TW201441610A - 生物感測器及分子識別構件 - Google Patents

生物感測器及分子識別構件 Download PDF

Info

Publication number
TW201441610A
TW201441610A TW103110257A TW103110257A TW201441610A TW 201441610 A TW201441610 A TW 201441610A TW 103110257 A TW103110257 A TW 103110257A TW 103110257 A TW103110257 A TW 103110257A TW 201441610 A TW201441610 A TW 201441610A
Authority
TW
Taiwan
Prior art keywords
molecular recognition
body fluid
biosensor
recognition member
target substance
Prior art date
Application number
TW103110257A
Other languages
English (en)
Other versions
TWI503541B (zh
Inventor
Toshiya Sakata
Original Assignee
Univ Tokyo
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Univ Tokyo filed Critical Univ Tokyo
Publication of TW201441610A publication Critical patent/TW201441610A/zh
Application granted granted Critical
Publication of TWI503541B publication Critical patent/TWI503541B/zh

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/403—Cells and electrode assemblies
    • G01N27/414—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS
    • G01N27/4145—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS specially adapted for biomolecules, e.g. gate electrode with immobilised receptors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3275—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/416—Systems
    • G01N27/4166—Systems measuring a particular property of an electrolyte

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

本發明之目的係提供一種更高敏感度的生物感測器，其可使用非侵入性採集之微量體液試料，並且，即使在使用如此微量試料時或試料中之測定對象物質之濃度低時，仍可高準確度地測定對象物質。本發明之解決手段係在測定體液中所含對象物質用之生物感測器100中，設置可滲透體液且具有可與滲透之體液中所含對象物質相互作用之分子識別元件113的分子識別構件110、以及可與分子識別構件110連接而檢測分子識別元件113與對象物質之相互作用之結果所產生的變化的檢測元件120。

