WO2015020131A1 - バイオセンサ - Google Patents

バイオセンサ Download PDF

Info

Publication number
WO2015020131A1
WO2015020131A1 PCT/JP2014/070823 JP2014070823W WO2015020131A1 WO 2015020131 A1 WO2015020131 A1 WO 2015020131A1 JP 2014070823 W JP2014070823 W JP 2014070823W WO 2015020131 A1 WO2015020131 A1 WO 2015020131A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
substance
electrode
identification
biosensor
inhibitor
Prior art date
Application number
PCT/JP2014/070823
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
利弥 坂田
平 加治佐
雄弥 宮澤
祐太 上松
Original Assignee
国立大学法人東京大学
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
Priority to US14/907,934 priority Critical patent/US11156581B2/en
Priority to CN201480043386.2A priority patent/CN105474007B/zh
Priority to BR112016001957A priority patent/BR112016001957A2/pt
Priority to CA2920140A priority patent/CA2920140A1/en
Priority to EP14835100.0A priority patent/EP3032248B1/en
Priority to EP20173841.6A priority patent/EP3715840A1/en
Application filed by 国立大学法人東京大学 filed Critical 国立大学法人東京大学
Priority to AU2014303386A priority patent/AU2014303386B2/en
Priority to RU2016107230A priority patent/RU2658557C2/ru
Priority to TW103127222A priority patent/TWI639000B/zh
Publication of WO2015020131A1 publication Critical patent/WO2015020131A1/ja
Priority to JP2015154762A priority patent/JP6591822B2/ja
Priority to US17/493,125 priority patent/US11630078B2/en

Links

Images

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
    • 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
    • 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
    • G01N27/4161—Systems measuring the voltage and using a constant current supply, e.g. chronopotentiometry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/5308—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor for analytes not provided for elsewhere, e.g. nucleic acids, uric acid, worms, mites
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2400/00—Assays, e.g. immunoassays or enzyme assays, involving carbohydrates
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L2924/00—Indexing scheme for arrangements or methods for connecting or disconnecting semiconductor or solid-state bodies as covered by H01L24/00
    • H01L2924/10—Details of semiconductor or other solid state devices to be connected
    • H01L2924/11—Device type
    • H01L2924/13—Discrete devices, e.g. 3 terminal devices
    • H01L2924/1304—Transistor
    • H01L2924/1306—Field-effect transistor [FET]
    • H01L2924/13072—Sensor FET

Abstract

　非侵襲的に人体から採取した試料に基づき解析することができるバイオセンサを提供する。バイオセンサは、検出対象物質（４０）と結合する識別物質（３８）と、前記識別物質（３８）の電荷を帯電する電極（１６）とを備え、非検出対象物質（４２）が前記識別物質（３８）又は前記電極（１６）の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質（３９）を有し、前記検出対象物質（４０）が前記識別物質（３８）に結合することにより生じる前記電極（１６）の電荷密度の変化を検出することを特徴とする。

