JPS62185160A - バイオセンサ− - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は分離ダート型ＩＳＦＥＴ（イオン・センシティ
ブ・フィールド・イフェクト・トランゾスター（Ｉｏｎ
　５ｅｎｓｉｔｉｖｅ　Ｆｉｅｌｄ　Ｅｆｆｅｃｔ　Ｔ
ｒａｎｓｉｓｔｏｒ））を用いたバイオセンサー潜華フ
ァイア基板を用いた分離ゲート型ＩＳＦＥＴのイオン感
応膜の上に直接酵素固定化膜を被着させ九バイオセンサ
ーに関する。

なお、本発明において、「分離ゲート型ｌ８ＦＥＴＪと
を工、基板、バリヤー膜及びゲート部がソースに接続し
た構造において、イオン感応膜とゲート部が同一基板上
に距離をおいて形設され几構造のＦＥＴ　’ｌｊいう。

〔従来の技術〕

近年、半導体技術及びこの技術を利用したＩＣ技術の進
歩と相俟って、ＩＳＦＥＴｉ利用した水素イオン、ナト
リウムイオンの濃度測定用センサーがピー・ペルクフェ
ルト（Ｐ、　Ｂｅｒｇｖｅｒｄ　）　。

松尾、ケー・デー・クイズ（Ｋ、　Ｄ、　Ｗｉｓｅ　）
によって報告されている〔アイ・イー・イー・イー・ト
ランスアクションズ（１，Ｅ、　Ｅ、　Ｅ、　Ｔｒａｎ
ｓ、　）　ＢｇＭ−１９，３４２（１９７２）：同、Ｂ
ＥＭ−２１，４８５（１９７４））。

ｌ５ＦＫＴ＆工、一般に基板、バリヤー膜及びイオン感
応膜から構成され、イオン感応膜はゲート部の上に形設
されている。そして、このような構成上官するｔめ、Ｉ
ＳＦＥＴｉ被検液に浸漬すると、イオン濃度に応じてイ
オン感応膜の表面電位が変化し、この電位変化音例えは
ソースとドレイン間のｔ流変化としてσｊｌ定し、標準
浴歇での結果を参照することに工ってイオン濃度を知る
ことができる。

しかしながら、ＭＯ８基版イースのＭＯ３ＦＥＴｔもと
に作成される従来のバイオセンサーは、ゲート部の上に
直接酵素固定化１１！ｉ１’に被着し友枯造であるため
、センサーを被検液中に浸漬するとゲート部分に液が浸
み込んだり、ゲート部分が元に感受したりしてドリフト
が発生し易い等の間込点がめった。また、従来のバイオ
センサーに１史用ぜれている前記ゲート基材で（工、そ
の上に一足化酵素族を被着するに９工、晶相表面にシラ
フカ１フ″リング剤処理を必要とするため、センサーの
製作工程がｖｉ雑であるという欠点がめった。

この工うな問題点勿解決し、ＩＳＦＥＴの応答の安定化
を図る方法として、最近、分離ゲート型ＩＳＦＥＴの検
討が進められている。分離ゲート型ＩＳＦＥＴでは、イ
オン感応膜部のみ全被検液に浸漬すれば工く、ＦＥＴゲ
ート部はソース、ドレイン構成部分と同様に光や外界か
ら遮断された（ｎ造であるため、応答の安定化が図れる
と考えられている。

ところが、イオン感応膜として従来のゲート基材の如く
絶縁物全使用している限りにおいては、分離ゲート型構
造とすることり工困難であった。

斯かる実状において、本発明者は、先にイオン感応膜と
してｔ子伝導性の酸化イリジウム膜を使用すれば分離ゲ
ート型ＩＳＦＥＴの製作が可能なこと、酸化イリゾウム
をエバリヤー膜とのなじみが良好なこと、そして酸化イ
リジウム膜はＰｉ（感度が工く優れｔ声センサーとして
機能しうろこと七見出した〔訪部（Ｔ、　Ｋａｔｓｕｂ
ｅ　）　；　１９８４インターナシヨナル・コン７エラ
ンス・オン・インダストリアル・エレクトロニクス・コ
ントロール・アンドーインストルメンテーション（Ｉｎ
ｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ　Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ　ｏｎ
　工ｎｄｕｓｔｒｉａｌ　Ｅｌｅｃｔｒｏ−ｎｉｃｓ、
　Ｃｏｎｔｒｏｌ　ａｎｄ　Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔ
ｉｏｎ　）オクト−パー　（Ｏｃｔｏｂｅｒ　）２２−
２６．１９８４）。

しかし、これまでのＩＢＦＢＴｋＺ一般にシリコン基板
上用いて製作されている。しかし、イオンセンサーに用
いるとき、溶液中に没されて使用されるため、シリコン
基板’ｒｌＷａから絶縁する必要がある。このためシリ
コン基板に’Ｋｋあけたのち酸化し、シリコン基板表面
に酸化膜を形成する方法が用いられている。

