WO2001086275A2

WO2001086275A2 - Dispositif de capteur chimique

Info

Publication number: WO2001086275A2
Application number: PCT/JP2001/003917
Authority: WO
Inventors: Kazuhiro Niwa; Masashi Nishiguchi; Toru Onouchi
Original assignee: Matsushita Seiko Co., Ltd.
Priority date: 2000-05-11
Filing date: 2001-05-10
Publication date: 2001-11-15
Also published as: EP1335200A4; EP1335200A1; US7662612B2; CA2412302A1; US20030180184A1; AU2001256695A1; JP3759039B2

Description

明細書

化学センサデバイス

技術分野

本発明は、微少量の化学物質、タンパク質、微生物、ウィルスなどの分析物を迅速かつ特異的に検知するためのセンサデバイス、およびそれを用いた検知方法に関する。

背景技術

微少量の分析物を検知する従来のセンサデバイスとして、酵素電極式免疫センザが知られている。このセンサは、固定化抗体と、酵素を結合した標識抗体と、電極とを用い、固定化抗体に結合した分析物を、それに結合する標識抗体を検知対象物として検出する。分析物の量は、酵素反応で生じる生成物を電極によって酸化還元し、電流値の変化として検出される。図 2に、従来の酵素電極式免疫センサを示す。図 2に示すように、従来の酵素電極式免疫センサでは、抗体 1 0 2 が検知セル 1 0 1の底面全体に固定化されている。検体中の分析物（抗原） 1 0 3は、セル内の溶液中を拡散して固定化抗体 1 0 2に到達し、これと特異的に結合する。この分析物 1 0 3に、酵素 1 0 4を結合した標識抗体 1 0 5がさらに結合することでサンドィツチ状態の複合体が形成される。余分な抗原および標識抗体を洗い流した後、酵素反応の基質 1 0 7を含む反応溶液 1 0 6が添加される。この基質 1 0 7は、酵素の働きで酵素反応生成物 1 0 8に変化し、さらにこれが電極 3によつて酸化還元されることで分析物が検知される。

ここでは図示していないが、酵素反応生成物 1 0 8を電気化学的に酸化還元するためには電極の電位を所定の電位に保つ必要がある。従って、反応溶液中に設置された参照電極の反応溶液中電位を基準とした電位に酸化還元用の電極電位が設定される。

このような従来の酵素電極式免疫センサは、デバイスの構成が比較的簡単であるという利点を有するが、検知対象によっては実用上十分な検出速度および検出感度が得られないという課題を有している。酵素の代わりに蛍光色素を用いて標識した標識抗体を利用するセンサデバイスもあるが、蛍光を検出するためにその構成が複雑になるという問題がある。本発明は、このような従来のセンサデバイスの課題を解決するものであり、上述のような問題的を取り除くことを目的とする。

置された参照電極の反応溶液中電位を基準とした電位に酸化還元用の電極電位が設定される。

発明の開示

このような従来の酵素電極式免疫センサは、デバイスの構成が比較的簡単であるという利点を有するが、検知対象によっては実用上十分な検出速度および検出感度が得られないという課題を有している。酵素の代わりに蛍光色素を用いて標識した標識抗体を利用するセンサデバイスもある力蛍光を検出するためにその構成が複雑になるという問題がある。本発明は、このような従来のセンサデパイスの課題を解決するものであり、上述のような問題的を取り除くことを目的とする。

本発明は、検知対象物を固定化するための少なくとも 1つの支持体と、この検知対象物による反応生成物が拡散する溶液を含むためのセルとを備えるセンサデバイスに関する。このセンサデバイスは、上記反応生成物が上記溶液中に拡散することによってその濃度が一定である少なくとも 1つの反応領域を形成し、この反応領域は、上記反応生成物が所定の測定時間内に特異的に検出されるように形成されている。

好ましくは、本発明のセンサデバイスは複数の反応領域を備える。この複数の反応領域は、互いに異なる反応生成物によって形成され得る。

好ましくは、本発明のセンサデバイスは、検出手段をさらに備え得る。

上記検知対象物は固定手段によって固定化され得る。

上記検出手段は検出領域を有し、この検出領域は上記反応領域を包含し得る。あるいは、上記検出手段は検出領域を有し、この検出領域は上記反応領域と重複し得る。あるいは、上記検出手段は検出領域を有し、この検出領域は上記反応領域に包含され得る。

