JPH052940B2 - - Google Patents
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- JPH052940B2 JPH052940B2 JP58079938A JP7993883A JPH052940B2 JP H052940 B2 JPH052940 B2 JP H052940B2 JP 58079938 A JP58079938 A JP 58079938A JP 7993883 A JP7993883 A JP 7993883A JP H052940 B2 JPH052940 B2 JP H052940B2
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- Japan
- Prior art keywords
- plasma
- isfet
- sensor
- film
- polymer
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- Legal status (The legal status 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 status listed.)
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- 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
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- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
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- Physics & Mathematics (AREA)
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- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
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- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Immobilizing And Processing Of Enzymes And Microorganisms (AREA)
- Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
Description
（産業上の利用分野）
本発明は電界効果トランジスタ型イオンセンサ
ー（以下ISFETという）を用いた生物電気化学
センサーの製造方法に関するものである。本発明
の製造方法により得られた生物電気化学センサー
とは酵素、抗体、微生物等の優れた物質識別機能
を利用して、蛋白質、ホルモン、ウイルス等の複
雑な生体関連物質の濃度を電気的な量に変換して
出力するものである。 生体電気化学センサーの代表例である免疫セン
サーについて説明すると、該センサーは溶液中の
抗原または抗体濃度を免疫反応に基づき測定する
もので、特に医学分野において、生体中の各種ホ
ルモンや各種蛋白性物質を正確かつ短時間で測定
できる小型化された装置が要求されている。 従来この種の測定法としてはラジオイムノアツ
セイ法、エンザイムイムノアツセイ法、ケイ光法
等が知られている。しかしながらこれらの測定原
理を利用したものは、操作が煩雑である、試薬が
高価である、高価な設備を必要とするなどの問題
点があり、実用上大きな制限を受けていた。 上記問題点を解消する測定法として、最近電界
効果トランジスタ型イオンセンサーを利用した免
疫センサーが特開昭54−161992号に開示された。
かかる免疫センサーはISFETのゲート面に絶縁
性高分子をコートしてから化学的に抗原、抗体等
