JPH04283653A - リン脂質高分子からなるバイオセンサー被覆膜用材料及 びそれを用いたバイオセンサー被覆膜 - Google Patents
リン脂質高分子からなるバイオセンサー被覆膜用材料及 びそれを用いたバイオセンサー被覆膜Info
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- JPH04283653A JPH04283653A JP3046639A JP4663991A JPH04283653A JP H04283653 A JPH04283653 A JP H04283653A JP 3046639 A JP3046639 A JP 3046639A JP 4663991 A JP4663991 A JP 4663991A JP H04283653 A JPH04283653 A JP H04283653A
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- bio sensor
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- coating film
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Manufacture Of Macromolecular Shaped Articles (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、バイオセンサー表面の
被覆膜に用いる高分子材料及びそれを用いたバイオセン
サー被覆膜に関するものである。
被覆膜に用いる高分子材料及びそれを用いたバイオセン
サー被覆膜に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】近年、いろいろな分野において、センサ
ーによる化学物質の計測や検出が行われている。様々な
形式のセンサーの中で、分子識別機能を利用したバイオ
センサーは、物質選択性が非常に優れているため、発酵
工業のみならず医療・生化学分野にも広く応用されてい
る。
ーによる化学物質の計測や検出が行われている。様々な
形式のセンサーの中で、分子識別機能を利用したバイオ
センサーは、物質選択性が非常に優れているため、発酵
工業のみならず医療・生化学分野にも広く応用されてい
る。
【０００３】現在、医療に使用されているバイオセンサ
ーは、センサー表面の被覆膜としてセルロース系及びポ
リウレタン系の高分子を利用している。このようなセン
サーを生体内の化学物質の計測に使用する場合、センサ
ー表面へのタンパク質及び血液細胞などの吸着による被
覆膜の物質透過性の低下が生じるため、生体内において
長期間使用することは不可能である。しかしながら、最
近ではバイオセンサーを人工臓器などに組み込んだ、体
内埋込型センサーの必要性が高まってきている。体内埋
込型センサーは、長期間体内に留置できなければならず
、この開発には、センサー表面に優れた生体適合性を付
与するという困難な課題が残されている。
ーは、センサー表面の被覆膜としてセルロース系及びポ
リウレタン系の高分子を利用している。このようなセン
サーを生体内の化学物質の計測に使用する場合、センサ
ー表面へのタンパク質及び血液細胞などの吸着による被
覆膜の物質透過性の低下が生じるため、生体内において
長期間使用することは不可能である。しかしながら、最
近ではバイオセンサーを人工臓器などに組み込んだ、体
内埋込型センサーの必要性が高まってきている。体内埋
込型センサーは、長期間体内に留置できなければならず
、この開発には、センサー表面に優れた生体適合性を付
与するという困難な課題が残されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、長期間にわ
たり体内に埋入し、生体内微量成分の変動を連続的かつ
鋭敏に計測することのできるバイオセンサーの開発にお
いて最重要課題である生体適合性の付与に不可欠な被覆
用高分子膜材料及びそれを用いたバイオセンサー被覆膜
を提供することを目的とする。
たり体内に埋入し、生体内微量成分の変動を連続的かつ
鋭敏に計測することのできるバイオセンサーの開発にお
いて最重要課題である生体適合性の付与に不可欠な被覆
用高分子膜材料及びそれを用いたバイオセンサー被覆膜
を提供することを目的とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明のバイオセンサー
被覆膜材料は、リン脂質極性基を有する単量体である２
−メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（以下