好ましくは、上記支持体は基板上の特定領域であり得る。

あるいは、上記支持体は粒子または棒状部材であり得る。

好ましくは、上記測定時間は 3 0分、より好ましくは 1 0分、さらに好ましくは 5分、さらに好ましくは 3分、最も好ましくは 1分であり得る。

上記検出手段は、光または熱を計測し得る検出手段であり得る。

好ましくは、上記検出手段は、少なくとも 1つの電極であり得る。

好ましくは、上記電極は、上記反応生成物に作用して、この反応生成物の量に対応する電気信号に変換し得る。

上記検知対象物は酵素であり得、上記反応生成物は酵素反応生成物であり得る。上記検知対象物は、抗体またはべプチドに結合した酵素であり得る。

上記固定手段は、抗原、または抗原 -抗体複合体であり得る。

1つの実施態様では、上記検知対象物は、抗原と結合した第 1の抗体に結合した酵素であって、上記固定手段は第 2の抗体であり得る。

好ましくは、上記検知対象物は、直径数十から数百ミクロンの領域に固定化され、上記検出手段は直径 l mm以下の電極であり得る。

1つの実施態様では、上記検知対象物が測定されるとき、上記電極は、上記検知対象物が固定化される領域に接近し得る。

好ましくは、上記電極は上記支持体上に配置され、上記検知対象物は上記電極上の直径数十から数百ミクロンの領域に固定化され得る。

好ましくは、上記検知対象物は、上記支持体上の直径数十から数百ミクロンの領域に固定化され、上記電極はこの領域を取り囲むように配置され得る。

好ましくは、上記支持体は、ガラス、セラミックス、貴金属、および樹脂からなる群から選択される材質であり得る。

1つの実施態様では、本発明のセンサデバイスは、上記検知対象物の固定化を促進する手段をさらに備え得る。

1つの実施態様では、上記促進する手段は、上記セル内の溶液を攪拌し得る。 1つの実施態様では、上記促進する手段は、上記セル内の溶液を入れ替え得る。 1つの実施態様では、上記促進する手段は、上記セル内に溶液を供給し得る。 1つの実施態様では、上記促進する手段は、上記セル内に溶液を流動させ得る。図面の簡単な説明

図 1は、本発明のセンサデバイスの概略を示す。

図 2は、従来の免疫センサデバイスの概略を示す。

図 3は、本発明の原理の模式的に示す。

図 4 Aは、本発明の原理の模式的に示す。

図 4 Bは、本発明の原理を示すグラフを表す。

図 4 Cは、本発明の原理を示すグラフを表す。

図 5は、本発明の実施の形態の概略を示す。

図 6は、本発明の実施の形態の概略を示す。

図 7は、本発明の実施の形態の概略を示す。

図 8は、本発明で用いる支持体の一例を示す。

図 9は、本発明で用いる支持体の一例を示す。

図 1 0は、本発明の実施の形態の概略を示す。

図 1 1は、本発明の実施の形態の概略を示す。

図 1 2は、本発明の実施の形態の概略を示す。

図 1 3は、本発明の実施の形態の概略を示す。

図 1 4は、本発明の実施の形態の概略を示す。

図 1 5は、本発明の実施の形態の概略を示す。

図 1 6は、本発明の実施の形態の概略を示す。

図 1 7は、本発明のセンサデバイスの測定原理の概略を示す。

図 1 8は、電極幅と電極の安定化時間との関係を示すグラフを表す。

図 1 9は、電極径と電極感度との関係を示すグラフを表す。

図 2 0は、幅の異なる電極における、測定時間と出力電流との関係を示すダラフを表す。

図 2 1 Aは、本発明のセンサデバイスの平面図である。

図 2 1 Bは、本発明のセンサデバイスの電極部分の拡大図である。図 2 2は、本発明のセンサデバイスの平面図である。

図 2 3は、本発明のセンサデバイスの製作に用いるレジストパターンを示す図である。

図 2 4は、本発明のセンサデバイスの断面図である。

図 2 5は、本発明のセンサデバイスの平面図である。

発明を実施するための最良の形態

本発明は、検知対象物を固定化するための少なくとも 1つの支持体と、該検知対象物による反応生成物が拡散する溶液を含むためのセルとを備えるセンサデバイスに関し、ここで、該反応生成物は、該溶液中に拡散することによってその濃度が一定である少なくとも 1つの反応領域を形成し、該反応領域は、該反応生成物が所定の測定時間内に特異的に検出されるように形成されている。