しかし、この方法は製造工程が複雑になると共に形成さ
れた酸化膜がもろいため破壊され易く、絶縁性カー維持
されにくいものであった。嘔らに、シリコン基板を用い
たものは、十分な強度を有していないため、それを用い
九バイオセンサーに、取扱が困難であるという欠点を有
していた。

本発明者らに、通常のＩＳＦＥＴタイプのバイオセンサ
ーの有する上記欠点ｒ克服すべく鋭意検討の結果、サフ
ァイア輌板を用い、イオン感応膜に酸化イリゾウムまた
は酸化・ぐラノウム膜勿用いた分離ゲート型ＩＳＦＥＴ
のイオン感応膜は水溶液で処理すれば容易に酵素の一定
化が行なえること、そして酵素固定化膜上官する上記分
離／−）型ＩＳＦＥＴが優れたセンサー特性を有するこ
と七見出し、本発明を完成した。

〔発明の目的〕

すなわち本発明（工、す７アイヤ基＆１−用いた分離ゲ
ート型ＩＳＦＥＴのイオン感応膜に酸化イリジウムま７
ｔは酸化）９ラジウムを用い、このイオン感応膜の上に
直接酵素膜全固定させたバイオセンサーを提供するもの
である。

さらに、前記酵素は、ウレアーゼまたはグルコースオキ
シターゼが好ましい。

（発明の詳細な説明〕 本発明１１図に示す実施列を用いて説明する。

本発明のバイオセンサーは、サファイア基板１上にＦＥ
Ｔ　春とこのＦＥＴ二り少し離れた位置に酵素膜３？ｌ
−固定し几イオン感応展が絶縁材４の上に設けられてお
り、さらにＦＥＴ　番は、ドレ→ンＡソースψとゲー麿
へ有しており、ゲートはイオン感応膜２と接続さ゛れて
いる。

サファイア基板としては、膜厚０．３０　ｍｒｘ以上の
ものが好ましく使用される。Ｍ厚がＵ、３０Ｔｕ未満で
はバイオセンサーとして形成されたものの使用時の強度
に耐えないおそれがあるからであり、ま几１．０朋以上
では、チップ状に加工する時、切断が困難でわり、材料
費用も高くなるからである。このサファイア基板の上に
のせるイオン感応部となるシリコーン層（ｌｊ’ｔｌｐ
型シリコーン）の膜厚は０．５３±０．Ｏ５程度が好ま
しい。この場合、比抵抗２０Ω・ｃｍ程度以下のものｔ
用いる。

ＦＥＴ　４は、サファイア基板１上に常法に工り形成さ
れるが、一般にサファイア基板上にｎ型またはｐ型シリ
コンｔエピタキシャル成長させて設けたシリコンｍｋ有
するものを用いることが好ましい。この場合、ｎ型シリ
コン層を有するものにあっては、ソース、ドレ轟ンとな
る部分にｐ型シリコン會ホトレソスト法、放電処理法、
熱拡散法等公知の方法を用いて、またそれらｔ組合せて
Ｆ’ＥＴ　ｉ形成させる。

ＦＥＴ　＊の位ｔ＆ｔ（工、サファイア基板１上の基部
付近に形成することが好ましい。また、イオンシ。

感応膜２は、ＦＥＴ勢のゲートと離れた他端部付近に設
けることが好ましい。その工うにす才ｔば、サファイア
基板１の全体を有効に利用でき、しかも絶縁技術上も有
利になるからである。

そし−〇、サファイア基板移の他ＳＩ＆１’ｌ近にイオ
ン感応膜３が形成されている。ＳＯ８！ｆＪ造のものを
用い九場合この上に絶縁材４をのせ、その上にイオン感
応膜２を形成する。絶縁材４としては、５１０２が好適
に使用される。イオン感応膜２としては、酸化イリジウ
ム、または酸化・ヤラノウムが使用される。これらのも
のｔ使用するのを１声感度が優れているからである。イ
オン感応膜２’ｋ　　　　　−参を寄将設ける方法とし
ては、反応性ス・ｆ、Ｉり法等にエリ、酸化イリジウム
ま九を二酸化）ぐラノウムｔサファイア基根１上に蒸着
する方法が好的に使用される。