「ＭＰＣ」という。）と疎水性の単量体であるメタクリ
ル酸ｎ−ブチル（以下「ＢＭＡ」という。）の共重合体
（以下「Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ）」という。 ）からなることを特徴とするものである。
被覆膜材料は、リン脂質極性基を有する単量体である２
−メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（以下
「ＭＰＣ」という。）と疎水性の単量体であるメタクリ
ル酸ｎ−ブチル（以下「ＢＭＡ」という。）の共重合体
（以下「Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ）」という。 ）からなることを特徴とするものである。
【０００６】該 Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ）
は、例えば、 Ｐｏｌｙｍ． Ｊ．， ２２， ３５５
（１９９０） 記載の方法に従い合成することができる
。即ち、ＭＰＣ及びＢＭＡを、好ましくは２：９８〜５
０：５０、更に好ましくは５：９５〜４０：６０のモル
比で用い、好ましくはテトラヒドロフラン（以下「ＴＨ
Ｆ」という。）及びエタノールの混合溶媒中、開始剤、
好ましくはα， α’−アゾビスイソブチロニトリルの
存在下で、好ましくは６０〜６５℃で４〜２０時間反応
させることにより合成することができる。
は、例えば、 Ｐｏｌｙｍ． Ｊ．， ２２， ３５５
（１９９０） 記載の方法に従い合成することができる
。即ち、ＭＰＣ及びＢＭＡを、好ましくは２：９８〜５
０：５０、更に好ましくは５：９５〜４０：６０のモル
比で用い、好ましくはテトラヒドロフラン（以下「ＴＨ
Ｆ」という。）及びエタノールの混合溶媒中、開始剤、
好ましくはα， α’−アゾビスイソブチロニトリルの
存在下で、好ましくは６０〜６５℃で４〜２０時間反応
させることにより合成することができる。
【０００７】Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ） を用
いて高分子膜、例えばセルロース系又はポリウレタン系
の高分子膜をコーティングすることにより、生体適合性
に優れたバイオセンサー被覆膜を得ることができるが、
その方法としては、例えば、溶媒留去法が挙げられる。
いて高分子膜、例えばセルロース系又はポリウレタン系
の高分子膜をコーティングすることにより、生体適合性
に優れたバイオセンサー被覆膜を得ることができるが、
その方法としては、例えば、溶媒留去法が挙げられる。
【０００８】
【実施例】以下、実施例により本発明を更に詳細に説明
するが、これらの実施例は本発明の範囲を何ら制限する
ものではない。
するが、これらの実施例は本発明の範囲を何ら制限する
ものではない。
【実施例１】 Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ）
の合成ＭＰＣとＢＭＡ、溶媒としてＴＨＦ及びエタノ
ール、開始剤にα， α’−アゾビスイソブチロニトリ
ル（ＡＩＢＮ）を、表１の割合で調製した。
の合成ＭＰＣとＢＭＡ、溶媒としてＴＨＦ及びエタノ
ール、開始剤にα， α’−アゾビスイソブチロニトリ
ル（ＡＩＢＮ）を、表１の割合で調製した。
【０００９】この溶液を重合用ガラス管に入れ、容器内
をアルゴンで置換した後、封管し、６０〜６５℃にて１
５時間重合させた。得られた反応混合物をヘキサンとエ
ーテルの混合溶媒中にて再沈し、濾過後、乾燥して共重
合体を得た。合成した Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭ
Ａ） の組成を決定するために、ポリエチレンシート上
にポリマーのエタノール溶液を流延し、溶媒を留去して
膜を作成した。この膜の表面組成をＸ線光電子分光計（
以下「ＥＳＣＡ」という。）にて、分析し、結果を表１
に示した。
をアルゴンで置換した後、封管し、６０〜６５℃にて１
５時間重合させた。得られた反応混合物をヘキサンとエ
ーテルの混合溶媒中にて再沈し、濾過後、乾燥して共重
合体を得た。合成した Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭ
Ａ） の組成を決定するために、ポリエチレンシート上
にポリマーのエタノール溶液を流延し、溶媒を留去して
膜を作成した。この膜の表面組成をＸ線光電子分光計（
以下「ＥＳＣＡ」という。）にて、分析し、結果を表１
に示した。
【００１０】
【表１】
【００１１】
【実施例２】 セルロース膜への Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ
