JPS62207951A - Chemical sensor - Google Patents
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
（発明の利用分野）
本発明は、特定の化学物質に対して活性を有する分子を
トランスデユーサ上に固定化した化学センサーに関する
ものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION (Field of Application of the Invention) The present invention relates to a chemical sensor in which a molecule having activity against a specific chemical substance is immobilized on a transducer.
（発明の背景）
従来より化学、医学１発酵工業９食品工業などの分野に
おいて、ガスセンサー、酵素センサー、免疫センサーな
どが提案され利用されてきている。(Background of the Invention) Gas sensors, enzyme sensors, immunosensors, and the like have been proposed and used in fields such as chemistry, medicine, fermentation industry, and food industry.
そして前記酵素センサーや免疫センサーのような特定の
化学物質に対して活性を有する分子（以下該分子を総じ
て活性分子という場合がある）をトランスデユーサ上に
固定化したタイプの所謂化学センサーに関しては、従来
イオン感応性電界効果型トランジスタ（以下ＩＳＦＥＴ
と略称する）、゛フォトダイオード、フォトトランジス
タ、 Ｈ２Ｏ２惑応性金属電極、酸素電極、アンモニア
電極などの表面に、感光性ＰＶＡなどを用いた包括法、
電極表面をシラン処理して共有結合させる方法、あるい
はグルタルアルデヒドを用いた架橋法などで、酵素、抗
体あるいは抗原を固定化して化学センサーを作製するよ
うにしたものが知られている。Regarding so-called chemical sensors, such as the enzyme sensor and immunosensor, which have molecules that are active against specific chemical substances (hereinafter such molecules may be collectively referred to as active molecules) immobilized on a transducer. , conventional ion-sensitive field effect transistor (ISFET)
(abbreviated as ), ``Inclusive method using photosensitive PVA etc. on the surface of photodiodes, phototransistors, H2O2 permeable metal electrodes, oxygen electrodes, ammonia electrodes, etc.
Chemical sensors are known in which enzymes, antibodies, or antigens are immobilized by methods such as silane treatment of the electrode surface to create covalent bonds, or crosslinking methods using glutaraldehyde.
しかしながら、これらの形成法に従って作製された化学
センサでは、酵素、抗体あるいは抗原などを、特定の向
きに、また所定の密度で規律正しく並べることが困難で
あるため、化学センサーのロフト間のばらつきが大きく
なるという問題があった。However, in chemical sensors fabricated according to these formation methods, it is difficult to orderly arrange enzymes, antibodies, or antigens in a specific direction and at a predetermined density, resulting in variations between the lofts of the chemical sensor. There was a problem with getting bigger.
また、感光性ＰＶＡなどを用いた包括法では、一般に膜
厚が厚くなるため応答時間が長くなったり、あるいは測
定対象物質の測定濃度範囲の上限が比較的低く抑えられ
る欠点がある他、安定な出力を保持するためには測定操
作時毎に電位走査によって表面をクリーン化する必要が
あるという欠点もあった。In addition, comprehensive methods using photosensitive PVA generally have the disadvantage that the response time is longer due to the thicker film, or that the upper limit of the measurement concentration range of the substance to be measured is kept relatively low. Another drawback was that in order to maintain the output, it was necessary to clean the surface by potential scanning every time a measurement was performed.
一方、電極表面をシラン処理して共有結合させる方法、
あるいはグルタルアルデヒドを用いた架橋法などでは、
電極表面に車−の層で酵素、抗体あるいは抗原などをな
らべることは可能であるが、密度の制御は容易でなくま
た一定の厚さの層を形成することも容易でないという問
題があった。On the other hand, a method of covalent bonding by silane treatment of the electrode surface,
Alternatively, crosslinking methods using glutaraldehyde, etc.
Although it is possible to arrange enzymes, antibodies, antigens, etc. in a thin layer on the electrode surface, there are problems in that it is not easy to control the density and it is not easy to form a layer with a constant thickness.
（発明の目的）
本発明は、以上の観点からなされたものであり、その目
的は、特定の化学物質に対して活性を存する分子を、ト
ランスデユーサ上に規律正しく、かつ規定の厚さだけ積
層形成できる構造をもった化学センサーを提供するとこ
ろにある。(Object of the Invention) The present invention has been made from the above-mentioned viewpoint, and its object is to distribute molecules active against specific chemical substances on a transducer in an orderly manner and to a specified thickness. The object of the present invention is to provide a chemical sensor having a structure that can be formed into layers.
