに別の方法として、
抗体や抗原を金属電極の表面に固定化して、抗原・抗体
反応に伴う表面電位変化を検出する試みもあるが、通常
の金属薄膜電極を設けた場合、既に上述した様に、種々
の検体液中での該金属薄膜表面と溶液との界面電位が一
定とならず、電極表面での抗原抗体反応に伴う微少な電
位変化を検出できないという問題点があった。
かかる状況に鑑みて本発明者らは、上記の様な欠点を有
さないFETセンサを鋭意研究の結果、酸化イリジウム膜
をゲート部に直接、又は導電体を介して設置する事によ
り、上記の欠点が殆ど見られないFETが得られる事、及
び該酸化イリジウム膜上に抗体又は抗原物質層を設ける
事により、水溶液中の希薄な抗原物質や抗体を感度良
く、選択的に、かつ少量の検体量で検出できる事を見い
だし本発明に到達した。すなわち本発明は、抗体または
抗原物質の薄膜を被覆した酸化イリジウム電極を作用電
極とする免疫センサであり、又当該作用電極を参照電極
と組合せ抗原物質または、抗体を含む溶液と接触させ、
該作用電極上での抗原−抗体反応に伴う電位変化を、電
位変化，電流変化或は電荷量変化として検出する事を特
徴とする免疫検出方法である。
さないFETセンサを鋭意研究の結果、酸化イリジウム膜
をゲート部に直接、又は導電体を介して設置する事によ
り、上記の欠点が殆ど見られないFETが得られる事、及
び該酸化イリジウム膜上に抗体又は抗原物質層を設ける
事により、水溶液中の希薄な抗原物質や抗体を感度良
く、選択的に、かつ少量の検体量で検出できる事を見い
だし本発明に到達した。すなわち本発明は、抗体または
抗原物質の薄膜を被覆した酸化イリジウム電極を作用電
極とする免疫センサであり、又当該作用電極を参照電極
と組合せ抗原物質または、抗体を含む溶液と接触させ、
該作用電極上での抗原−抗体反応に伴う電位変化を、電
位変化，電流変化或は電荷量変化として検出する事を特
徴とする免疫検出方法である。
本発明の更に好ましい態様としては、 （ｉ） MOSFETのゲート金属として酸化イリジウムを用
い、この上に抗体タンパクまたは、抗原物質の薄膜を設
けて作用電極としたFET免疫センサ， （ii） 抗体または抗原物質の薄膜を被覆した酸化イリ
ジウム電極を、MOSFETのゲート領域以外に導電性配線を
介して分離して設けたFET免疫センサ が挙げられる。
い、この上に抗体タンパクまたは、抗原物質の薄膜を設
けて作用電極としたFET免疫センサ， （ii） 抗体または抗原物質の薄膜を被覆した酸化イリ
ジウム電極を、MOSFETのゲート領域以外に導電性配線を
介して分離して設けたFET免疫センサ が挙げられる。
本発明に用いられる電極材料、又はゲート金属としての
酸化イリジウム膜は、通常スパッタリングにより、膜厚
500−1000Åになるように製膜される。該膜はその表面
上に抗体や抗原物質の薄膜を固定化して、抗原・抗体反
応に伴う膜電位変化を検出する電極として用いる事が出
来る。別の態様として、上記の酸化イリジウム膜をMOSF
ETのゲート部に直接、又は導電体を介してゲート領域以
外に設ける事も可能である。ここで言うMOSFETとは、ｐ
型又はｎ型シリコンウエハに逆符号の不純物をドープし
て（接合深さ５−10μ）形成したソース電極及びドレイ
ン電極、更にこれらの電極と電極の間の表面上にゲート
部（ゲート長;10−100μ，ゲート巾;100−500μ）を有
するもので、かつゲート金属を取り除いたものであっ
て、通常、500−1000Åの酸化シリコン層及びその上に
形成された500−1000Åの窒化シリコン層から成る。前
記酸化イリジウム膜を直接ゲート部に設置する場合は、
高温下でスパッタリングにより製膜する事が多いので、
MOSFET基板を損傷する可能性があり、酸化タンタル等の
中間層を設ける事が好ましい。また、酸化インリジウム
膜をゲート領域以外に設ける場合は該膜の基板はガラス
やプラスチック等の絶縁体やFETと同一のシリコーン基
板が好適に用いられ、金属導線や半導体導線を介してゲ
ート部に接続される。分離ゲートをゲート部と接続する
導線としては、異種金属との接合界面の形成を避ける