の化学物質を固定化したセンサーである。該セン
サーに使用するISFETの物質感応性の絶縁膜は
その原理上、膜−測定液界面の電界が充分にチヤ
ネルに届く程度に薄く、均一にコートしなければ
ならない。この厚さは通常数μといわれており、
このような厚さで均一に高分子絶縁膜を作製する
方法として従来よりプラズマ重合法、スパツタリ
ング法、紫外線重合法、パリレン蒸着法等が知ら
れている。しかし、上記方法で被覆された高分子
薄膜は表面が緻密で、また架橋も多くあるため通
常の化学反応では抗原、抗体を固定化するための
OH、COOH、NH2等の官能基を高分子膜表面に
高密度で導入することが非常に難しく、高分子薄
膜に固定化できる感応性物質の量も限られるため
感度のよいセンサーを得ることが非常に困難であ
つた。 本発明者らはISFETのゲート面に被覆された
高分子薄膜の表面に抗原、抗体、酵素などの生化
学的感応性物質を多量に固定するための方法につ
いて鋭意検討したところ、解離性の官能基を含ま
ない高分子膜表面をあらかじめアンモニア分子を
含むガスのプラズマで処理することにより高分子
薄膜の表面に生化学的感応性物質を多量に固定化
できることを見出し、さらに検討した結果本発明
に到達したものである。すなわち本発明は、電界
効果トランジスタ型イオンセンサーのゲート絶縁
膜表面に解離性の官能基を含まない電気絶縁性の
高分子薄膜を被覆した後、該高分子薄膜をアンモ
ニア分子を含むガスのプラズマで処理し、しかる
後該プラズマ処理された高分子薄膜の表面に生化
学的感応性物質を固定化したことを特徴とする生
物電気化学センサーの製造方法である。 該高分子薄膜を上記アンモニア分子を含むガス
のプラズマで処理することにより生化学的感応性
物質が多量に固定化できる原因は不明であるが、
解離性の感応基を含まない高分子薄膜の表面をア
ンモニア分子を含むガスによるプラズマで処理す
ることにより、高分子薄膜の表面にNH2の官能
基が高密度で導入されるものと推測される。 本発明に用いられるISFETは通常のMOSFET
のゲート金属電極を取り除いて、酸化シリコン及
び窒化シリコンの２層構造からなるゲート部が直
接電解液に接するようにしたものであり、特開昭
54−66194号に示されるようなゲート周辺部が完
全に絶縁されている構造のものが好ましく用いら
れる。このISFETのゲート部に被覆される高分
子膜は絶縁性がよく、かつ解離性の官能基を含ま
ないものである。これらの高分子膜は真空蒸着
法、スパツタリング法、紫外線重合法、プラズマ
重合法、グロー放電重合法、電子線重合法等でゲ
ート上に被覆される。とくに真空蒸着法によるポ
リパラキシリレン、及びその誘導体、スパツタリ
ング法により作製したポリテトラフルオロエチレ
ン膜、紫外線重合法によるポリスチレン、ポリパ
ラクロロスチレン、ポリパラクロロメチルスチレ
ン、プラズマ重合法によるポリメタン、ポリスチ
レン等が好ましい。中でもとくに紫外線重合法に
より作製したポリパラクロロメチルスチレンが好
ましい。膜の厚さは膜をへだてて電界効果が作用
できる10μ以下が好ましく、通常100Å〜1μであ
る。膜があまり薄くなるとピンホール等の欠陥が
多くなる。またこのようにして作製した膜はPH
感度が低いものほど好ましく、PH感度は測定
PH近辺で10mV／PH以下であることが望まし
い。 このようにして作製した高分子薄膜はその表面
のみを、気体としての取扱い制御が容易で、かつ
官能基導入効率に優れているアンモニア分子を含
むガスの気体放電で生成されたプラズマで処理
し、表面にNH2の官能基を導入する。また上記
アンモニア分子を含むガスとアルゴン等の不活性
ガスの混合気体をプラズマ化してもよい。 プラズマ処理はゲート部に高分子薄膜を被覆し
たISFETを真空系に入れ、これに前述のアンモ
ニア分子を含むガス（前記ガスとアルゴンガス等
の不活性ガスとの混合ガスでもよい）を10-3〜10
mmHgになるよう導入し、高周波もしくは交流、
あるいは直流を放電させてプラズマ化させること
により行なわれる。この時ISFETの電極部は放