また本発明の他の目的は、長期的に安定で、しかもロフ
ト間のばらつきも少ない化学センサーを提供するところ
にある。Another object of the present invention is to provide a chemical sensor that is stable over a long period of time and has less variation between lofts.
また本発明の更に他の目的は、測定感度が高く、かつ広
範囲の濃度に渡っての測定が可能な化学センサを提供す
るところにある。Still another object of the present invention is to provide a chemical sensor that has high measurement sensitivity and is capable of measuring over a wide range of concentrations.
（発明の概要）
而して、かかる目的の実現のためになされた本発明より
なる化学センサーの特徴は、イオン感応性電界効果型ト
ランジスタまたは金属薄膜電極からなるトランスデユー
サの表面上に、特定の化学物質に対して活性を有する分
子を結合したラングミュア・ブロジェット膜（以下ＬＢ
複合膜と略称する）の１〜１００層を積層固定した構成
をなすところにある。(Summary of the Invention) The chemical sensor according to the present invention, which has been made to achieve the above object, is characterized in that a specific Langmuir-Blodgett membrane (hereinafter referred to as LB
It has a structure in which 1 to 100 layers of composite membranes (abbreviated as composite membranes) are laminated and fixed.
本発明は前記ＬＢ複合膜とトランスデユーサ表面の間に
前記活性分子を結合しないラングミュア・ブロジェット
膜（以下ＬＢ膜と略称する）を介在積層させてもよい。In the present invention, a Langmuir-Blodgett film (hereinafter abbreviated as LB film) which does not bind the active molecules may be interposed and laminated between the LB composite film and the transducer surface.
また本発明においては、前記構成に加えてトランスデユ
ーサ表面にＬＢ［あるいはＬＢ複合膜の積層固定杆なう
際に、該トランスデユーサ表面を予めシラン処理剤にて
疎水化処理しておくようにしてもよい。Furthermore, in the present invention, in addition to the above-mentioned configuration, when fixing the LB [or LB composite membrane stacked layer on the transducer surface], it is preferable that the transducer surface is hydrophobized with a silane treatment agent in advance. You may also do so.
本発明において用いられる特定の化学物質に対して活性
を有する分子（活性分子）とは、例えば酵素、抗体、抗
原、レクチン、プロティンＡ、レセプタ等をいい、これ
らの分子は特定の化学物質と結合あるいは反応すること
によって、トランスデユーサ感応性の物質を消費、ある
いは生産する。または電気的、磁気的変化あるいは発光
を引き起すことで前記トランスデユーサにより検出可能
な変化を生ずるものである。Molecules having activity against specific chemical substances (active molecules) used in the present invention refer to, for example, enzymes, antibodies, antigens, lectins, protein A, receptors, etc., and these molecules bind to specific chemical substances. Or, by reacting, it consumes or produces a transducer-sensitive substance. Alternatively, the transducer may produce a change detectable by the transducer by inducing an electrical or magnetic change or a light emission.
本発明において使用されるトランスデユーサとしては、
例えばＩＳＦＥＴ、フォトダイオード、フォトトランジ
スタ、表面プラズモンセンサ、 Ｉ＋２０２感応性金電
極、酸素電極、アンモニア電極などを例示することがで
きる。The transducer used in the present invention includes:
Examples include ISFET, photodiode, phototransistor, surface plasmon sensor, I+202 sensitive gold electrode, oxygen electrode, ammonia electrode, and the like.
本発明において、前記特定の活性分子をトランスデユー
サの表面に固定させるために用いられるＬＢｌｌｉは、
例えば杉道夫氏の方法（表面化学、第６巻第２号、 １
６〜２９頁、 １９８５）によって作ることができる。In the present invention, LBlli used to immobilize the specific active molecule on the surface of the transducer is
For example, Michio Sugi's method (Surface Chemistry, Vol. 6, No. 2, 1)
6-29, 1985).
具体的には例えば、アラキン酸など、親木部分と疎水部
分を持つ分子を有機溶媒に溶かし、水面上に展開して作
られる。Specifically, it is made by dissolving a molecule such as arachidic acid, which has a parent part and a hydrophobic part, in an organic solvent and spreading it on the water surface.