Description

生物感測器及分子識別構件
本發明係關於生物感測器，特別是關於使用場效電晶體並以體液中所含成分作為測定對象之生物感測器。
近年來，各種生物感測器被研究、開發，被利用於醫療、創新藥物、臨床檢驗等領域中。生物感測器係利用生物所具有的優異分子識別能力，將外界資訊(例如，化學因素)作成某種物理訊號而辨識者，因而具有各種原理或測定對象。更詳細而言，生物感測器為以化學物質為測定對象之化學感測器的一種，係由僅辨識測定對象物質之分子識別元件與將辨識後之資訊轉換為電性訊號等物理訊號之訊號轉換元件所構成者。通常，分子識別元件使用酵素、抗體、DNA、細胞、微生物等活體分子或捕捉活體分子之化合物，故被稱為生物感測器。
再者，訊號轉換元件使用電極、熱阻器、石英共振器、表面電漿共振、半導體元件等一般的電性機器或化學感測器，但是最近使用場效電晶體(FET：Field Effect Transistor)之生物感測器之研究變得盛行。在使用FET之 生物感測器中，分子識別元件辨識作為測定對象之化學物質時，會引起熱、質量、電荷等物理變化或對象物質之分解、物質合成等化學變化，並以訊號轉換元件FET將此變化轉換為電性訊號而測定對象物質。使用FET之生物感測器具有下列特徵：(1)可由電性檢測離子或分子既有的電荷，(2)測定前不需花費勞力或時間，(3)可即時測定，(4)可為非標識性、非侵入性之電性測量，(5)藉由半導體之微細加工技術而可小型化、集中化等。
將使用此種FET之生物感測器適用於非侵入性解析生活細胞之技術已被提出(例如，參照專利文獻1)。此專利文獻1所記載之生物感測器，其檢測負電等物理特性之變化的檢測表面，具有以能與唾液酸試料(細胞本身或來自細胞之糖鏈)鍵結之苯基硼酸基包覆之結構。根據該生物感測器，可提供在以往糖鏈解析方法中所不可能的不使用螢光等標識之非侵入性、並且可以簡便使用之即時細胞診斷工具、以及使用該工具保護標的細胞之糖鏈之方法。
[先行技術文獻] [專利文獻]
[專利文獻1]日本特開第2010-107496號公報
順帶一提，在為了疾病之診斷或決定治療方針而測定體液中所含成分時，基於減輕患者負擔或試料採集之簡易化等觀點，被要求即使在使用微量試料時仍可高 準確度地測定對象物質之測定方法。再者，非侵入性地採集之體液試料中亦有試料中的測定對象物質之濃度低之情況，期望即使在此種情況亦可高準確度地測定。為此，必須有更高敏感度之生物感測器。
惟，上述專利文獻1所記載之技術中，所謂的「非侵入」意指並未侵入細胞等(例如，亦可為不對細胞等附加原未附加之外來因素)，並非意指基於減輕患者負擔等觀點而不傷及患者身體(例如，亦可為不從患者採集血液等)之非侵入。亦即，專利文獻1所記載之技術無法被稱為考量到有關用於減輕患者負擔或簡易化試料採集等之非侵入性測定。
又，上述專利文獻1所記載之技術中，並未特別考量關於使用微量試料時或試料中之測定對象物質之濃度低時，高準確度地測定體液中之對象物質。
於此，本發明有鑑於上述情況，以提供可使用非侵入性地採集之微量體液試料，並且，即使在使用如此微量試料時或試料中之測定對象物質之濃度低時仍可高準確度地測定對象物質之更高敏感度之生物感測器為目的。
本案發明者們為解決上述課題而盡心不斷研究，結果發現藉由設置具有可與測定對象物質相互作用之分子識別元件之分子識別構件、以及可與該分子識別構件連接而可檢測測定對象物質與分子識別元件之相互作用之 結果所產生的變化之檢測元件，藉由將分子識別構件作成可滲透體液者，則即使在使用非侵入性地採集之微量體液試料或測定對象物質之濃度低之體液試料時，仍可高準確度地測定對象物質，基於此發現遂完成本發明。
亦即，本發明係一種測定體液中所含對象物質用之生物感測器，係能夠滲透前述體液且具備含有可與滲透之前述體液中所含之前述對象物質相互作用之分子識別元件的分子識別構件、以及可與前述分子識別構件連接而檢測前述相互作用之結果所產生的變化之檢測元件。
前述生物感測器中，較佳為前述分子識別構件復具有可撓性。
前述生物感測器中，較佳為前述分子識別構件以能夠自由裝卸之方式連接於前述檢測元件。
前述生物感測器中，前述檢測元件具有設置第1電極與第2電極之半導體基板、以及設置於前述半導體基板之夾在前述第1電極與前述第2電極之間的部分之表面的絕緣體，前述分子識別構件亦可經由前述絕緣體而連接於前述半導體基板。
前述生物感測器中，前述分子識別元件係與前述對象物質反應而使前述分子識別構件中之電荷密度及電容之至少一者變化之物質，前述檢測元件係將前述分子識別構件中之電荷密度及電容之至少一者的變化檢測為電位變化，亦可根據經前述檢測元件所檢測之電位變化，定量前述對象物質。
前述生物感測器中，前述對象物質亦可為葡萄糖。
此時，前述分子識別元件亦可為苯基硼酸、葡萄糖結合蛋白質(GBP)、或彼等之衍生物。
前述生物感測器中，前述體液亦可為淚、汗、唾液或鼻水。
再者，本發明係一種分子識別構件，其具備可滲透體液且可與滲透之前述體液中所含之對象物質相互作用之分子識別元件，並且可與檢測前述相互作用之結果所產生的變化之檢測元件連接。
前述分子識別構件較佳為更具有可撓性。
前述分子識別構件中，前述分子識別元件亦可為與前述對象物質反應而使前述分子識別構件中之電荷密度及電容之至少一者變化之物質。
前述分子識別構件中，前述對象物質亦可為葡萄糖。
此時，前述分子識別元件亦可為苯基硼酸、葡萄糖結合蛋白質(GBP)、或彼等之衍生物。
前述分子識別構件中，前述體液亦可為淚、汗、唾液或鼻水。
前述分子識別構件亦可被使用於測定前述體液中所含之前述對象物質用之生物感測器。
根據本發明，可提供一種更高敏感度的生物感測器，其可使用非侵入性地採集之微量體液試料，並且，即使在使用如此微量試料時或試料中之測定對象物質之濃 度低時仍可高準確度地測定對象物質。
100、200‧‧‧葡萄糖感測器
110、210‧‧‧分子識別構件
111‧‧‧基材
113‧‧‧分子識別元件
120‧‧‧檢測元件
121‧‧‧源極
123‧‧‧汲極
125‧‧‧半導體基板
127‧‧‧絕緣膜
150‧‧‧金屬電極
151、230‧‧‧金屬線
160‧‧‧參考電極
220‧‧‧半導體元件
第1圖係顯示本實施態樣之生物感測器之一實例的葡萄糖感測器之概略構成模式圖。
第2圖係顯示分子識別元件被固定化於分子識別構件之基材表面之狀態之一實例的模式圖。
第3圖係顯示第2圖所示之分子識別元件吸附於固定化物質之狀態之一實例的模式圖。
第4圖係顯示分子識別元件被固定化於分子識別構件之基材表面之狀態之另一實例的模式圖。
第5圖係顯示本實施態樣之分子識別元件與體液中之對象物質之反應機制之一實例的圖。
第6圖係顯示本實施態樣之分子識別構件之變化實例之概略構成模式圖。
第7圖係顯示本發明之實施例之生物感測器之葡萄糖濃度反應性之評估結果的圖表。
以下，參照圖式詳細說明關於本發明之較佳實施態樣。此外，本說明書及圖式中，加註相同符號之構成因素係設定為實質上具有相同結構或功能者。
此外，關於本實施態樣之生物感測器，係以下列順序說明。
1 生物感測器之構成
2 生物感測器之製造方法
3 生物感測器之用途、使用方法
4 變更例
[生物感測器之構成]
首先，參照第1圖，列舉測定對象物質為葡萄糖之葡萄糖感測器作為本實施態樣之生物感測器之一例，說明其構成。第1圖係顯示作為本實施態樣之生物感測器之一例之葡萄糖感測器100的概略構成模式圖。此外，以下說明中雖係列舉測定對象物質為葡萄糖、使用所謂的延伸閘極(Extended gate)式FET作為檢測元件的情形進行說明，但本發明之生物感測器並不限定於如此之實例。例如，亦可使用將測定對象固定於絕緣膜上之一般FET作為檢測元件。
如第1圖所示，葡萄糖感測器100係使用FET作為檢測元件，用於測定體液中所含對象物質(本實例中以葡萄糖作為測定對象物質。)之生物感測器，其主要具備分子識別構件110、及檢測元件120。
(對象物質)
如上所述，葡萄糖感測器100雖以葡萄糖作為測定對象物質，但本實施態樣之生物感測器之對象物質並不限定於葡萄糖，只要是可非侵入性地採集之體液中之成分，不限定於葡萄糖，亦可為胺基酸、生化需氧量(BOD：Biochemical Oxygen Demand)、抗原、DNA、來自細胞之代謝產物。
再者，作為含有對象物質之體液，只要是可 非侵入性地採集者便無特別限定，但對象物質為葡萄糖時，可使用例如涙、汗、唾液、鼻水等體液。
(分子識別構件110)
分子識別構件110係可滲透體液之構件，具有可與滲透之體液中所含對象物質(葡萄糖感測器100之測定對象物質)相互作用之分子識別元件113。再者，本實施態樣中，分子識別構件110可與檢測元件120連接。更具體而言，分子識別構件110經由後述絕緣膜127連接於半導體基板125，亦具有作為FET之閘極的角色。此分子識別元件110具有例如基材111、及附加於該基材111之分子識別元件113。
<基材111>
基材111係用於使分子識別元件113固定化之構件。此基材111係以可滲透體液之材料所形成。即使在只能採集微量的含對象物質之體液時，由於基材111係以可滲透體液之材料所形成，採集微量體液試料變得容易。本實施態樣中之「基材111可滲透體液」，意指基材111具有其內部可吸収體液及可保有至少一部份經吸収之體液的性質。關於基材111之保有體液能力並無特別限定，但較佳為基材111可保有生物感測器(本實施態樣中係葡萄糖感測器100)之測定中必需之體液試料量(例如，0.1μL至1μL左右)以上之微量體液。