図 1に本発明の実施の形態 1の 1例を示す。なお、以下の図 1の説明では、理解を容易にするために、図中の参照番号は、従来例（図 2 ) と同一箇所には同一番号を付してある。

図 1に示すように検知セル 1 0 1の底面の一部分には抗体 1 0 2が固定化される。本実施の形態では抗体が固定化される領域は、直径数 1 O i m〜数 1 0 0 mのサイズに限定されている。これによつて電極による酵素反応生成物の検出を迅速かつ特異的に行うことができる。

一般に、迅速かつ特異的検出を実現するためには、分析物、固定化抗体および酵素標識抗体の複合体形成反応によって固定化された標識酵素と、溶液中に含まれる酵素基質との反応を効率良く行わせること重要な要因の 1つである。

本実施の形態では、抗体が固定化される領域を直径数 1 0 // 111〜数1 0 のサイズの微小範囲に限定することによって、標識酵素と基質との反応、および生じる酵素反応生成物の電極による酸化還元反応の進行が、溶液中における上記物質の各々の拡散速度に依存するがないように、かつ、酵素と基質との反応から酵素反応生成物の酸化還元反応までに至るサイクリング反応が微小領域内で完結するようにした。このことにより、酵素反応生成物が、迅速かつ特異的に検出される。

0 さらに、電極の検出領域を、抗体が固定化される領域とほぼ同じサイズにしたので、抗体が固定化された領域以外から発生するノイズ成分を検知することがほとんどなく、抗体が固定化される領域近傍の酵素反応のみを効率良く検出する結果、 S ZN (信号対ノイズ）比の高い測定を可能である。

実用上、抗体が固定化される領域を精密に作製するため、およびこの領域に対応して電極を精密に配置するためにも、この抗体が固定化される領域は、直径数 1 0 m〜数 1 0 0 mのサイズとすることが適切である。抗体が固定化される領域がこれよりも狭いと、この領域に対応する電極の正確な配置が困難である。抗体が固定化される領域がこれより広いと、以下の図 3に関連して説明するように、酵素反応生成物の反応領域が形成されるまでに数十分から数時間という時間が必要になる。したがって、本実施の形態に示すように、酵素電極方式の免疫センサデバイスの利点、つまり「簡易構成であって、かつ迅速である。」という利点を保ったまま測定の迅速性および特異性を実現するために、抗体を固定化する領域が、直径数 1 0 / 11〜数1 0 0 mのサイズに限定される。

上記の例では、抗体を支持体に固定化したが、支持体に固定化するのは、目的に応じて、抗原であってもよいし、抗体であってもよい。検知対象物は、分析物に結合する標識抗体または分析物に抗体を介して連結される酵素である。

図 3は、本発明の原理を模式的を示す図である。本発明は、いかなる原理にも拘束されるものではないが、本発明の理解を容易にするために、図 3を参照して本発明を説明する。図 3の左の列は、支持体である基板 1上の検知対照物が固定化された領域 2で生じる反応生成物（例えば酵素反応生成物）が溶液中に拡散し、反応領域 5を形成する様子を経時的に（反応の 1秒後、 1 0 0秒後および 1 0 0 0秒後）示す図である。

反応領域 5は、例えば、反応の 1秒後に約 1 O ^ mの厚さ、反応の 1 0秒後に約 1 0 0 の厚さ、そして反応の 1 0 0 0秒後に約 1 0 0 0 mの厚さの層となる。反応領域における反応は、溶液から反応基質が供給される限り継続するので、反応領域における反応生成物の生成、および反応領域からの溶液中への拡散の平衡の結果、所定時間後（通常、測定時間とされる）に、ほぼ一定のサイズの、反応生成物濃度が一定である領域 5 ' が形成される。本明細書で用いる用語「反応領域」は、代表的には、反応基質が添加され反応が開始（つまり反応生成物の拡散が開始）してから所定時間後の反応生成物の濃度が一定の領域 5' をいうために用いられる。