本発明において、前記活性分子を、前記ＬＢ複合膜とし
てトランスデユーサの表面に固定させる方法は、次のよ
うにして与えられる。In the present invention, a method for immobilizing the active molecules on the surface of the transducer as the LB composite film is provided as follows.
第１の方法においては、特定の化学物質に対して活性を
有する分子を水中に溶解させておき、その氷表面上に展
開したＬＢ膜の下側の面に該活性分子を吸着させ、この
ようにして形成されたＬＢ＠と該活性分子との複合膜を
、トランスデユーサ上に穆しとることによって作られる
。この場合、層厚は前記の移しとりの回数によって制御
することができる。In the first method, molecules active against specific chemical substances are dissolved in water, and the active molecules are adsorbed to the lower surface of the LB membrane spread on the ice surface. The composite film of LB@ and the active molecule formed in this manner is then placed on a transducer. In this case, the layer thickness can be controlled by the number of transfers mentioned above.
本発明においては、トランスデユーサとＬＢ複合膜との
親和性を向上させるために、あらかじめトランスデユー
サ表面をシラン処理すること、トランスデユーサ表面に
ＬＢｌｌｉを積層させておくこと、などが好ましく採用
される。ＬＢ膜の積層数、およびＬＢ複合膜の積層数は
、通常１〜１００層の範囲、好ましくは１〜５０層の範
囲で任意に選定される。In the present invention, in order to improve the affinity between the transducer and the LB composite membrane, it is preferable to pre-treat the surface of the transducer with silane, or to stack LBlli on the surface of the transducer. be done. The number of laminated layers of the LB film and the number of laminated layers of the LB composite membrane are usually arbitrarily selected in the range of 1 to 100 layers, preferably in the range of 1 to 50 layers.
第２の方法においては、トランスデユーサ表面にＬＢ［
を移しとった後に、その表面に活性公子ｆ７付碧させる
ことによって作製される７付着法としては、吸着させる
、ＬＢ膜をシラン処理、グリタルアルデヒド処理などで
活性化した後化学結合で付着させる、あるいは抗原抗体
結合、プロティンへ−抗体結合、アビジン−ビオチン結
合、レクチン−糖鎖結合などを利用して間接的に付着さ
せる等々の方法を用いることができる。In the second method, LB[
After transferring the LB film, an active particle F7 is attached to the surface.The 7 adhesion methods include adsorption, activating the LB film by silane treatment, glitaraldehyde treatment, etc., and then attaching it by chemical bonding. Alternatively, methods such as indirect attachment using antigen-antibody binding, protein-antibody binding, avidin-biotin binding, lectin-sugar chain binding, etc. can be used.
ＬＢ複合膜の機械的強度を向上させるためには、ＬＢ膜
内、ＬＢｌｌｊと活性分子の間、活性分子内に共有結合
を導入するような方法も、本発明において好ましく採用
される。In order to improve the mechanical strength of the LB composite membrane, a method of introducing a covalent bond within the LB membrane, between LBllj and the active molecule, or within the active molecule is also preferably employed in the present invention.
本発明の特に好ましい態様では、ＬＢ膜あるいはＬＢ複
合膜の層厚が自由に選択でき、したがって層中の活性分
子の固定化量が高精度かつ任意に決定できることから、
測定対象の濃度に応じて必要とする検知濃度範囲を適宜
に選択できる利点があり、またＬＢ複合膜の層厚を異な
らしめた部分を有する複数のトランスデユーサの集合体
を形成させることなどにより低濃度から高濃度の広い範
囲に渡って測定可能な単一の化学センサーも提供できる
利点が得られる。In a particularly preferred embodiment of the present invention, the layer thickness of the LB membrane or LB composite membrane can be freely selected, and therefore the amount of active molecules immobilized in the layer can be arbitrarily determined with high precision.
It has the advantage of being able to appropriately select the required detection concentration range depending on the concentration of the object to be measured, and also by forming an aggregate of multiple transducers having portions with different layer thicknesses of the LB composite membrane. It also has the advantage of providing a single chemical sensor that can measure over a wide range of concentrations, from low to high.
（発明の実施例） 以下本発明を図面に示す実施例に基づいて説明する。(Example of the invention) The present invention will be described below based on embodiments shown in the drawings.
（実施例１）
第１図は、尿素を測定するための化学センサーを模式的
に示した図である。(Example 1) FIG. 1 is a diagram schematically showing a chemical sensor for measuring urea.
