JPH09210955A - タンパク質センサ - Google Patents
タンパク質センサInfo
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- JPH09210955A JPH09210955A JP8013286A JP1328696A JPH09210955A JP H09210955 A JPH09210955 A JP H09210955A JP 8013286 A JP8013286 A JP 8013286A JP 1328696 A JP1328696 A JP 1328696A JP H09210955 A JPH09210955 A JP H09210955A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 高い信頼性を持ち、かつ測定操作を簡単に行
えるタンパク質センサを提供する。 【解決手段】 １つのサファイア基板１６上に２つのpH
-ISFET２１ａ，２１ｂと１つの金電極２２が設けられる
とともに、そのうちの１つのpH-ISFET２１ｂのゲート部
である窒化シリコン膜２０表面にアルブミン−グルタル
アルデヒド架橋膜２３からなる親水性有機薄膜が形成さ
れ、試料溶液に浸した時の金電極２２に対する２つのpH
-ISFET２１ａ，２１ｂの出力電位差に基づいて試料溶液
中のタンパク質濃度を測定する構成となっている。
えるタンパク質センサを提供する。 【解決手段】 １つのサファイア基板１６上に２つのpH
-ISFET２１ａ，２１ｂと１つの金電極２２が設けられる
とともに、そのうちの１つのpH-ISFET２１ｂのゲート部
である窒化シリコン膜２０表面にアルブミン−グルタル
アルデヒド架橋膜２３からなる親水性有機薄膜が形成さ
れ、試料溶液に浸した時の金電極２２に対する２つのpH
-ISFET２１ａ，２１ｂの出力電位差に基づいて試料溶液
中のタンパク質濃度を測定する構成となっている。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、血液または尿など
の生体試料中に含まれるタンパク質濃度を測定するセン
サに関するものである。
の生体試料中に含まれるタンパク質濃度を測定するセン
サに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】例えば尿のような生体試料中のタンパク
質濃度を検出し、その検査結果に基づいて腎臓や尿路系
の診断が行われている。尿中に排出されるタンパク質の
大部分はアルブミンであり、総タンパク質＝アルブミン
とみなされている。従来より、この種のタンパク質濃度
を簡便に測定する方法として尿試験紙が使用されている
（下野晃裕ら、「電子情報通信学会技術研究報告、第９
０巻、５３号、６１〜６８頁、１９９０年」）。尿試験
紙はプラスチック性の基板上に色素を含有した薄膜が形
成された構造であり、この試験紙を尿に浸すとタンパク
質の吸着により色変化が生じ、この色変化から色調表を
基に目視で濃度判定を行う。したがって、濃度判定に測
定者の主観が入るため、信頼性のある測定法ではない。
質濃度を検出し、その検査結果に基づいて腎臓や尿路系
の診断が行われている。尿中に排出されるタンパク質の
大部分はアルブミンであり、総タンパク質＝アルブミン
とみなされている。従来より、この種のタンパク質濃度
を簡便に測定する方法として尿試験紙が使用されている
（下野晃裕ら、「電子情報通信学会技術研究報告、第９
０巻、５３号、６１〜６８頁、１９９０年」）。尿試験
紙はプラスチック性の基板上に色素を含有した薄膜が形
成された構造であり、この試験紙を尿に浸すとタンパク
質の吸着により色変化が生じ、この色変化から色調表を
基に目視で濃度判定を行う。したがって、濃度判定に測
定者の主観が入るため、信頼性のある測定法ではない。
【０００３】そこで、測定を客観的に行うために、尿試
験紙を専用の読み取り機に装着し、色変化を吸光度から
定量する方法もある。ところが、専用読み取り機は容易
に持ち運ぶことのできない大きさの装置であり、簡便な
測定法とは言い難い。また、専用読み取り機を使用して
もその測定は半定量分析であり、陰性、±、３０mg/d
l、１００mg/dl、等の段階的な濃度判定しか行うことは
できない。
験紙を専用の読み取り機に装着し、色変化を吸光度から
定量する方法もある。ところが、専用読み取り機は容易
に持ち運ぶことのできない大きさの装置であり、簡便な
測定法とは言い難い。また、専用読み取り機を使用して
もその測定は半定量分析であり、陰性、±、３０mg/d
l、１００mg/dl、等の段階的な濃度判定しか行うことは
できない。
【０００４】一方、溶液中の各種イオン濃度を測定する
イオンセンサの一種として、イオン感応性電界効果型ト
ランジスタ（Ion Sensitive Field Effect Transistor
、以下、ＩＳＦＥＴと記す）が知られている（鈴木周
一編、「バイオセンサー、講談社サイエンティフィッ
ク、２８〜６２頁、１９８４年」）。このＩＳＦＥＴ
は、絶縁ゲート電界効果型トランジスタにおけるゲート
電極が、イオンを選択的に検出し電圧を発生することが
できるイオン感応膜で置き換えられた構造を持ち、ゲー
ト部が高インピーダンスで出力側が低インピーダンスで
あるため、センサ機能と同時にインピーダンス変換機能