図 4Cは、この反応領域のサイズを、理論的に、時間の関数として反応の場からの距離で表した図である。ここでは、水素イオンの水溶液中での半無限拡散を例にした反応領域のサイズが示される。反応領域は、拡散開始から所定時間後に、水素イオン濃度が一定である表面に囲まれた領域であると考えることができる。一般に、反応の場（拡散開始点）からの距離 Xにおける時間 T後の水素イオン濃度は以下の式で表される： C = C。X e r f (X/2 XDT°- ⁵)；ここで、 C。は拡散開始点における水素イオンの初期濃度； Cは距離 Xおよび時間 Tにおける水素イオン濃度（表面濃度）； Dは水素イオンの拡散係数（9. 31 X 10_³m m² 秒）；および e r fは誤差関数である。この式をプロットすれば、ほぼ図 4 Aのようになる。

ここで、水素イオンの表面濃度を 10としたとき（反応領域内の水素イオン濃度は一定で平衡状態にあると考えられる）の所定の距離（lmm、 0. 5mm, 0. 1mmおよび 0. 05mm) における水素イオン濃度の経時変化は上記式に従って図 4 Bのようにプロットされる。図 4B中の菱形のプロットは lmm、四角は 0. 5mm、三角は 0. 1mm、そして Xは 0. 05mmにおける水素ィォン濃度をそれぞれプロットしたものである。次に、水素イオン濃度が 9となる時間（すなわち、水素イオン濃度がほぼ平衡状態になる時点）を距離に対してプロットすると図 4Cに示すグラフが得られる。このグラフから、測定時間を 30分とすると、反応領域のサイズは、反応の場つまり拡散開始点を基準に 0. 6〜0. 7mmの厚さ、測定時間を 10分とすると 0. 3〜0. 4 mmの厚さ、測定時間を 5分とすると 0. 2〜0. 3mmの厚さ、測定時間を 3分とすると 0. 1〜0. 2 mmの厚さ、および測定時間を 1分とすると約 0. 1mmの厚さであることがわかる。

ここで図 3を再び参照する。図 3の右の列は、検出手段 3、例えば、電極が安定に作動するまでの様子を、図 3の左の列と対応するように経時的に示した図である。検出手段 3が作動を開始すると検知対象物を検知する検出領域 7の厚さは経時的に大きくなり、安定に作動するまで所定の時間を要する。図 3の右の列に示す例では、作動開始後約 1 0 0秒で反応領域 7の厚さはほぼ一定となる（図 3 の右の歹 Uでは 7 ' で示される）。

本発明で用いる用語、検出手段の「検出領域」は、代表的には、このほぼ一定のサイズの検出領域 7，を意味するために用いる。

本発明では、抗体が固定化される領域 2を直径数 1 0 m〜数 1 0 0 のサィズに限定し、そして検出領域 7 ' と反応領域 5 ' とが、反応生成物を迅速かつ特異的に検出するような相対的位置関係で配置されように構成される。それ故、検出領域 7 ' は、反応領域 5 ' を含むように、または重複するように配置され得る。あるいは、検出領域 7 ' は、反応領域 5 ' に含まれるように配置され得る。本発明で用いる抗体は、当業者に周知の方法で支持体に固定化され得る。抗体は、その機能を害することなく規定された領域に高密度で固定化され得る。支持体の表面の平滑度を物理的手段または化学的手段により荒らすことにより、抗体の固定化密度は増大され得る。また適切な表面処理試薬で支持体を処理することによって、抗体の固定化密度を増大し得る。