Description

バイオセンサ
　本発明は、バイオセンサに関するものである。
　近年、バイオセンサとしては、生きている細胞を非侵襲で解析に利用できる技術が開示されている（例えば、特許文献１）。特許文献１には、負電荷の物理的特性の変化を検出する検出表面が、シアル酸試料（細胞そのもの又は細胞由来の糖鎖）と結合するフェニルボロン酸基で被覆された構造を有するバイオセンサが開示されている。
特開2010-107496号公報
　しかしながら、上記特許文献１に記載されたバイオセンサでは、細胞等に対する侵襲がないものの、細胞を採取する際の人体に対し侵襲がないとはいえない。すなわち、より人体への負担を軽減することができるバイオセンサ、例えば、涙、汗、唾液などに基づき検出対象物を検出することができるバイオセンサが望まれる。因みに涙などには、検出対象物質としてのグルコースのほかに、アルブミン等のタンパク質が含まれており、当該タンパク質がノイズとなって測定感度を低下させてしまう、という懸念がある。
　そこで本発明は、非侵襲的に人体から採取した試料に基づき解析することができるバイオセンサを提供することを目的とする。
　本発明に係るバイオセンサは、検出対象物質と結合する識別物質と、前記識別物質の電荷を帯電する電極とを備えるバイオセンサにおいて、非検出対象物質が前記識別物質又は前記電極の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質を有し、前記識別物質が前記電極に接触しており、前記阻害物質は、分子鎖が前記識別物質より長い高分子化合物で形成され、前記識別物質と前記阻害物質とにより、前記電極表面に自己組織化単分子膜が形成されており、前記検出対象物質が前記識別物質に結合することにより生じる前記電極の電荷密度の変化を検出することを特徴とする。
　また本発明に係るバイオセンサは、検出対象物質と結合する識別物質と、前記識別物質の電荷を帯電する電極とを備えるバイオセンサにおいて、非検出対象物質が前記識別物質又は前記電極の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質を有し、前記電極上に設けられ、前記識別物質で形成された薄膜と、前記薄膜上に形成され、前記阻害物質を含む１又は２以上の阻害物質層とを備え、前記検出対象物質が前記識別物質に結合することにより生じる前記電極の電荷密度の変化を検出することを特徴とする。
　さらに本発明に係るバイオセンサは、検出対象物質と結合する識別物質と、前記識別物質の電荷を帯電する電極とを備えるバイオセンサにおいて、非検出対象物質が前記識別物質又は前記電極の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質を有し、前記識別物質が、前記阻害物質と結合しており、前記検出対象物質が前記識別物質に結合することにより生じる前記電極の電荷密度の変化を検出することを特徴とする。
　本発明によれば、阻害物質によって、非検出対象物質が識別物質と結合したり、電極表面に付着したりすることを抑制できるので、より測定感度を向上することができる。したがってバイオセンサは、非侵襲的に人体から採取した試料に基づきグルコース濃度をより確実に測定することができる。
第１実施形態に係るバイオセンサの全体構成を示す概略図である。 第１実施形態に係るバイオセンサにおける識別部の構成を示す概略図である。 第１実施形態に係るバイオセンサのグルコース濃度とゲート電圧変化との関係を示すグラフである。 第２実施形態に係るバイオセンサにおける識別部の構成を示す概略図である。 第２実施形態の変形例に係るバイオセンサにおける識別部の構成を示す概略図である。 第２実施形態に係るバイオセンサにおける識別部の説明に用いる概略図である。 第２実施形態に係るバイオセンサのグルコース濃度とゲート電圧変化との関係（１）を示すグラフである。 第２実施形態に係るバイオセンサのグルコース濃度とゲート電圧変化との関係（２）を示すグラフである。 第２実施形態に係るバイオセンサのグルコース濃度とゲート電圧変化との関係（３）を示すグラフである。 第２実施形態に係るバイオセンサのグルコース濃度とゲート電圧変化との関係（４）を示すグラフである。 第３実施形態の変形例に係るバイオセンサにおける識別部の構成を示す概略図である。 第３実施形態に係るバイオセンサのグルコース濃度とゲート電圧変化との関係を示すグラフである。
　以下、図面を参照して本発明の実施形態について詳細に説明する。
１．第１実施形態
（１－１）全体構成
　図１に示すバイオセンサ１０は、識別部１２Ａと、検出部としての電界効果トランジスタ（ＦＥＴ：Field Effect Transistor）１４とを備える。バイオセンサ１０は、識別部１２Ａにおいて試料中に含まれる検出対象物質としてのグルコースを識別し、識別された情報をＦＥＴ１４において電気的な信号に変換することにより、試料中のグルコース濃度を検出する。ここで試料とは、非侵襲的に採取した試料、すなわち血液以外の生体液として、汗、涙、唾液を挙げることができる。これら試料には、グルコースのほか、非検出対象物質としてのアルブミン等のタンパク質が含まれている。
　識別部１２Ａは、電極１６と、電極１６上に設けられた受容体２０Ａとを備える。本実施形態の場合、識別部１２Ａは、電極１６の一側表面上に円筒状の壁部を設けて容器１８が形成されており、当該容器１８内に識別物質及び阻害物質が収容されている。電極１６は、Ａｕで形成することができるが、例えばＡｇやＣｕで形成することもできる。受容体２０Ａは、識別物質と、阻害物質とを含む自己組織化単分子膜（Self-Assembled Monolayers：ＳＡＭｓ）で形成されている。ＳＡＭｓとは、通常、固体と液体の界面又は固体と気体の界面で、有機分子同士が自発的に集合して、自発的に単分子膜を形作っていく有機薄膜をいう。
　識別物質は、試料中に含まれるグルコースと結合する機能を有する。識別物質は、フェニルボロン酸を用いることができるほか、例えば、その誘導体（例えば、ビニル基を有するフェニルボロン酸等）、グルコース結合タンパク質（ＧＢＰ）及びその誘導体等を用いることができる。例えばフェニルボロン酸は、グルコースと結合すると負電荷を生じる。
　阻害物質は、非検出対象物質であるアルブミン等のタンパク質が、フェニルボロン酸と結合したり、電極１６表面に付着したりすることを抑制する。本実施形態の場合、阻害物質は、高分子化合物で形成される。高分子化合物は、分子鎖が識別物質より長いオリゴエチレングリコールを用いることができるほか、例えばポリエチレングリコールなども用いることができる。
　図２に示すように、識別物質３８と阻害物質３９とは、一方の末端が電極１６の一側表面に吸着してＳＡＭｓを形成している。識別物質３８と阻害物質３９は、チオール基（－ＳＨ）やジスルフィド基（－Ｓ－Ｓ－）を導入し、チオールやジスルフィドの誘導体とする。このようなチオールやジスルフィドの誘導体は、Ａｕ、ＡｇやＣｕなどの金属表面に高密度な薄膜を形成することができる。例えば、チオール基が導入されたフェニルボロン酸は、Ａｕ－Ｓのような強い結合を形成する。識別物質３８は、他方の末端において、グルコースと結合する。阻害物質３９は他方の末端において非検出対象物質と特異的に結合する。
　ＦＥＴ１４は、半導体基板２２の表面に形成されたソース２４及びドレイン２６と、半導体基板２２、ソース２４及びドレイン２６上に形成されたゲート絶縁膜２８とを備える（図１）。ＦＥＴ１４は、n-MOS、p-MOSのいずれも使用することができる。ゲート絶縁膜２８上には、金属電極３０が形成されている。金属電極３０は、配線３１を介して、電極１６と電気的に接続されている。金属電極３０は、Ａｕ、Ａｇ、Ｃｕ等で形成することができる。
　半導体基板２２は、Ｓｉ、Ｇａ、Ａｓ、ＩＴＯ、ＩＧＺＯ、ＩＺＯ等で形成してもよいし、有機半導体、炭素半導体（例えば、カーボンナノチューブ、グラフェン半導体、ダイヤモンド半導体等）等を用いてもよい。ゲート絶縁膜２８は、ＳｉＯ２、Ｓｉ３Ｎ４（ＳｉＮｘ）、Ｔａ２Ｏ５、Ａｌ２Ｏ３等の酸化物又は窒化物で形成することができる。
　ソース２４とドレイン２６は、電源３４及び電流計３６が電気的に接続されており、ソース２４からドレイン２６へ流れるドレイン電流を計測するように形成されている。ゲート絶縁膜２８上の電荷密度が変化すると、ドレイン電流の大きさが変化する。すなわちドレイン電流を一定に保つためには、ゲート絶縁膜２８上の電荷密度の変化に伴いゲート電圧を変化させる必要がある。ＦＥＴ１４は、このゲート電圧の変化を計測することにより、ゲート絶縁膜２８上の電荷密度の変化を電気的に計測する。