この図において、１はｐ型シリコン基板、２はｎ型シリ
コンよりなるソース、３はシリコン表面に形成されるチ
ャンネル、４はｎ型シリコンよりなるドレイン、５は酸
化シリコン膜、６は窒化シリコン膜、７はＬＢ膜の積層
で図中のＯ端は親木部、一端は疎水部をそれぞれ示して
いる。８はＬＢ複合膜の積層、９はウレアーゼである。In this figure, 1 is a p-type silicon substrate, 2 is a source made of n-type silicon, 3 is a channel formed on the silicon surface, 4 is a drain made of n-type silicon, 5 is a silicon oxide film, and 6 is a silicon nitride film. , 7 is a stack of LB films, and the O end in the figure shows the parent xylem part, and one end shows the hydrophobic part, respectively. 8 is a stack of LB composite membranes, and 9 is urease.
本例におけるトランスデユーサは、前記１〜６によって
構成されているＩＳＦＥＴであり、このＩＳＦＥＴ自体
は、通常の方法に従って作製される。The transducer in this example is an ISFET constituted by 1 to 6 above, and the ISFET itself is manufactured according to a conventional method.
本例における前記ＬＢ膜７は、アラキン酸（Ｃ１１３（
Ｃｌｌｚ） ｔｅｃＯＯＩＩ）を用いて前述杉道夫氏の
方法に準じ下記方法で作製される。The LB film 7 in this example has arachidic acid (C113(
Cllz) tecOOII) according to the method described above by Michio Sugi.
前記ＬＢ複合膜８中に結合されている活性分子としての
ウレアーゼ９は、尿素に対して活性をもつ分子であり、
本実施例においては、下記方法によってＬＢ複合膜の層
が作製される。Urease 9 as an active molecule bound in the LB composite membrane 8 is a molecule having activity against urea,
In this example, the LB composite membrane layer is produced by the following method.
前記ＬＢ膜およびＬＢ複合膜の作製（つまりＬＢＷＪ４
のＩＳＦＥＴ上への積層、ＬＢ膜への酵素吸着によるＬ
Ｂ複合膜の作製、および該ＬＢ複合膜の前記ＬＢ膜上へ
の積層）は、円形、多区画型水槽を用いて行なった。な
おこれは短形型水槽を用いて行なうこともできる。Preparation of the LB membrane and LB composite membrane (i.e. LBWJ4
L by stacking on ISFET and adsorbing enzyme to LB membrane.
The preparation of the B composite membrane and the lamination of the LB composite membrane onto the LB membrane were carried out using a circular, multi-compartment water tank. Note that this can also be done using a rectangular water tank.
酵素を吸着する前の表面圧は約２０ ｄｙｎｅ／ｃｍで
あり、酵素溶液の濃度は１ｍｇ／ ｍｆＬで、６０分間
吸吸着せた。吸着した後、されに膜を圧縮し、約２７．
５ ｄｙｎｅ／ｃｍで膜を累積した。The surface pressure before adsorbing the enzyme was about 20 dyne/cm, the concentration of the enzyme solution was 1 mg/mfL, and the adsorption was carried out for 60 minutes. After adsorption, the membrane is compressed to a size of about 27.
Films were accumulated at 5 dyne/cm.
ＩＳＦＥＴには、あらかじめアラキン酸ＬＢ膜を４０層
累積し、その上に酵素を吸着したＬＢ複合膜を３０層累
積した。For the ISFET, 40 layers of arachidic acid LB film were accumulated in advance, and 30 layers of LB composite membrane adsorbed with enzyme were accumulated thereon.
以上のようにして作製した尿素濃度測定用の化学センサ
ーを用いて、測定を行なった。Measurements were performed using the chemical sensor for measuring urea concentration produced as described above.
測定はバッチ法により前記作製のＩＳＦＥＴを０．０１
Ｍリン酸バッファｐＨ７，０の溶液中に入れて行なった
。The measurement was carried out using the batch method, with the ISFET prepared above being 0.01
The test was carried out in a solution of M phosphate buffer pH 7.0.
参照電極は、銀・塩化銀電極を使用した。A silver/silver chloride electrode was used as a reference electrode.
第２図は、前記化学センサーを用いて行なった尿素濃度
の測定結果を示した図であり、尿素濃度と、尿素溶液を
注入して１分後の出力電圧の関係を示す。FIG. 2 is a diagram showing the results of measuring the urea concentration using the chemical sensor, and shows the relationship between the urea concentration and the output voltage one minute after injecting the urea solution.