図 1に示す本実施の形態 1の例では、反応領域と電極とを対向する構造としたが、例えば、反応領域と電極とを同一支持体上に形成しても良い。

図 1に示す本実施の形態 1の例では、抗原抗体反応を酵素反応により検出する免疫センサの例として示したが、これに限らず、例えば、本発明のセンサデバイスは、支持体上に微生物菌体を固定化し、その活性を、近傍の酸素濃度の変化により検出する微生物活性検知センサデバイスとしてもよい。さらには、本発明のセンサデバイスは、抗原抗体反応以外の反応により、検体中の分析物を特異的に捕捉および検知するプロテインセンサデバイスとしてもよい。さらには、本発明のセンサデバイスは、支持体として合成脂質膜などを用い、検体中の毒素等を検出する毒素センサとしてもよい。

図 5に本発明の実施の形態の概略を示す。図 5の（a )、 ( b ) および（c ) で示されるように、本発明では、反応領域 5 ' と検出領域 7 ' が、反応生成物を迅速かつ特異的に検出するように配置される限り、検出手段 3は、支持体 1上の固定化領域 2と対向して配置されてもよく（図 5 ( c ) ；実施の形態 1 )、支持体 1 上または支持体内に配置されてもよく（図 5 ( b ) ;実施の形態 2 )、または支持体上で反応領域 2と隣接して配置されてもよい（図 5 ( a ) ;実施の形態 3 )。図 6は、本発明の実施の形態 2 (図 6の下に示すデバイス）を本発明の実施の形態 1 (図 6の上に示すデバイス）と比較して示す概略図である。本実施の形態 2では、検出手段 1 1 3は、基板内に設置され、その上に、固定手段 1 1 7を介して検知対象物 1 1 5が固定化される。図に示される同心の楕円は、検出手段 1 1 3の検出領域である。

図 7は、本発明の実施の形態 4 (基板以外の支持体を用いるセンサデバイス；図 7の下に示すデバイス）を、本発明の実施の形態 1と比較して示す概略図である。本実施の形態 4では、検知対象物 1 1 5は、固定手段 1 1 7を介して図中円で示される基板以外の例えば粒子状の支持体 1 2 0に固定化される。図中に示される楕円は、検出手段 1 1 3の検出領域である。図において粒子状の支持体 1 2 0は、セルの底面 1 2 1に配置された 1つの粒子として示される力複数であつてもよい。例えば、本発明の実施の形態 4は、複数の粒子状支持体を収容した管状のセルを備え得る。あるいは、図 8に示すように、複数の塊として粒子状支持体をセルに配置してもよいし（図 8の左）、粒子状支持体を、デバイス内の特定領域に集める手段 1 1 6を有してもよい（図 8の右）。

本発明の実施の形態 4で用いられる支持体は、必要に応じて、任意の形状であり得る。図 9に粒子状支持体 1 2 0および棒状支持体 1 1 2の概略を、固定手段 1 1 7を介して固定される検知対象物 1 1 5とともに示す。

本発明のデバイスは、目的に応じて当該分野で公知の任意の検出手段を備え得る。

検出手段として C C Dを用いる本発明の実施の形態 5の概略を図 1 0に示す。この実施の形態では、反応領域中の反応生成物を、光源 2 0 1から照射された紫外線によって生じる発光を、グラスファイバ一 2 0 2で集光し、 C C D 2 0 4で検出する。

本発明の実施の形態 6の概略を図 1 1に示す。この実施の形態では、反応領域中の反応生成物を、それ自身が発する光をグラスファイバ一 2 0 2およびレンズ 2 0 3で集光し、 C C D 2 0 4で検出する。本発明の実施の形態 7の概略を図 1 2に示す。この実施の形態では、反応領域中の反応生成物を、それ自身が発する熱を赤外線としてレンズ 2 0 3で集め、焦電センサ 2 0 5で検出する。

図 1 3は、本発明の実施の形態 2の改変例を示す。図 1 3の（a ) は、基板 1 の上に配置された電極 3の上の一部分に検知対象物固定化領域 2が形成されたデバイスの平面図および断面図である。図 1 3の（b ) は、基板 1の上に配置されたドーナツ状の電極 3の中央に検知対象物固定化領域 2がその支持構造 2 0 7の上に形成されたデバイスの平面図および断面図である。図 1 3の（c ) は、基板 1の上に配置されたドーナツ状の電極 3の上の中央にある基板 1の上の領域に検知対象物固定化領域 2が形成されたデバイスの平面図および断面図である。なお、上記の本発明の実施の形態のデバイスの各部材で用いられる材料は、特に指定がなければ、従来のセンサデバイスで用いられる当業者に公知の任意の材料を用い得る。また、上記本発明の実施の形態で用いられる C C D、グラスファィバー、紫外線光源、焦電センサなどの機器および部材として、当該分野で公知の部材を用いることができる。