　この際、本図に示すように参照電極３２を用いてもよい。参照電極３２は、ＦＥＴ１４における基準電位となる電極１６であり、識別部１２Ａにおいて識別物質３８と電気的に接続される。
（１－２）製造方法
　図２に示す識別部１２Ａは、以下の手順により製造することができる。まず、スパッタリング装置を用いてガラス基板上にＣｒ、Ａｕの順で堆積し、電極１６を形成する。次いでガラスで形成された円筒状の壁部を電極１６上にエポキシ樹脂で固定する。その後、硫酸と過酸化水素の混合溶液を用いて洗浄処理をし、さらに純水、エタノールの順に洗浄する。
　次いで、１ｍＭのオリゴエチレングリコール（Hydroxy - EG6 - undecanethiol）を含むエタノール溶媒と、１ｍＭの４－メルカプトフェニルボロン酸を含むエタノール溶媒とを９：１の比率で混合した混合液を容器１８に収容する。この状態で所定時間保持することにより、オリゴエチレングリコールとフェニルボロン酸が電極１６表面に化学吸着して自己組織化単分子膜が形成される。最後に混合液を除去し、エタノール、純水の順に洗浄する。このようにして識別部１２Ａを製造することができる。
（１－３）作用及び効果
　上記のように構成されたバイオセンサ１０において、まず、識別部１２Ａに試料を加える（図２）。試料に含まれるグルコース４０は、受容体２０Ａの下方へ到達し、識別物質３８と結合する。これにより識別物質３８は、負電荷を生じる。当該負電荷は、電極１６表面に帯電する。一方、試料に含まれるアルブミン等のタンパク質４２は、阻害物質３９と結合し、受容体２０Ａの下方、すなわち識別物質３８や電極１６表面まで到達することが抑制される。
　電極１６はＦＥＴ１４の金属電極３０と電気的に接続されているので、電極１６表面に負電荷が帯電することにより、ゲート絶縁膜２８上の電荷密度が変化する。ＦＥＴ１４は、ゲート絶縁膜２８上の電荷密度の変化に伴うゲート電圧の変化を計測する。これによりバイオセンサ１０は、試料に含まれるグルコース濃度を検出することができる。
　因みにタンパク質４２は、負電荷を有しているので、識別物質３８と結合したり、電極１６表面に付着したりすることにより、電極１６表面に帯電する負電荷を増加させてしまう。これにより従来のバイオセンサでは、測定感度が著しく低下するという問題があった。
　本実施形態の場合、バイオセンサ１０は、受容体２０Ａに含まれる阻害物質３９によって、タンパク質４２が識別物質３８や電極１６表面に到達することを抑制することとした。これによりバイオセンサ１０は、タンパク質４２が識別物質３８と結合したり、電極１６表面に付着したりすることを抑制できるので、電極１６に不要な負電荷が帯電することを抑制することができる。したがってバイオセンサ１０は、より測定感度を向上することができるので、非侵襲的に人体から採取した試料に基づきグルコース濃度をより確実に測定することができる。
（１－４）グルコース濃度とゲート電圧変化の関係
　次に、図２に示した識別部を備えたバイオセンサを、上記「（１－２）製造方法」に示した手順で製造した。識別部は、識別物質としてフェニルボロン酸を用い、阻害物質としてオリゴエチレングリコールを用いた。そして、識別部にアルブミンを含む試料を入れ、さらにグルコース濃度を徐々に変えた時の電界効果トランジスタのゲート電圧の変化を測定した。
　試料は、ｐＨ7.4、4ｇ／Ｌのアルブミンを含むリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ：Phosphate buffered saline）を用意し、これにグルコースを100μＭ～10ｍＭの範囲で段階的に加え、グルコース濃度を段階的に高くした。その結果を図３に示す。
　図３は、縦軸がゲート電圧変化（ｍＶ）を示し、横軸がグルコース濃度の対数（ｌｏｇ）を示す。相関係数0.992、傾きは19.761であり、グルコース濃度の対数とゲート電圧変化の間には直線関係が見られることが確認できた。すなわち、バイオセンサでは、タンパク質によるノイズの影響を受けていないため、グルコース濃度に対応しゲート電圧変化量が増加しているといえる。上記結果より、識別物質と阻害物質とを含む単分子膜で形成した受容体を用いることで、タンパク質によって負電荷が増加することを抑制できることが確認できた。
２．第２実施形態
　図２との対応部分に同様の符号を付した図４を参照して、第２実施形態に係る識別部１２Ｂについて説明する。本実施形態に係る識別部１２Ｂは、識別物質３８が電極１６の一側表面に固定されていない点が、上記第１実施形態と異なる。
（２－１）識別部の構成
　識別部１２Ｂに収容された受容体２０Ｂは、識別物質３８が阻害物質４１と結合した共重合体で形成されている。本実施形態の場合、受容体２０Ｂは、さらに分解促進剤、架橋剤を含む。
　阻害物質４１は、親水性ポリマーで形成されている。親水性ポリマーとは親水性の官能基（水酸基、カルボキシル基）を有するポリマーであり、ハイドロゲル、紙、高吸水性ポリマー（ＳＡＰ：Superabsorbent Polymer）等である。本実施形態の場合、阻害物質４１は、ハイドロゲルを用いる。
　ハイドロゲルは、親水性高分子鎖間が架橋されて多量の水を保持し、吸水性に優れるゲル状材料であり、例えば、ポリヒドロキシエチルメタクリレート（Ｐｏｌｙ－ＨＥＭＡ、ポリメタクリル酸２－ヒドロキシエチルとも称する。）、ポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）等が挙げられる。Ｐｏｌｙ－ＨＥＭＡは、ヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）のホモポリマーであってもよく、他のモノマー（例えば、２，３－ジヒドロキシプロピルメタクリレート、グリセロールメタクリレート（ＧＭＡ）等）とのコポリマーであってもよい。なお、Ｐｏｌｙ－ＨＥＭＡは、コポリマーとした方がより含水率が高くなる傾向にある。また、ＰＶＰとしては、Ｎ－ビニル－２－ピロリドン（ＮＶＰ）のホモポリマーであってもよく、ＮＶＰを主成分として、ＨＥＭＡ、メチルメタクリレート（ＭＭＡ）等と架橋剤を加えて重合したコポリマーであってもよい。
　紙は、植物繊維その他の繊維を膠着させて製造される。植物繊維は、セルロース、ヘミセルロース、リグニンから構成される。セルロースは、多数有する水酸基同士が水素結合により結合する性質を有しており、これにより紙を構成する植物繊維同士がくっつき合う。また、その他の繊維としては、鉱物、金属、合成樹脂等を繊維状にしたもの等が挙げられるが、識別物質３８をより強固に固定するという観点から、植物繊維（セルロース）で形成された紙が好ましい。
　ＳＡＰは、自重の数百倍から数千倍までの水を吸収及び保持することができる高分子である。ＳＡＰとしては、アクリル酸の重合体を用いることができる。アクリル酸の重合体は、カルボキシル基を多数有するため、親水性が高く、さらに細目構造に架橋させ、ナトリウム塩の形とすると高い吸水性を持つゲルとなる。
　その他の親水性ポリマーとしては、ヒドロキシプロピルメチルセルロース（ＨＰＭＣ）、カルボキシメチルセルロースナトリウム（ＣＭＣ－Ｎａ）、ヒドロキシエチルセルロース（ＨＥＣ）などのセルロース誘導体；アルギン酸、ヒアルロン酸、アガロース、デンプン、デキストラン、プルラン等の多糖類及びその誘導体；カルボキシビニルポリマー、ポリエチレンオキサイド、ポリ（メタ）アクリルアミド、ポリ（メタ）アクリル酸等のホモポリマー、当該ホモポリマーと多糖類等との共重合体、及び当該ホモポリマーを構成するモノマーと他のモノマーとの共重合体；コラーゲン、ゼラチン等のタンパク質及びその誘導体；ヘパリン、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、デルマタン硫酸、デキストラン硫酸、ケラタン硫酸、ヘパラン硫酸等のグリコサミノグリカン、キチン、キトサン等の多糖類やムコ多糖類を挙げることができる。
　さらには、１－ビニル－２－ピロリジノン、プロぺノン酸２－メチルエステル、モノメタクリロイルオキシエチルフタレート、アンモニウムスルファトエチルメタクリレート、Ｎ－ビニルピロリドン、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド、２－（メタクリロイルオキシエチル）－２－（トリメチルアンモニオエチル）ホスフェート等の親水性ポリマーを用いてもよい。
　上記例示した親水性ポリマーは、単独で用いてもよく、２種類以上を併用してもよい。
　重合開始剤としては、公知のラジカル重合促進剤を適時選択して用いることができる。好ましくは水溶性または水分散性を有し、系全体に均一に含まれるものが好ましく用いられる。具体的には、重合開始剤として、水溶性の過酸化物、例えばペルオキソ二硫酸カリウムやペルオキソ二硫酸アンモニウム、水溶性のアゾ化合物、例えばＶＡ－０４４、Ｖ－５０、Ｖ－５０１（いずれも和光純薬工業株式会社製）の他、Ｆｅ２＋と過酸化水素との混合物等を用いることができる。