本実施例の化学センサーを用いた場合の尿素濃度の測定
においては、ＩＳＦＥＴの試料溶液に対する浸漬後約１
０秒に測定信号が得られたが、従来のＰＶＡ法による化
学センサーを用いた場合には約３０秒経過するまで測定
信号が得られなかフた。When measuring the urea concentration using the chemical sensor of this example, approximately 1
A measurement signal was obtained at 0 seconds, but when a chemical sensor based on the conventional PVA method was used, no measurement signal was obtained until approximately 30 seconds had elapsed.
また本実施例の化学センサーでは、ＬＢ複合膜の層厚の
選択により、例えば１０−２〜２Ｘ１０−’ｇ／ｍｌＬ
の範囲で測定が可能であり、従来のＰＶＡ法による化学
センサーを用いた場合の１０→〜１０−２ｇ／ｍｊ１程
度の測定範囲に比べ高濃度側での測定が可能となり、例
えば従来試料液希釈を必要としていた用途においての直
接的な測定を実現できる利点が得られる。In addition, in the chemical sensor of this example, depending on the selection of the layer thickness of the LB composite film, for example, 10-2 to 2X10-'g/mlL
It is possible to measure in the range of 10 to 10-2g/mj1 when using a chemical sensor using the conventional PVA method. This has the advantage of being able to realize direct measurements in applications that previously required it.
（実施例２）
第３図はグルコースを測定するための化学センサを模式
的に示した図である。(Example 2) FIG. 3 is a diagram schematically showing a chemical sensor for measuring glucose.
この図において、１０はガラス基板、１１は測定用カソ
ード、１２は測定用アノード、１３は参照用アノード、
１４参照用カソード、１５はステアリルシラン、１６は
複合膜の積層、１７は酵素活性を有するグルコースオキ
シダーゼ、１８は酵素活性を失ったグルコースオキシダ
ーゼである。In this figure, 10 is a glass substrate, 11 is a measurement cathode, 12 is a measurement anode, 13 is a reference anode,
14 is a reference cathode, 15 is stearylsilane, 16 is a stack of composite membranes, 17 is glucose oxidase having enzymatic activity, and 18 is glucose oxidase that has lost enzymatic activity.
本実施例においてのトランスデユーサは、前記１１，１
２、および１３．１４とで構成される過酸化水素（■２
０２）感応電極によって構成されている。The transducer in this embodiment includes the above-mentioned 11 and 1
2, and 13.14 Hydrogen peroxide (■2
02) Consists of sensitive electrodes.
前記１１．１２は測定用電極、１３．１４は参照用電極
である。ＬＢ複合膜の材料はアラキン酸であり、特定の
化学物質すなわちグルコ−スに対して活性をもつ分子は
酵素活性を有するグルコースオキシダーゼ１７である。11.12 is a measurement electrode, and 13.14 is a reference electrode. The material of the LB composite membrane is arachidic acid, and the molecule active against a specific chemical substance, namely glucose, is glucose oxidase 17, which has enzymatic activity.
ＬＢ膜の製法、累積、酵素の吸着については、トランス
デユーサである過酸化水素感応電極の表面を予めステア
リルシランで疎水化処理した他は、前記実施例１と同様
の方法を用い、：ＬＯｄｙｎｅ／ｃｍで圧縮したＬＢ複
合膜を１０層累積した。この後測定電極のカソードおよ
び参照電極のカソードとアノード上の酵素グルコースオ
キシダーゼを紫外線を照射することによって変性さ゛せ
失活させた。Regarding the manufacturing method, accumulation, and enzyme adsorption of the LB membrane, the same method as in Example 1 was used, except that the surface of the hydrogen peroxide-sensitive electrode, which is a transducer, was hydrophobized with stearylsilane. Ten layers of LB composite membranes compressed at /cm were accumulated. Thereafter, the enzyme glucose oxidase on the cathode of the measurement electrode and the cathode and anode of the reference electrode was denatured and deactivated by irradiation with ultraviolet rays.
以上のように作製した化学センサーを用いてグルコース
の濃度測定を行なった。Glucose concentration was measured using the chemical sensor prepared as described above.