を有し、外界からのノイズに強いという特長がある。
イオンセンサの一種として、イオン感応性電界効果型ト
ランジスタ（Ion Sensitive Field Effect Transistor
、以下、ＩＳＦＥＴと記す）が知られている（鈴木周
一編、「バイオセンサー、講談社サイエンティフィッ
ク、２８〜６２頁、１９８４年」）。このＩＳＦＥＴ
は、絶縁ゲート電界効果型トランジスタにおけるゲート
電極が、イオンを選択的に検出し電圧を発生することが
できるイオン感応膜で置き換えられた構造を持ち、ゲー
ト部が高インピーダンスで出力側が低インピーダンスで
あるため、センサ機能と同時にインピーダンス変換機能
を有し、外界からのノイズに強いという特長がある。
【０００５】このため、特公昭５５−１３５４４号公報
に示されるような、ＩＳＦＥＴをベースとした水素、ナ
トリウム、カリウム、カルシウム等の各種イオンに対す
るイオンセンサや、グルコースや尿素に応答する酵素セ
ンサが知られている。例えば、水素イオン感応性ＩＳＦ
ＥＴ（以下、pH-ISFETと記す）の場合、イオン感応膜と
して窒化シリコン膜、タンタルオキサイド膜、酸化アル
ミニウム膜等が用いられている。一方、尿素センサのよ
うな酵素センサの場合は、尿素感応膜としてイオン感応
部上に酵素ウレアーゼ固定化膜が形成されている。
に示されるような、ＩＳＦＥＴをベースとした水素、ナ
トリウム、カリウム、カルシウム等の各種イオンに対す
るイオンセンサや、グルコースや尿素に応答する酵素セ
ンサが知られている。例えば、水素イオン感応性ＩＳＦ
ＥＴ（以下、pH-ISFETと記す）の場合、イオン感応膜と
して窒化シリコン膜、タンタルオキサイド膜、酸化アル
ミニウム膜等が用いられている。一方、尿素センサのよ
うな酵素センサの場合は、尿素感応膜としてイオン感応
部上に酵素ウレアーゼ固定化膜が形成されている。
【０００６】さらに、ＩＳＦＥＴセンサの測定方法とし
て、イオン感応膜あるいは酵素固定化膜が設けられたＩ
ＳＦＥＴと、設けられていないＩＳＦＥＴの出力の差を
測定することにより、溶液の電位変化の影響を打ち消す
ことができ、白金や金等の金属電極を参照電極として使
用することが知られている（特願昭６３−２３７００号
公報、特願平１−２５３６４７号公報）。また、イオン
感応膜または酵素固定化膜が設けられていないＩＳＦＥ
Ｔ表面に親水性有機薄膜を形成することにより、タンパ
ク質等の妨害物質の吸着による影響を除くことができる
ことも知られている（特願平２−１６７４５４号公
報）。
て、イオン感応膜あるいは酵素固定化膜が設けられたＩ
ＳＦＥＴと、設けられていないＩＳＦＥＴの出力の差を
測定することにより、溶液の電位変化の影響を打ち消す
ことができ、白金や金等の金属電極を参照電極として使
用することが知られている（特願昭６３−２３７００号
公報、特願平１−２５３６４７号公報）。また、イオン
感応膜または酵素固定化膜が設けられていないＩＳＦＥ
Ｔ表面に親水性有機薄膜を形成することにより、タンパ
ク質等の妨害物質の吸着による影響を除くことができる
ことも知られている（特願平２−１６７４５４号公
報）。
【０００７】ところで、ＩＳＦＥＴを使用したタンパク
質センサとしては、免疫反応を利用したものが提案され
ている（特開昭６４−５９０５７号公報、特開昭６４−
５９０５８号公報）。免疫反応とは、例えばアルブミン
が抗アルブミン抗体と特異的に結合する反応のことであ
る。
質センサとしては、免疫反応を利用したものが提案され
ている（特開昭６４−５９０５７号公報、特開昭６４−
５９０５８号公報）。免疫反応とは、例えばアルブミン
が抗アルブミン抗体と特異的に結合する反応のことであ
る。
【０００８】図９にこのタンパク質センサの断面図を示
し、試料溶液中のアルブミンの濃度を測定する方法を説
明する。このセンサ１は、サファイア基板２上に形成さ
れたｎ型シリコン領域３、ｐ型シリコン領域４、酸化シ
リコン膜５、窒化シリコン膜６からなる２個のpH-ISFET
７ａ，７ｂ、および金電極８が形成された構造となって
いる。そして、一方のpH-ISFET７ｂ上に抗アルブミン抗
体９が固定化されている。他方のpH-ISFET７ａおよび金
電極８上には親水性有機薄膜１０が形成されている。こ
のセンサ基板１３と微小な間隙を保持して平板１１が対
向して配置されており、平板１１上には酵素ウレアーゼ
標識アルブミン１２が塗布されている。
し、試料溶液中のアルブミンの濃度を測定する方法を説
明する。このセンサ１は、サファイア基板２上に形成さ
れたｎ型シリコン領域３、ｐ型シリコン領域４、酸化シ
リコン膜５、窒化シリコン膜６からなる２個のpH-ISFET
７ａ，７ｂ、および金電極８が形成された構造となって
いる。そして、一方のpH-ISFET７ｂ上に抗アルブミン抗
体９が固定化されている。他方のpH-ISFET７ａおよび金
電極８上には親水性有機薄膜１０が形成されている。こ
のセンサ基板１３と微小な間隙を保持して平板１１が対
向して配置されており、平板１１上には酵素ウレアーゼ
標識アルブミン１２が塗布されている。
【０００９】まず、センサ１を試料に浸すと、一定量の
試料が毛細管現象により基板１３と平板１１の間の空間
に吸い上げられる。この時、酵素ウレアーゼ標識アルブ
ミン１２が試料溶液中に溶解し、試料溶液中のアルブミ
ンと競合して抗アルブミン抗体９と結合する。次に、セ