図 1 4は、本発明の実施の形態 8の概念図である。この実施の形態は、検出手段 2 0 9が反応生成物の検出時にのみ図中矢印で示されるように支持体 1に接近する。検出手段 2 0 9が基板 1に接近するための構成として、当該分野で公知の任意の構成を採用し得る。

図 1 5は、本発明の実施の形態 9の概念図である。この実施の形態は、検知対象物 1 1 5の支持体 1への固定化を促進するための手段 2 1 5 (図示せず）を備える。このような手段として、攪拌棒による攪拌または振動（図 1 5の（a ) または（b ) )、支持体の振動する手段（図 1 5の（c ) ) を採用し得る。検知対象物 1 1 5の支持体 1への固定化を促進するための手段 2 1 5として、当該分野で公知の任意の構成を採用し得る。

図 1 6は、本発明の実施の形態 9の改変例の概念図である。この改変例では、検知対象物 1 1 5の支持体 1への固定化を促進するための手段 2 1 5 (図示せず）として、セル内の溶液を出し入れする手段、セル内の液を入れ替える手段、セル内に液を供給し続ける手段、およびセル内に液を流す手段を採用し得る。このような手段は、当該分野で公知である。

実施例

実施例を用いて本発明を説明する。以下の実施例は、本発明の例示であって、本発明を限定するものではない。

(実施例 1 ：検知手段の最適化）

まず、電極 3として、電極幅（W) だけが異なる、図 21 BCD (a) に示す形状の一連の電極を作製した (基板上に金を蒸着して作製した)。作製した電極の各々を、図 1 7に概略を示す構成のセンサデバイス（但し、 EL I SA用 2次抗体を固定化）にセットし、以下の測定条件で、電極の電流応答時間を測定した。

(測定条件）

固定化抗体： EL I S A用 2次抗体（西洋ヮサビペルォキシダ一ゼ（HRP) で標識されている）。

固定化領域：直径 100 ^m、 0. 5mgノ m 1の EL I S A用 2次抗体溶液を滴下して固定した。

反応液組成：フエ口センメタノール（FMA)、 0. 5mM : H₂0₂、 5mM； KC 1、 0. 1M；りん酸水素 2ナトリウム、 0. 1M。

図 17に示されるように、この評価系では、酵素反応とカップリングした FM Aの酸化還元反応により生じる電流を検出して電極の性能が評価される。図 18 に試験結果を示す。図 18の横軸は電極幅（/zm) であって、図 21 Bの（a) に示されるドーナツ形状の電極のドーナツの幅 Wである。図 18の縦軸は、電極の安定時間を示す。なお、電極の安定時間は、最大電流値の 90 %の値が得られる時間とした。図 18に示されるように、幅 l O O mの電極では、安定化時間は約 300秒である力電極幅が大きくなるにつれて、安定化に多くの時間を要し、半径 1000 m ( 1 mm) の電極では、約 10000秒（約 2. 8時間）を要した。

ここで，実用面を考慮すると、測定時間は、通常、約 1 000秒以内であることが適正であると考えられるので、電極幅としては、約 500 imを超えないことが必要であることが示された。次に、同じ一連の電極を用い、測定時間を約 1 0 0秒に固定したことを除いて上記と同じ条件で測定を行い電極感度を測定した。図 1 9に試験結果を示す。図 1 9の横軸は電極径（直径（ m) ) であり、図 1 9の縦軸は電極感度である。電極感度は、 E L I S A用 2次抗体固定時の出力電流値と同抗体固定前の出力電流値の差で表した。

図 1 9に見られるように、電極の直径が約 5 0 0 までは、電極の直径が増加するにつれて電極感度が増加したが、電極の直径が約 5 0 0 mで電極感度が最大になり、その後低下した。