電により特性が変化する恐れがあるので、絶縁性
の樹脂もしくはガラス板等により直接プラズマと
触れないように覆うことが好ましい。またプラズ
マの荷電によりプラズマ処理後のISFETは特性
が少し変化することがある。この特性をもとにも
どすためにはセンサーをプラズマ処理後熱処理す
ることが効果的である。 このようにしてプラズマ処理した後、該高分子
膜の表面に抗体、抗原等の生化学的感応性物質が
従来公知の方法によつて固定化される。かかる生
化学的感応性物質の固定化方法としては従来より
多くの方法が知られているが、本発明の方法に適
しているのは共有結合法であり、グルタルアルデ
ヒドを用いる方法及びマレイミドを用いる方法が
特に適している。またこれらの化合物を直接高分
子表面の官能基と反応させず、適当なスペーサー
をはさんで反応を行なうこともできる。 高分子膜表面に固定化される生化学的感応性物
質は特定の生物関連物質に選択的に配位もしくは
結合し、界面電位を変化させるものであり、例え
ば、抗原、抗体、レセプター等である。 抗原としてはサイクログロブリン、シクロゾー
ム、甲状腺刺激ホルモン受容体、細胞核などの自
己免疫疾患関連抗原、αフエトプロテインのよう
な癌特異性抗原、オーストラリア抗原のようなウ
イルスの擬似物質等がある。抗体としては抗アル
ブミン抗体、抗免疫グリブリン抗体等のタンパク
質に対する抗体、インスリン、HCG、ステロイ
ドホルモン等のホルモンに対する抗体、αフエト
プロテイン等の癌特異性抗原に対する抗体、オー
ストラリア抗原のような病原体に対する抗体等が
あげられる。これらの抗体は測定しようとする生
物関連物質に対し特異的に結合する抗体を作るこ
とが可能である。 この他の固定化される生化学的感応性物質とし
ては、甲状腺ホルモン結合性蛋白、カルシユーム
結合性蛋白等各種のレセプターなどが挙げられ
る。 このようにしてゲート絶縁膜上に生化学的感応
性の物質が固定化されたISFETは従来の免疫セ
ンサーに比して高い選択性と感度を持つのであ
る。以下実施例により本発明を具体的に説明す
る。 実施例 １ ゲート部における全周面に酸化シリコン及び窒
化シリコンが被覆されたPH感応ISFET（特公昭
57−43863号参照）を用い、該ISFETを直径１mm
のナイロンカテーテルの先端にゲート部が突出す
るように挿入して、ゲート部を除いた部分のうち
少くとも電極部とカテーテル内壁との間〓に樹脂
を充填、固定した後、ゲート部をDMF−メタノ
ールで洗滌し、次いでγアミノプロピルトリエト
キシシランでシラン処理した。このISFETを石
英セル中に入れ、系を排気した後、該セル中にパ
ラクロロメチルスチレン蒸気（市販一級試薬）を
導入した。その後ISFETを100Wの高圧水銀灯に
て１晩光照射を行なつたところ、ISFETのゲー
ト部に約4000Åのポリパラクロロメチルスチレン
の光重合膜が得られた。このセンサーのJIS緩衝
液PH9.18及びPH6.86でのVsの値は20mV以下で
あつた。次にこのセンサーをハイレートスパツタ
リング装置（日本真空SBH−1104RE）にてNH3
プラズマによる３分間のエツチング処理を行なつ
た。かかるプラズマ処理によりポリパラクロロメ
チルスチレン膜の表面にNH2基が導入されたも
のと推測される。この時のNH3圧は0.005torr、
出力は50Wであつた。プラズマ処理を行なつたセ
ンサーを５％グルタルアルデヒド水溶液に１時間
浸漬後水洗し、４℃の抗人アルブミンうさぎ血清
に１晩浸漬し、センサー表面に抗人アルブミン抗
体を固定化した。このセンサーを種々のアルブミ
ン濃度の液に挿入してソース電位（Vs）の測定
を行なつた結果を表−１に示す。 なお、ΔVsは人アルブミン濃度0ppmの溶液に
対するソース電位（0.481V）を基準にしたとき
のソース電位差である。 表−１から明らかなように該センサーの出力
（−ΔVs）は人アルブミン濃度の上昇と共に増大
している。また卵アルブミンに対しては出力はほ
とんど零である。このことは該センサーが人アル
ブミンに対して特異的に応答することを示してい
る。
ー（以下ISFETという）を用いた生物電気化学