本文中，基材111較佳為具有可撓性。藉由基材111具有可撓性，在非侵入性地採集涙、汗、唾液、 鼻水等體液時，可防止傷及採集處(例如眼睛周圍、腋下、口腔內等眼球、皮膚、黏膜等)，或者降低刺激等，而更安全地採集體液。因此，為了具有本實施態樣之「可撓性」，不單只是可彎曲，而是較佳為具有可防止傷及眼球、皮膚、黏膜等，或者降低刺激等之程度的柔軟度。
再者，基於防止傷及眼球、皮膚、黏膜等，或者降低刺激等觀點，較佳為基材111具有生體相容性。此處所稱之「生體相容性」係指不引起基材111之材料與活體間的相互作用、或者鄰接於基材111之材料之活體組織的局部反應及全身反應之性質。因此，例如，當基材111之材料因不干涉人體而無害，或者不干涉(不造成影響)人體(皮膚、黏膜等)時，可謂具有生體相容性。
具有以上說明之性質而可適用於基材111之材料，若為可滲透體液之材料則無特別限定，但可列舉例如親水性聚合物或具有吸液性之材料等。
《親水性聚合物》
本文中所謂的親水性聚合物係具有親水性官能基(羥基、羧基等)之聚合物，可例示紙、水凝膠(hydrogel)、高吸水性聚合物(SAP：Superabsorbent Polymer)等。
紙係指使植物纖維及其他纖維黏集而製造者。紙之原料之植物纖維的主成分為纖維素。再細分纖維素，則可分為纖維素、半纖維素、木質素，纖維素擔任骨架，半纖維素擔任骨架彼此之結合，木質素則擔任空隙之充填。纖維素具有以含有之多個羥基彼此以氫鍵結合之性 質，藉此，構成紙之植物纖維彼此可緊密結合。再者，其他纖維可列舉礦物、金屬、合成樹脂等呈纖維狀者等，惟，基於具有上述生體相容性之觀點、及後述之使分子識別元件113更強力固定化之觀點，基材111之材料較佳為由植物纖維(纖維素)構成之紙。
水凝膠係指親水性高分子鏈間交聯而保有多量的水、吸水性優異之膠狀材料。水凝膠係基於使基材111帶有生體相容性、更提升對人體之安全性(防止傷及眼球、皮膚、黏膜等、或者降低刺激等)之觀點之較佳材料。此外，基材111之材料較佳為使用楊氏係數(Young's modulus)為幾百Pa左右之水凝膠。
此種水凝膠，例如，可列舉聚甲基丙烯酸羥基乙酯(Poly-HEMA，亦稱為聚甲基丙烯酸2-羥基乙酯。)、聚乙烯吡咯啶酮(PVP)、聚乙烯醇(PVA)等。Poly-HEMA可為甲基丙烯酸羥基乙酯(HEMA)之均聚物，亦可為與其他單體(例如，甲基丙烯酸2,3-二羥基丙酯、甘油甲基丙烯酸酯(GMA)等)之共聚物。此外，共聚物形式之Poly-HEMA具有含水率變得更高之傾向。再者，PVP可為N-乙烯基-2-吡咯啶酮(NVP)之均聚物，亦可為以NVP為主成分，添加HEMA、甲基丙烯酸甲酯(MMA)等及交聯劑進行聚合而得之共聚物。由於此種水凝膠係亦可使用作為隱形眼鏡鏡片材料之具有生體相容性的材料，因此，例如在採集淚液作為體液試料時，安全性被充分保障。因此，例如使用水凝膠之分子識別構件110直接與眼球接觸亦無問題。
SAP係可吸収及保持本身重量之數百倍至數千倍水之高分子。再者，由於丙烯酸之聚合物因具有多個羧基而親水性非常高，又，使其交聯成網目結構，成為鈉鹽形式則變成具有高吸水性之膠體而顯示優異特性，因此，作為SAP，聚丙烯酸鈉成為現在的主流。由於此種SAP係亦被使用作為紙尿布、生理期用品等之吸水劑之具有生體相容性之材料，在採集體液試料時，安全性被充分保障。
再者，作為基材111之材料而有用的其他親水性聚合物之例，可列舉羥基丙基甲基纖維素(HPMC)、羧基甲基纖維素鈉(CMC-Na)、羥基乙基纖維素(HEC)等纖維素衍生物；海藻酸、玻尿酸、瓊脂糖、澱粉、葡聚糖、聚三葡萄糖(pullulan)等多糖類及其衍生物；羧基乙烯基聚合物、聚氧化乙烯、聚(甲基)丙烯醯胺、聚(甲基)丙烯酸等均聚物、該均聚物與多糖類等之共聚物、及由該均聚物構成之單體與其他單體之共聚物；膠原蛋白、明膠等蛋白質及其衍生物；肝素、玻尿酸、硫酸軟骨素、硫酸皮膚素、硫酸葡聚糖、硫酸角質素、硫酸肝素等糖胺聚多糖、幾丁質、幾丁聚糖等多糖類或黏多糖類。
再者，基材111之材料，亦可使用1-乙烯基-2-吡咯啶酮、丙烯酸2-甲酯、單甲基丙烯醯基氧基乙基酞酸酯、乙基甲基丙烯酸硫酸銨錯合物、N-乙烯吡咯啶酮、N,N-二甲基丙烯醯胺、2-(甲基丙烯醯基氧基乙基)-2-(三甲基銨基乙基)磷酸酯等具有生體相容性之親水性聚合物。
如上述例示之親水性聚合物，係可單獨使用， 亦可併用2種以上。
《具有吸液性之材料》
再者，本文中之具有吸液性之材料意指具有吸收液體的性能之材料，係不屬於上述親水性聚合物者，可例示矽膠、吸水性橡膠、吸水性發泡塑膠、綿、不織布、織布、纖維等。
《較佳材料》
再者，上述各種材料中，較佳為使用具有可撓性及生體相容性之至少一者之材料作為基材111之材料，更加為使用可撓性及生體相容性兩者皆有之材料作為基材111之材料。藉由使用如上述之材料作為基材111之材料，可使分子識別構件110整體變得具有可撓性或生體相容性。
《其他》
此外，後述之分子識別元件113本身為高分子、並且為可滲透體液之材質時，並無一定要設置基材111之必要。此時，分子識別元件113成為兼具上述基材111之性質者。
<分子識別元件113>
分子識別元件113被固定化於分子識別構件110之一面(例如，與後述之半導體基板125連接側之相反面)，具有識別體液中所含對象物質之功能。本文中所謂的「識別」意指藉由分子識別元件113與對象物質相互作用，引起熱、質量、電荷、光的折射率等物理變化或對象物質之分解、物質之合成等化學變化。再者，「相互作用」可列舉 與葡萄糖等對象物質反應而誘導電荷之反應類型等，具體而言，例如二醇彼此鍵結、配位鍵、DNA雜交、抗原-抗體反應、物理吸附等。作為分子識別元件113之一例，本實施態樣之葡萄糖感測器100使用與體液試料中之對象物質反應產生電荷，而使分子識別構件110表面之電荷密度與電容之至少一者變化之物質。此種物質，例如，可列舉苯基硼酸及其衍生物(例如，具有乙烯基之苯基硼酸等)、葡萄糖結合蛋白質(GBP)及其衍生物等。此等者以外，作為分子識別元件113，只要為可與對象物質相互作用者便無特別限定，例如，亦可為與對象物質相互作用而使分子識別構件110表面之光的折射率或質量變化之物質等。
再者，本實施態樣中，分子識別元件113被附加於基材111。本文中所謂的「附加」意指分子識別元件113以任何形式被固定化於基材111之表面之狀態，或者，分子識別元件113以任何形式存在於基材111之內部之狀態。具體而言，本實施態樣之所謂的「附加」之概念包含：(1)分子識別元件113經由既定之固定化物質被間接鍵結(固定化)於基材111之情況，(2)分子識別構件113直接鍵結於基材111之情況(例如，分子識別構件113與基材111之材料的高分子單體共聚合之情況)，(3)分子識別構件113物理性吸附於基材111之表面之情況等。
上述(1)至(3)之具體例中，例如，如(1)之情況，當以難與分子識別元件113(例如，苯基硼酸)直接鍵結之材料(例如，紙)形成基材111時，較佳為使分子識別構件110 具有例如可滲透包含測定對象物質之體液之基材111、及支撐於此基材111而將分子識別元件113固定化於基材111之固定化物質。此時，例如使用紙等可滲透體液者作為基材111之材料，且使用可與分子識別元件113(例如，苯基硼酸)化學鍵結之物質(例如，Au、Ag、Cu等貴金屬)作為固定化物質即可。
再者，基於使分子識別構件110具有可撓性之觀點，被支撐於基材111之固定化物質較佳為微粒子狀者。此外，本文中所謂的微粒子意指在將固定化物質支撐於具有可撓性之基材111時，可維持基材111之可撓性之程度的尺寸之粒子即可，例如，可以粒徑1μm以下者為微粒子。此外，微粒子狀之固定化物質之粒徑下限值並無特別規定，就現況可入手者，例如，可列舉10nm以上者。
再者，作為固定化物質，只要是可使分子識別元件113固定化(例如，化學鍵結)之物質便無特別限定，較佳為導電性材料，例如，可列舉金屬材料(例如，Ag、Au、Pt、Cu等貴金屬)、碳材料(例如，奈米碳管、石墨)、聚合物材料(例如，π共軛聚合物)、無機化合物材料(例如，導電性陶瓷)。如此，經由導電性材料將分子識別元件固定化於基材，即使在使用可滲透體液(如紙或水凝膠)之絕緣體作為基材時，仍可使分子識別構件整體具有導電性，因而使檢測元件變得可更高敏感度地檢測對象物質與分子識別元件之相互作用結果所產生之電性變化(例如，電荷密度或電容之變化)。再者，藉由使用Au、Ag、Cu、Pt等貴金 屬；SiO2、TiO2、Al2O3等氧化物，於基材111之表面固定化分子識別元件113變得容易。
本文中，參照第2圖及第3圖，說明關於本實施態樣之分子識別元件113對基材111表面之固定化。第2圖係顯示分子識別元件113被固定化於基材111表面之狀態的模式圖。第3圖係顯示第2圖所示之分子識別元件113吸附於固定化物質之狀態的模式圖。此外，第2圖及第3圖所示實例中，係列舉使用與葡萄糖反應產生負電之苯基硼酸作為分子識別元件113、使用紙(纖維素纖維)作為基材111、使用Au作為固定化物質時為例進行說明，但本實施態樣之生物感測器(例如，葡萄糖感測器100)並不限定於此等構成。
如第2圖所示，分子識別構件110具有於作為基板111之由纖維素纖維構成的紙上支撐作為固定化物質之Au微粒子之結構，分子識別元件113(第2圖之例中為苯基硼酸)吸附於Au。本文中，例如，苯基硼酸係以下述機制吸附於Au。亦即，如第3圖所示，於苯基硼酸導入硫醇基(-SH)或雙硫基(-S-S-)，成為硫醇或二硫化物之衍生物。已知此種硫醇衍生物或二硫化物衍生物於Au、Ag、Cu等貴金屬之表面形成高密度的薄膜，經導入硫醇基等之苯基硼酸，形成例如Au-S般強鍵。再者，各苯基硼酸在相鄰之苯基硼酸之間，有芳香環間之π-π相互作用。因此，當苯基硼酸對Au之鍵結量增加、密度變高時，經芳香環間之π-π相互作用而更高密度地聚集，最後形成高定向之 單分子膜。藉由鍵結、聚集於固體表面，在分子間力等之相互作用力中自發性形成之單分子膜稱為自組裝化單分子膜(SAM：Self-Assembled Monolayer)。