−ｃｏ−ＢＭＡ）のコーティングＰｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃ
ｏ−ＢＭＡ） の１％エタノール溶液に約３ｃｍ×３ｃ
ｍに切ったキュプロファン（ＥＮＫＡ（独）製セルロー
ス膜）を３０秒間浸した後、１時間自然乾燥し、その後
、１晩真空乾燥を行った。そしてコーティングした膜は
ＥＳＣＡにて表面組成を分析し、結果を表３に示した。 試験例１ コーティング膜からの被覆ポリマーの溶出
試験 キュプロファンに Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ）
の組成比の異なる共重合体それぞれ２種ずつをコーテ
ィングした。
−ｃｏ−ＢＭＡ）のコーティングＰｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃ
ｏ−ＢＭＡ） の１％エタノール溶液に約３ｃｍ×３ｃ
ｍに切ったキュプロファン（ＥＮＫＡ（独）製セルロー
ス膜）を３０秒間浸した後、１時間自然乾燥し、その後
、１晩真空乾燥を行った。そしてコーティングした膜は
ＥＳＣＡにて表面組成を分析し、結果を表３に示した。 試験例１ コーティング膜からの被覆ポリマーの溶出
試験 キュプロファンに Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ）
の組成比の異なる共重合体それぞれ２種ずつをコーテ
ィングした。
【００１２】乾燥する過程で自然乾燥後、直ちに真空乾
燥したものと、自然乾燥後、 １００℃で５分間熱処理
してから真空乾燥したものとの２つの方法を行った。コ
ーティングしたキュプロファン膜を（２ｃｍ×２ｃｍ）
に切り出し、下記の４種の液３．０ｍｌ中にそれぞれ一
定時間浸漬した。 水
（３時間）熱水（約９０℃）
（３０分）４０％エタノール水溶液 （３時
間）エタノール （３
時間）終了後、それぞれの溶出液についてリンの定量分
析を行い、キュプロファン膜は真空乾燥後、ＥＳＣＡに
よる表面分析を行った。
燥したものと、自然乾燥後、 １００℃で５分間熱処理
してから真空乾燥したものとの２つの方法を行った。コ
ーティングしたキュプロファン膜を（２ｃｍ×２ｃｍ）
に切り出し、下記の４種の液３．０ｍｌ中にそれぞれ一
定時間浸漬した。 水
（３時間）熱水（約９０℃）
（３０分）４０％エタノール水溶液 （３時
間）エタノール （３
時間）終了後、それぞれの溶出液についてリンの定量分
析を行い、キュプロファン膜は真空乾燥後、ＥＳＣＡに
よる表面分析を行った。
【００１３】溶出液中に含まれるリンの定量分析の結果
を表２に示した。
を表２に示した。
【００１４】
【表２】
【００１５】このとき、キュプロファンにコーティング
されたポリマーの全量を知るためにコーティング膜を（
５ｍｍ×５ｍｍ）に切り出し、過塩素酸と反応させて、
同様にリンの定量を行った。得られた値から液中に溶け
出したポリマーの溶出率を算出した。次に、溶出試験後
真空乾燥させたコーティング膜をＥＳＣＡにより膜表面
分析した結果を表３に示した。
されたポリマーの全量を知るためにコーティング膜を（
５ｍｍ×５ｍｍ）に切り出し、過塩素酸と反応させて、
同様にリンの定量を行った。得られた値から液中に溶け
出したポリマーの溶出率を算出した。次に、溶出試験後
真空乾燥させたコーティング膜をＥＳＣＡにより膜表面
分析した結果を表３に示した。
【００１６】
【表３】
【００１７】表２及び３から、どのポリマーに対しても
４０％ＥｔＯＨ、ＥｔＯＨ中においては溶出量も多く、
溶出後の膜表面の変化も明らかに認められるが、水中に
おいてはリンの溶出量も少なく、膜表面における組成の
変化もほとんどないことがわかる。またＰｏｌｙ（ＭＰ
Ｃ−ｃｏ−ＢＭＡ） 試料４（表１参照）について見る
と、水中での溶出率が２０％近いのにもかかわらず、溶
出後の膜表面組成の変化は、極わずかである。このこと
から、水中においてポリマーは確かに脱落するものの、
その量は膜表面組成を大きく変化させるには至らないも
のと考えられる。 参考例１ （１）グルコースオキシダーゼ （ＧＯＤ） 固定化膜
の作成 １．００ｍｇ／ｍｌのＧＯＤ水溶液を調製し、その溶液
をシリンジで２ｍｌとり、直径２５ｍｍのセルロースア
セテートのフィルターで濾過した。そのフィルターを取
り出し、直径６ｍｍに切り出してＧＯＤ固定化膜として
使用した。ＧＯＤ の固定化量は１．８μｇ であった
。 （２）キュプロファンを使用したグルコースセンサーの
作製 酸素電極に酸素透過性テフロン膜を取り付け、その外側
にＧＯＤ固定化膜、更にその外側をキュプロファン膜で
覆って図１に示すようなグルコースセンサーを作製した
。 （３）グルコースセンサーの機能性評価酢酸ナトリウム