センサーの製造方法に関するものである。本発明
の製造方法により得られた生物電気化学センサー
とは酵素、抗体、微生物等の優れた物質識別機能
を利用して、蛋白質、ホルモン、ウイルス等の複
雑な生体関連物質の濃度を電気的な量に変換して
出力するものである。 生体電気化学センサーの代表例である免疫セン
サーについて説明すると、該センサーは溶液中の
抗原または抗体濃度を免疫反応に基づき測定する
もので、特に医学分野において、生体中の各種ホ
ルモンや各種蛋白性物質を正確かつ短時間で測定
できる小型化された装置が要求されている。 従来この種の測定法としてはラジオイムノアツ
セイ法、エンザイムイムノアツセイ法、ケイ光法
等が知られている。しかしながらこれらの測定原
理を利用したものは、操作が煩雑である、試薬が
高価である、高価な設備を必要とするなどの問題
点があり、実用上大きな制限を受けていた。 上記問題点を解消する測定法として、最近電界
効果トランジスタ型イオンセンサーを利用した免
疫センサーが特開昭54−161992号に開示された。
かかる免疫センサーはISFETのゲート面に絶縁
性高分子をコートしてから化学的に抗原、抗体等
の化学物質を固定化したセンサーである。該セン
サーに使用するISFETの物質感応性の絶縁膜は
その原理上、膜−測定液界面の電界が充分にチヤ
ネルに届く程度に薄く、均一にコートしなければ
ならない。この厚さは通常数μといわれており、
このような厚さで均一に高分子絶縁膜を作製する
方法として従来よりプラズマ重合法、スパツタリ
ング法、紫外線重合法、パリレン蒸着法等が知ら
れている。しかし、上記方法で被覆された高分子
薄膜は表面が緻密で、また架橋も多くあるため通
常の化学反応では抗原、抗体を固定化するための
OH、COOH、NH2等の官能基を高分子膜表面に
高密度で導入することが非常に難しく、高分子薄
膜に固定化できる感応性物質の量も限られるため
感度のよいセンサーを得ることが非常に困難であ
つた。 本発明者らはISFETのゲート面に被覆された
高分子薄膜の表面に抗原、抗体、酵素などの生化
学的感応性物質を多量に固定するための方法につ
いて鋭意検討したところ、解離性の官能基を含ま
ない高分子膜表面をあらかじめアンモニア分子を
含むガスのプラズマで処理することにより高分子
薄膜の表面に生化学的感応性物質を多量に固定化
できることを見出し、さらに検討した結果本発明
に到達したものである。すなわち本発明は、電界
効果トランジスタ型イオンセンサーのゲート絶縁
膜表面に解離性の官能基を含まない電気絶縁性の
高分子薄膜を被覆した後、該高分子薄膜をアンモ
ニア分子を含むガスのプラズマで処理し、しかる
後該プラズマ処理された高分子薄膜の表面に生化
学的感応性物質を固定化したことを特徴とする生
物電気化学センサーの製造方法である。 該高分子薄膜を上記アンモニア分子を含むガス
のプラズマで処理することにより生化学的感応性
物質が多量に固定化できる原因は不明であるが、
解離性の感応基を含まない高分子薄膜の表面をア
ンモニア分子を含むガスによるプラズマで処理す
ることにより、高分子薄膜の表面にNH2の官能
基が高密度で導入されるものと推測される。 本発明に用いられるISFETは通常のMOSFET
のゲート金属電極を取り除いて、酸化シリコン及
び窒化シリコンの２層構造からなるゲート部が直
接電解液に接するようにしたものであり、特開昭
54−66194号に示されるようなゲート周辺部が完
全に絶縁されている構造のものが好ましく用いら
れる。このISFETのゲート部に被覆される高分
子膜は絶縁性がよく、かつ解離性の官能基を含ま
ないものである。これらの高分子膜は真空蒸着
法、スパツタリング法、紫外線重合法、プラズマ
重合法、グロー放電重合法、電子線重合法等でゲ
ート上に被覆される。とくに真空蒸着法によるポ
リパラキシリレン、及びその誘導体、スパツタリ
ング法により作製したポリテトラフルオロエチレ
ン膜、紫外線重合法によるポリスチレン、ポリパ
ラクロロスチレン、ポリパラクロロメチルスチレ
ン、プラズマ重合法によるポリメタン、ポリスチ