測定はバッチ法により温度２５℃、容積３ ｍｌｌでリ
ン酸バッファ（ｐＨ７）にグルコース溶液を注入して行
なった。出力は、一定電圧（０，６〜０．８）をアノー
ドとカソード間に加えた場合に流れる電流を検出して出
力とした。また、測定用電極の出力と参照用電極の出力
の差をとり、温度や溶液条件の変化を補正した。The measurement was carried out by a batch method at a temperature of 25°C and a volume of 3 ml by injecting a glucose solution into a phosphate buffer (pH 7). The output was obtained by detecting the current flowing when a constant voltage (0.6 to 0.8) was applied between the anode and the cathode. In addition, the difference between the output of the measurement electrode and the output of the reference electrode was calculated to correct for changes in temperature and solution conditions.
第４図に種々のグルコース濃度における出力の時間依存
性を示す。FIG. 4 shows the time dependence of output at various glucose concentrations.
また第５図に３０秒後の出力のグルコース濃度依存性を
示す。Further, FIG. 5 shows the glucose concentration dependence of the output after 30 seconds.
第６図に従来技術である光硬化性ＰＶＡによる包括法を
用いてＨ２Ｏ２電極上にグルコースオキシダーゼを固定
化したグルコースセンサーの出力の種々のグルコース濃
度における時間依存性を参考のために示す。For reference, FIG. 6 shows, for reference, the time dependence of the output of a glucose sensor in which glucose oxidase is immobilized on an H2O2 electrode using the prior art entrapment method using photocurable PVA at various glucose concentrations.
第４図と第６図の比較により明らかであるように、本実
施例のグルコースセンサーにおいては、測定開始後極め
て短時間で測定信号に差が生じて検出可能となることが
分かる。また従来のＰＶＡ法による場合には５〜１００
ｍｇ／ｄＡ程度の濃度範囲が測定対象とされているに
すぎないが、本実施例では、例えば５〜５００ Ｂ／ｄ
Ｊ！の高濃度のグルコースまで測定可能であり、しかも
時間に対してよりよい直線性を示すことが明らかである
。さらに本実施例よりなるセンサは電位走査なしで長期
にわたって安定した出力を示し、またバッファ中あるい
は乾燥状態で数週間保管した後に、出力の低下は見られ
なかった。As is clear from a comparison between FIG. 4 and FIG. 6, it can be seen that in the glucose sensor of this example, a difference occurs in the measurement signal and becomes detectable in a very short time after the start of measurement. In addition, when using the conventional PVA method, the
Although the measurement target is only a concentration range of about mg/dA, in this example, for example, 5 to 500 B/d
J! It is clear that it is possible to measure up to a high concentration of glucose, and also shows better linearity with respect to time. Furthermore, the sensor of this example showed stable output over a long period of time without potential scanning, and no decrease in output was observed after being stored in a buffer or in a dry state for several weeks.
（実施例３）
第７図は、前記実施例２におけるＬＢ複合膜の層数が２
層である点以外実施例２と同じ方法で作ったグルコース
センサーの出力のグルコース濃度依存性と、前記実施例
２のグルコースセンサーのグルコース濃度依存性とを、
同一の図に示したものである。(Example 3) FIG. 7 shows that the number of layers of the LB composite film in Example 2 is 2.
The glucose concentration dependence of the output of the glucose sensor made in the same manner as in Example 2 except that it is a layer, and the glucose concentration dependence of the glucose sensor of Example 2,
They are shown in the same figure.
本実施例によれば、５〜５０００ｍｇ／ｄｕのグルコー
ス濃度の測定が可能であり、低濃度から超高濃度まで希
釈操作なしで測定できるようになった。According to this example, it is possible to measure a glucose concentration of 5 to 5000 mg/du, and it has become possible to measure from a low concentration to an extremely high concentration without a dilution operation.
なお本実施例では、別々のチップを用いたが、同一のチ
ップ上に異なる暦数を積層したトランスデユーサを形成
することも可能である。In this embodiment, separate chips are used, but it is also possible to form a transducer in which different numbers of calendars are stacked on the same chip.