ンサ１を洗浄し、尿素を含む溶液に浸して、酵素反応を
行わせる。この時の酵素（ウレアーゼ）と基質（尿素）
の反応により生成されるアンモニアによるｐＨ変化を抗
アルブミン抗体９が固定化されたpH-ISFET７ｂにより測
定し、試料溶液中のアルブミンの濃度を求める。すなわ
ち、抗アルブミン抗体と結合したアルブミンの量を、酵
素反応を介してpH-ISFETで定量し、電気信号として出力
している。
試料が毛細管現象により基板１３と平板１１の間の空間
に吸い上げられる。この時、酵素ウレアーゼ標識アルブ
ミン１２が試料溶液中に溶解し、試料溶液中のアルブミ
ンと競合して抗アルブミン抗体９と結合する。次に、セ
ンサ１を洗浄し、尿素を含む溶液に浸して、酵素反応を
行わせる。この時の酵素（ウレアーゼ）と基質（尿素）
の反応により生成されるアンモニアによるｐＨ変化を抗
アルブミン抗体９が固定化されたpH-ISFET７ｂにより測
定し、試料溶液中のアルブミンの濃度を求める。すなわ
ち、抗アルブミン抗体と結合したアルブミンの量を、酵
素反応を介してpH-ISFETで定量し、電気信号として出力
している。
【００１０】このようなＩＳＦＥＴを用いた免疫反応型
センサによれば、試料溶液中のアルブミン濃度を電気信
号として出力し、尿試験紙と比較して信頼性の高い測定
を実現することができる。しかしながら、測定中に、セ
ンサの洗浄、または尿素溶液との交換操作等が必要であ
り、操作が煩雑であった。また、抗体という生体物質を
使用するため、安定性に欠けるという問題があった。
センサによれば、試料溶液中のアルブミン濃度を電気信
号として出力し、尿試験紙と比較して信頼性の高い測定
を実現することができる。しかしながら、測定中に、セ
ンサの洗浄、または尿素溶液との交換操作等が必要であ
り、操作が煩雑であった。また、抗体という生体物質を
使用するため、安定性に欠けるという問題があった。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】従来、血液や尿等の生
体試料中のタンパク質濃度を簡便に測定する方法として
尿試験紙が使用されていたが、客観性に欠け、半定量分
析であるため、信頼性が低いという問題があった。一
方、ＩＳＦＥＴを用いた免疫反応によるタンパク質セン
サでは、信頼性を向上させることは可能であるが、操作
が煩雑であるという問題があった。
体試料中のタンパク質濃度を簡便に測定する方法として
尿試験紙が使用されていたが、客観性に欠け、半定量分
析であるため、信頼性が低いという問題があった。一
方、ＩＳＦＥＴを用いた免疫反応によるタンパク質セン
サでは、信頼性を向上させることは可能であるが、操作
が煩雑であるという問題があった。
【００１２】本発明は、上記の課題を解決するためにな
されたものであって、高い信頼性を持ち、かつ測定操作
を簡単に行えるタンパク質センサを提供することを目的
とする。
されたものであって、高い信頼性を持ち、かつ測定操作
を簡単に行えるタンパク質センサを提供することを目的
とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
めに、本発明のタンパク質センサは、１つの基板上に２
つの電界効果型トランジスタと１つの金属電極が設けら
れるとともに、そのうちの１つの電界効果型トランジス
タのゲート部表面に親水性有機膜が形成され、試料溶液
に浸した時の金属電極に対する２つの電界効果型トラン
ジスタの出力電位差に基づいて試料溶液中のタンパク質
濃度を測定することを特徴とするものである。特に、前
記電界効果型トランジスタをイオン感応性電界効果型ト
ランジスタとし、前記親水性有機膜をアルブミン−グル
タルアルデヒド架橋膜とすることができる。また、他の
形態として、親水性有機膜が形成されていない側の電界
効果型トランジスタのゲート部表面に疎水性有機膜を形
成してもよく、その疎水性有機膜としてシリコーン膜を
用いることができる。
めに、本発明のタンパク質センサは、１つの基板上に２
つの電界効果型トランジスタと１つの金属電極が設けら
れるとともに、そのうちの１つの電界効果型トランジス
タのゲート部表面に親水性有機膜が形成され、試料溶液
に浸した時の金属電極に対する２つの電界効果型トラン
ジスタの出力電位差に基づいて試料溶液中のタンパク質
濃度を測定することを特徴とするものである。特に、前
記電界効果型トランジスタをイオン感応性電界効果型ト
ランジスタとし、前記親水性有機膜をアルブミン−グル
タルアルデヒド架橋膜とすることができる。また、他の
形態として、親水性有機膜が形成されていない側の電界
効果型トランジスタのゲート部表面に疎水性有機膜を形
成してもよく、その疎水性有機膜としてシリコーン膜を
用いることができる。
【００１４】本発明においては、タンパク質センサを試
料溶液に浸すと、荷電したタンパク質が２つの電界効果
型トランジスタのゲート部表面にそれぞれ吸着する。こ
の際、ゲート部表面に親水性有機膜が形成された電界効
果型トランジスタでは親水性有機薄膜中に存在するイオ
ンによりタンパク質の電荷が打ち消されてしまい、トラ
ンジスタの界面電位は変化しない。これに対して、親水
性有機膜が形成されていない電界効果型トランジスタで
はタンパク質の電荷によりトランジスタの界面電位が変
化し、それに応じた応答出力を出す。したがって、金属
電極に対する２つの電界効果型トランジスタの出力電位