本文中，本發明形態之葡萄糖感測器100中，為了形成SAMs所要求之條件可列舉：(A)具有與基材111表面之固定化物質鍵結之官能基，(B)進行自組裝化聚集，且具有形成高密度薄膜之分子間相互作用這2點。(A)之官能基有上述之硫醇基(-SH)或雙硫基(-S-S-)等。(B)之分子間相互作用有上述之芳香環間的π-π相互作用或烷基鏈間之凡德瓦力等。因此，藉由使用如上述之具有官能基或分子間相互作用之分子識別元件113，可於固定化物質之表面形成SAMs。其結果，由於分子識別元件113高密度地存在於基材111表面，因此，即使在包含測定對象物質之體液微量時、或體液中之測定對象物質之濃度低時，葡萄糖感測器100仍可進行高敏感度之葡萄糖濃度之測定。
再者，如第2圖所示，當使用與測定對象物質之葡萄糖同樣具有相鄰之2個羥基的纖維素般之高分子作為基材111時，一部分的被固定於Au等固定化物質之分子識別元件113(此例中為苯基硼酸)藉由與葡萄糖反應之相同機制(參照後文第5圖)與纖維素具有之2個羥基反應而形成鍵結。如此，藉由一部分的分子識別元件113與構成基材111之高分子反應，可更加強固定化分子識別元件113與基材111，並且可將剩餘的分子識別元件113用於與測定對象物質之反應。如上所述，此種效果係於形成 SAMs且分子識別元件113之密度高時變得更為顯著。
再者，例如，使用如上述之水凝膠(例如，Poly-HEMA)作為基材111時、或即便使用紙等作為基材111而可使分子識別元件113直接鍵結時，與經由上述之固定化物質使分子識別元件113固定化於基材111時有所不同，固定化物質無需支撐於基材111，亦可使苯基硼酸等分子識別元件113直接鍵結於作為基材111之水凝膠。此時，例如，以Poly-HEMA形成基材111時，如第4圖所示，由於HEMA具有乙烯鍵，藉由使用具有乙烯基者(此例中為對-乙烯基苯基硼酸)作為分子識別元件113，藉由使HEMA與對-乙烯基苯基硼酸共聚合，可將分子識別元件113直接附加於基材111上。
再者，分子識別元件113較佳為存在於分子識別構件110之內部。本文中，「存在於分子識別構件110之內部」之例可列舉如以下(1)至(3)之形態。
(1)將分子識別元件113併入構成分子識別構件110之基質之材料(例如，本實施態樣中為構成基材111之材料)的骨架本身之情況
此種情況之例，可列舉如上述第4圖所示之例般，構成基質之材料為poly-HEMA等聚合物，將構成該聚合物之HEMA等單體與對-乙烯基苯基硼酸等分子識別元件113共聚合之情況。
(2)分子識別元件113與構成分子識別構件110之基質之材料形成共價鍵結之情況(但是，(1)之情況除外。)
此種情況之例，可列舉如上述第2圖所示之例般，構成基質之材料為纖維素等聚合物，將此聚合物具有之官能基(纖維素時為羥基)與分子識別元件113具有之官能基進行共價鍵結之情況。
(3)分子識別元件113不與構成分子識別構件110之基質之材料形成化學鍵結，而混合於該材料中之情況
如上述之例，當分子識別元件113存在於分子識別構件110之內部時，滲透至分子識別元件110之內部的體液中所含之測定對象物質可與分子識別元件113更有效率地相互作用。再者，由於分子識別元件113不一定必須暴露於分子識別構件110之表面，因此無需考慮分子識別元件113暴露於表面般之形態等，分子識別構件110之形態之自由度高。
(檢測元件120)
檢測元件120可與上述分子識別構件110連接，係檢測上述對象物質與分子識別元件113之相互作用之結果所產生的變化之元件，作為此種元件，亦可使用FET等半導體元件、光電二極體或光電性倍增管(photo-multiplier)等受光元件、熱阻器、QCM(Quartz Crystal Microbalance：石英晶體微量天平)、利用表面電漿共振之元件等。第1圖所示之例中，係使用FET作為檢測元件120，具體而言，係主要具有設置第1電極(例如，源極121)及第2電極(例如，汲極123)之半導體基板125、與本實施態樣之絕緣體之一例的絕緣膜127。
<半導體基板125>
半導體基板125係例如p型半導體，在其一部分(例如2處)之局部摻雜所形成之n型半導體部分設置源極121及汲極123。亦即，葡萄糖感測器100中所使用之FET係所謂的n通道型MOS FET(Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor)。此外，本實施態樣之生物感測器中使用之FET不限定於上述之n通道型MOS FET(n-MOS)，亦可為p通道型MOS FET(p-MOS)、n通道接合型FET、p通道接合型FET。
再者，半導體基板125之素材，雖無特別限定，但可適當選擇使用Si、GaAs、透明氧化物半導體(例如，ITO、IGZO、IZO)、有機半導體、碳半導體(例如，奈米碳管、石墨烯半導體、鑽石半導體等)等公知的半導體。此外，使用碳半導體作為半導體基板125之材料時，葡萄糖感測器100之測定敏感度可較使用Si時更高(即使體液試料中之對象物質濃度低仍可高準確度地測定之)。
<絕緣膜127>
絕緣膜127設置於半導體基板125之第1電極(例如，源極121)與第2電極(例如，汲極123)所夾部分(第1圖所示之葡萄糖感測器100中為p型半導體部分)之表面，係由SiO2、Si3N4(SiNx)、Ta2O5、Al2O3等氧化物或氮化物等構成之膜。
(測定原理)
繼而，說明關於使用FET作為本實施態樣之檢測元件 120時之葡萄糖感測器100之測定原理。分子識別構件110具有分子識別元件113，作為檢測元件120之FET係檢測因測定對象物質(例如，葡萄糖)與分子識別元件113相互作用所產生之分子識別構件110中之電位變化。更詳細而言，因測定對象物質(例如，葡萄糖)與分子識別元件113(例如，苯基硼酸)反應，分子識別構件110中之電荷密度及電容之至少一者發生變化，藉由FET由電位變化檢測此變化，可測定對象物質之濃度。此時，因分子識別構件110係以可滲透包含對象物質之體液的材料所形成，即使在只能採集微量之包含對象物質之體液時、或採集之體液中之對象物質之濃度低時，仍可使進行高準確度測定之必要量之對象物質與分子識別元件113反應。因此，根據葡萄糖感測器100，可使用微量之體液試料進行高敏感度之測定。再者，即使在使用只能微量採集之體液(例如，涙等)作為試料時，根據葡萄糖感測器100，因分子識別構件110係以可滲透包含對象物質之體液的材料所形成，變得易於採集微量之體液試料。
特別是在葡萄糖之測定時，如上述般可非侵入性地採集之涙、汗、唾液等體液中之葡萄糖濃度，為侵入性地採集之血液中之血糖值的100分之1左右，測定對象物質之濃度非常低。因此，使用以往之酵素電極法，因酵素電極法之裝置之敏感度低而難以高準確度地測定涙、汗、唾液等體液中之葡萄糖濃度。另一方面，根據葡萄糖感測器100，因分子識別構件110(閘基材)係以可滲透體液 的材料所形成，並且，使用敏感度高之FET作為檢測元件，即便使用涙、汗、唾液等葡萄糖濃度非常低之體液試料，仍可進行高敏感度之測定。再者，上述酵素電極法中，因測定時需要比較多量之試料，又，測定敏感度亦較低，係難以採集用於此等方法測定之必要量的涙、汗等體液，於此現狀，葡萄糖濃度之測定不得不以侵入性地採集之血液為試料。再者，雖然高效液相層析法(HPLC：High performance liquid chromatography)係測定敏感度高者，但由於裝置價高且大型，因此不適用於例如糖尿病患者每日測定血糖值之用途。此外，在必要之試料量方面，因係大型裝置而必須要較多量。另一方面，根據葡萄糖感測器100，因微量試料即可供測定，可使用涙或汗等體液作為試料。
此外，酵素電極法、HPLC及本實施態樣之生物感測器之測定敏感度及必要之試料量的關係大致如下表1。
(分子識別構件113之裝卸)
再者，葡萄糖感測器100中，係使用如上述之擴張閘型之FET作為檢測元件。具體而言，葡萄糖感測器100於絕緣膜127上復具備金屬電極150，分子識別構件110經由金屬電極150及金屬線151等與絕緣膜127電性連接。如此，於使用擴張閘型之FET之葡萄糖感測器100中，分子識別構件110自FET本體(設有源極121及汲極123之半導體基板125)分離，容易自半導體基板125將分子識別構件110以自由裝卸之方式連接。因此，可容易地交換分子識別構件110。利用此特性，藉由將多種糖類或專一性互補吸附於DNA之分子、或DNA分別固定化於分子識別構件110，而僅以交換分子識別構件110便可針對各種對象物質進行測定。再者，由於分子識別構件110可自FET本體分離，而可容易地於分子識別構件110施以細微加工。再者，由於僅需對各種測定對象物質準備其對應之分子識 別構件110，可以低成本測定之。再加上，本實施態樣中，因使用可滲透體液之材料作為具有閘極角色之分子識別構件110，在分子識別構件110與FET本體接觸之狀態時，通過分子識別構件110之體液到達FET本體，亦恐有FET本體成為無法繼續用於測定之狀態之虞。相對於此，藉由使用擴張閘型FET之葡萄糖感測器100，因分子識別構件110自FET本體(亦即，檢測元件120)分離，僅以交換分子識別構件110，便可將FET本體繼續使用於測定。