　架橋剤としては、Ｎ，Ｎ’－メチレンビスアクリルアミド、エチレングリコールジメタクリレート、メタクリル酸ビニル等を用いることができる。
（２－２）製造方法
　図４に示す識別部１２Ｂは、以下の手順により製造することができる。まず、４－ビニルフェニルボロン酸０.１５ｇ、ヒドロキシエチルメタクリレート１．０ｇ、Ｎ-（３－ジメチルアミノプロピル）メタクリルアミド０．５ｇ、架橋剤としてＮ，Ｎ’-メチレンビスアクリルアミドを０.０５ｇ用意し、６．７重量％アクリル酸ナトリウム水溶液（ｐＨ７．３）６．０ｇを超純水にて全量１０ｇとし容器１８内において混合し、溶解する。その後、重合開始剤としてテトラメチルエチレンジアミンを２５μｌ、ペルオキソ二硫酸カリウム７．５ｍｇを加え、重合を開始する。この状態で、窒素雰囲気下、室温にて２時間保持する。重合反応終了後、生成された共重合体を含む溶液を超純水に浸漬し、未反応成分を除去することにより、識別物質３８と阻害物質４１を共重合させた受容体２０Ｂを得ることができる。このようにして識別部１２Ｂを製造することができる。
（２－３）作用及び効果
　上記のように構成された識別部１２Ｂは、阻害物質である親水性ポリマーがその周囲に水分子を吸着させ溶媒親和性が高い。そのため、グルコースは水分子を介して親水性ポリマーと接触するため吸着されることなく溶媒中に溶け込む。これにより、試料に含まれるグルコースが受容体２０Ｂ中のフェニルボロン酸と結合することにより、負電荷が生じ、電極１６に帯電する。したがって識別部１２Ｂは、上記第１実施形態と同様の効果を得ることができる。
　また、本実施形態に係る受容体２０Ｂは、識別物質３８が親水性ポリマーで形成された阻害物質４１と結合し、共重合体を形成している。親水性ポリマーはその周囲に水分子を吸着させ溶媒親和性が高い。そのため、タンパク質は水分子を介して親水性ポリマーと接触するため吸着されることなく溶媒中に溶け込む。これにより識別部１２Ｂは、阻害物質４１によって試料に含まれるタンパク質が識別物質３８と結合したり、電極１６表面に付着したりすることを遮るので、より測定感度を向上することができる。したがってバイオセンサは、非侵襲的に人体から採取した試料に基づきグルコース濃度をより確実に測定することができる。
　阻害物質４１は、グルコースの分子構造と同じ構造を有する分子鋳型（図示しない）を有することとしてもよい。分子鋳型を有する阻害物質４１は、試料に含まれるグルコースを選択的に取り込むことができるので、測定感度をより向上することができる。
（２－４）変形例
　図４との対応部分に同様の符号を付した図５を参照して、第２実施形態の変形例に係る識別部１２Ｃについて説明する。本実施形態に係る識別部１２Ｃは、識別物質３８が担体４４に担持されている点が、上記第２実施形態と異なる。
　受容体２０Ｃは、担体４４と、担体４４に担持された識別物質３８と、阻害物質４１とを備え、識別物質３８が阻害物質４１と結合した共重合体で形成されている。
　担体４４は、導電性粒子、非導電性粒子を用いることができる。導電性粒子は、金属粒子、例えばＡｕ、Ｐｔ、Ａｇ、Ｃｕ等の粒子や、非金属粒子、例えば酸化インジウムスズ(ＩＴＯ：Indium Tin Oxide)、導電性ポリマー等の粒子を用いることができる。また、非導電性粒子は、例えばＳｉＯ2等の粒子を用いることができる。例えば、識別物質としてのフェニルボロン酸にチオール基（－ＳＨ）やジスルフィド基（－Ｓ－Ｓ－）を導入し、チオールやジスルフィドの誘導体とすることにより、Ａｕ粒子の表面にフェニルボロン酸を担持することができる。
　受容体２０Ｃを製造する手順について説明する。具体的には、まず金ナノコロイド溶液（５ｎｍ径、）９ｍｌと1０ｍＭ　４－メルカプトフェニルボロン酸（シグマアルドリッチ社製）／エタノール溶液を１ｍｌ混合させ、２４時間、２５℃にて静置させることでフェニルボロン酸―金ナノ粒子溶液とする。次にヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）１．０ｇと、上記フェニルボロン酸―金ナノ粒子溶液５ｇと、Ｎ－３－（ジメチルアミノ）プロピルメタクリルアミド０．５ｇと、６．７重量％アクリル酸ナトリウム水溶液（ｐＨ７．３）３ｇと、Ｎ，Ｎ’－メチレンビスアクリルアミド０．０５ｇとを混合し超純水で全量が１０ｇになるように調整する。その後、重合開始剤としてペルオキソ二硫酸カリウム５ｍｇ、テトラメチレンジアミン５μｌ加えることで重合を開始する。この状態で、窒素雰囲気下、室温にて２時間保持する。重合反応終了後、生成された共重合体を含む溶液を超純水に浸漬し、未反応成分を除去することにより、識別物質３８と阻害物質４１を共重合させた受容体２０Ｃを得ることができる。このようにして識別部１２Ｃを製造することができる。
　担体４４に担持された識別物質３８の一部は、図６に示すように、阻害物質４１と結合し（図中、符号４５）、共重合体を形成している。そして担体４４に担持された残りの識別物質３８が、試料に含まれるグルコース４０と結合する。試料に含まれるグルコース４０が識別物質３８と結合することにより、負電荷が生じ、電極１６に帯電するので、上記第１実施形態と同様の効果を得ることができる。
　また、本変形例に係る識別部１２Ｃは、識別物質３８が親水性ポリマーで形成された阻害物質４１と結合し、共重合体を形成しているので、試料に含まれるタンパク質が識別物質３８と結合したり、電極１６表面に付着したりすることを遮ることができる。したがって本変形例に係る識別部１２Ｃでも、上記第２実施形態と同様の効果を得ることができる。
　さらに、本変形例に係る識別部１２Ｃは、識別物質３８を担体４４に担持することとしたから、特に紙にも容易に識別物質３８を固定することができる。
（グルコース濃度とゲート電圧変化の関係）
　次に、図４に示した識別部を備えたバイオセンサを、上記「（２－２）製造方法」に示した手順で製造した。試料は、ｐＨ7.4、4ｇ／Ｌのアルブミンを含むリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ：Phosphate buffered saline）を用意し、これにグルコースを50μＭ～1.25ｍＭの範囲で段階的に加え、グルコース濃度を段階的に高くした。その結果を図７に示す。
　図７より、相関係数0.9959、傾きは6.438であり、グルコース濃度の対数とゲート電圧変化の間には直線関係が見られることが確認できた。上記結果より、識別物質が親水性ポリマーで形成された阻害物質と結合した共重合体を用いることで、タンパク質によって負電荷が増加することを抑制できることが確認できた。
　次に、図５に示した識別部を備えたバイオセンサを、上記「（２－４）変形例」に示した手順で製造した。この場合の阻害物質は、ヒドロキシエチルメタクリレートを用いた。試料は、ｐＨ7.4、4ｇ／Ｌのアルブミンを含むリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ：Phosphate buffered saline）を用意し、これにグルコースを50μＭ～1.25ｍＭの範囲で段階的に加え、グルコース濃度を段階的に高くした。その結果を図８に示す。
　図８より、相関係数0.9959、傾きは6.438であり、図７とほぼ同じ結果が得られた。上記結果より、担体に担持された識別物質が親水性ポリマーで形成された阻害物質と結合した共重合体を用いても、タンパク質によって負電荷が増加することを抑制できることが確認できた。
　さらに、図５に示した識別部において阻害物質をセルロースに変えたバイオセンサを以下に示す手順で製造した。具体的にはまず、金ナノコロイド溶液（５ｎｍ径）９ｍｌと1０ｍＭ　４－メルカプトフェニルボロン酸（シグマアルドリッチ社製）／エタノール溶液を１ｍｌ混合させ、２４時間、２５℃にて静置させることでフェニルボロン酸―金ナノ粒子溶液とした。次に縦４０ｍｍ、横１０ｍｍに切断したキムワイプ（登録商標）上に上記フェニルボロン酸―金ナノ粒子溶液５００μｌを滴下し、６０℃で乾燥させた。乾燥後のキムワイプ（登録商標）は、ポリジメチルシロキサン溶液（東レダウコーニング社製）を用いてゲート電極部と接着させることで、紙とフェニルボロン酸―金ナノ粒子が混合した分子識別部材を得た。
　試料は、ｐＨ7.4、4ｇ／Ｌのアルブミンを含むリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ：Phosphate buffered saline）を用意し、これにグルコースを10μＭ～2ｍＭの範囲で段階的に加え、グルコース濃度を段階的に高くした。その結果を図９に示す。