（シ ＩＴＯのゲートとイオン感応膜２とは導電性材料（酸化
イリジウム、酸化〕９ラジウム等）工り接続されている
。

そして、イオン感応膜２の上には、酵素膜３が固定され
ている。酵素膜３（工、酵素上含有するとともにその酵
素をイオン感応膜上に支持する働き上官する。

本発明に使用される酵素としては、基質を分解してプロ
トンを発生させるものならば使用でき、しＩｊえはウレ
アーゼ（尿素検出用）、ダルコースオキシダーゼ（グル
コース検出用）　、ペニシリナーゼ（ペニシリン検出用
）、）リプシン（ペプタイド検出用）、リパーゼ〔脂肪
［炙出用、例えばホスホリパーゼ（アセチルコリン検出
用）〕、ペプチダーゼ（スレオニン検出用）等が挙けら
れる。

また、酵素膜を酸１ヒイリノウムまたは酸化パラノウム
イオン感応膜上に被着するに（工、通常の酵素固定化法
が１更用でき、例えば牛血清アルブミン全卵えたトリス
−塩酸緩衝液に酵素勿浴かし、これをイオン感応膜上に
塗布、乾燥させ九後、グルタルアルデヒド溶液ｔ＠下し
て架橋反応に工り固定化する方法が挙けられる。斯くし
て得られ足固定化膜と酸化イリジウム膜との密着性は極
めて良好である。膜厚は、特に制限はないが、通常４０
０〜１００ＯＸとなる工うに被着される。ま几、酵素の
固定化膜の厚さとしては、５０〜１００μｍ程度に設定
するのが好ましい。

そして、サファイア基板１上に、酵素膜３をけても工い
が、同一の基板上に設ける方が、測定においても１つの
センサーｋＶ検液にｅ？ｔｆするだけですみ、さらに、
形成されるＦＥＴもかなは、上記したバイオセンサーに
用いられる十Ｊ４成と同じであるが、酵素膜が設けられ
ていない点が相違するのである。Ｌり好ましくは、熱ま
たは酸等で失活させ九酸素の酵素ｉｔ設けることである
。この方が工りドリフト等の影響を把握できるからであ
る。

次に、本発明のバイオセンサーに使用される測定回路全
説明する。測定回路は、第２図に示す通りであり、これ
を工、対照用電極の測定回路を含めたものである。測定
回路な工、検査対象溶液とイオン感応膜間の界面電位変
化を直接測定する友めのものでｂる。ま九、検査対象溶
液に測定回路を簡単に説明する。

れ、また、ソース・ドレイン間には常に一定の電圧が加
えられている。溶液の電位はＡｇ／ＡｇＣＬ１λ ｔｉ工り一定に保之れ、溶液の声変化にＬりて生ずる溶
液とイオン感応膜界面の界面電位変」覧時間変化として
記録される。

〔発明の効果〕

本発明のバイオセンサーは、上記の如く構成されるもの
であるため、分離ゲート型ｌ８ＦＥＴの安定性等の優れ
た特性全保持し、同時に酵素を用いたセンサーであるた
め、選択性工く基質の濃度勿測定することができる。さ
らに、分離ゲート構造である丸め、イオン感応膜の面積
や形態、厚さ等に比較的自由度が大きく実用上有利に使
用することができる。

ま几、サファイア基板を工十分な強度を有しているため
本発明のバイオセンサーも十分なジ虫度を有しており、
取扱が容易であり、さらに、１つのサファイア基板上に
、酵素を固定しないかｔ九失活させた酵素を固定した対
照用のＦＥＴ　’ｉ設けることができる。

次に実施例を挙げて説明する。

実施例　１ 下記方法に従って、第１図に示す構造の分離ケート型Ｉ
ＳＦＥＴ’ｉ用い九バイオセンサー七作製し友。

（１）　　ＦＥＴの作成 板ＪＩＬ３５０μｍのサファイア基板の一方の面の上に
、シリコン層幅０．５ｆｉ、長さ６ｎ、厚さ０．６０μ
ｍ（エピタキシャル成長したもの）ｔ’設ケ、ｓｏｓ　
（シリコンオンサファイア：８ｉ１１ｃｏｎ　ｏｎ　５
ａｐｐｈｉｒｅ　）構造物を形成し友。そして、上記シ
リコン層上に、ホトレジスト法、放電処理法を組み合せ
て基板の一部にＦＥＴ　’（Ｈ形成させた。

（２）分離ゲート型ＩＳＦＥＴの作成 上記ＦＥＴが形成され次ＳＯＳ構造物を用い、ＰＥＴの
ゲート部とは距離をおい足位置であって、シリコン層が
形成されているサファイア面上でありかつ、ＦＥＴのゲ
ート部及びそれ？こえる工うに絶縁材ＳｉＯ□を設け、
その上にイオン感応膜となる酸化イリジウム感応膜を、
５ｘｌＯＴｏｒｒ真空下、純酸素中にて反応性ス／４’
ツタ法を用いて形成させ友。膜厚は８００Ｘであり友。