レン等が好ましい。中でもとくに紫外線重合法に
より作製したポリパラクロロメチルスチレンが好
ましい。膜の厚さは膜をへだてて電界効果が作用
できる10μ以下が好ましく、通常100Å〜1μであ
る。膜があまり薄くなるとピンホール等の欠陥が
多くなる。またこのようにして作製した膜はPH
感度が低いものほど好ましく、PH感度は測定
PH近辺で10mV／PH以下であることが望まし
い。 このようにして作製した高分子薄膜はその表面
のみを、気体としての取扱い制御が容易で、かつ
官能基導入効率に優れているアンモニア分子を含
むガスの気体放電で生成されたプラズマで処理
し、表面にNH2の官能基を導入する。また上記
アンモニア分子を含むガスとアルゴン等の不活性
ガスの混合気体をプラズマ化してもよい。 プラズマ処理はゲート部に高分子薄膜を被覆し
たISFETを真空系に入れ、これに前述のアンモ
ニア分子を含むガス（前記ガスとアルゴンガス等
の不活性ガスとの混合ガスでもよい）を10-3〜10
mmHgになるよう導入し、高周波もしくは交流、
あるいは直流を放電させてプラズマ化させること
により行なわれる。この時ISFETの電極部は放
電により特性が変化する恐れがあるので、絶縁性
の樹脂もしくはガラス板等により直接プラズマと
触れないように覆うことが好ましい。またプラズ
マの荷電によりプラズマ処理後のISFETは特性
が少し変化することがある。この特性をもとにも
どすためにはセンサーをプラズマ処理後熱処理す
ることが効果的である。 このようにしてプラズマ処理した後、該高分子
膜の表面に抗体、抗原等の生化学的感応性物質が
従来公知の方法によつて固定化される。かかる生
化学的感応性物質の固定化方法としては従来より
多くの方法が知られているが、本発明の方法に適
しているのは共有結合法であり、グルタルアルデ
ヒドを用いる方法及びマレイミドを用いる方法が
特に適している。またこれらの化合物を直接高分
子表面の官能基と反応させず、適当なスペーサー
をはさんで反応を行なうこともできる。 高分子膜表面に固定化される生化学的感応性物
質は特定の生物関連物質に選択的に配位もしくは
結合し、界面電位を変化させるものであり、例え
ば、抗原、抗体、レセプター等である。 抗原としてはサイクログロブリン、シクロゾー
ム、甲状腺刺激ホルモン受容体、細胞核などの自
己免疫疾患関連抗原、αフエトプロテインのよう
な癌特異性抗原、オーストラリア抗原のようなウ
イルスの擬似物質等がある。抗体としては抗アル
ブミン抗体、抗免疫グリブリン抗体等のタンパク
質に対する抗体、インスリン、HCG、ステロイ
ドホルモン等のホルモンに対する抗体、αフエト
プロテイン等の癌特異性抗原に対する抗体、オー
ストラリア抗原のような病原体に対する抗体等が
あげられる。これらの抗体は測定しようとする生
物関連物質に対し特異的に結合する抗体を作るこ
とが可能である。 この他の固定化される生化学的感応性物質とし
ては、甲状腺ホルモン結合性蛋白、カルシユーム
結合性蛋白等各種のレセプターなどが挙げられ
る。 このようにしてゲート絶縁膜上に生化学的感応
性の物質が固定化されたISFETは従来の免疫セ
ンサーに比して高い選択性と感度を持つのであ
る。以下実施例により本発明を具体的に説明す
る。 実施例 １ ゲート部における全周面に酸化シリコン及び窒
化シリコンが被覆されたPH感応ISFET（特公昭
57−43863号参照）を用い、該ISFETを直径１mm
のナイロンカテーテルの先端にゲート部が突出す
るように挿入して、ゲート部を除いた部分のうち
少くとも電極部とカテーテル内壁との間〓に樹脂
を充填、固定した後、ゲート部をDMF−メタノ
ールで洗滌し、次いでγアミノプロピルトリエト
キシシランでシラン処理した。このISFETを石
英セル中に入れ、系を排気した後、該セル中にパ
ラクロロメチルスチレン蒸気（市販一級試薬）を
導入した。その後ISFETを100Wの高圧水銀灯に
て１晩光照射を行なつたところ、ISFETのゲー
ト部に約4000Åのポリパラクロロメチルスチレン
の光重合膜が得られた。このセンサーのJIS緩衝