為、酸化イリジウムを用いるのが好ましい。
酸化イリジウム膜は、通常スパッタリングにより、膜厚
500−1000Åになるように製膜される。該膜はその表面
上に抗体や抗原物質の薄膜を固定化して、抗原・抗体反
応に伴う膜電位変化を検出する電極として用いる事が出
来る。別の態様として、上記の酸化イリジウム膜をMOSF
ETのゲート部に直接、又は導電体を介してゲート領域以
外に設ける事も可能である。ここで言うMOSFETとは、ｐ
型又はｎ型シリコンウエハに逆符号の不純物をドープし
て（接合深さ５−10μ）形成したソース電極及びドレイ
ン電極、更にこれらの電極と電極の間の表面上にゲート
部（ゲート長;10−100μ，ゲート巾;100−500μ）を有
するもので、かつゲート金属を取り除いたものであっ
て、通常、500−1000Åの酸化シリコン層及びその上に
形成された500−1000Åの窒化シリコン層から成る。前
記酸化イリジウム膜を直接ゲート部に設置する場合は、
高温下でスパッタリングにより製膜する事が多いので、
MOSFET基板を損傷する可能性があり、酸化タンタル等の
中間層を設ける事が好ましい。また、酸化インリジウム
膜をゲート領域以外に設ける場合は該膜の基板はガラス
やプラスチック等の絶縁体やFETと同一のシリコーン基
板が好適に用いられ、金属導線や半導体導線を介してゲ
ート部に接続される。分離ゲートをゲート部と接続する
導線としては、異種金属との接合界面の形成を避ける
為、酸化イリジウムを用いるのが好ましい。
次に、本発明に用いられる抗体や抗原物質は、免疫反応
に関わるものであって分子内にイオン性基を有し、100
μＶ以上、好ましくは1mV以上の膜電位を示すIgG,IgA,I
gE,IgM等の免疫グロブリンや絨毛性性腺刺激ホルモン
（HCG），ガン胎児性抗原（CEA）などが挙げられ、抗体
としては、これらの抗原に対するポリクローナル又はモ
ノクローナルな抗体が用いられる。
に関わるものであって分子内にイオン性基を有し、100
μＶ以上、好ましくは1mV以上の膜電位を示すIgG,IgA,I
gE,IgM等の免疫グロブリンや絨毛性性腺刺激ホルモン
（HCG），ガン胎児性抗原（CEA）などが挙げられ、抗体
としては、これらの抗原に対するポリクローナル又はモ
ノクローナルな抗体が用いられる。
これらの抗原及び抗体分子は、単独で又は他の脂質分子
と組み合わせて薄膜状、好ましくは単分子膜にした後、
前記の酸化イリジウム電極上に固定される。該電極上へ
の抗体及び抗原の固定化法としては、浸漬吸着法，流延
法及びラングミュア・ブロジェット法等が採用される。
かくして、酸化イリジウム電極上に抗体又は抗原が固定
された素子が、抗原又は抗体を含む被検体溶液に浸漬さ
れると、該電極上での抗原−抗体反応に伴って、その表
面膜電位が変化する。その結果、該膜電位変化量を直
接、又は電流に変換して、低雑音増幅回路を通して検出
する事により、抗原や抗体の検出が可能となる。
と組み合わせて薄膜状、好ましくは単分子膜にした後、
前記の酸化イリジウム電極上に固定される。該電極上へ
の抗体及び抗原の固定化法としては、浸漬吸着法，流延
法及びラングミュア・ブロジェット法等が採用される。
かくして、酸化イリジウム電極上に抗体又は抗原が固定
された素子が、抗原又は抗体を含む被検体溶液に浸漬さ
れると、該電極上での抗原−抗体反応に伴って、その表
面膜電位が変化する。その結果、該膜電位変化量を直
接、又は電流に変換して、低雑音増幅回路を通して検出
する事により、抗原や抗体の検出が可能となる。
また、FETデバイスの場合には、デート電極上での抗原
−抗体反応に伴ってソース・ドレイン間の電流又は電圧
変化が誘起され、抗原や抗体の検出が可能となる。上記
の抗原−抗体反応検出に際して採用されるドレイン電圧
は、５−10Vであり、ゲート電圧は上記の抗原・抗体の
膜表面電位変化のしきい値により異なるが、０−5V好ま
しくは、０−2Vの範囲で実験により決定される。
−抗体反応に伴ってソース・ドレイン間の電流又は電圧
変化が誘起され、抗原や抗体の検出が可能となる。上記
