WO2015198668A1 - 採取部及びバイオセンサ - Google Patents

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WO2015198668A1
WO2015198668A1 PCT/JP2015/058903 JP2015058903W WO2015198668A1 WO 2015198668 A1 WO2015198668 A1 WO 2015198668A1 JP 2015058903 W JP2015058903 W JP 2015058903W WO 2015198668 A1 WO2015198668 A1 WO 2015198668A1
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利弥 坂田
平 加治佐
雄弥 宮澤
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University of Tokyo NUC
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University of Tokyo NUC
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    • 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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    • G01N27/416—Systems

Definitions

  • the present invention relates to a collection unit and a biosensor.
  • Patent Document 1 discloses a biosensor having a structure in which a detection surface for detecting a change in physical characteristics of a negative charge is coated with a phenylboronic acid group that binds to a sialic acid sample (a cell itself or a cell-derived sugar chain). Is disclosed.
  • the biosensor described in Patent Document 1 does not invade cells or the like, it cannot be said that there is no invasion to a human body when cells are collected. That is, a biosensor that can further reduce the burden on the human body, for example, a biosensor that can detect a detection target based on tears, sweat, saliva, and the like is desired.
  • tears and the like contain proteins such as albumin in addition to glucose as a substance to be detected, and there is a concern that the protein may cause noise and reduce measurement sensitivity.
  • an object of the present invention is to provide a collection unit and a biosensor that can be analyzed noninvasively based on a sample collected from a human body.
  • the collection unit has a first receiving unit and a second receiving unit that receive and separate a sample liquid, and the first receiving unit includes an identification substance that binds to a detection target substance.
  • the detection target substance in the sample solution is separated from the non-detection target substance, and the second receiving part is connected to a reference electrode via a salt bridge part.
  • the biosensor according to the present invention is characterized in that it includes the collection unit, and a field effect transistor in which the first receiving unit and the gate electrode are electrically connected.
  • the concentration of the detection target substance can be measured more reliably.
  • first receiving part and the second receiving part are arranged separately, and the collected sample liquid is formed so as not to mix, so that the tear and the reference electrode are electrically connected via the salt bridge part. Since it can be connected to, it can be reduced in size.
  • FIG. 4A is a cross-sectional view schematically showing a configuration of a biosensor according to a second embodiment
  • FIG. 4A is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. 3
  • FIG. 4B is a cross-sectional view taken along line BB in FIG.
  • a biosensor 10 shown in FIG. 1 includes a collection unit 12 and a field effect transistor (FET) 14.
  • the biosensor 10 detects glucose as a detection target substance contained in the sample solution in the sampling unit 12, and detects the amount of glucose in the sample solution by converting the identified information into an electrical signal in the FET 14.
  • examples of the sample liquid include non-invasively collected sample liquid, that is, biological fluid other than blood, such as sweat, tears, and saliva.
  • sample solutions contain proteins such as albumin as a non-detection target substance in addition to glucose.
  • the collecting unit 12 has two receiving units arranged separately, that is, a first receiving unit 16 and a second receiving unit 18.
  • the first receiving portion 16 and the second receiving portion 18 are formed so that the sample liquid can be moved from the distal end to the proximal end, and are separated by the separation portion 20.
  • the separation unit 20 can prevent the sample liquid moving from the distal end to the proximal end from being mixed.
  • the first receiving unit 16 separates glucose in the sample solution from the protein while moving the sample solution from the distal end to the proximal end.
  • the 1st receiving part 16 is formed with the filter paper cut
  • the first receiving portion 16 is electrically connected to the FET 14 on the proximal end side.
  • the first receiving part 16 includes an identification substance 22.
  • the identification substance 22 has a function of binding to glucose contained in the sample solution.
  • phenylboronic acid for example, a derivative thereof (for example, phenylboronic acid having a vinyl group), glucose binding protein (GBP), a derivative thereof, or the like can be used as the identification substance 22.
  • phenylboronic acid generates a negative charge when bound to glucose.
  • the identification substance 22 is supported on a carrier (not shown).
  • conductive particles or non-conductive particles can be used.
  • the conductive particles metal particles such as particles such as Au, Pt, Ag, and Cu, and non-metal particles such as particles such as indium tin oxide (ITO) and a conductive polymer can be used.
  • the non-conductive particles for example, particles such as SiO 2 can be used.
  • a thiol group (—SH) or a disulfide group (—S—S—) into phenylboronic acid as the discriminating substance 22 to obtain a derivative of thiol or disulfide phenylboronic acid is attached to the surface of Au particles. It can be supported.