差が試料溶液中のタンパク質濃度に相当することから、
タンパク質濃度を測定することができる。そして、２つ
の電界効果型トランジスタで共通の、センサのドリフ
ト、ｐＨ変化等の影響は排除することができる。
料溶液に浸すと、荷電したタンパク質が２つの電界効果
型トランジスタのゲート部表面にそれぞれ吸着する。こ
の際、ゲート部表面に親水性有機膜が形成された電界効
果型トランジスタでは親水性有機薄膜中に存在するイオ
ンによりタンパク質の電荷が打ち消されてしまい、トラ
ンジスタの界面電位は変化しない。これに対して、親水
性有機膜が形成されていない電界効果型トランジスタで
はタンパク質の電荷によりトランジスタの界面電位が変
化し、それに応じた応答出力を出す。したがって、金属
電極に対する２つの電界効果型トランジスタの出力電位
差が試料溶液中のタンパク質濃度に相当することから、
タンパク質濃度を測定することができる。そして、２つ
の電界効果型トランジスタで共通の、センサのドリフ
ト、ｐＨ変化等の影響は排除することができる。
【００１５】
【発明の実施の形態】以下、本発明の第１の実施の形態
を図１〜図５を参照して説明する。図１は本実施の形態
のタンパク質センサ１５のセンサ部の構造を示す断面図
であり、このタンパク質センサはpH-ISFETを使用したも
のである。
を図１〜図５を参照して説明する。図１は本実施の形態
のタンパク質センサ１５のセンサ部の構造を示す断面図
であり、このタンパク質センサはpH-ISFETを使用したも
のである。
【００１６】図１に示すように、サファイア基板１６
（基板）上にｎ型シリコン領域１７、ｐ型シリコン領域
１８、これらシリコン領域を覆う酸化シリコン膜１９、
窒化シリコン膜２０（ゲート部）からなる２個のpH-ISF
ET２１ａ，２１ｂ、および金電極２２（金属電極）が形
成されている。なお、このpH-ISFETの製造方法は、特公
平４−２６０５４号公報に開示されているサファイア基
板上に設けられた島状シリコン層を用いた製造方法に基
づくが、本実施の形態におけるタンパク質センサ１５は
特にこの製造方法に限定されるものではない。また、金
電極２２の代わりに、白金電極または銀電極表面を処理
して塩化銀層を形成した銀−塩化銀電極でもよい。
（基板）上にｎ型シリコン領域１７、ｐ型シリコン領域
１８、これらシリコン領域を覆う酸化シリコン膜１９、
窒化シリコン膜２０（ゲート部）からなる２個のpH-ISF
ET２１ａ，２１ｂ、および金電極２２（金属電極）が形
成されている。なお、このpH-ISFETの製造方法は、特公
平４−２６０５４号公報に開示されているサファイア基
板上に設けられた島状シリコン層を用いた製造方法に基
づくが、本実施の形態におけるタンパク質センサ１５は
特にこの製造方法に限定されるものではない。また、金
電極２２の代わりに、白金電極または銀電極表面を処理
して塩化銀層を形成した銀−塩化銀電極でもよい。
【００１７】一方のpH-ISFET２１ｂの窒化シリコン膜２
０上には、親水性有機薄膜としてアルブミン−グルタル
アルデヒド架橋膜２３が形成されている。アルブミン−
グルタルアルデヒド架橋膜２３の形成方法は、特公平５
−４８４１８号公報に開示されているフォトレジストに
よるリフトオフ法を用いる。すなわち、pH-ISFETおよび
金電極が形成されたウエハ上にフォトレジストを塗布し
た後、フォトリソグラフィー法により所定のpH-ISFETの
窒化シリコン膜上のフォトレジストを除去し、次にアル
ブミン１５％、グルタルアルデヒド１％を含む水溶液を
塗布して架橋させる。ついで、フォトレジストを溶解さ
せることにより、所定の部分のみにアルブミン−グルタ
ルアルデヒド架橋膜を形成する。形成するアルブミン−
グルタルアルデヒド架橋膜２３の大きさは、例えば１５
０×４００μｍとし、厚さ１．０μｍとする。
０上には、親水性有機薄膜としてアルブミン−グルタル
アルデヒド架橋膜２３が形成されている。アルブミン−
グルタルアルデヒド架橋膜２３の形成方法は、特公平５
−４８４１８号公報に開示されているフォトレジストに
よるリフトオフ法を用いる。すなわち、pH-ISFETおよび
金電極が形成されたウエハ上にフォトレジストを塗布し
た後、フォトリソグラフィー法により所定のpH-ISFETの
窒化シリコン膜上のフォトレジストを除去し、次にアル
ブミン１５％、グルタルアルデヒド１％を含む水溶液を
塗布して架橋させる。ついで、フォトレジストを溶解さ
せることにより、所定の部分のみにアルブミン−グルタ
ルアルデヒド架橋膜を形成する。形成するアルブミン−
グルタルアルデヒド架橋膜２３の大きさは、例えば１５
０×４００μｍとし、厚さ１．０μｍとする。
【００１８】なお、親水性有機薄膜としては、他にもア
ルギン酸、κ−カラギーナン、ポリビニールアルコー
ル、親水性ポリメタクリル酸、ポリアクリルアミド、ポ
リヒドロキシエチルメタクリル酸、親水性ポリシロキサ
ン等も好適である。これらは、光架橋法、滴下法等を用
いて形成することができる。
ルギン酸、κ−カラギーナン、ポリビニールアルコー
ル、親水性ポリメタクリル酸、ポリアクリルアミド、ポ
リヒドロキシエチルメタクリル酸、親水性ポリシロキサ
ン等も好適である。これらは、光架橋法、滴下法等を用
いて形成することができる。
【００１９】図２は本実施の形態のタンパク質センサの