緩衝液を４５ｍｌ計りとり、恒温槽にて３７℃に保ちな
がら酸素を１０分間吸入し、その後、レコーダーで出力
電位を測定した。この測定を Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ
−ＢＭＡ） でのコーティングの有無、それぞれの場合
について行った。
４０％ＥｔＯＨ、ＥｔＯＨ中においては溶出量も多く、
溶出後の膜表面の変化も明らかに認められるが、水中に
おいてはリンの溶出量も少なく、膜表面における組成の
変化もほとんどないことがわかる。またＰｏｌｙ（ＭＰ
Ｃ−ｃｏ−ＢＭＡ） 試料４（表１参照）について見る
と、水中での溶出率が２０％近いのにもかかわらず、溶
出後の膜表面組成の変化は、極わずかである。このこと
から、水中においてポリマーは確かに脱落するものの、
その量は膜表面組成を大きく変化させるには至らないも
のと考えられる。 参考例１ （１）グルコースオキシダーゼ （ＧＯＤ） 固定化膜
の作成 １．００ｍｇ／ｍｌのＧＯＤ水溶液を調製し、その溶液
をシリンジで２ｍｌとり、直径２５ｍｍのセルロースア
セテートのフィルターで濾過した。そのフィルターを取
り出し、直径６ｍｍに切り出してＧＯＤ固定化膜として
使用した。ＧＯＤ の固定化量は１．８μｇ であった
。 （２）キュプロファンを使用したグルコースセンサーの
作製 酸素電極に酸素透過性テフロン膜を取り付け、その外側
にＧＯＤ固定化膜、更にその外側をキュプロファン膜で
覆って図１に示すようなグルコースセンサーを作製した
。 （３）グルコースセンサーの機能性評価酢酸ナトリウム
緩衝液を４５ｍｌ計りとり、恒温槽にて３７℃に保ちな
がら酸素を１０分間吸入し、その後、レコーダーで出力
電位を測定した。この測定を Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ
−ＢＭＡ） でのコーティングの有無、それぞれの場合
について行った。
【００１８】作製したグルコースセンサーは、浸漬され
た溶液中の酸素濃度に対応したある一定の値を示す。し
かし、グルコース溶液を注入すると（１）式で表わされ
るグルコース〜ＧＯＤ間の酵素反応により消費される酸
素量が電位の変化として図２のように示される。
た溶液中の酸素濃度に対応したある一定の値を示す。し
かし、グルコース溶液を注入すると（１）式で表わされ
るグルコース〜ＧＯＤ間の酵素反応により消費される酸
素量が電位の変化として図２のように示される。
【００１９】
【化１】
【００２０】この時の変化の仕方と最終的な電位差がグ
ルコース濃度に依存するため、３７℃におけるグルコー
ス濃度と６０秒後の電位の変化量との関係を測定し、図
３に示した。図３から明らかなように、グルコース濃度
が５０〜３００ｍｇ／ｄｌの範囲でグルコース濃度と電
位差との間に良好な直線関係が得られた。このことから
、５０〜３００ｍｇ／ｄｌの範囲においては未知のグル
コース濃度を定量できることがわかる。またＰｏｌｙ（
ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ） をコーティングしたセルロー
ス膜を適用しても、この電位応答が変化しないことがわ
かった。 （４）擬似生体内環境下でのグルコースセンサーの機能
評価 リン酸緩衝液 （ＰＢＳ） にアルブミン（４．５ｇ／
ｄｌ）とγ−グロブリン（１．６ｇ／ｄｌ）を溶かし、
生体内濃度に等しいタンパク質溶液を調製した。その溶
液２０ｍｌに酸素を吹き込んだ後、１．２５ｇ／ｄｌの
グルコース溶液５ｍｌを注入し、グルコース濃度が ２
５０ｍｇ／ｄｌになるようにした。この時の電位の変化
を３分間測定した。
ルコース濃度に依存するため、３７℃におけるグルコー
ス濃度と６０秒後の電位の変化量との関係を測定し、図
３に示した。図３から明らかなように、グルコース濃度
が５０〜３００ｍｇ／ｄｌの範囲でグルコース濃度と電
位差との間に良好な直線関係が得られた。このことから
、５０〜３００ｍｇ／ｄｌの範囲においては未知のグル
コース濃度を定量できることがわかる。またＰｏｌｙ（
ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ） をコーティングしたセルロー
ス膜を適用しても、この電位応答が変化しないことがわ
かった。 （４）擬似生体内環境下でのグルコースセンサーの機能
評価 リン酸緩衝液 （ＰＢＳ） にアルブミン（４．５ｇ／
ｄｌ）とγ−グロブリン（１．６ｇ／ｄｌ）を溶かし、
生体内濃度に等しいタンパク質溶液を調製した。その溶
液２０ｍｌに酸素を吹き込んだ後、１．２５ｇ／ｄｌの
グルコース溶液５ｍｌを注入し、グルコース濃度が ２
５０ｍｇ／ｄｌになるようにした。この時の電位の変化