さらに、同じ条件で、測定時間を延長して、測定した結果を図 2 0にまとめた。図 2 0の横軸は測定時間、図 2 0の縦軸は電極の出力電流を示す。図 2 0に示す結果から、電極幅が大きくなるほど出力電流は大きくなるが、応答に時間を要し、電極幅が小さいと応答は早いが、得られる出力電流が小さく、そして特定される測定時間および電極幅により、電極幅が一義的に決定されることがわかる。

本実施例で示したセンサデバイスを用いた試験結果から、直径が約 1 0 0 m 程度のサイズの反応領域を有するデバイスでは、約 1 0 0 0秒以内の測定には、約 5 0 0 m程度の電極幅を有する電極を用いることで最適の測定感度が得られことが示された。

(実施例 2 ：センサチップの製作）

図 2 1 Aに本発明を具現化したセンサチップの一例を示す。図 2 1 Aの中央に示される、ほぼ円形の領域を取り囲む点線 B 1および B 2は、それぞれ抗体が固定化される領域である。図中の 2本の太線 3 0 2は、それぞれ電極配線であって、その先端部が、それぞれ測定用電極およびブランク測定用電極を構成する。通常、これらは、基板 1上に金などを蒸着して形成される。なお、図中の数字は、各部分の寸法を mm単位で表している。

図 2 1 Bは、図 2 1 Aに示す測定用電極部分およびブランク測定用電極部分として用い得る構造の詳細を示す図である。図 2 1 Bの（a ) は、反応領域が電極に取り囲まれた基板上に形成されたセンサチップの電極近傍の構造を、そして図 2 1 Bの（b ) は、反応領域が電極表面上に形成されたセンサチップの電極近傍の構造を拡大して示す。図 2 I Bの（a ) において、白抜きの中央の円形領域は、抗体が固定化される基板上の半径約 5 0 i mの領域である。この領域を取り囲むように、金で被覆されたドーナッッ状の電極が配置されている（図では塗りつぶした部分)。

図 2 1 Bの（b) においては、半径約 2 5 0 mの円形領域の全面にわたって、金が被覆されて電極を形成する。この電極の中央、半径約 5 0 mの円形領域に抗体が固定化される領域である。なお、表中の数字は、各部分の寸法を μ ΐΉ単位で示している。

(実施例 3 ：センサチップの製作）

図 2 2に、本発明を具現化したセンサチップの別の構造を示す。このセンサチップは、基板上に複数の電極を配置し、各電極の上に抗体固定化領域を有するように構成した。図のほぼ中央にある 9つの円は電極である。図示されるように、 9つの電極 3は、 1つの電極を中心に配置し、残りの電極が半径 1 . 5 mmの円周上に等しい間隔を置いて配置される。なお、表中の数字は、各部分の寸法を m m単位で示している。図 2 3は、このセンサチップの製作に用いたレジストバタ —ンを示す図である。図 2 4は、このレジストパターンがセンサチップの上に配置された状態を示す断面図であって、電極 3の断面が示される。図 2 5は、レジス卜パターンがセンサチップの上に配置された状態を示す平面図である。産業上の利用可能性

検知対象物が固定化される領域を微小サイズに限定し、そして検出手段の検出領域と反応生成物が形成する反応領域とを、反応生成物が迅速かつ特異的に検出されるような相対的位置関係で配置するので、構成が比較的簡単でかつ迅速に、検体中の微少量の分析物、例えば、タンパク質、微生物、ウィルスなどの免疫原性物質、または化学物質を迅速かつ高感度に検知するためのセンサデバイスが提供される。

以上、本発明を実施例を参照して説明したが、本発明はこれらに限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲内で、当業者の知識に基づき種々なる改良、修正、変形を加えた態様で実施できる。

Claims

請求の範囲

1. 検知対象物を固定化するための少なくとも 1つの支持体と、

該検知対象物による反応生成物が拡散する溶液を含むためのセルとを備えるセンサデバイスであって、

ここで、該反応生成物が該溶液中に拡散することによってその濃度が一定である少なくとも 1つの反応領域を形成し、該反応領域が、該反応生成物が所定の測定時間内に特異的に検出されるように形成される、センサデバイス。