此外，葡萄糖感測器100中，雖然分子識別構件110與絕緣膜127係藉由金屬電極150及金屬線151電性連接，但亦可不各別設置金屬電極150及金屬線151，而將兼具金屬電極150及金屬線151角色者一體成型，作為一個導電性構件。再者，亦可不設置金屬電極150及金屬線151、或上述導電性構件，而作成於絕緣膜127上積層分子識別構件110(非擴張閘型)之一般FET的構成。
(其他)
此外，本實施態樣之生物感測器(例如，葡萄糖感測器100)，如第1圖所示，亦可依需要設置參考電極160。參考電極160係與分子識別構件110電性連接且與源極121及汲極123一起形成封閉回路之在FET中作為電壓測定之標準電位的電極，亦可接地。實際上，在FET中測定電壓時雖為必要，但只要可藉由其他方法測定對象物質，則亦可不設置參考電極160。
[生物感測器之製造方法]
以上詳細說明關於本實施態樣之生物感測器之構成，繼而說明關於具有此種構成之生物感測器之製造方法。下文中，雖以上述之葡萄糖感測器100為例說明，但其他的生物感測器亦可以於下述說明之方法中適用適當公知之技術而製造。
葡萄糖感測器100如上述般係使用FET作為檢測元件120之生物感測器。此種葡萄糖感測器100係於製造分子識別構件110後，將所得之分子識別構件110作為閘極部組裝至FET而製造。
FET可使用公知之技術製作，或者亦可使用市售者。
(分子識別構件110之製造方法)
繼而，說明關於分子識別構件110之製造方法。本文中，係以不使用固定化物質而將分子識別元件113附加於基材111之情況、及使用固定化物質而將分子識別元件113附加於基材111之情況為例說明之。
<不使用固定化物質之情況>
不使用固定化物質之情況，例如，本實施態樣之葡萄糖感測器100之分子識別構件110，係由以水凝膠等含親水性聚合物構成之基材111與具有分子識別元件113(例如，苯基硼酸基)之聚合物之混合物或共聚物構成，可藉由公知之方法製造。
親水性聚合物與具有分子識別元件113之聚合物之混合物，例如可藉由將親水性聚合物及具有分子識 別元件113之聚合物溶解於溶媒中，混合後乾燥去除溶媒而獲得。
製造本實施態樣之分子識別構件110時有用之親水性聚合物，如上所述，只要可滲透體液即無特別限定(以具有可撓性或生體相容性為宜。)，具體而言，可例示上述材料。
再者，製造本實施態樣之分子識別構件110時有用之具有苯基硼酸基聚合物之例，可列舉聚乙烯基苯基硼酸、聚(間-丙烯醯胺苯基硼酸-CO-N-乙烯吡咯啶酮)、聚3-丙烯醯胺苯基硼酸、聚甲基丙烯醯胺苯基硼酸等。此等係可單獨使用，亦可併用2種以上，又，亦可使用與其他聚合物之共聚物之型態。
使聚合物溶解之溶媒，並無特別限定，可使用公知之有機溶媒。
再者，親水性聚合物與具有分子識別元件113之聚合物之共聚物，亦可藉由例如使親水性單體與具有分子識別元件113之單體進行自由基共聚合而獲得。
基於吸水性及防止乾燥等點，此等共聚物較佳為水凝膠狀。此種水凝膠可藉由復將交聯單體加至親水性單體與具有分子識別元件113之單體進行自由基共聚合而獲得。交聯單體之例並無特別限定，係具有2個以上不飽和乙烯基之多官能單體，可使用形成化學交聯之公知的交聯劑。交聯單體之例可列舉N,N’-亞甲基雙丙烯醯胺、乙二醇二甲基丙烯酸酯、甲基丙烯酸乙烯酯等。
<使用固定化物質之情況>
使用固定化物質之情況，例如，本實施態樣之葡萄糖感測器100之分子識別構件110，可藉由使固定化物質支撐於紙等基材111後，使分子識別元件113附加於固定化物質而製造。
可作為固定化物質使用者係如上所述。再者，將此固定化物質支撐於基材111之方法，並無特別限定，物理吸附及化學吸附之任一者皆可。
再者，使分子識別元件113附加於固定化物質之方法，係以公知之手法將可與固定化物質鍵結之官能基導入分子識別元件113，形成分子識別元件113之衍生物。繼而，藉由使此衍生物鍵結於固定化物質，可製造分子識別元件113經由固定化物質而附著(固定化)於基材111之表面之分子識別構件110。此外，關於使用紙作為基材111、Au作為固定化物質、苯基硼酸作為分子識別元件113時之製造例係如上所述。
[生物感測器之用途‧使用方法]
繼而，依序說明關於上述之本實施態樣之生物感測器之用途及使用方法。
(生物感測器之用途)
本實施態樣之生物感測器係如上所述，除了測定體液中之葡萄糖濃度之葡萄糖感測器外，可用於測定體液(汗等)中之Na+及Cl-濃度之感測器(用於阿茲海默症之診斷)、測定體液(唾液等)中之臭味成分之感測器(用於口臭之診 斷)、測定體液(鼻水、唾液等)中之病毒(例如，流行性感冒病毒或諾羅病毒等)之感測器(用於流行性感冒或病毒性腸胃炎等之診斷)等用途。
(生物感測器之使用方法)
繼而，參考第1圖、第3圖及第5圖，並以上述之葡萄糖感測器100為例，再次說明本實施態樣之生物感測器之使用方法。第5圖係顯示本實施態樣之分子識別元件113與體液中之對象物質之反應機制的圖。
<試料(體液)之採集>
首先，採集包含測定對象物質(此例中為葡萄糖)之試料之體液。葡萄糖感測器100中可使用之體液並無特別限定。本文中，例如，糖尿病患者為了控制日常生活中之血糖值，必須自己測定血糖值並管理注射胰島素之時間點。在現狀中，血糖值之測定中，雖廣泛使用利用葡萄糖氧化酶之酵素電極法，但藉由此酵素電極法之測定中，係使用血液作為試料(體液)而必須採集血液。此血液採集對糖尿病患者而言無論肉體上或精神上皆為很大的負擔，因而期望有患者之負擔不強、使用血液以外之體液的非侵入性診斷。可非侵入性採集之體液，可考慮尿、汗、涙、唾液等，經本案發明者研究後，各體液具有以下特徵。
第1，關於尿，尿中開始出現糖(葡萄糖)係由於變為高濃度之狀態，亦有因空腹時等當時之狀態而不出現糖。再者，即使血糖值正常，腎臓之功能降低時尿中會出現糖。因此，使用尿作為體液試料測定糖濃度之結果， 由於亦有無法正確反映當時體內之糖濃度的可能性，作為試料被認為並非適當。
第2，關於汗，汗中雖含糖，但其濃度為血糖值之100分之1左右。再者，汗之pH變動幅度大，難以於診斷時經常安定地採集同品質之體液。又，由於汗的一般Ph為酸性側，係於葡萄糖感測器100可測定之pH範圍外，因此當以汗代替血液而測定糖濃度時，被認為需要更多苦心。
第3，關於涙，涙中亦含糖，可見涙中之糖濃度與血糖值間之關聯性。涙係從涙腺內之毛細血管所得之血液將血球除去而取出之體液成分，可謂良好反映血液中之成分。再者，涙之pH為7.5至8.0左右，係於葡萄糖感測器100之可測定範圍內。但是，涙中之糖濃度係血糖值之10分之1至100分之1左右，被認為需要以高敏感度之葡萄糖感測器進行測定。
第4，唾液包含水、電解質、各種蛋白質、酵素，但唾液中亦含糖。唾液中之糖濃度為血糖值之50分之1至100分之1左右。唾液之pH通常為6.8左右，但唾液量多時或唾液腺被刺激時等pH有變高之傾向。唾液雖分泌量多而較容易進行採集，但另一方面則難以避免因飲食等之污染，必須在採集方法花費苦心。
如上所述，理論上汗、涙、唾液等係可作為葡萄糖感測器100之試料使用之體液，其中，基於良好反映血液中之成分、pH安定、採集容易等理由，特佳為使用 涙。
<分子識別構件110中之反應>
如上述之非侵入性採集之體液滲透分子識別構件110時，附加於分子識別構件110之分子識別元件113(例如，苯基硼酸)與體液中之測定對象物質(例如，葡萄糖)反應，如第1圖及第3圖所示，產生負電荷。此反應機制係如第5圖所示，形成氫氧化物離子(OH-)配位於苯基硼酸(i)之硼之陰離子型(ii)。藉由具有2個相鄰羥基之葡萄糖於此陰離子型(ii)反應，產生負電荷。本文中，由於苯基硼酸與葡萄糖鍵結，變為硼酸二酯之狀態時pKa大幅降低，當於適當pH鍵結時，陰離子型之硼酸二酯之比例變大，就全體而言陰離子型狀態的數目增加。
<對象物質之測定>
如上所述，藉由分子識別元件113(例如，苯基硼酸)與對象物質(例如，葡萄糖)反應，在例如產生負電、分子識別構件110之表面之電荷密度變化時，產生電位差。其結果由於實質上給予半導體基板125之電位(閘電壓)之值改變，因而半導體基板125之電傳導度發生變化。因此，固定汲電流之值時可計測閘電壓之遷移，可自該閘電壓之變化測定分子識別構件110上之電荷密度，並由此電荷密度算出對象物質之量(例如，葡萄糖濃度)。亦即，本實施態樣之生物感測器(例如，葡萄糖感測器100)係以FET由電壓變化檢測分子識別構件110表面之電荷密度之變化而測定對象物質之量者。
[變更例]
繼而，說明關於上述之本實施態樣之葡萄糖感測器100的變更例。
(分子識別元件與檢測元件之組合之變更例)
上述之葡萄糖感測器100，如下表2所示，係使用苯基硼酸(PBA)或葡萄糖結合蛋白質(GBP)等作為分子識別元件110，FET作為檢測元件120者。本文中，使用PBA作為分子識別元件110時，分子識別元件與對象物質之反應所致之變化引起電荷密度或電容之變化，檢測元件120以電位變化檢測此變化。再者，使用GBP作為分子識別元件110時，分子識別元件與對象物質反應所致之變化引起電容之變化，檢測元件120以電位變化檢測此變化。
再者，本實施態樣之生物感測器係與葡萄糖感測器100不同，可使用QCM作為檢測元件。此時，可使用苯基硼酸(PBA)或葡萄糖結合蛋白質(GBP)等作為分子識別元件110。再者，分子識別元件與對象物質反應所致之變化，係於分子識別構件上引起質量變化，檢測元件以振動數之變化檢測此變化。又，本實施態樣之生物感測器可使用利用表面電漿共振之元件作為檢測元件。此時，分子識別元件與對象物質所致之變化，係引起照射於分子識別構件之光之折射率的變化，檢測元件以折射角之變化檢測此變化。