その後上記ＦＥ’Ｉ’のゲート部とイオン感応膜を短い
導線に、エリ結合した。ｔ７’ｃＦＥＴのソース部とド
レイン部にはそれぞれ電極を設は友。その後、電極を完
全に被包しないようにＦＥＴ、４線、イオン感応膜を絶
縁体（チヅ化ケイ素）にて絶縁した。さらに、絶縁物の
一部を除去して１５０Ｘ５００μｍのイオン感応膜露出
面を設は友。この露出面に下記方法にエリ酵素Ｍｔ成膜
した。

（３）バイオセンサーの作製 ０、２　Ｍ　トリス−塩酸緩衝液（−８，５）−１５チ
牛血清アルブミン溶液〔半片化学薬品■社製〕にウレア
ーゼ〔東洋紡績■社製〕を溶解させた液５μｔ２マイク
ロシリンノで採取し、イオン感応膜露出面の上に塗布、
風乾させた後、２５容積チのグルタルアルデヒド溶液０
、５μを滴下し、架橋反応によってウレアーゼ固定化膜
を成膜し尿素センサーを作製した。

この工うにして被着し九ウレアーゼ又はグルコースオキ
シダーゼの酵素膜と酸化イリジウム膜との＠滑性は良好
で、３週間程度の測定を繰り返した耐久性試験の結果で
は、劣化やセンサー特性の低下はみられなかった。

実施例　２　くグルコースセンサー〉 ウレアーゼの代りにグルコースオキシダーゼ（ナガセ生
化学工業便）社製〕を用いた以外は、上記ウレアーゼ固
定化膜の場合と同様にしてグルコースセンサーを作製し
九。被着したグルコースオキシダーゼの酵素膜と酸化イ
リジウム膜との密着性を工芙施例１と同様に良好であっ
た。

以上のようにして作製したバイオセンサーを用いて以下
の試＠を行った。

試験例　１ 実施例１で作製し九尿索センサーの出力応答特性を次の
方法に工り調べた。すなわち０．０１Ｍトリス−塩酸塩
緩衝液（Ｐｉ”１７．０）中に尿素を２０〜／ｄｔ又は
５０η／ｄＬとなる工うに添加したときの出力電圧の時
間変化を調べた。なお、測定は３０℃で行ない、電位昏
工Ａｇ／ＡｇＣＡ電極に対して測定した。結果全第３図
に示す。

第３図に示す如く、出力電圧には緩やかでを工あるが大
きな変化が見られた。ま几、応答速度を工通常のＩＳＦ
ＥＴと同程度であっ九〇試験例　２ 実施例１で作製し九尿素センサーの尿素に対する検量線
全作成し友。試験は、尿素濃度全５〜１０００１１Ｉ／
ｄｔの範囲で変えた以外は試験例１と同様にして行なっ
た。尿素添加後５分後の出力電圧をもとに作成した検量
ｍｔ−第４図に示す。

第４図に示す如く、尿素濃度１０〜１００η／ｄＬの範
囲で出力電圧に約１５ｍＶの変化が見られた。

このことから、本発明の尿素センサーが実用に供しうる
ものであることが分った。

試験例　３ 実施例１で作製し九グルコースセンサーの出力応答特性
を試験例１と同様にして調べた。結果を第５図に示す。

試験例　４ 実施例１で作製したグルコースセンサーのグルコースに
対する検量線全作成し九。結果を第６図に示す。

第６図に示す如く、グルコース濃度１０〜１００１９／
ｄｔの範囲で出力電圧に約１１ｍＶの変化が見らし九。

従って、本発明のグルコースセンサーも尿素センサー同
様災用に供しうるものであることが分った。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明のバイオセンサーの構造の一例を示す図
面である。第２図は本発明のバイオセンサーの測定装置
の回路図を示す図である。 第３図告工災施例１のウレアーゼセンサーの出力電圧の
時間変化を示す図面である。第４図を１同センサーの尿
素に対する検量線である。第５図は実施例２のグルコー
スセンサーの出力電圧の時間変化金示す図面である。第
６図は同センサーのグルコースに対する検量線である。 第２［２１ ８バイオセンサー ９　差動増幅器 １０　レコーダー １１　対照用電極 １２　　　へｇ／＾ピＣ口［極 第　　　　　３　　　　　図 時　　間　　（分） 第　　　　　４　　　　　図 尿素濃度（叩／ｄｌ） 第　　　　　５　　　　　図 時　　間　　（分） 第　　　６　　　図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、サファイヤ基板を用いた分離ゲート型ＩＳＦＥＴの
   イオン感応膜に酸化イリジウムまたは酸化パラジウムを
   用い、このイオン感応膜の上に直接酵素膜を固定させた
   バイオセンサー。 ２、前記酵素がウレアーゼである特許請求の範囲第１項
   記載のバイオセンサー。 ３、前記酵素がグルコースオキシダーゼである特許請求
   の範囲第１項記載のバイオセンサー。