　図９より、相関係数0.9846、傾きは20.123であり、グルコース濃度の対数とゲート電圧変化の間には直線関係が見られることが確認できた。上記結果より、担体に担持された識別物質をセルロースで形成された阻害物質に固定した場合でも、タンパク質によって負電荷が増加することを抑制できることが確認できた。
　また、図４に示した識別部において阻害物質に分子鋳型を形成したバイオセンサを以下に示す手順で製造した。まず、ヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）０．２ｇと、Ｎ－３－（ジメチルアミノ）プロピルメタクリルアミド０．１ｇと、ビニルフェニルボロン酸０．０１ｇと、Ｎ，Ｎ′－メチレンビスアクリルアミド０．０２ｇと、６．７重量％アクリル酸ナトリウム（ｐＨ７．３）３００μｌと、グルコース０．００９ｇとを１００ｍＭリン酸ナトリウム緩衝液（ｐＨ１０．０）で全量１ｇに調整、溶解した後、重合開始剤としてペルオキソ二硫酸カリウム（５０ｍｇ／ｍｌ、和光純薬工業社製）を１０μｌ、テトラメチレンジアミン（東京化成社製）を２μｌ加え、モノマー溶液を作製した。
　次に、金で形成した５ｍｍ角の電極上にモノマー溶液を１５μｌ滴下し、ＰＥＴ（polyethyleneterephtalate）フィルムで覆い、窒素雰囲気下、室温にて１２時間重合反応させることで電極上にハイドロゲルを作製した。重合反応終了後、ゲート電極を０．１Ｍ塩酸／メタノール溶液に一晩浸漬し、モノマー成分およびグルコースを除去することで、識別物質と阻害物質が共重合した受容体を形成した。このようにして、電極表面が受容体で覆われた実施形態に係るバイオセンサを作製した。
　比較として、金で形成した１０ｍｍ角の電極上の５ｍｍ角の範囲に上記と同じ受容体を形成し、電極の一部が露出しているバイオセンサを作製した。
　作製したバイオセンサの受容体に１００ｍＭリン酸ナトリウム緩衝液（ｐＨ９．０）１５００μｌを滴下し、ＦＥＴリアルタイム計測装置にてゲート電圧１Ｖ、ソース－ドレイン電流７００μＡを一定とした。この状態で、受容体に、１Ｍグルコースを１５μｌおよび１００ｍｇ／ｍｌアルブミン溶液を１５μｌ加えたときのゲート電極表面電位の変化を測定した。
　その結果を図１０に示す。図１０は、縦軸がゲート電圧（Ｖ）を示し、横軸が時間（秒）を示す。本図中、実線は上記実施形態に係るバイオセンサの結果であり、破線は比較として作製したバイオセンサの結果である。
　本図より、実施形態に係るバイオセンサは、グルコースを１０ｍＭ添加したときのゲート表面電位が負方向に変化している。このことから、実施形態に係るバイオセンサは、グルコースに対する応答が得られることが確認できた。また、実施形態に係るバイオセンサは、アルブミンを添加しても、ゲート表面電位が変化しなかった。このことから、実施形態に係るバイオセンサは、阻害物質がタンパク質による負電荷の増加を抑制したことが確認できた。一方、比較として作製したバイオセンサは、アルブミンを添加した場合、ゲート表面電位が変化した。これは、当該アルブミンが電極に結合したことによると考えられる。
３．第３実施形態
　図２との対応部分に同様の符号を付した図１１を参照して、第３実施形態に係る識別部１２Ｄについて説明する。本実施形態に係る識別部１２Ｄは、識別物質３８上に阻害物質が層状に形成されている点が、上記第１実施形態と異なる。
　受容体２０Ｄは、識別物質３８で形成された薄膜４６と、当該薄膜４６上に形成され阻害物質で形成された阻害物質層４７とを備える。
　薄膜４６は、識別物質３８の一方の末端が電極１６の一側表面に吸着して形成されたＳＡＭｓである。阻害物質層４７は、ハイドロゲル、ＳＡＰ等からなる親水性ポリマーで形成されている。本実施形態の場合、阻害物質層４７は、ヒドロキシエチルメタクリレートで形成されている。
　薄膜４６は、上記第１実施形態の「（１－２）製造方法」に示した手順と同様に自己組織化単分子膜を形成することにより作製することができる。具体的には、1ｍＭ　４－メルカプトフェニルボロン酸（シグマアルドリッチ社製）／エタノール溶液に金基板を２４時間、２５℃下にて浸漬させることで自己組織化単分子膜を作製する。
　阻害物質層４７は、以下の手順で作製する。ヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）１．０ｇと、Ｎ－３－（ジメチルアミノ）プロピルメタクリルアミド０．５ｇと、６．７重量％アクリル酸ナトリウム水溶液（ｐＨ７．３）６ｇと、Ｎ，Ｎ’－メチレンビスアクリルアミド０．０５ｇとを混合し超純水で全量が１０ｇになるように調整する。その後、重合開始剤としてペルオキソ二硫酸カリウム５ｍｇ、テトラメチレンジアミン５μｌ加えることで重合を開始する。この状態で、窒素雰囲気下、室温にて２時間保持する。重合反応終了後、生成された共重合体を含む溶液を超純水に浸漬し、未反応成分を除去することにより、阻害物質層４７を製造することができる。
　最後に識別物質３８で形成された薄膜４６上に、ヒドロキシエチルメタクリレートで形成された阻害物質層４７を重ねることにより、識別部１２Ｄを製造することができる。
　上記のように構成された識別部１２Ｄは、阻害物質である親水性ポリマーがその周囲に水分子を吸着させ溶媒親和性が高い。そのため、グルコース４０は、水分子を介して親水性ポリマーと接触するため、吸着されることなく溶媒中に溶け込む。これによりグルコース４０が識別物質３８と結合し、負電荷が生じ、電極１６に帯電する。したがって識別部１２Ｄは、上記第１実施形態と同様の効果を得ることができる。
　また、本実施形態に係る受容体２０Ｄは、電極１６上に形成された識別物質３８の薄膜４６が阻害物質層４７で覆われている。阻害物質層４７を形成する親水性ポリマーはその周囲に水分子を吸着させ溶媒親和性が高い。そのため、タンパク質は水分子を介して親水性ポリマーと接触するため吸着されることなく溶媒中に溶け込む。これにより識別部１２Ｄは、阻害物質層４７によって試料に含まれるタンパク質４２が識別物質３８と結合したり、電極１６表面に付着したりすることを遮るので、より測定感度を向上することができる。したがってバイオセンサは、非侵襲的に人体から採取した試料に基づきグルコース濃度をより確実に測定することができる。
（変形例）
　上記第３実施形態では、阻害物質層が１層である場合について説明したが、本発明はこれにかぎらず、分子量が異なる親水性ポリマーで形成した阻害物質層を２層以上形成してもよい。
（グルコース濃度とゲート電圧変化の関係）
　次に、図１１に示した識別部を備えたバイオセンサを、上記した手順で製造した。試料は、ｐＨ7.4、4ｇ／Ｌのアルブミンを含むリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ：Phosphate buffered saline）を用意し、これにグルコースを１０μＭ～２ｍＭの範囲で段階的に加え、グルコース濃度を段階的に高くした。その結果を図１２に示す。
　図１２より、相関係数0.9877、傾きは25.94であり、グルコース濃度の対数とゲート電圧変化の間には直線関係が見られることが確認できた。上記結果より、識別物質で形成された薄膜上に親水性ポリマーで形成された阻害物質を層状に重ねることで、タンパク質によって負電荷が増加することを抑制できることが確認できた。
４．変形例
　本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨の範囲内で適宜変更することが可能である。例えば上記実施形態の場合、検出部は、ＦＥＴである場合について説明したが、本発明はこれに限らず、フォトダイオード、光電子倍増管等の受光素子、サーミスタ、水晶振動子マイクロバランス（ＱＣＭ：Quartz Crystal Microbalance）、表面プラズモン共鳴を利用した素子等を使用することもできる。
　また、識別部と検出部は配線で電気的に接続されている場合について説明したが、本発明はこれに限らず、識別部と検出部を一体に形成することとしてもよい。すなわち、検出部としてのＦＥＴのゲート絶縁膜上に直接電極を形成することとしてもよい。
１０　　バイオセンサ
１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ、１２Ｄ　識別部
１４　ＦＥＴ（検出部）
１６　　電極
２８　　ゲート絶縁膜
３０　　金属電極
３１　　配線
３８　　識別物質
３９、４１　阻害物質
４０　　グルコース（検出対象物質）
４２　　タンパク質（非検出対象物質）
４４　　担体
４６　　薄膜
４７　　阻害物質層