の抗原−抗体反応検出に際して採用されるドレイン電圧
は、５−10Vであり、ゲート電圧は上記の抗原・抗体の
膜表面電位変化のしきい値により異なるが、０−5V好ま
しくは、０−2Vの範囲で実験により決定される。
上記の抗原・抗体反応の検出は、電極表面上での電荷量
変化、又は、ソース・ドレイン間の電流又は電圧変化を
読みだす事により行われる。その際の電流又は電圧の変
化量は検体液中の抗原又は抗体濃度に依存する。
変化、又は、ソース・ドレイン間の電流又は電圧変化を
読みだす事により行われる。その際の電流又は電圧の変
化量は検体液中の抗原又は抗体濃度に依存する。
抗原や抗体の濃度が希薄で、電流又は電圧の変化量が小
さい場合には、バイポーラー型又は接合FET内蔵型の低
雑音増幅器を併用し、デバイス周辺の電界シールドを行
うことにより、抗原・抗体反応に伴う電気信号の検出が
容易になる。
さい場合には、バイポーラー型又は接合FET内蔵型の低
雑音増幅器を併用し、デバイス周辺の電界シールドを行
うことにより、抗原・抗体反応に伴う電気信号の検出が
容易になる。
また、この抗原・抗体反応の検出に要する時間は、これ
らの濃度や電極表面の面積及び、抗体または抗原の固定
量に依存するが、同一条件で比較した場合、後述の実施
例４に示す様に、従来のEIA法やRIA法に比べ極めて迅速
である。
らの濃度や電極表面の面積及び、抗体または抗原の固定
量に依存するが、同一条件で比較した場合、後述の実施
例４に示す様に、従来のEIA法やRIA法に比べ極めて迅速
である。
本発明では更に、数種類の抗体又は／及び抗原を、個別
の酸化イリジウム電極上に固定化したものを、同一の固
体基板上に設置する事により、検体液中の複数の抗原又
は／及び抵抗を同時に検出する事も可能である。
の酸化イリジウム電極上に固定化したものを、同一の固
体基板上に設置する事により、検体液中の複数の抗原又
は／及び抵抗を同時に検出する事も可能である。
以上説明した本発明の免疫検出方法は、従来の方法に比
べ簡便・迅速であり、また光や共存イオンの影響を殆ど
受けず、これまでのFETセンサと比べても極めて安定で
ある為、その開発の工業的意義は大である。以下、実施
例を挙げて本発明を更に詳しく説明するが、本発明はこ
れらに限定されるものではない。
べ簡便・迅速であり、また光や共存イオンの影響を殆ど
受けず、これまでのFETセンサと比べても極めて安定で
ある為、その開発の工業的意義は大である。以下、実施
例を挙げて本発明を更に詳しく説明するが、本発明はこ
れらに限定されるものではない。
実施例１ ガラス基板（1cm×1cm）上にスパッタリング法により形
成した酸化イリジウム薄膜（2mm×7mm,膜厚：約700Å）
電極上に、ラングミュア・ブロージェット法を用いて、
ヒトIgGをステアリン酸単分子膜と共に固定化した。上
記方法で作成した２枚のIgG固定化電極を用意し、一方
の電極の抗原を紫外線照射により失活させ参照電極と
し、増幅器（Ａ）を介して、図１に示した回路構成で出
力電圧の時間応答を測定した。上記電極が浸漬されたリ
ン酸緩衝液10mlに抗ヒトIgG抗体水溶液（10〜100μ）
を滴下すると、抗原・抗体反応によりIgG固定化膜表面
に電位が発生する。この電位は、酸化イリジウム電極と
増幅器とを含む低インピーダンス（1KΩ）回路に電流を
流し、Ｉ−Ｖ（電流−電圧）コンバータ増幅器により出
力される。この時、検出される電荷量、すなわち電流の
時間積分量はリン酸緩衝液中に添加した抗体の量に比例
する。図２に、検出された電荷量と抗体濃度との関係を
示す。この測定回路系により、１×10-7モル／の抗体
が検出可能であった。
成した酸化イリジウム薄膜（2mm×7mm,膜厚：約700Å）
電極上に、ラングミュア・ブロージェット法を用いて、
ヒトIgGをステアリン酸単分子膜と共に固定化した。上
記方法で作成した２枚のIgG固定化電極を用意し、一方
の電極の抗原を紫外線照射により失活させ参照電極と
し、増幅器（Ａ）を介して、図１に示した回路構成で出
力電圧の時間応答を測定した。上記電極が浸漬されたリ