  • the first receiving portion 16 may have an elastic portion 24 formed thereon.
  • the elastic part 24 is formed on the surface opposite to the surface facing the second receiving part 18.
  • the elastic part 24 is not formed on the proximal end side of the first receiving part 16.
  • the elastic part 24 can be formed of a biocompatible material, for example, hydrogel.
  • a hydrogel is a gel-like material in which hydrophilic polymer chains are cross-linked to retain a large amount of water and has excellent water absorption.
  • agarose silicone, polyhydroxyethyl methacrylate (Poly-HEMA, polymethacrylic acid 2 -Also called hydroxyethyl), polyvinylpyrrolidone (PVP), polyvinyl alcohol (PVA), and the like.
  • Poly-HEMA may be a homopolymer of hydroxyethyl methacrylate (HEMA) or a copolymer with other monomers (for example, 2,3-dihydroxypropyl methacrylate, glycerol methacrylate (GMA), etc.). Poly-HEMA tends to have a higher water content when it is a copolymer.
  • the PVP may be a homopolymer of N-vinyl-2-pyrrolidone (NVP), which is a copolymer obtained by polymerizing NVP as a main component and adding a crosslinking agent with HEMA, methyl methacrylate (MMA) or the like. May be.
  • the second receiving portion 18 is not particularly limited, and for example, paper can be used.
  • Paper is manufactured by gluing plant fibers and other fibers. Plant fibers are composed of cellulose and hemicellulose. Cellulose has a property in which a large number of hydroxyl groups are bonded to each other by hydrogen bonding, whereby plant fibers constituting the paper adhere to each other. Examples of other fibers include fibers made of minerals, metals, synthetic resins, and the like.
  • the second receiving portion 18 is connected to the reference electrode 21 via the salt bridge portion 25 on the proximal end side.
  • the salt bridge portion 25 is formed, for example, by hardening a potassium chloride aqueous solution with agar or the like.
  • the sample solution that has moved through the second receiving portion 18 and the reference electrode 21 are electrically connected by the salt bridge portion 25 without being in direct contact.
  • the second receiving portion 18 may be formed with an elastic portion 24 in the same manner as the first receiving portion 16.
  • the elastic portion 24 is formed on the surface opposite to the surface facing the first receiving portion 16.
  • the elastic portion 24 is not formed on the base end side of the second receiving portion 18 where the salt bridge portion 25 is provided.
  • the FET 14 includes a source electrode part 30 electrically connected to a source (not shown) formed on the surface of the semiconductor substrate 28, a drain electrode part 32 electrically connected to a drain (not shown), a semiconductor A gate insulating film (not shown) formed on the substrate 28, the source electrode portion 30 and the drain electrode portion 32;
  • the FET 14 can use either n-MOS or p-MOS.
  • a gate electrode 34 is formed on the gate insulating film.
  • the gate electrode 34 can be formed of Au, Ag, Cu or the like.
  • the source electrode part 30 and the drain electrode part 32 are electrically connected to a power source and a measuring instrument.
  • the semiconductor substrate 28 may be formed of Si, Ga, As, ITO, IGZO, IZO, or the like, or an organic semiconductor, a carbon semiconductor (for example, a carbon nanotube, a graphene semiconductor, a diamond semiconductor, or the like) may be used.
  • the gate insulating film can be formed by SiO 2, Si 3 N 4 ( SiN x), an oxide or nitride such as Ta 2 O 5, Al 2 O 3.
  • the biosensor 10 includes a main body 36 that holds the collection unit 12 and the FET 14.
  • the main body 36 is a cubic member formed of a synthetic resin such as polyethylene terephthalate (PET), polytetrafluoroethylene (PTFE), and the first receiving portion setting portion 38 and the second receiving portion setting.
  • PET polyethylene terephthalate
  • PTFE polytetrafluoroethylene
  • Part 40, FET installation part 42, separation part 20, probe insertion hole 44, and reference electrode insertion hole 46 Part 40, FET installation part 42, separation part 20, probe insertion hole 44, and reference electrode insertion hole 46.
  • the main body 36 has two holes extending from one end to the other end in the longitudinal direction on the upper and lower sides of one surface in the thickness direction.
  • the lower hole is the first receiving portion setting portion 38
  • the upper hole is the second receiving portion setting portion 40.
  • a separation unit 20 is formed between the first receiving unit installation unit 38 and the second receiving unit installation unit 40.