(分子識別構件之形態之變更例)
繼而，參考第6圖，說明關於分子識別構件之形態之變更例。第6圖係顯示本實施態樣之生物感測器之變更例之構成的模式圖。
第6圖中，顯示作為本變更例之生物感測器之綿棒型的葡萄糖感測器200。葡萄糖感測器200主要具備分子識別構件210、半導體元件220、及金屬線230。
<分子識別構件210>
分子識別構件210在關於其材料、具有分子識別元件(未圖示)之點，係與上述之分子識別構件110相同，但具有特別適合於採集涙作為試料之體液時之結構。具體而言，分子識別構件210具有與綿棒之綿部分類似之形狀(例 如，略球狀或略橢圓球狀)，再者，具有可撓性及生體相容性，係柔軟的材料(例如，上述之水凝膠等)。因此，根據分子識別構件210，不會傷及眼球或其周圍皮膚，便可採集微量之涙液。
<半導體元件220>
半導體元件220係作為本變更例之檢測元件(之至少一部份)具有功能者，檢測對應測定對象物質(例如，葡萄糖)在體液(例如，涙液)中之濃度的電荷密度變化。具體而言，此半導體元件220係上述之檢測元件120中，對應於由形成有源極121及汲極123之半導體基板125、絕緣膜127、以及金屬電極150形成之構成者。
<金屬線230>
金屬線230電性連接分子識別構件210與半導體元件220。藉此，可由半導體元件220經由金屬線230檢測存在於分子識別構件210之分子識別元件與測定對象物質之相互作用(例如，化學反應)結果在分子識別構件210所產生之電荷密度變化(例如，負電荷之產生)。
此外，實際測定時，經葡萄糖感測器200採集涙液等體液後，葡萄糖感測器200連接至可與半導體元件220形成回路之計測機器等外部機器。藉此，使之可由電位變化檢測例如對應測定對象物質(例如，葡萄糖)在體液(例如，涙液)中之濃度之電荷密度變化。
<較佳態樣>
上述之中，較佳為下述態樣。
較佳態樣(1)為一種生物感測器，係測定體液中所含對象物質用者，其具備：具有可滲透前述體液之基材、以及被固定化於前述基材之能夠與滲透前述基材之前述體液中所含之前述對象物質相互作用之分子識別元件的分子識別構件；及可與前述分子識別構件連接而檢測前述相互作用之結果所產生的變化的檢測元件，其中，前述分子識別元件藉由與分散支撐於前述基材之導電性材料(例如，貴金屬)鍵結而被固定化於前述基材，前述檢測元件具有設置第1電極與第2電極之半導體基板、以及設置於前述半導體基板之夾在前述第1電極與前述第2電極之間的部分之表面的絕緣體，前述分子識別構件經由前述絕緣體連接於前述半導體基板。
較佳態樣(2)為前述較佳態樣(1)之生物感測器，其中，前述分子識別構件復具有可撓性及生體相容性之至少一者。
較佳態樣(3)為前述較佳態樣(1)或(2)之生物感測器，其中，前述分子識別元件存在於前述分子識別構件之內部。
較佳態樣(4)為前述較佳態樣(1)至(3)中任一項之生物感測器，其中，前述分子識別構件係以自由裝卸之方式連接於前述檢測元件。
較佳態樣(5)為前述較佳態樣(1)至(4)中任一項之生物感測器，其中，前述分子識別元件係與前述對象物質反應 而使前述分子識別構件之電荷密度與電容之至少一者變化之物質，前述檢測元件將前述分子識別構件中之電荷密度與電容之至少一者的變化檢測為電位變化，根據經前述檢測元件所檢測之電位變化，定量前述對象物質。
較佳態樣(6)為前述較佳態樣(1)至(5)中任一項之生物感測器，其中，前述對象物質為葡萄糖。
較佳態樣(7)為前述較佳態樣(6)之生物感測器，其中，前述分子識別元件為苯基硼酸、葡萄糖結合蛋白質(GBP)、或彼等之衍生物。
較佳態樣(8)為前述較佳態樣(1)至(7)中任一項之生物感測器，其中，前述體液為淚、汗、唾液或鼻水。
較佳態樣(9)為前述較佳態樣(1)至(8)中任一項之生物感測器，其中，前述絕緣體係設置於前述半導體基板之前述第1電極與前述第2電極所夾部分之表面之絕緣膜。
較佳態樣(10)為前述較佳態樣(9)之生物感測器，其中，前述絕緣膜上復具有金屬電極、連接前述金屬電極與前述分子識別構件之金屬線，前述分子識別構件經由前述金屬電極與前述金屬線連接於前述絕緣膜。
較佳態樣(11)為前述較佳態樣(9)之生物感測器，其中，前述絕緣膜上復具有導電性構件，前述分子識別構件經由前述導電性構件連接於前述絕 緣膜。
較佳態樣(12)為前述較佳態樣(9)之生物感測器，其中，前述分子識別構件係積層於前述絕緣膜上。
較佳態樣(13)為一種分子識別構件，其具備可滲透體液之基材、以及被固定化於前述基材而可與滲透前述基材之前述體液中所含之對象物質相互作用之分子識別元件，並且，其係與檢測前述相互作用之結果所產生的變化之檢測元件連接用之分子識別構件，前述分子識別元件藉由與分散支撐於前述基材之導電性材料(例如，貴金屬)鍵結而被固定化於前述基材，前述檢測元件具有設置第1電極與第2電極之半導體基板、以及設置於前述半導體基板之夾在前述第1電極與前述第2電極之間的部分之表面的絕緣體，經由前述絕緣體而能夠以自由裝卸之方式連接前述半導體基板。
較佳態樣(14)為前述較佳態樣(13)之分子識別構件，其中，復具有可撓性及生體相容性之至少一者。
較佳態樣(15)為前述較佳態樣(13)或(14)之分子識別構件，其中，前述分子識別元件存在於前述分子識別構件之內部。
較佳態樣(16)為前述較佳態樣(13)至(15)中任一項之分子識別構件，其中，前述分子識別元件係與前述對象物質反應而使前述分子識別構件中電荷密度與電容之至少一者變化之物質。
較佳態樣(17)為前述較佳態樣(13)至(16)中任一項之分子識別構件，其中，前述對象物質為葡萄糖。
較佳態樣(18)為前述較佳態樣(17)之分子識別構件，其中，前述分子識別元件為苯基硼酸、葡萄糖結合蛋白質(GBP)、或彼等之衍生物。
較佳態樣(19)為前述較佳態樣(13)至(18)中任一項之分子識別構件，其中，前述體液為淚、汗、唾液或鼻水。
較佳態樣(20)為前述較佳態樣(13)至(19)中任一項之分子識別構件，其中，可被使用於前述體液中所含前述對象物質測定用之生物感測器。
[實施例]
繼而，以實施例及比較例更具體說明本發明，惟本發明並不為此等例所限制。
本實施例中，使用甲基丙烯酸羥基乙酯(HEMA)與乙烯基苯基硼酸共聚合而成之膠作為分子識別構件(即，使用苯基硼酸作為分子識別元件。)、使用半導體元件(MOSFET)作為檢測元件，使用模擬體液之葡萄糖溶液作為試料，評估葡萄糖之濃度應答性。具體而言係如下述評估之。
(葡萄糖感測器之製作)
本實施例中，使用MOSFET作為檢測元件，如下述般製作擴張閘型之閘極部。首先，將甲基丙烯酸羥基乙酯(HEMA)3.8克(g)、乙烯基苯基硼酸0.2g、N,N’-亞甲基雙丙烯醯胺0.02g，溶解於10毫升(ml)之超純水中，混合後， 藉由添加過氧化二硫酸鉀(和光純藥工業股份有限公司製)5毫克(mg)、丁二胺(東京化成股份有限公司製)5微升(μl)作為聚合開始劑開始聚合。聚合條件係於氮氣環境下、室溫下，使HEMA與乙烯基苯基硼酸共聚合24小時。聚合反應完成後，將含共聚合物之溶液浸漬於超純水中，藉由去除未反應部分之單體，獲得HEMA與乙烯基苯基硼酸共聚合而成之膠狀之分子識別構件。
繼而，本實施例中，為了進行溶液中之測定，使用環氧樹脂將外徑12毫米(mm)、內徑10mm、高10mm之玻璃環固定於上述所得之分子識別構件上。此外，此玻璃環內最多可裝入800μl之溶液。
將如上述所製成之固定有玻璃環之分子識別構件作為擴張閘型之閘極部，並與MOSFET電性連接，製作本實施例之葡萄糖感測器。
(葡萄糖之濃度應答性之評估方法)
使用如上述所製作之葡萄糖感測器，如下述般評估葡萄糖之濃度應答性。首先，將葡萄糖溶解於PBS(Phosphate Buffered Saline)，調配葡萄糖濃度為0.001毫莫耳(mM)、0.01mM、0.1mM、1mM、10mM之葡萄糖溶液各400μl。
繼而，僅先將PBS置入上述之葡萄糖感測器之玻璃環內，使用半導體參數分析儀(Agilent股份有限公司製)，藉由進行Vg-Id特性之測定，測定固定電流(Id=2mA)中之Vg(即，分子識別構件之表面電位)之變化。此外，測定溫度為室溫、測定時之pH為7.4之幾乎固定之條件，使 用銀-氯化銀(Ag/AgCl)電極作為參考電極。
(葡萄糖之濃度應答性之評估結果)
以上測定之結果顯示於第7圖。第7圖係顯示本發明之實施例之生物感測器的葡萄糖之濃度應答性之評估結果的圖表。第7圖之縱軸顯示分子識別構件之表面電位之變化(mV)，橫軸顯示葡萄糖濃度(mM)。
如第7圖所示，可知即使葡萄糖濃度為0.001mM至10mM之範圍之任一者，檢測表面電位之變化，可以充分的敏感度測定任一者之濃度。再者，由第7圖所示之結果，可知葡萄糖濃度與表面電位Vg之變化間有線性關係，使用本實施例之葡萄糖感測器可定量地測定葡萄糖濃度。
以上，雖參考圖式而說明關於本發明之較佳的實施形態，但本發明並未限制為上述形態。亦即，在申請專利範圍所記載之發明範圍內，可理解該發明所屬技術領域中具有通常知識者所能思及之其他形態或各種變更例亦屬於本發明之技術範圍內。
100‧‧‧葡萄糖感測器
110‧‧‧分子識別構件
111‧‧‧基材
113‧‧‧分子識別元件
120‧‧‧檢測元件
121‧‧‧源極
123‧‧‧汲極
125‧‧‧半導體基板
127‧‧‧絕緣膜
150‧‧‧金屬電極
151‧‧‧金屬線
160‧‧‧參考電極