Claims (9)

  1. 検出対象物質と結合する識別物質と、
    前記識別物質の電荷を帯電する電極と
    を備えるバイオセンサにおいて、
    非検出対象物質が前記識別物質又は前記電極の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質を有し、
    前記識別物質が、前記電極に接触しており、
    前記阻害物質は、分子鎖が前記識別物質より長い高分子化合物で形成され、
    前記識別物質と前記阻害物質とにより、前記電極表面に自己組織化単分子膜が形成されており、
    前記検出対象物質が前記識別物質に結合することにより生じる前記電極の電荷密度の変化を検出する
    ことを特徴とするバイオセンサ。
  2. 前記検出対象物質が、グルコースであることを特徴とする請求項１記載のバイオセンサ。
  3. 検出対象物質と結合する識別物質と、
    前記識別物質の電荷を帯電する電極と
    を備えるバイオセンサにおいて、
    非検出対象物質が前記識別物質又は前記電極の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質を有し、
    前記電極上に設けられ、前記識別物質で形成された薄膜と、
    前記薄膜上に形成され、前記阻害物質を含む１又は２以上の阻害物質層とを備え、
    前記検出対象物質が前記識別物質に結合することにより生じる前記電極の電荷密度の変化を検出する
    ことを特徴とするバイオセンサ。
  4. 検出対象物質と結合する識別物質と、
    前記識別物質の電荷を帯電する電極と
    を備えるバイオセンサにおいて、
    非検出対象物質が前記識別物質又は前記電極の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質を有し、
    前記識別物質が、前記阻害物質と結合しており、
    前記検出対象物質が前記識別物質に結合することにより生じる前記電極の電荷密度の変化を検出する
    ことを特徴とするバイオセンサ。
  5. 前記識別物質が、粒子に担持されていることを特徴とする請求項４記載のバイオセンサ。
  6. 前記阻害物質が、前記検出対象物質の分子構造と相補的な構造を有する分子鋳型を有することを特徴とする請求項４又は５記載のバイオセンサ。
  7. 前記電極が、電界効果トランジスタのゲート絶縁膜に接続されていることを特徴とする請求項１～６のいずれか１項記載のバイオセンサ。
  8. 前記識別物質が、フェニルボロン酸であることを特徴とする請求項１～７のいずれか１項記載のバイオセンサ。
  9. 前記電極が、前記電界効果トランジスタから離れて配置されており、前記ゲート絶縁膜上に設けた金属電極と配線を介して電気的に接続されていることを特徴とする請求項７記載のバイオセンサ。
     