平面図である。チップのサイズは例えば幅１．７ｍｍ、
長さ５．０ｍｍである。一つのチップ上に２個のpH-ISF
ET２１ａ，２１ｂおよび金電極２２が形成されており、
一方のpH-ISFET２１ｂの窒化シリコン膜２０上には、親
水性有機薄膜としてアルブミン−グルタルアルデヒド架
橋膜２３が形成されている。また、電気信号の取り出し
のために電極２４が形成されている。
平面図である。チップのサイズは例えば幅１．７ｍｍ、
長さ５．０ｍｍである。一つのチップ上に２個のpH-ISF
ET２１ａ，２１ｂおよび金電極２２が形成されており、
一方のpH-ISFET２１ｂの窒化シリコン膜２０上には、親
水性有機薄膜としてアルブミン−グルタルアルデヒド架
橋膜２３が形成されている。また、電気信号の取り出し
のために電極２４が形成されている。
【００２０】図３は本実施の形態のタンパク質センサ１
５の測定回路を示す概略図である。センサ１５を試料溶
液中に浸し、金電極２２に対するpH-ISFET２１ａの出力
とアルブミン−グルタルアルデヒド架橋膜２３を形成し
たpH-ISFET２１ｂの出力との差が差動増幅器２５を経て
レコーダ２６に表示される構成となっている。そして、
この差動出力から試料溶液中のタンパク質濃度を測定す
る。
５の測定回路を示す概略図である。センサ１５を試料溶
液中に浸し、金電極２２に対するpH-ISFET２１ａの出力
とアルブミン−グルタルアルデヒド架橋膜２３を形成し
たpH-ISFET２１ｂの出力との差が差動増幅器２５を経て
レコーダ２６に表示される構成となっている。そして、
この差動出力から試料溶液中のタンパク質濃度を測定す
る。
【００２１】図４はこのタンパク質センサの測定原理を
説明するための図である。生体試料中に含まれるタンパ
ク質の主成分であるアルブミンは、分子量６６０００、
等電点４．７〜５．２であり、中性領域では負に荷電し
ている。したがって、センサを試料溶液中に浸すと、ア
ルブミン２７がpH-ISFET２１ａ表面の窒化シリコン膜２
０に吸着し、pH-ISFET２１ａ表面の界面電位が変化す
る。一方、アルブミン−グルタルアルデヒド架橋膜２３
のような親水性有機薄膜上にもアルブミン２７は吸着す
るが、その電荷は親水性有機薄膜中に存在するイオンに
より打ち消されてしまい、pH-ISFET２１ｂの界面電位は
変化しない。したがって、２つのpH-ISFET２１ａ，２１
ｂの出力差はアルブミン２７の吸着量のみで決定するこ
とになる。このように、２つのpH-ISFET２１ａ，２１ｂ
の差動出力を測定することにより、pH-ISFETの応答のド
リフトやｐＨ変化等の影響を取り除くことができ、精度
の高いアルブミン濃度を求めることができる。
説明するための図である。生体試料中に含まれるタンパ
ク質の主成分であるアルブミンは、分子量６６０００、
等電点４．７〜５．２であり、中性領域では負に荷電し
ている。したがって、センサを試料溶液中に浸すと、ア
ルブミン２７がpH-ISFET２１ａ表面の窒化シリコン膜２
０に吸着し、pH-ISFET２１ａ表面の界面電位が変化す
る。一方、アルブミン−グルタルアルデヒド架橋膜２３
のような親水性有機薄膜上にもアルブミン２７は吸着す
るが、その電荷は親水性有機薄膜中に存在するイオンに
より打ち消されてしまい、pH-ISFET２１ｂの界面電位は
変化しない。したがって、２つのpH-ISFET２１ａ，２１
ｂの出力差はアルブミン２７の吸着量のみで決定するこ
とになる。このように、２つのpH-ISFET２１ａ，２１ｂ
の差動出力を測定することにより、pH-ISFETの応答のド
リフトやｐＨ変化等の影響を取り除くことができ、精度
の高いアルブミン濃度を求めることができる。
【００２２】すなわち、本実施の形態のタンパク質セン
サ１５によれば、尿試験紙を用いた従来の測定方法に比
べて格段に高い信頼性を持つ測定を実現することができ
る。それと同時に、測定作業はセンサ１５を試料溶液に
浸し、レコーダ２６の差動出力値を読むだけと極めて簡
単なため、従来の免疫反応型タンパク質センサが持つ測
定操作が煩雑であるという問題点を解消することができ
る。
サ１５によれば、尿試験紙を用いた従来の測定方法に比
べて格段に高い信頼性を持つ測定を実現することができ
る。それと同時に、測定作業はセンサ１５を試料溶液に
浸し、レコーダ２６の差動出力値を読むだけと極めて簡
単なため、従来の免疫反応型タンパク質センサが持つ測
定操作が煩雑であるという問題点を解消することができ
る。
【００２３】図５は実際に上記タンパク質センサを用い
て血清アルブミンをｐＨ緩衝液に添加して調製した試料
溶液中のアルブミン濃度を測定した結果を示すものであ
る。図５（ａ）はタンパク質センサの応答曲線を示して
いる。親水性有機薄膜を形成したpH-ISFETの応答はほと
んど変化していないが、膜を形成しなかったpH-ISFETの
応答は時間とともに増加することがわかった。差動出力
は２つのpH-ISFETの出力差を示している。図５（ｂ）は
タンパク質センサの応答出力（応答３０秒後の値）とア
ルブミン濃度の関係を示しており、０．１〜１００mg/d
l の範囲で定量可能であることがわかった。
て血清アルブミンをｐＨ緩衝液に添加して調製した試料
溶液中のアルブミン濃度を測定した結果を示すものであ
る。図５（ａ）はタンパク質センサの応答曲線を示して
いる。親水性有機薄膜を形成したpH-ISFETの応答はほと