Claims (17)

  1. 一種生物感測器，係測定體液中所含對象物質用者，其具備：分子識別構件，其可滲透前述體液且具有可與滲透之前述體液中所含之前述對象物質相互作用之分子識別元件；及檢測元件，其可與前述分子識別構件連接而檢測前述相互作用之結果所產生的變化。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之生物感測器，其中，前述分子識別構件更具有可撓性及生體相容性之至少一者。
  3. 如申請專利範圍第1或2項所述之生物感測器，其中，前述分子識別元件存在於前述分子識別構件之內部。
  4. 如申請專利範圍第1至3項中任一項所述之生物感測器，其中，前述分子識別構件以自由裝卸之方式連接於前述檢測元件。
  5. 如申請專利範圍第1至4項中任一項所述之生物感測器，其中，前述檢測元件具有：設有第1電極與第2電極之半導體基板、及設置於前述半導體基板之夾在前述第1電極與前述第2電極之間的部分之表面的絕緣體，前述分子識別構件經由前述絕緣體連接於前述半導體基板。
  6. 如申請專利範圍第1至5項中任一項所述之生物感測器，其中，前述分子識別元件係與前述對象物質反應而使前述分子識別構件中之電荷密度及電容之至少一者變化之物質，前述檢測元件係將前述分子識別構件中之電荷密度及電容之至少一者的變化檢測為電位變化，根據藉由前述檢測元件所檢測之電位變化，定量前述對象物質。
  7. 如申請專利範圍第1至6項中任一項所述之生物感測器，其中，前述對象物質為葡萄糖。
  8. 如申請專利範圍第7項所述之生物感測器，其中，前述分子識別元件為苯基硼酸、葡萄糖結合蛋白質(GBP)、或彼等之衍生物。
  9. 如申請專利範圍第1至8項中任一項所述之生物感測器，其中，前述體液為淚、汗、唾液或鼻水。
  10. 一種分子識別構件，其具備可滲透體液且可與滲透之前述體液中所含對象物質相互作用之分子識別元件，並且，可與檢測前述相互作用之結果所產生的變化之檢測元件連接。
  11. 如申請專利範圍第10項所述之分子識別構件，其中，更具有可撓性及生體相容性之至少一者。
  12. 如申請專利範圍第10或11項所述之分子識別構件，其中，前述分子識別元件存在於前述分子識別構件之內 部。
  13. 如申請專利範圍第10至12項中任一項所述之分子識別構件，其中，前述分子識別元件係與前述對象物質反應而使前述分子識別構件中之電荷密度及電容之至少一者變化之物質。
  14. 如申請專利範圍第10至13項中任一項所述之分子識別構件，其中，前述對象物質為葡萄糖。
  15. 如申請專利範圍第14項所述之分子識別構件，其中，前述分子識別元件為苯基硼酸、葡萄糖結合蛋白質(GBP)、或彼等之衍生物。
  16. 如申請專利範圍第10至15項中任一項所述之分子識別構件，其中，前述體液為淚、汗、唾液或鼻水。
  17. 如申請專利範圍第10至16項中任一項所述之分子識別構件，係用於測定前述體液中所含前述對象物質用之生物感測器。
TW103110257A 2013-04-30 2014-03-19 生物感測器及分子識別構件 TWI503541B (zh)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013095988A JP5447716B1 (ja) 2013-04-30 2013-04-30 バイオセンサ及び分子識別部材