ン酸緩衝液10mlに抗ヒトIgG抗体水溶液（10〜100μ）
を滴下すると、抗原・抗体反応によりIgG固定化膜表面
に電位が発生する。この電位は、酸化イリジウム電極と
増幅器とを含む低インピーダンス（1KΩ）回路に電流を
流し、Ｉ−Ｖ（電流−電圧）コンバータ増幅器により出
力される。この時、検出される電荷量、すなわち電流の
時間積分量はリン酸緩衝液中に添加した抗体の量に比例
する。図２に、検出された電荷量と抗体濃度との関係を
示す。この測定回路系により、１×10-7モル／の抗体
が検出可能であった。
実施例２ 図3,図４及び図５に、本実施例で用いたゲート分離型FE
Tの構成を示す。まず、1cm×2cmのｐ型シリコンウエハ
にリンのｎ型不純物を拡散し、ソース電極（Ｓ′），ド
レイン電極（Ｄ′）を形成した後、ウエハ表面を酸化処
理して、約2000ÅのSiO2層を形成した。その後、ソース
・ドレイン間の表面ゲート部（50μｍ巾×1000μｍ
長）、及び図３の分離ゲート電極部（2mm×7mm）に約80
0Åの膜厚の酸化イリジウム層をスパッタリングにより
設け、上記の表面ゲート部と分離ゲート電極部も強化イ
リジウム薄膜で連結した。
Tの構成を示す。まず、1cm×2cmのｐ型シリコンウエハ
にリンのｎ型不純物を拡散し、ソース電極（Ｓ′），ド
レイン電極（Ｄ′）を形成した後、ウエハ表面を酸化処
理して、約2000ÅのSiO2層を形成した。その後、ソース
・ドレイン間の表面ゲート部（50μｍ巾×1000μｍ
長）、及び図３の分離ゲート電極部（2mm×7mm）に約80
0Åの膜厚の酸化イリジウム層をスパッタリングにより
設け、上記の表面ゲート部と分離ゲート電極部も強化イ
リジウム薄膜で連結した。
かくしてシリコン基板上に製作した同一の免疫FET電極
二本を用意し、それらの分離ゲート電極上に、それぞれ
抗ヒトIgGを浸漬・吸着法により固定化した。その後、
一方の電極上の抗体を紫外線照射により失活させ、参照
電極とした後、リン酸緩衝液5ml中に上記の二本の分離
ゲート電極を浸漬した。次いで、この緩衝液中に濃度不
明のIgGの水溶液を滴下した後、抗原、抗体反応に伴う
ゲート電極表面上の膜電位変化を測定した。この測定に
際しては、ゲート電圧は白金電極により一定（０〜2V）
となる様に設定し、ドレイン電圧としては5V印加した
処、IgG溶液滴下30秒後に、ドレイン電圧の変化は2mVと
定常値になり、予め作成しておいた検量線より求めたIg
G濃度は、２×10-6モル／であった。
二本を用意し、それらの分離ゲート電極上に、それぞれ
抗ヒトIgGを浸漬・吸着法により固定化した。その後、
一方の電極上の抗体を紫外線照射により失活させ、参照
電極とした後、リン酸緩衝液5ml中に上記の二本の分離
ゲート電極を浸漬した。次いで、この緩衝液中に濃度不
明のIgGの水溶液を滴下した後、抗原、抗体反応に伴う
ゲート電極表面上の膜電位変化を測定した。この測定に
際しては、ゲート電圧は白金電極により一定（０〜2V）
となる様に設定し、ドレイン電圧としては5V印加した
処、IgG溶液滴下30秒後に、ドレイン電圧の変化は2mVと
定常値になり、予め作成しておいた検量線より求めたIg
G濃度は、２×10-6モル／であった。
実施例３ 実施例２に於て、酸化イリジウム薄膜より成るゲート部
をFET本体から分離せずに直接、ソース・ドレイン間表
面上設け、その表面上に抗ヒトIgG抗体を同様に固定化
して、実施例２と同様にして抗原・抗体反応を行った。
検体液滴下後のドレイン電圧の変化量は、30秒後に約70
mVと一定になり、検量線より求めたIgG濃度は、2.8×10
-5モル／であった。上記抗体液中に新たな電解質とし
て塩化カリウムを0.1−0.5wt％になる様に添加し、同様
に抗原・抗体反応を行ったが、ドレイン電圧の変化量
は、上記の場合と同様、30秒後に約70mVと再現性の良い
結果が得られた。また、本実施例に於ける、抗原・抗体
反応の検出に当たって、外部光の影響は全く認められな
かった。
をFET本体から分離せずに直接、ソース・ドレイン間表
面上設け、その表面上に抗ヒトIgG抗体を同様に固定化