（発明の効果）
本発明によれば、特定の化学物質に対して活性を有する
分子をＬＢｌｉを用いることでトランスデユーサ上に、
一定の向き一定の密度で、決められた層数だけ累積させ
ることができるものであるところから、ロフト間のばら
つきの少ない長期安定な化学センサーの提供が実現でき
るという効果があり、また前記活性分子の密度と層数を
適宜に可変制御することによって測定レンジを選択する
こと、また異なる層数を積層したトランスデユーサを組
合わせて用いることにより広い測定レンジを実現できる
ことも可能となるなど、その有用性は極めて大なるもの
である。(Effects of the Invention) According to the present invention, by using LBli, molecules having activity against specific chemical substances can be placed on a transducer.
Since it is possible to accumulate a predetermined number of layers in a fixed direction and with a fixed density, it is possible to provide a chemical sensor that is stable over a long period of time with little variation between lofts. The measurement range can be selected by appropriately controlling the density and number of layers, and it is also possible to achieve a wide measurement range by combining transducers with different numbers of layers. Its usefulness is enormous.
図面第１図は、本発明よりなる尿素を測定するための化
学センサーの実施例１を模式的に示した図であり、第２
図はこれを用いて行なった測定結果を示している。第３
図は、本発明よりなるグルコースを測定するための化学
センサーの実施例２を模式的に示した図であり、第４図
および第５図はこれを用いて行なった測定結果を示して
いる。第６図は、従来法によって作成したＰＶＡ化学セ
ンサーを用いて行なったグルコースの測定結果を示して
いる。第７図は本発明よりなるグルコースを測定するた
めの化学センサーの実施例３の測定結果を示す図である
。
１・・・シリコン基板 ２・・・ソース３・・・チ
ャンネル ４・・・ドレイン５・・・酸化シリコ
ン膜 ６・・・窒化シリコン膜７・・・ＬＢ膜
８，１６・・・複合膜９・・・ウレアーゼ
１０・・・ガラス基板 １１・・・測定用カソード
１２・・・測定用アノード
１３・・・参照用アノード
１４・・・参照用カソード
１５・・・ステアリルシラン
１６・・・ＬＢ複合膜
１７・・・グルコースオキシダーゼ（活性有）１８・・
・グルコースオキシダーゼ（活性態）第 ３ 図
ｗ （ｎＬＬ田μ
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区 羽に： Ｉｌｌ’ ＠ ％ 区寸
１′ｆ
＆ 娃手続補正書
昭和２／年２月乙日FIG. 1 is a diagram schematically showing Example 1 of the chemical sensor for measuring urea according to the present invention, and FIG.
The figure shows the results of measurements made using this. Third
The figure is a diagram schematically showing Example 2 of the chemical sensor for measuring glucose according to the present invention, and FIGS. 4 and 5 show the results of measurements performed using this. FIG. 6 shows the results of measuring glucose using a PVA chemical sensor prepared by a conventional method. FIG. 7 is a diagram showing the measurement results of Example 3 of the chemical sensor for measuring glucose according to the present invention. 1...Silicon substrate 2...Source 3...Channel 4...Drain 5...Silicon oxide film 6...Silicon nitride film 7...LB film
8, 16...Composite membrane 9...Urease 10...Glass substrate 11...Measurement cathode 12...Measurement anode 13...Reference anode 14...Reference cathode 15...・Stearylsilane 16...LB composite membrane 17...Glucose oxidase (active) 18...
・Glucose oxidase (active state) Fig. 3 w (nLL田μ Housei @t@Color wing: Ill' @ % Ward size 1'f
＆Marriage procedure amendment dated February 1920/1939
Claims (11)
薄膜電極からなるトランスデューサの表面上に、特定の
化学物質に対して活性を有する分子の結合した、リン脂
質よりなるラングミュア・ブロジェット膜（ＬＢ膜）の
１〜１００層からなる固定した積層を有することを特徴
とする化学センサー(1) A Langmuir-Blodgett membrane (LB membrane) made of phospholipids, to which molecules active against specific chemical substances are bound on the surface of a transducer made of an ion-sensitive field effect transistor or metal thin film electrode. A chemical sensor characterized by having a fixed stack of 1 to 100 layers of
素、抗原あるいは抗体のいずれかであることを特徴とす
る特許請求の範囲第（１）項記載の化学センサー(2) The chemical sensor according to claim (1), wherein the molecule having activity against a specific chemical substance is an enzyme, an antigen, or an antibody.
とする特許請求の範囲第（２）項記載の化学センサー(3) The chemical sensor according to claim (2), wherein the enzyme is glucose oxidase.