液PH9.18及びPH6.86でのVsの値は20mV以下で
あつた。次にこのセンサーをハイレートスパツタ
リング装置（日本真空SBH−1104RE）にてNH3
プラズマによる３分間のエツチング処理を行なつ
た。かかるプラズマ処理によりポリパラクロロメ
チルスチレン膜の表面にNH2基が導入されたも
のと推測される。この時のNH3圧は0.005torr、
出力は50Wであつた。プラズマ処理を行なつたセ
ンサーを５％グルタルアルデヒド水溶液に１時間
浸漬後水洗し、４℃の抗人アルブミンうさぎ血清
に１晩浸漬し、センサー表面に抗人アルブミン抗
体を固定化した。このセンサーを種々のアルブミ
ン濃度の液に挿入してソース電位（Vs）の測定
を行なつた結果を表−１に示す。 なお、ΔVsは人アルブミン濃度0ppmの溶液に
対するソース電位（0.481V）を基準にしたとき
のソース電位差である。 表−１から明らかなように該センサーの出力
（−ΔVs）は人アルブミン濃度の上昇と共に増大
している。また卵アルブミンに対しては出力はほ
とんど零である。このことは該センサーが人アル
ブミンに対して特異的に応答することを示してい
る。
【表】
実施例２及び比較例１〜４
実施例１と同様に、ISFETのゲート部に種々
の薄膜を作製し、CEA（癌胎児性抗原）抗体（う
さぎ）を固定化した。それらのCEAに対する感
度を表−２に示す。なお表−２の比較例２、３に
おける高分子薄膜アクリルアミドおよびHEMA
のISFETのゲート表面への製膜は、実施例１に
おけるパラクロルメチルスチレン蒸気の代りに、
アクリルアミドおよびヒドロキシエチルメチルア
クリレートの各々の蒸気を石英セル中に導入し
て、実施例１と同一条件で光重合で行つた。比較
例４、実施例２のパラクロロメチルスチレンの光
重合は実施例１と同一の条件で実施した。またプ
ラズマ処理については、比較例１、２、３および
実施例２は実施例１と同一の条件で実施し、比較
例４はプラズマ処理を実施しなかつた。表−２か
ら明らかなようにISFETのゲート上にパラクロ
ロメチルスチレンのような解離性の官能基を含ま
ない電気絶縁性の高分子薄膜を被覆したものでは
PH感度が低い（比較例４、実施例２）。上記パ
ラクロロメチルスチレン膜をNH3中でプラズマ
処理を施した後、抗CEA抗体を固定化した
ISFET（実施例２）ではCEAに対する応答が得ら
れているが、プラズマ処理を施さないと抗CEA
抗体を固定化した後も十分なCEA感度が得られ
ていない（比較例４）。また高分子薄膜として解
離性の官能基を有するアクリルアミドやHEMA
を被覆したものではPH感度が大きく、これに
NH3プラズマ処理して、抗CEA抗体を固定した
後も十分なCEA感度が得られない（比較例２、
３）。もちろん高分子薄膜を被覆しない場合も
PH感度が大きくCEA感度は低い（比較例１）。 なお比較例４と実施例２とでパラクロロメチル
スチレン高分子薄膜の厚みが異なるが、この程度
の厚みの相違はセンサーの感度には影響しないも
のと考えられる。
の薄膜を作製し、CEA（癌胎児性抗原）抗体（う
さぎ）を固定化した。それらのCEAに対する感
度を表−２に示す。なお表−２の比較例２、３に
おける高分子薄膜アクリルアミドおよびHEMA
のISFETのゲート表面への製膜は、実施例１に
おけるパラクロルメチルスチレン蒸気の代りに、
アクリルアミドおよびヒドロキシエチルメチルア
クリレートの各々の蒸気を石英セル中に導入し
て、実施例１と同一条件で光重合で行つた。比較
例４、実施例２のパラクロロメチルスチレンの光
重合は実施例１と同一の条件で実施した。またプ
ラズマ処理については、比較例１、２、３および
実施例２は実施例１と同一の条件で実施し、比較
例４はプラズマ処理を実施しなかつた。表−２か
ら明らかなようにISFETのゲート上にパラクロ
ロメチルスチレンのような解離性の官能基を含ま
ない電気絶縁性の高分子薄膜を被覆したものでは
PH感度が低い（比較例４、実施例２）。上記パ
ラクロロメチルスチレン膜をNH3中でプラズマ
処理を施した後、抗CEA抗体を固定化した
ISFET（実施例２）ではCEAに対する応答が得ら