Publications (2)

Publication Number Publication Date
TW201441610A true TW201441610A (zh) 2014-11-01
TWI503541B TWI503541B (zh) 2015-10-11

Family

ID=50614415

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
TW103110257A TWI503541B (zh) 2013-04-30 2014-03-19 生物感測器及分子識別構件

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10620155B2 (zh)
JP (1) JP5447716B1 (zh)
TW (1) TWI503541B (zh)
WO (1) WO2014178237A1 (zh)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI571238B (zh) * 2015-01-16 2017-02-21 亞洲大學 非侵入式代謝產物偵測裝置
TWI631331B (zh) * 2015-04-30 2018-08-01 伊勒伯科技股份有限公司 用於在離子流體中偵測的系統及方法
CN111375355A (zh) * 2019-12-17 2020-07-07 中科康磁医疗科技（苏州）有限公司 一种用于唾液葡萄糖连续监测的硼酸水凝胶合成方法

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013131130A1 (en) * 2012-03-06 2013-09-12 Newcastle Innovation Limited Organic thin film transistors and the use thereof in sensing applications
JP5599012B1 (ja) * 2014-06-23 2014-10-01 国立大学法人 東京大学 採取部及びバイオセンサ
KR101789687B1 (ko) * 2015-06-12 2017-10-25 서울대학교산학협력단 글루코오스 조절 시스템, 상기 글루코오스 조절 시스템의 형성 방법, 및 상기 글루코오스 조절 시스템을 이용한 글루코오스 조절 방법
US10996194B2 (en) 2016-03-25 2021-05-04 Provigate Inc. High-sensitivity biosensor and method for producing the same
CN106706725A (zh) * 2016-10-12 2017-05-24 华中科技大学同济医学院附属协和医院 一种糖尿病检测装置
US11630077B2 (en) 2017-02-21 2023-04-18 Provigate Inc. High-sensitivity biosensor
JP6874417B2 (ja) * 2017-02-23 2021-05-19 セイコーエプソン株式会社 セルロースナノファイバー、セルロースナノファイバーの製造方法
JP6990396B2 (ja) * 2017-09-06 2022-01-12 国立大学法人 東京大学 電界効果トランジスタを備えるバイオセンサ
CN112986355A (zh) * 2019-12-12 2021-06-18 福建海峡石墨烯产业技术研究院有限公司 双栅结构的石墨烯场效应晶体管生物传感器及其制备方法
JPWO2022154129A1 (zh) 2021-01-18 2022-07-21

Family Cites Families (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2096824A (en) 1981-04-09 1982-10-20 Sibbald Alastair Chemically sensitive field effect transistor
JPH08338798A (ja) 1995-06-13 1996-12-24 Nippon Oil & Fats Co Ltd 糖濃度測定センサー
US6063637A (en) 1995-12-13 2000-05-16 California Institute Of Technology Sensors for sugars and other metal binding analytes
JP2000510233A (ja) 1996-04-25 2000-08-08 ペンス，インコーポレイテッド バイオセンサ装置および方法
JP3853686B2 (ja) 2002-03-28 2006-12-06 本田技研工業株式会社 電磁ブレーキ
JP4438049B2 (ja) 2003-08-11 2010-03-24 キヤノン株式会社 電界効果トランジスタ及びそれを用いたセンサ並びにその製造方法
US7368085B2 (en) * 2003-12-04 2008-05-06 Honeywell International Inc. Analyte detector
US20060160100A1 (en) 2005-01-19 2006-07-20 Agency For Science, Technology And Research Enzymatic electrochemical detection assay using protective monolayer and device therefor
CN101287986B (zh) * 2005-06-14 2012-01-18 三美电机株式会社 场效应晶体管、具备该场效应晶体管的生物传感器及检测方法
WO2008020813A1 (en) * 2006-08-16 2008-02-21 Agency For Science, Technology And Research Method of electrically detecting a biological analyte molecule
US9170228B2 (en) 2007-06-08 2015-10-27 Bharath R. Takulapalli Nano structured field effect sensor and methods of forming and using same
EP2040067A3 (en) 2007-09-19 2013-01-02 Hitachi High-Technologies Corporation Anion concentration measuring device and element
JP4731544B2 (ja) 2007-12-17 2011-07-27 株式会社日立製作所 生体分子検出装置及びそれを用いた生体分子検出方法
WO2009119118A1 (ja) 2008-03-27 2009-10-01 パナソニック株式会社 試料測定装置、試料測定システム及び試料測定方法
JP5467312B2 (ja) * 2008-06-24 2014-04-09 独立行政法人物質・材料研究機構 バイオセンサ、バイオセンサを用いた生体物質の検出方法、及びそのキット
EP2326951B1 (en) 2008-08-20 2014-04-02 Nxp B.V. Apparatus and method for molecule detection using nanopores
US20100137143A1 (en) 2008-10-22 2010-06-03 Ion Torrent Systems Incorporated Methods and apparatus for measuring analytes
JP5205293B2 (ja) 2009-01-19 2013-06-05 富士フイルム株式会社 抗体固定基板、並びに該抗体固定基板の製造方法及び利用
JP2010243301A (ja) 2009-04-03 2010-10-28 Sharp Corp 測定システム、測定装置、トランジスタおよび測定方法
JP5398017B2 (ja) 2010-07-22 2014-01-29 国立大学法人 東京大学 検出デバイス及びバイオセンサ
JP2012070907A (ja) * 2010-09-28 2012-04-12 Hiroshima Univ 血糖値センサ
EP2438860A1 (de) 2010-10-07 2012-04-11 BIOTRONIK SE & Co. KG Medizinisches Sensorsystem
US9632058B2 (en) 2011-03-29 2017-04-25 The Hong Kong Polytechnic University Non-invasive glucose sensor
JP2013027623A (ja) * 2011-07-29 2013-02-07 Hiroshima Univ バイオセンサー

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI571238B (zh) * 2015-01-16 2017-02-21 亞洲大學 非侵入式代謝產物偵測裝置
TWI631331B (zh) * 2015-04-30 2018-08-01 伊勒伯科技股份有限公司 用於在離子流體中偵測的系統及方法
TWI635907B (zh) * 2015-04-30 2018-09-21 伊勒伯科技股份有限公司 用於偵測生物標記的系統及方法
US10562027B2 (en) 2015-04-30 2020-02-18 Winnoz Technology, Inc. System and method for detection in ion fluid
CN111375355A (zh) * 2019-12-17 2020-07-07 中科康磁医疗科技（苏州）有限公司 一种用于唾液葡萄糖连续监测的硼酸水凝胶合成方法
CN111375355B (zh) * 2019-12-17 2022-02-01 中科康磁医疗科技（苏州）有限公司 一种用于唾液葡萄糖连续监测的硼酸水凝胶合成方法

Also Published As

Publication number Publication date
JP5447716B1 (ja) 2014-03-19
US10620155B2 (en) 2020-04-14
JP2014215292A (ja) 2014-11-17
US20160069834A1 (en) 2016-03-10
TWI503541B (zh) 2015-10-11
WO2014178237A1 (ja) 2014-11-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
TWI503541B (zh) 生物感測器及分子識別構件
Russell et al. A fluorescence-based glucose biosensor using concanavalin A and dextran encapsulated in a poly (ethylene glycol) hydrogel
US20170350882A1 (en) Graphene-based nanosensor for identifying target analytes
US11346798B2 (en) Methods and device for tuning multiplexed markers for disease assay
EP3159686B1 (en) Sampling unit and biosensor
Dixon et al. Microneedle-based devices for point-of-care infectious disease diagnostics
US11156581B2 (en) Biosensor
Barhoum et al. Stimuli-bioresponsive hydrogels as new generation materials for implantable, wearable, and disposable biosensors for medical diagnostics: Principles, opportunities, and challenges
Sun et al. A flexible microfluidic chip-based universal fully integrated nanoelectronic system with point-of-care raw sweat, tears, or saliva glucose monitoring for potential noninvasive glucose management
Xu et al. A wearable sensor based on multifunctional conductive hydrogel for simultaneous accurate pH and tyrosine monitoring in sweat
Liu et al. Preparation of nanostructured PDMS film as flexible immunosensor for cortisol analysis in human sweat
CN110522460A (zh) 一种基于透皮微针阵列的多指标检测传感器及制备方法
Mugo et al. A biomimetric lactate imprinted smart polymers as capacitive sweat sensors
WO2020099560A1 (en) Electrochemical sensor system comprising molecularly imprinted polymer for early warning of urinary tract infections
Xu et al. Microneedle‐Based Technology: Toward Minimally Invasive Disease Diagnostics
Wang et al. A durable antifouling protein molecularly imprinted gel interface for human serum albumin detection and antibacterial application
Xie et al. Wearable microneedle-integrated sensors for household health monitoring
Li et al. Current and future perspectives on microfluidic tear analytic devices
Liu et al. Organic Electrochemical Transistors for Biomarker Detections
Poudineh Microneedle Assays for Continuous Health Monitoring: Challenges and Solutions
WO2020117170A1 (en) Glucose biosensor based on polyphosphonoundecyl acrylate-co-polyvinylimidazole-co-polyvinylferrocene-co-polyglycidyl methacrylate tetra block copolymer
BR102012003901A2 (pt) dispositivo óptico para detecção de marcador específico de lesão cardíaca
Duan et al. Electrochemical Biosensors for Inflammatory Biomarkers Detection
Faridbod et al. Non‐invasive Glucose Biosensors Based on Nanomaterials
Zhou et al. Electrospun biosensors for biomarker detection

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A Annulment or lapse of patent due to non-payment of fees