PCT/JP2014/070823 2013-08-08 2014-08-07 バイオセンサ WO2015020131A1 (ja)

Priority Applications (11)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201480043386.2A CN105474007B (zh) 2013-08-08 2014-08-07 生物传感器
BR112016001957A BR112016001957A2 (pt) 2013-08-08 2014-08-07 biossensor
CA2920140A CA2920140A1 (en) 2013-08-08 2014-08-07 Biosensor
EP14835100.0A EP3032248B1 (en) 2013-08-08 2014-08-07 Biosensor
EP20173841.6A EP3715840A1 (en) 2013-08-08 2014-08-07 Biosensor
US14/907,934 US11156581B2 (en) 2013-08-08 2014-08-07 Biosensor
AU2014303386A AU2014303386B2 (en) 2013-08-08 2014-08-07 Biosensor
RU2016107230A RU2658557C2 (ru) 2013-08-08 2014-08-07 Биосенсор
TW103127222A TWI639000B (zh) 2013-08-08 2014-08-08 Biosensor
JP2015154762A JP6591822B2 (ja) 2014-08-07 2015-08-05 バイオセンサ
US17/493,125 US11630078B2 (en) 2013-08-08 2021-10-04 Biosensor

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013-165086 2013-08-08
JP2013165086A JP5565783B1 (ja) 2013-08-08 2013-08-08 バイオセンサ

Related Child Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US14/907,934 A-371-Of-International US11156581B2 (en) 2013-08-08 2014-08-07 Biosensor
US17/493,125 Division US11630078B2 (en) 2013-08-08 2021-10-04 Biosensor

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2015020131A1 true WO2015020131A1 (ja) 2015-02-12

Family

ID=51427142

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2014/070823 WO2015020131A1 (ja) 2013-08-08 2014-08-07 バイオセンサ

Country Status (9)

Country Link
US (2) US11156581B2 (ja)
EP (2) EP3032248B1 (ja)
JP (1) JP5565783B1 (ja)
CN (1) CN105474007B (ja)
AU (1) AU2014303386B2 (ja)
BR (1) BR112016001957A2 (ja)
CA (1) CA2920140A1 (ja)
RU (1) RU2658557C2 (ja)
WO (1) WO2015020131A1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2023100593A1 (ja) * 2021-11-30 2023-06-08 栗田工業株式会社 過酸化水素濃度の測定方法及び過酸化水素検出および濃度測定用トランジスタ型センサ
US11754610B2 (en) 2017-09-20 2023-09-12 Sony Semiconductor Solutions Corporation Charge detection sensor and potential measurement system

Families Citing this family (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5565783B1 (ja) * 2013-08-08 2014-08-06 国立大学法人 東京大学 バイオセンサ
JP6591822B2 (ja) * 2014-08-07 2019-10-16 国立大学法人 東京大学 バイオセンサ
TWI565946B (zh) * 2015-04-20 2017-01-11 國立清華大學 生物檢測方法及其生物感測器
WO2017163715A1 (ja) 2016-03-25 2017-09-28 株式会社Ｐｒｏｖｉｇａｔｅ 高感度バイオセンサおよびその製造方法
JP7008062B2 (ja) 2017-02-21 2022-01-25 株式会社Provigate 高感度バイオセンサ
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
EP3779421A4 (en) * 2018-03-30 2021-12-15 Provigate Inc. BIO-SENSOR
CN108776076B (zh) * 2018-07-19 2021-05-11 上海理工大学 一种生物传感器
US20220299466A1 (en) * 2019-08-12 2022-09-22 Trustees Of Tufts College Modularized Field-Effect Transistor Biosensors
EP3795990B1 (en) * 2019-09-23 2023-06-07 Valotec Organic electrochemical transistor based sensor
RU2745663C1 (ru) * 2019-12-31 2021-03-30 федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московский государственный технический университет имени Н.Э. Баумана (национальный исследовательский университет)" (МГТУ им. Н.Э. Баумана) Способ изготовления матричного биосенсора на основе восстановленного оксида графена и матричный биосенсор на полимерной подложке
US20240094161A1 (en) * 2021-01-18 2024-03-21 The University Of Tokyo Thin film, biosensor, and method for producing them
CN113567411A (zh) * 2021-08-18 2021-10-29 华北科技学院(中国煤矿安全技术培训中心) 一种基于金纳米探针的检测剂及其制备方法和应用
WO2023118264A1 (en) 2021-12-22 2023-06-29 Roche Diagnostics Gmbh Method and sensor device for determining the concentration of an analyte in a sample

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008134255A (ja) * 2007-12-17 2008-06-12 Hitachi Ltd 生体分子検出装置及びそれを用いた生体分子検出方法
JP2008527392A (ja) * 2005-01-19 2008-07-24 エージェンシー フォー サイエンス、テクノロジー アンド リサーチ 保護的な単分子膜を使用した酵素電気化学的検出アッセイ及びそのための装置
JP2010107496A (ja) 2008-06-24 2010-05-13 Univ Of Tokyo 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
JP2012026839A (ja) * 2010-07-22 2012-02-09 Univ Of Tokyo 検出デバイス及びバイオセンサ