して、実施例２と同様にして抗原・抗体反応を行った。
検体液滴下後のドレイン電圧の変化量は、30秒後に約70
mVと一定になり、検量線より求めたIgG濃度は、2.8×10
-5モル／であった。上記抗体液中に新たな電解質とし
て塩化カリウムを0.1−0.5wt％になる様に添加し、同様
に抗原・抗体反応を行ったが、ドレイン電圧の変化量
は、上記の場合と同様、30秒後に約70mVと再現性の良い
結果が得られた。また、本実施例に於ける、抗原・抗体
反応の検出に当たって、外部光の影響は全く認められな
かった。
実施例４ 本実施例は、EIA法に比べて本発明のFETデバイスを用い
れば、抗原・抗体反応の検出が極めて迅速に行える事を
示す。
れば、抗原・抗体反応の検出が極めて迅速に行える事を
示す。
実施例１で用いた、酸化イリジウム電極表面に３×10
-12モルの抗ヒトIgG抗体をステアリン酸バリウムと共
に、ラングミュア・ブロジェット法により固定したもの
を２枚用意し、内１枚は、実施例１と同様の電荷量測定
回路に組み込んだ処、10-7モル／のヒトIgGが30−40
秒で検出できた。一方、もう一枚の抗ヒトIgG固定サン
プルを用い、上記と同一濃度のヒトIgG水溶液に浸漬
後、その表面にペルオキシターゼ標識抗ヒトIgG抗体を
更に反応させ、しかる後、過酸化水素水とｏ−フエニレ
ンジアミンを系に加えEIAを行った処、10-7モル／の
ヒトIgGの検出に合計160分を要した。
-12モルの抗ヒトIgG抗体をステアリン酸バリウムと共
に、ラングミュア・ブロジェット法により固定したもの
を２枚用意し、内１枚は、実施例１と同様の電荷量測定
回路に組み込んだ処、10-7モル／のヒトIgGが30−40
秒で検出できた。一方、もう一枚の抗ヒトIgG固定サン
プルを用い、上記と同一濃度のヒトIgG水溶液に浸漬
後、その表面にペルオキシターゼ標識抗ヒトIgG抗体を
更に反応させ、しかる後、過酸化水素水とｏ−フエニレ
ンジアミンを系に加えEIAを行った処、10-7モル／の
ヒトIgGの検出に合計160分を要した。
比較例１ 本例は、ゲート金属として、酸化イリジウム以外の金属
を用いた場合に、抗原抗体反応に伴う電位変化が検出で
きない事を示す。
を用いた場合に、抗原抗体反応に伴う電位変化が検出で
きない事を示す。
ゲート金属として酸化イリジウムの代わりに、700Åの
厚みのアルミニウム薄膜を用いて実施例３と同様にして
抗ヒトIgG抗体を固定化した後、実施例２と同様にして
抗原・抗体反応を行った。検体液滴下後のドレイン電圧
の変化量は、検体液中の電解質濃度によって変わり実質
的には、抗原抗体反応の検出は不可能であった。
厚みのアルミニウム薄膜を用いて実施例３と同様にして
抗ヒトIgG抗体を固定化した後、実施例２と同様にして
抗原・抗体反応を行った。検体液滴下後のドレイン電圧
の変化量は、検体液中の電解質濃度によって変わり実質
的には、抗原抗体反応の検出は不可能であった。
比較例２ 本例は、ゲート金属を取り除いた通常のMOSFETを用い
て、抗原抗体反応を行った場合の、外部光の影響につい
て示す。
て、抗原抗体反応を行った場合の、外部光の影響につい
て示す。
実施例２に於て、ゲート金属を用いずゲート絶縁膜上に
抗体を直接固定し、同様に抗原・抗体反応を350ルクス
の外部光照射下で行った処、ドレイン電圧の変化は３−
5mVの間で一定せず、また外部光のオン・オフにより変
動した。
抗体を直接固定し、同様に抗原・抗体反応を350ルクス
の外部光照射下で行った処、ドレイン電圧の変化は３−
5mVの間で一定せず、また外部光のオン・オフにより変
動した。
図１は抗原固定電極の構成と測定回路を表わす。 図中、IgGは免疫グロブリンＧを、Ref.は参照電極を、
Ｒは抵抗、Ａは増幅器、Ｖは電圧計を表わす。また、Sh
ieldは、電界や磁界による電気信号ノイズに対する遮蔽
治具を意味する。 図２は抗IgG濃度と検出電荷量の関係を表わす。 図中、Ｑは検出電荷量を、抗IgGとは抗原物質であるヒ
トIgGに対する抗体を意味する。 図３は免疫FET（平面図）を表わす。 図中、ＳとＳ′はそれぞれFETのソースとソース電極