んど変化していないが、膜を形成しなかったpH-ISFETの
応答は時間とともに増加することがわかった。差動出力
は２つのpH-ISFETの出力差を示している。図５（ｂ）は
タンパク質センサの応答出力（応答３０秒後の値）とア
ルブミン濃度の関係を示しており、０．１〜１００mg/d
l の範囲で定量可能であることがわかった。
【００２４】以下、本発明の第２の実施の形態を図６〜
図８を参照して説明する。図６は本実施の形態のタンパ
ク質センサ２９のセンサ部の構造を示す断面図である。
図８を参照して説明する。図６は本実施の形態のタンパ
ク質センサ２９のセンサ部の構造を示す断面図である。
【００２５】サファイア基板１６上にｎ型シリコン領域
１７、ｐ型シリコン領域１８、酸化シリコン膜１９、窒
化シリコン膜２０からなる２個のpH-ISFET２１ａ，２１
ｂ、および金電極２２が形成されている点、一方のpH-I
SFET２１ｂの窒化シリコン膜２０上にアルブミン−グル
タルアルデヒド架橋膜２３が形成されている点は第１の
実施の形態と同様である。ところが、第１の実施の形態
と異なる点は、他方のpH-ISFET２１ａの窒化シリコン膜
２０上に疎水性有機薄膜としてシリコーン膜３０が形成
されている点である。シリコーン膜３０は、例えば滴下
法により形成した、直径５００μｍ、厚さ０．５μｍ程
度のものである。
１７、ｐ型シリコン領域１８、酸化シリコン膜１９、窒
化シリコン膜２０からなる２個のpH-ISFET２１ａ，２１
ｂ、および金電極２２が形成されている点、一方のpH-I
SFET２１ｂの窒化シリコン膜２０上にアルブミン−グル
タルアルデヒド架橋膜２３が形成されている点は第１の
実施の形態と同様である。ところが、第１の実施の形態
と異なる点は、他方のpH-ISFET２１ａの窒化シリコン膜
２０上に疎水性有機薄膜としてシリコーン膜３０が形成
されている点である。シリコーン膜３０は、例えば滴下
法により形成した、直径５００μｍ、厚さ０．５μｍ程
度のものである。
【００２６】なお、疎水性有機薄膜としては、シリコー
ン膜３０の他、滴下法やスパッタ法により形成されたポ
リウレタン、ポリスチレン、ポリ塩化ビニル、テフロン
等も好適である。また、疎水基を導入するシランカップ
リング剤のような表面改質剤を用いることも有効であ
る。
ン膜３０の他、滴下法やスパッタ法により形成されたポ
リウレタン、ポリスチレン、ポリ塩化ビニル、テフロン
等も好適である。また、疎水基を導入するシランカップ
リング剤のような表面改質剤を用いることも有効であ
る。
【００２７】図７はこのタンパク質センサ２９の測定原
理を説明するための図である。第１の実施の形態の場
合、窒化シリコン膜２０上にアルブミン２７が吸着した
が、本実施の形態では、窒化シリコン膜２０上に疎水性
有機薄膜としてシリコーン膜３０を形成し、その表面に
アルブミン２７を吸着させる。この場合、アルブミン２
７は元来、疎水性有機薄膜に吸着しやすいという性質を
持っているため、一方のpH-ISFET２１ａ上のアルブミン
２７の吸着量をさらに増加させることができ、第１の実
施の形態のセンサ１５に比べてセンサの測定感度を向上
させることができる。
理を説明するための図である。第１の実施の形態の場
合、窒化シリコン膜２０上にアルブミン２７が吸着した
が、本実施の形態では、窒化シリコン膜２０上に疎水性
有機薄膜としてシリコーン膜３０を形成し、その表面に
アルブミン２７を吸着させる。この場合、アルブミン２
７は元来、疎水性有機薄膜に吸着しやすいという性質を
持っているため、一方のpH-ISFET２１ａ上のアルブミン
２７の吸着量をさらに増加させることができ、第１の実
施の形態のセンサ１５に比べてセンサの測定感度を向上
させることができる。
【００２８】図８は上記タンパク質センサ２９を用いて
血清アルブミンをｐＨ緩衝液に添加して調製した試料溶
液中のアルブミン濃度を測定した結果を示すものであ
る。疎水性有機薄膜を形成した場合、アルブミンの吸着
量が増加したため、図５（ｂ）と比べてセンサ出力が増
加しており、感度が向上していることがわかった。
血清アルブミンをｐＨ緩衝液に添加して調製した試料溶
液中のアルブミン濃度を測定した結果を示すものであ
る。疎水性有機薄膜を形成した場合、アルブミンの吸着
量が増加したため、図５（ｂ）と比べてセンサ出力が増
加しており、感度が向上していることがわかった。
【００２９】なお、本発明の技術範囲は上記実施の形態
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
えばセンサの寸法、各部の膜厚等、具体的な数値につい
ては適宜設計することが可能である。
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
えばセンサの寸法、各部の膜厚等、具体的な数値につい
ては適宜設計することが可能である。
【００３０】
【発明の効果】以上、詳細に説明したように、本発明の
タンパク質センサにおいては、試料溶液に浸した時の金
属電極に対する２つの電界効果型トランジスタの出力電
位差が試料溶液中のタンパク質濃度に相当することか
ら、タンパク質濃度を測定することができる。そして、
２つの電界効果型トランジスタで共通のセンサのドリフ
ト、ｐＨ変化等の影響は排除することができる。このよ
うに、本発明のセンサは、試料溶液に浸すだけでタンパ