Family Cites Families (45)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2072418B (en) * 1980-03-19 1984-03-14 Olympus Optical Co Ion sensor and method of manufacturing the same
GB2096824A (en) * 1981-04-09 1982-10-20 Sibbald Alastair Chemically sensitive field effect transistor
DE4338732C2 (de) 1993-11-12 2003-12-11 Thomas Dandekar Biosensor (neuer Bauart)
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
WO1997041425A1 (en) 1996-04-25 1997-11-06 Pence, Inc. Biosensor device and method
RU2161653C2 (ru) * 1998-08-24 2001-01-10 ФАРМАКОВСКИЙ Дмитрий Александрович Способ количественного электрохимического анализа биомолекул
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
US7629174B2 (en) * 2005-08-26 2009-12-08 Honeywell International Inc. Analyte detector
RU2482495C2 (ru) * 2006-10-12 2013-05-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Быстрый биосенсор со слоем реагента
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
US8344733B2 (en) 2008-03-27 2013-01-01 Panasonic Corporation Sample measurement device, sample measurement system and sample measurement method
US8633141B2 (en) * 2008-07-15 2014-01-21 Ian D. Smith Thermally stable subsea control hydraulic fluid compositions
KR100971157B1 (ko) * 2008-07-29 2010-07-20 경북대학교 산학협력단 나노섬유막을 포함하는 포도당 감지 조성물 및 이를 이용한무효소 포도당 바이오 센서 제조방법
US8669124B2 (en) 2008-08-20 2014-03-11 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
JP2012037397A (ja) * 2010-08-06 2012-02-23 Canon Inc センサ素子製造方法、センサ素子及び検出方法
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
CN102775078A (zh) * 2012-03-13 2012-11-14 大庆麦伯康生物技术有限公司 对糖类物质有浓度响应的可降解的苯硼酸/粘液素层层自组装超薄膜
JP5565783B1 (ja) * 2013-08-08 2014-08-06 国立大学法人 東京大学 バイオセンサ
USD737853S1 (en) 2013-10-21 2015-09-01 Apple Inc. Display screen or portion thereof with graphical user interface
USD741909S1 (en) 2013-10-21 2015-10-27 Apple Inc. Display screen or portion thereof with icon
USD756391S1 (en) 2013-10-23 2016-05-17 Ares Trading S.A. Display screen with graphical user interface
USD756373S1 (en) 2014-02-21 2016-05-17 Aliphcom Display screen or portion thereof with graphical user interface
USD798900S1 (en) 2014-06-01 2017-10-03 Apple Inc. Display screen or portion thereof with icon
USD754174S1 (en) 2014-06-30 2016-04-19 Aliphcom Display screen or portion thereof with graphical user interface
USD759079S1 (en) 2014-08-01 2016-06-14 Merit Medical Systems, Inc. Inflation device display screen with graphical user interface
USD789419S1 (en) 2014-09-01 2017-06-13 Apple Inc. Display screen or portion thereof with graphical user interface
USD760244S1 (en) 2014-09-18 2016-06-28 Cheetah Mobile Inc. Display screen or portion thereof with graphical user interface
USD783642S1 (en) 2014-10-16 2017-04-11 Apple Inc. Display screen or portion thereof with animated graphical user interface
USD775658S1 (en) 2015-02-04 2017-01-03 Sengled Optoelectronics Co., Ltd Display screen with graphical user interface
USD777200S1 (en) 2015-03-20 2017-01-24 Sengled Optoelectronics Co., Ltd Display screen with animated graphical user interface
USD780208S1 (en) 2015-04-03 2017-02-28 Fanuc Corporation Display panel with graphical user interface for controlling machine tools
USD776716S1 (en) 2015-04-03 2017-01-17 Fanuc Corporation Display panel for controlling machine tools with icon
USD805555S1 (en) 2016-01-15 2017-12-19 Microsoft Corporation Display screen with icon
USD804502S1 (en) 2016-06-11 2017-12-05 Apple Inc. Display screen or portion thereof with graphical user interface
USD821411S1 (en) 2017-01-06 2018-06-26 Nasdaq, Inc. Display screen or portion thereof with animated graphical user interface

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008527392A (ja) * 2005-01-19 2008-07-24 エージェンシー フォー サイエンス、テクノロジー アンド リサーチ 保護的な単分子膜を使用した酵素電気化学的検出アッセイ及びそのための装置
JP2008134255A (ja) * 2007-12-17 2008-06-12 Hitachi Ltd 生体分子検出装置及びそれを用いた生体分子検出方法
JP2010107496A (ja) 2008-06-24 2010-05-13 Univ Of Tokyo 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
JP2012026839A (ja) * 2010-07-22 2012-02-09 Univ Of Tokyo 検出デバイス及びバイオセンサ

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP3032248A4
YUTA UEMATSU: "Development of glucose transistor for highly sensitive detection of glucose in biogenic fluid", DAI 60 KAI EXTENDED ABSTRACTS, 28 March 2013 (2013-03-28), pages 12 - 174 , 28P-G17-4, XP008182353 *

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11754610B2 (en) 2017-09-20 2023-09-12 Sony Semiconductor Solutions Corporation Charge detection sensor and potential measurement system
WO2023100593A1 (ja) * 2021-11-30 2023-06-08 栗田工業株式会社 過酸化水素濃度の測定方法及び過酸化水素検出および濃度測定用トランジスタ型センサ

Also Published As

Publication number Publication date
EP3032248A1 (en) 2016-06-15
US11630078B2 (en) 2023-04-18
US20220099617A1 (en) 2022-03-31
BR112016001957A2 (pt) 2017-08-01
EP3032248B1 (en) 2020-05-13
US11156581B2 (en) 2021-10-26
JP5565783B1 (ja) 2014-08-06
JP2015034730A (ja) 2015-02-19
AU2014303386B2 (en) 2018-01-25
US20160169835A1 (en) 2016-06-16
CN105474007A (zh) 2016-04-06
CA2920140A1 (en) 2015-02-12
RU2016107230A (ru) 2017-08-31
AU2014303386A1 (en) 2016-02-18
RU2658557C2 (ru) 2018-06-21
EP3032248A4 (en) 2017-03-22
CN105474007B (zh) 2018-12-07
EP3715840A1 (en) 2020-09-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US11630078B2 (en) Biosensor
JP6591822B2 (ja) バイオセンサ
RU2670572C2 (ru) Пробоотборник и биосенсор
US10620155B2 (en) Biosensor and molecular identification member
Karimian et al. An ultrasensitive molecularly-imprinted human cardiac troponin sensor
Bayoudh et al. Electrical detection and characterization of bacterial adhesion using electrochemical impedance spectroscopy-based flow chamber
WO2015001050A2 (en) Electrochemical aptasensors with a gelatin b matrix
Zouaoui et al. Theoretical study and analytical performance of a lysozyme impedimetric microsensor based on a molecularly imprinted chitosan film
KR101755230B1 (ko) 다제내성 암세포 검출용 센서 및 이를 이용한 다제내성 암세포 검출방법
TWI639000B (zh) Biosensor
JP2021152477A (ja) バイオセンサ及び複合センサ
WO2018025876A1 (ja) 測定装置及び測定方法
Wang et al. Detection of S-nitrosylated protein by surface plasmon resonance
PL237004B1 (pl) Hierarchicznie ustrukturyzowana warstwa makroporowatego poli(2,3’-bitiofenu) wdrukowana hormonem ludzkiej gonadotropiny kosmówkowej (hCG), sposób jej otrzymywania i zastosowanie tej warstwy jako elementu rozpoznającego chemoczujnika do selektywnego oznaczania hCG
Ma et al. Liquid Metal Enabled Conductive Zwitterionic Hydrogel for Robust Electrochemical Sensing in Complex Serum

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201480043386.2

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 14835100

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 14907934

Country of ref document: US

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2920140

Country of ref document: CA

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

REG Reference to national code

Ref country code: BR

Ref legal event code: B01A

Ref document number: 112016001957

Country of ref document: BR

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2014303386

Country of ref document: AU

Date of ref document: 20140807

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2014835100

Country of ref document: EP

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2016107230

Country of ref document: RU

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: IDP00201601487

Country of ref document: ID

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 112016001957

Country of ref document: BR

Kind code of ref document: A2

Effective date: 20160128