を、ＤとＤ′はドレインとドレイン電極を表し、Ｇは分
離ゲートを表す。また、ＣはFETのゲート部と分離ゲー
トとを連結する酸化イリジウムから成る導線を意味す
る。更に、Ａ−Ａ′とＢ−Ｂ′は各々、本発明のFETの
長手方向及び横方向の断面を表す。 図４は免疫FET（Ａ−Ａ′断面図）を表わす。 図中、Ｃは酸化イリジウムを表し、Ｅはエポキシ樹脂を
表す。 図５は免疫FET（Ｂ−Ｂ′断面図）を表わす。 図中、ＳとＳ′はそれぞれFETのソースとソース電極
を、ＤとＤ′はドレインとドレイン電極を表す。また、
ＣはFETのゲート部と分離ゲートとを連結する酸化イリ
ジウムから成る導線を意味する。
Ｒは抵抗、Ａは増幅器、Ｖは電圧計を表わす。また、Sh
ieldは、電界や磁界による電気信号ノイズに対する遮蔽
治具を意味する。 図２は抗IgG濃度と検出電荷量の関係を表わす。 図中、Ｑは検出電荷量を、抗IgGとは抗原物質であるヒ
トIgGに対する抗体を意味する。 図３は免疫FET（平面図）を表わす。 図中、ＳとＳ′はそれぞれFETのソースとソース電極
を、ＤとＤ′はドレインとドレイン電極を表し、Ｇは分
離ゲートを表す。また、ＣはFETのゲート部と分離ゲー
トとを連結する酸化イリジウムから成る導線を意味す
る。更に、Ａ−Ａ′とＢ−Ｂ′は各々、本発明のFETの
長手方向及び横方向の断面を表す。 図４は免疫FET（Ａ−Ａ′断面図）を表わす。 図中、Ｃは酸化イリジウムを表し、Ｅはエポキシ樹脂を
表す。 図５は免疫FET（Ｂ−Ｂ′断面図）を表わす。 図中、ＳとＳ′はそれぞれFETのソースとソース電極
を、ＤとＤ′はドレインとドレイン電極を表す。また、
ＣはFETのゲート部と分離ゲートとを連結する酸化イリ
ジウムから成る導線を意味する。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭59−203951（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−158348（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−185160（ＪＰ，Ａ)
Claims (6)
- 【請求項１】抗体又は抗原物質の薄膜を被覆した酸化イ
リジウム電極を作用電極とする免疫センサ。 - 【請求項２】当該作用電極と参照電極との間の電位差を
増幅して、電圧、電流又は電荷量として検出する手段を
有する特許請求の範囲第１項記載の免疫センサ。 - 【請求項３】当該参照電極が、当該作用電極の抗体又は
抗原物質を不活性化したものである特許請求の範囲第２
項記載の免疫センサ。 - 【請求項４】当該作用電極が、MOSFET上のゲート領域に
設けられている特許請求の範囲第１項〜第３項記載のい
ずれかの免疫センサ。 - 【請求項５】当該作用電極が、MOSFETのゲート領域以外
に、導電性配線を介して分離して設けられている特許請
求の範囲第１項記載の免疫センサ。 - 【請求項６】抗体または抗原物質の薄膜を被覆した酸化
イリジウム電極からなる作用電極と参照電極とを、抗原
物質または抗体を含む溶液と接触させ、当該作用電極上
での抗原−抗体反応に伴う電位変化を、電位変化、電流
変化又は電荷量変化として読みとる免疫検出方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62040438A JPH0713611B2 (ja) | 1987-02-25 | 1987-02-25 | 免疫センサ及び免疫検出方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62040438A JPH0713611B2 (ja) | 1987-02-25 | 1987-02-25 | 免疫センサ及び免疫検出方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63208753A JPS63208753A (ja) | 1988-08-30 |