れているが、プラズマ処理を施さないと抗CEA
抗体を固定化した後も十分なCEA感度が得られ
ていない（比較例４）。また高分子薄膜として解
離性の官能基を有するアクリルアミドやHEMA
を被覆したものではPH感度が大きく、これに
NH3プラズマ処理して、抗CEA抗体を固定した
後も十分なCEA感度が得られない（比較例２、
３）。もちろん高分子薄膜を被覆しない場合も
PH感度が大きくCEA感度は低い（比較例１）。 なお比較例４と実施例２とでパラクロロメチル
スチレン高分子薄膜の厚みが異なるが、この程度
の厚みの相違はセンサーの感度には影響しないも
のと考えられる。
【表】
Claims (1)
- １ 電界効果トランジスタ型イオンセンサーのゲ
ート絶縁膜表面に解離性の官能基を含まない高分
子薄膜を被覆した後、該高分子薄膜をアンモニア
分子を含むガスのプラズマで処理し、しかる後該
プラズマ処理された高分子薄膜の表面に生化学的
感応性物質を固定したことを特徴とする生物電気
化学センサーの製造方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58079938A JPS59203951A (ja) | 1983-05-06 | 1983-05-06 | 生物電気化学センサ−の製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58079938A JPS59203951A (ja) | 1983-05-06 | 1983-05-06 | 生物電気化学センサ−の製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59203951A JPS59203951A (ja) | 1984-11-19 |
| JPH052940B2 true JPH052940B2 (ja) | 1993-01-13 |
Family
ID=13704257
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58079938A Granted JPS59203951A (ja) | 1983-05-06 | 1983-05-06 | 生物電気化学センサ−の製造方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59203951A (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61176845A (ja) * | 1985-01-31 | 1986-08-08 | Nok Corp | 電界効果型トランジスター尿素センサー |
| JPS63171355A (ja) * | 1987-01-09 | 1988-07-15 | Seitai Kinou Riyou Kagakuhin Shinseizou Gijutsu Kenkyu Kumiai | 半導体化学センサ |
| JPH0713611B2 (ja) * | 1987-02-25 | 1995-02-15 | 帝人株式会社 | 免疫センサ及び免疫検出方法 |
| JPS6446639A (en) * | 1987-08-17 | 1989-02-21 | Nok Corp | Mutagen sensor |
| JP2004533238A (ja) * | 2001-04-14 | 2004-11-04 | コグニス・ドイッチュランド・ゲゼルシヤフト・ミト・ベシュレンクテル・ハフツング・ウント・コンパニー・コマンデイトゲゼルシヤフト | 化学的に不活性な表面上に生体分子を固定する方法 |
-
1983
- 1983-05-06 JP JP58079938A patent/JPS59203951A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS59203951A (ja) | 1984-11-19 |
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