2. 複数の反応領域が形成される、請求項 1に記載のセンサデバイス。

3. 前記複数の反応領域が互いに異なる反応生成物によって形成される、請求項 2に記載のセンサデバイス。

4. 検出手段をさらに備える、請求項 1に記載のセンサデバイス。

5. 前記検知対象物が固定手段によって固定化される、請求項 1に記載のデバイス。

6. 前記検出手段が検出領域を有し、該検出領域が前記反応領域を包含する、請求項 4に記載のセンサデバイス。

7. 前記検出手段が検出領域を有し、該検出領域が前記反応領域と重複する、請求項 4に記載のセンサデバイス。

8. 前記検出手段が検出領域を有し、該検出領域が前記反応領域に包含される、請求項 4に記載のセンサデバイス。

9. 前記支持体が基板上の特定領域である、請求項 1に記載のセンサデバイス。

10. 前記支持体が粒子である、請求項 1に記載のセンサデバイス。

1 1. 前記支持体が棒状部材である、請求項 1に記載のセンサデバイス。

12. 前記測定時間が 30分である、請求項 1に記載のセンサデバイス。

13. 前記測定時間が 10分である、請求項 1に記載のセンサデバイス。

14. 前記測定時間が 5分である、請求項 1に記載のセンサデバイス。

1 5. 前記測定時間が 3分である、請求項 1に記載のセンサデバイス。

16. 前記測定時間が 1分である、請求項 1に記載のセンサデバイス。

17. 前記検出手段が光を計測する、請求項 4に記載のセンサデバイス。

18. 前記検出手段が熱を計測する、請求項 4に記載のセンサデバイス。

1 9 . 前記検出手段が、少なくとも 1つの電極である、請求項 4に記載のセンサデバイス。

2 0 . 前記電極が、前記反応生成物に作用して、該反応生成物の量に対応する電気信号に変換する、請求項 1 9に記載のセンサデバイス。

2 1 . 前記検知対象物が酵素であって、前記反応生成物が酵素反応生成物である、請求項 1に記載のセンサデバイス。

2 2 . 前記検知対象物が、抗体またはペプチドに結合した酵素である、請求項 1に記載のセンサデバイス。

2 3 . 前記固定手段が抗原である、請求項 2 2に記載のセンサデバイス。

2 4. 前記固定手段が抗原 -抗体複合体である、請求項 2 2に記載のセンサデバイス。

2 5 . 前記検知対象物が、抗原と結合した第 1の抗体に結合した酵素であって、前記固定手段が第 2の抗体である、請求項 1に記載のセンサデバイス。

2 6 . 前記検知対象物が、直径数十から数百ミクロンの領域に固定化され、前記検出手段が直径 l mm以下の電極である、請求項 4に記載のセンサデバイス。

2 7 . 前記検知対象物が測定されるとき、前記電極が、前記検知対象物が固定化される領域に接近する、請求項 2 6に記載のセンサデバイス。

2 8 . 前記電極が前記支持体上に配置され、前記検知対象物が、該電極上の直径数十から数百ミクロンの領域に固定化される、請求項 1に記載のセンサデバイス。

2 9 . 前記検知対象物が、前記支持体上の直径数十から数百ミクロンの領域に固定化され、前記電極が該領域を取り囲むように配置される、請求項 4に記載のセンサデバイス。

3 0 . 前記支持体が、ガラス、セラミックス、貴金属、および樹脂からなる群から選択される材質である、請求項 1に記載のセンサデバイス。

3 1 . 前記検知対象物の固定化を促進する手段をさらに備える、請求項 1に記載のセンサデバイス。

3 2 . 前記促進する手段が、前記セル内の溶液を攪拌する、請求項 3 0に記載のセンサデバイス。

33. 前記促進する手段が、前記セル内の溶液を入れ替える、請求項 31に記載のセンサデバイス。

34. 前記促進する手段が、前記セル内に溶液を供給する、請求項 31に記載のセンサデバイス。

35. 前記促進する手段が、前記セル内に溶液を流動させる、請求項 31に記載のセンサデバイス。