とする特許請求の範囲第（１）項ないし第（３）項のい
ずれかに記載の化学センサー(4) The chemical sensor according to any one of claims (1) to (3), wherein the transducer is an ISFET.
固定されるトランスデューサ表面が、予めシラン処理剤
で疎水化処理されたものであることを特徴とする特許請
求の範囲第（１）項ないし第（４）項のいずれかに記載
の化学センサー(5) The transducer surface to which the Langmuir-Blodgett film (LB film) is fixed has been previously treated with a silane treatment agent to make it hydrophobic. Chemical sensor according to any of paragraph (4)
したリン脂質よりなるラングミュア・ブロジェット膜（
ＬＢ膜）の積層の層数が異なる複数のトランスデューサ
から構成されていることを特徴とする特許請求の範囲第
（１）項ないし第（５）項のいずれかに記載の化学セン
サー(6) Langmuir-Blodgett membrane (made of phospholipids to which molecules active against specific chemical substances are bound)
The chemical sensor according to any one of claims (1) to (5), characterized in that the chemical sensor is composed of a plurality of transducers having different numbers of laminated layers (LB film).
薄膜電極からなるトランスデューサの表面上に積層固定
された、リン脂質よりなるラングミュア・ブロジェット
膜（ＬＢ膜）の１〜１００層からなる第１の層と、さら
にその第１の層上に積層固定された、特定の化学物質に
対して活性を有する分子の結合したラングミュア・ブロ
ジェット複合膜（ＬＢ複合膜）の１〜１００層からなる
第２の層とを有することを特徴とする化学センサー(7) A first layer consisting of 1 to 100 Langmuir-Blodgett membranes (LB membranes) made of phospholipids, laminated and fixed on the surface of a transducer made of an ion-sensitive field effect transistor or a metal thin film electrode. and a second layer consisting of 1 to 100 layers of Langmuir-Blodgett composite membrane (LB composite membrane), which is laminated and fixed on the first layer and has molecules active against specific chemical substances bound thereto. A chemical sensor characterized by having a layer.
素、抗原あるいは抗体のいずれかであることを特徴とす
る特許請求の範囲第（７）項記載の化学センサー(8) The chemical sensor according to claim (7), wherein the molecule having activity against a specific chemical substance is an enzyme, an antigen, or an antibody.
求の範囲第（８）項記載の化学センサー(9) The chemical sensor according to claim (8), wherein the enzyme is urease.
徴とする特許請求の範囲第（７）項ないし第（９）項の
いずれかに記載の化学センサー(10) The chemical sensor according to any one of claims (7) to (9), wherein the transducer is an ISFET.
合したリン脂質よりなるラングミュア・ブロジェット膜
（ＬＢ膜）の積層の層数が異なる複数のトランスデュー
サから構成されていることを特徴とする特許請求の範囲
第（７）項ないし第（１０）項のいずれかに記載の化学
センサー(11) It is characterized by being composed of a plurality of transducers having different numbers of laminated layers of Langmuir-Blodgett membranes (LB membranes) made of phospholipids to which molecules active against specific chemical substances are bound. Chemical sensor according to any one of claims (7) to (10)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61051899A JPS62207951A (en) | 1986-03-10 | 1986-03-10 | Chemical sensor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61051899A JPS62207951A (en) | 1986-03-10 | 1986-03-10 | Chemical sensor |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62207951A true JPS62207951A (en) | 1987-09-12 |
Family
ID=12899722
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61051899A Pending JPS62207951A (en) | 1986-03-10 | 1986-03-10 | Chemical sensor |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS62207951A (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2004057321A1 (en) * | 2002-12-20 | 2004-07-08 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| JP2009264920A (en) * | 2008-04-25 | 2009-11-12 | Funai Electric Advanced Applied Technology Research Institute Inc | Sensor and biosensor |
| JP2013054042A (en) * | 2012-12-18 | 2013-03-21 | Funai Electric Advanced Applied Technology Research Institute Inc | Sensor |
-
1986
- 1986-03-10 JP JP61051899A patent/JPS62207951A/en active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2004057321A1 (en) * | 2002-12-20 | 2004-07-08 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| JP2009264920A (en) * | 2008-04-25 | 2009-11-12 | Funai Electric Advanced Applied Technology Research Institute Inc | Sensor and biosensor |
| JP2013054042A (en) * | 2012-12-18 | 2013-03-21 | Funai Electric Advanced Applied Technology Research Institute Inc | Sensor |
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