| JPH0713611B2 true JPH0713611B2 (ja) | 1995-02-15 |
Family
ID=12580644
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62040438A Expired - Lifetime JPH0713611B2 (ja) | 1987-02-25 | 1987-02-25 | 免疫センサ及び免疫検出方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0713611B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010525360A (ja) * | 2007-04-27 | 2010-07-22 | エヌエックスピー ビー ヴィ | バイオセンサチップ及びその製造方法 |
| JP4827144B2 (ja) * | 2005-06-14 | 2011-11-30 | ミツミ電機株式会社 | バイオセンサ装置 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2614905B2 (ja) * | 1988-09-22 | 1997-05-28 | 帝人株式会社 | 免疫センサ |
| US4927502A (en) * | 1989-01-31 | 1990-05-22 | Board Of Regents, The University Of Texas | Methods and apparatus using galvanic immunoelectrodes |
| JP2005077210A (ja) * | 2003-08-29 | 2005-03-24 | National Institute For Materials Science | 生体分子検出素子及びそれを用いた核酸解析方法 |
| DE102004034192A1 (de) * | 2004-07-14 | 2006-02-09 | Heraeus Sensor Technology Gmbh | Hochtemperaturstabiler Sensor |
| JP2011102729A (ja) * | 2009-11-10 | 2011-05-26 | Sharp Corp | 分析チップ装置、分析チップ装置に用いる化学センサチップ収納アダプター及び分析装置ならびに分析チップ装置を用いた分析方法 |
| JP2020153695A (ja) * | 2019-03-18 | 2020-09-24 | 株式会社東芝 | イオンセンサ、イオンセンサキット及びイオン検出方法 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59203951A (ja) * | 1983-05-06 | 1984-11-19 | Kuraray Co Ltd | 生物電気化学センサ−の製造方法 |
| JPS60158348A (ja) * | 1984-01-28 | 1985-08-19 | Horiba Ltd | Ｉｓｆｅｔセンサ |
-
1987
- 1987-02-25 JP JP62040438A patent/JPH0713611B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4827144B2 (ja) * | 2005-06-14 | 2011-11-30 | ミツミ電機株式会社 | バイオセンサ装置 |
| JP2010525360A (ja) * | 2007-04-27 | 2010-07-22 | エヌエックスピー ビー ヴィ | バイオセンサチップ及びその製造方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63208753A (ja) | 1988-08-30 |
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