ク質濃度を電気信号として出力することが可能である。
したがって、センサ出力が電気信号であることから、従
来の尿試験紙に比べて客観的で信頼性が高く、また、セ
ンサを試料溶液に浸すだけで測定できることから、従来
の免疫型センサに比べて測定操作が簡単になる。
タンパク質センサにおいては、試料溶液に浸した時の金
属電極に対する２つの電界効果型トランジスタの出力電
位差が試料溶液中のタンパク質濃度に相当することか
ら、タンパク質濃度を測定することができる。そして、
２つの電界効果型トランジスタで共通のセンサのドリフ
ト、ｐＨ変化等の影響は排除することができる。このよ
うに、本発明のセンサは、試料溶液に浸すだけでタンパ
ク質濃度を電気信号として出力することが可能である。
したがって、センサ出力が電気信号であることから、従
来の尿試験紙に比べて客観的で信頼性が高く、また、セ
ンサを試料溶液に浸すだけで測定できることから、従来
の免疫型センサに比べて測定操作が簡単になる。
【図１】本発明の第１の実施の形態であるタンパク質セ
ンサのセンサ部を示す断面図である。
ンサのセンサ部を示す断面図である。
【図２】同、タンパク質センサの平面図である。
【図３】同、タンパク質センサの測定回路の概略図であ
る。
る。
【図４】同、タンパク質センサの測定原理を説明するた
めの図である。
めの図である。
【図５】同、タンパク質センサを用いて試料溶液中のア
ルブミン濃度を測定した結果（（ａ）センサの応答曲
線、（ｂ）アルブミン濃度とセンサ出力の関係）を示す
図である。
ルブミン濃度を測定した結果（（ａ）センサの応答曲
線、（ｂ）アルブミン濃度とセンサ出力の関係）を示す
図である。
【図６】本発明の第２の実施の形態であるタンパク質セ
ンサのセンサ部を示す断面図である。
ンサのセンサ部を示す断面図である。
【図７】同、タンパク質センサの測定原理を説明するた
めの図である。
めの図である。
【図８】同、タンパク質センサを用いて試料溶液中のア
ルブミン濃度を測定した結果（アルブミン濃度とセンサ
出力の関係）を示す図である。
ルブミン濃度を測定した結果（アルブミン濃度とセンサ
出力の関係）を示す図である。
【図９】従来のタンパク質センサの断面図である。
１５，２９ タンパク質センサ １６ サファイア基板 １７ ｎ型シリコン領域 １８ ｐ型シリコン領域 １９ 酸化シリコン膜 ２０ 窒化シリコン膜（ゲート部） ２１ａ，２１ｂ pH-ISFET（電界効果トランジスタ） ２２ 金電極（金属電極） ２３ アルブミン−グルタルアルデヒド架橋膜（親水性
有機膜） ２４ 電極 ２５ 差動増幅器 ２６ レコーダ ２７ アルブミン ３０ シリコーン膜（疎水性有機膜）
有機膜） ２４ 電極 ２５ 差動増幅器 ２６ レコーダ ２７ アルブミン ３０ シリコーン膜（疎水性有機膜）
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｈ０１Ｌ 51/00 Ｇ０１Ｎ 27/46 ３８６Ｇ 29/78 Ｈ０１Ｌ 29/28 29/78 ３０１Ｕ
Claims (5)
- 【請求項１】 １つの基板上に２つの電界効果型トラン
ジスタと１つの金属電極が設けられるとともに、そのう
ちの１つの電界効果型トランジスタのゲート部表面に親
水性有機膜が形成され、 試料溶液に浸した時の前記金属電極に対する前記２つの
電界効果型トランジスタの出力電位差に基づいて試料溶
液中のタンパク質濃度を測定することを特徴とするタン
パク質センサ。 - 【請求項２】 請求項１に記載のタンパク質センサにお
いて、 前記電界効果型トランジスタがイオン感応性電界効果型
トランジスタであることを特徴とするタンパク質セン
サ。 - 【請求項３】 請求項１または２に記載のタンパク質セ
ンサにおいて、 前記親水性有機膜がアルブミン−グルタルアルデヒド架
橋膜であることを特徴とするタンパク質センサ。 - 【請求項４】 請求項１ないし３のいずれかに記載のタ
ンパク質センサにおいて、 前記親水性有機膜が形成されていない側の電界効果型ト
ランジスタのゲート部表面に疎水性有機膜が形成された
ことを特徴とするタンパク質センサ。 - 【請求項５】 請求項４に記載のタンパク質センサにお
いて、 前記疎水性有機膜がシリコーン膜であることを特徴とす
るタンパク質センサ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8013286A JP2760335B2 (ja) | 1996-01-29 | 1996-01-29 | タンパク質センサ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8013286A JP2760335B2 (ja) | 1996-01-29 | 1996-01-29 | タンパク質センサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09210955A true JPH09210955A (ja) | 1997-08-15 |
| JP2760335B2 JP2760335B2 (ja) | 1998-05-28 |
Family
ID=11828965