を３分間測定した。
【００２１】３０時間、常時センサーをタンパク質溶液
中に浸漬し、定時間ごとに上記のような測定をした。血
液中と等しい濃度のタンパク質溶液中に長時間センサー
を浸した時の電位の変化を図４に示した。また、この結
果と比較するために、センサーをＰＢＳだけに長時間浸
した時の電位の変化も同様に測定した。
中に浸漬し、定時間ごとに上記のような測定をした。血
液中と等しい濃度のタンパク質溶液中に長時間センサー
を浸した時の電位の変化を図４に示した。また、この結
果と比較するために、センサーをＰＢＳだけに長時間浸
した時の電位の変化も同様に測定した。
【００２２】タンパク質溶液中において、 Ｐｏｌｙ（
ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ） でコーティングしたセルロー
ス膜を被覆した方では、実験開始後４時間迄、全く電位
変化量の低下が見られなかったのに対し、コーティング
をしていないセルロース膜では、実験開始直後から、電
位変化量が減少し、 Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ
） コーティング膜とは明らかに違う挙動を示した。ポ
リ（２−ヒドロキシエチル メタクリレート）（以下
「ＰＨＥＭＡ」という。）コーティングした膜を使った
場合でも、やはり開始直後から電位変化量の低下が見ら
れた。３０時間後の値を見ても、無コーティング、 Ｐ
ＨＥＭＡコーティングの膜がそれぞれ１２％、３２％と
落ち込んだのに対し、Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ
）コーティング膜では、６５％以上を維持していた。
ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ） でコーティングしたセルロー
ス膜を被覆した方では、実験開始後４時間迄、全く電位
変化量の低下が見られなかったのに対し、コーティング
をしていないセルロース膜では、実験開始直後から、電
位変化量が減少し、 Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ
） コーティング膜とは明らかに違う挙動を示した。ポ
リ（２−ヒドロキシエチル メタクリレート）（以下
「ＰＨＥＭＡ」という。）コーティングした膜を使った
場合でも、やはり開始直後から電位変化量の低下が見ら
れた。３０時間後の値を見ても、無コーティング、 Ｐ
ＨＥＭＡコーティングの膜がそれぞれ１２％、３２％と
落ち込んだのに対し、Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ−ＢＭＡ
）コーティング膜では、６５％以上を維持していた。
【００２３】これら電位変化量の減少の原因として考え
られることは、第一にセンサー被覆膜へのタンパク質の
吸着による物質透過性の低下が考えられる。また、もう
一つの原因として長時間ＧＯＤを３７℃で維持したこと
による酵素活性の低下が挙げられる。ここで、タンパク
質溶液中での測定値とＰＢＳ中における測定値との差を
とり、図５に示した。これらの値は、タンパク質溶液中
での電位変化量の減少のうち、センサー表面へのタンパ
ク質吸着による物質透過性の低下だけに起因していると
考えられる。
られることは、第一にセンサー被覆膜へのタンパク質の
吸着による物質透過性の低下が考えられる。また、もう
一つの原因として長時間ＧＯＤを３７℃で維持したこと
による酵素活性の低下が挙げられる。ここで、タンパク
質溶液中での測定値とＰＢＳ中における測定値との差を
とり、図５に示した。これらの値は、タンパク質溶液中
での電位変化量の減少のうち、センサー表面へのタンパ
ク質吸着による物質透過性の低下だけに起因していると
考えられる。
【００２４】この結果から、 Ｐｏｌｙ（ＭＰＣ−ｃｏ
−ＢＭＡ） コーティング膜を被覆したセンサーでは、
血液中と等しい濃度のタンパク質溶液中における被覆膜
表面へのタンパク質吸着を原因としたセンサー機能の低
下は、皆無に等しいことがわかった。
−ＢＭＡ） コーティング膜を被覆したセンサーでは、
血液中と等しい濃度のタンパク質溶液中における被覆膜
表面へのタンパク質吸着を原因としたセンサー機能の低
下は、皆無に等しいことがわかった。
【００２５】
【発明の効果】本発明のバイオセンサー被覆膜材料を用
いることにより、センサー表面へのタンパク質吸着によ
る被覆膜の物質透過性の低下を防止することができ、長
時間体内に留置できる体内埋込型センサーを提供するこ
とができる。
いることにより、センサー表面へのタンパク質吸着によ
る被覆膜の物質透過性の低下を防止することができ、長
時間体内に留置できる体内埋込型センサーを提供するこ
とができる。
【図１】本発明のバイオセンサー被覆膜材料でコーティ
ングされたセルロース膜を被覆膜として用いたグルコー
スセンサーを示す図である。
ングされたセルロース膜を被覆膜として用いたグルコー
スセンサーを示す図である。
【図２】グルコース注入時における電位の変化を示す図
である。
である。
【図３】グリコース濃度と電位変化量との関係を示す図
である。
である。
【図４】擬似生体内環境下におけるグルコースセンサー
の応答を示す図である。
の応答を示す図である。
【図５】センサー表面へのタンパク質吸着を原因とする
電位変化量の減少を示す図である。
電位変化量の減少を示す図である。
Claims (2)
- 【請求項１】 ２−メタクリロイルオキシエチルホス
ホリルコリンとメタクリル酸ｎ−ブチルの共重合体を含
むバイオセンサー被覆膜用材料。 - 【請求項２】請求項１記載のバイオセンサー被覆膜材料
でコーティングされた高分子膜からなるバイオセンサー
被覆膜。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3046639A JP2947298B2 (ja) | 1991-03-12 | 1991-03-12 | リン脂質高分子からなるバイオセンサー被覆膜用材料及びそれを用いたバイオセンサー被覆膜 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3046639A JP2947298B2 (ja) | 1991-03-12 | 1991-03-12 | リン脂質高分子からなるバイオセンサー被覆膜用材料及びそれを用いたバイオセンサー被覆膜 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04283653A true JPH04283653A (ja) | 1992-10-08 |
| JP2947298B2 JP2947298B2 (ja) | 1999-09-13 |
Family
ID=12752876
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3046639A Expired - Lifetime JP2947298B2 (ja) | 1991-03-12 | 1991-03-12 | リン脂質高分子からなるバイオセンサー被覆膜用材料及びそれを用いたバイオセンサー被覆膜 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2947298B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1996014582A1 (fr) * | 1994-11-07 | 1996-05-17 | Laboratoires Merck-Clevenot | Appareil automatique de dosage immunologique |
| JP2005006704A (ja) * | 2003-06-16 | 2005-01-13 | Chisso Corp | 生体適合性材料及びこれを用いた医療用品 |
| JP2008139231A (ja) * | 2006-12-05 | 2008-06-19 | Tokyo Medical & Dental Univ | 化学センサ及びバイオセンサ |
| WO2009142298A1 (ja) * | 2008-05-22 | 2009-11-26 | 学校法人 慶應義塾 | 吸着防止方法、吸着防止材、内壁コートキャピラリ、その製造方法、及び、リン酸化合物とアニオンの同時分析方法 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2006137222A1 (ja) | 2005-06-24 | 2006-12-28 | Tokyo Medical And Dental University | 薬剤溶出速度制御方法、及び薬剤溶出性ステント被膜用組成物 |
-
1991
- 1991-03-12 JP JP3046639A patent/JP2947298B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1996014582A1 (fr) * | 1994-11-07 | 1996-05-17 | Laboratoires Merck-Clevenot | Appareil automatique de dosage immunologique |
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