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8013286A Expired - Lifetime JP2760335B2 (ja) | 1996-01-29 | 1996-01-29 | タンパク質センサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2760335B2 (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1557884A2 (en) * | 2004-01-21 | 2005-07-27 | Hitachi, Ltd. | Examination apparatus for biological sample and chemical sample |
| JP2008026168A (ja) * | 2006-07-21 | 2008-02-07 | Horiba Ltd | Ｆｅｔセンサ |
| WO2010052867A1 (ja) * | 2008-11-04 | 2010-05-14 | 株式会社日立製作所 | 電位差式センサチップ、電位差測定方法、及び測定キット |
| JP2010237001A (ja) * | 2009-03-31 | 2010-10-21 | Sysmex Corp | 腎疾患診断支援装置およびコンピュータプログラム |
| JP2011220803A (ja) * | 2010-04-08 | 2011-11-04 | Mitsumi Electric Co Ltd | 電界効果トランジスタ素子を具備するバイオセンサ |
| CN114096837A (zh) * | 2019-06-25 | 2022-02-25 | 株式会社斯库林集团 | 细胞电位测定装置 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4557755B2 (ja) * | 2004-03-11 | 2010-10-06 | キヤノン株式会社 | 基板、導電性基板および有機電界効果型トランジスタの各々の製造方法 |
-
1996
- 1996-01-29 JP JP8013286A patent/JP2760335B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1557884A2 (en) * | 2004-01-21 | 2005-07-27 | Hitachi, Ltd. | Examination apparatus for biological sample and chemical sample |
| EP1557884A3 (en) * | 2004-01-21 | 2008-06-25 | Hitachi, Ltd. | Examination apparatus for biological sample and chemical sample |
| EP1950808A3 (en) * | 2004-01-21 | 2008-09-17 | Hitachi, Ltd. | Examination apparatus for biological sample and chemical sample |
| US7888708B2 (en) | 2004-01-21 | 2011-02-15 | Hitachi, Ltd. | Examination apparatus for biological sample and chemical sample |
| JP2008026168A (ja) * | 2006-07-21 | 2008-02-07 | Horiba Ltd | Ｆｅｔセンサ |
| WO2010052867A1 (ja) * | 2008-11-04 | 2010-05-14 | 株式会社日立製作所 | 電位差式センサチップ、電位差測定方法、及び測定キット |
| JP5139538B2 (ja) * | 2008-11-04 | 2013-02-06 | 株式会社日立製作所 | 電位差式センサチップ、電位差測定方法、及び測定キット |
| US8712701B2 (en) | 2008-11-04 | 2014-04-29 | Hitachi, Ltd. | Potentiometric-sensor chip, potentiometric assay, and assay kit |
| JP2010237001A (ja) * | 2009-03-31 | 2010-10-21 | Sysmex Corp | 腎疾患診断支援装置およびコンピュータプログラム |
| JP2011220803A (ja) * | 2010-04-08 | 2011-11-04 | Mitsumi Electric Co Ltd | 電界効果トランジスタ素子を具備するバイオセンサ |
| CN114096837A (zh) * | 2019-06-25 | 2022-02-25 | 株式会社斯库林集团 | 细胞电位测定装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2760335B2 (ja) | 1998-05-28 |
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|---|---|---|---|
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