  • An FET installation portion 42 is formed on the other end side of the first receiving portion installation portion 38.
  • a probe insertion hole 44 connected to the surface of the other end side in the longitudinal direction of the main body 36 is formed in the FET installation portion 42.
  • Two probe insertion holes 44 are provided side by side in the vertical direction with respect to the paper surface of this figure.
  • a salt bridge installation part 45 is formed on the other end side of the second receiving part installation part 40.
  • a reference electrode insertion hole 46 connected to the surface of the other end side in the longitudinal direction of the main body 36 is formed.
  • the FET 14 is installed in the FET installation part 42 in a state where the source electrode part 30 and the drain electrode part 32 are respectively aligned with the probe insertion holes 44.
  • the gate electrode 34 is disposed at a connection portion with the first receiving portion installation portion 38.
  • the first receiving part 16 is installed in the first receiving part installation part 38 with the elastic part 24 facing downward. Further, the first receiving portion 16 has a distal end protruding from one end of the main body 36, and a base end surface in contact with the gate electrode 34 of the FET 14.
  • Probe electrodes 47 are inserted into the probe insertion holes 44, respectively. The tips of the probe electrodes 47 are in contact with the source electrode portion 30 and the drain electrode portion 32, respectively, and are electrically connected to the source and the drain, respectively.
  • the salt bridge installation part 45 is filled with the salt bridge part 25.
  • the second receiving part 18 is installed in the second receiving part installation part 40 with the elastic part 24 facing upward. Further, the second receiving portion 18 has a distal end protruding from one end of the main body 36, and a proximal end surface in contact with the salt bridge portion 25.
  • the reference electrode 21 is inserted into the reference electrode insertion hole 46.
  • the reference electrode 21 has a tip inserted into the salt bridge portion 25 and is electrically connected to the salt bridge portion 25.
  • the reference electrode 21 becomes a reference potential in the FET 14.
  • a sample solution is collected by the collection unit 12.
  • the tear fluid as the sample solution is collected by bringing the tip of the collection unit 12 into direct contact with the inside of the lower eyelid.
  • the first receiving portion 16 and the second receiving portion 18 are provided with the elastic portion 24 on the distal end side, thereby collecting tears without damaging the eyeball and the surrounding skin. Can do.
  • the collected tears penetrate the first receiving part 16 and the second receiving part 18 from the distal end toward the proximal end.
  • the 1st receiving part 16 is formed with filter paper, glucose in tears penetrates faster than protein.
  • Glucose binds to the identification substance 22 in the first receiving unit 16.
  • the identification substance 22 generates a negative charge.
  • the tear fluid permeates to the proximal end side and reaches the salt bridge portion 25, whereby the tear fluid is electrically connected to the reference electrode 21 through the salt bridge portion 25.
  • the negative charge is charged on the surface of the gate electrode 34 on the base end side of the first receiving portion 16. Thereby, the charge density on the gate electrode 34 changes.
  • This change in charge density can be measured as a change in drain current flowing from the source to the drain with reference to the potential of the tear reference electrode 21.
  • a change in charge density on the gate electrode 34 is measured as a change in gate voltage.
  • the first receiving portion 16 is formed of filter paper, so that glucose in tear fluid penetrates faster than protein and reaches the proximal end side of the first receiving portion 16 faster than protein. .
  • the biosensor 10 can suppress the protein from binding to the identification substance 22 included in the first receiving unit 16 or adhering to the surface of the gate electrode 34, so that an unnecessary negative charge is charged in the gate electrode 34. Can be suppressed. Therefore, since the biosensor 10 can further improve the measurement sensitivity, the amount of glucose can be more reliably measured based on the sample liquid collected from the human body non-invasively.
  • the biosensor 10 is formed such that the first receiving portion 16 and the second receiving portion 18 are separated by the separating portion 20 on the proximal end side, and the sample liquid that has penetrated from the distal end is not mixed on the proximal end side. Further, a salt bridge portion 25 is provided on the proximal end side of the second receiving portion 18. Thereby, the biosensor 10 uses the reference electrode 21 electrically connected to the tears via the salt bridge portion 25 as a reference, and the charge density on the gate electrode 34 connected to the other end side of the first receiving portion 16. Can be measured.
  • the biosensor 10 according to the above embodiment was manufactured, and the output voltage of the FET 14 when the sampling unit 12 was brought into contact with the inner side of the lower arm was measured.
  • Paper manufactured by ADVANTEC, product name: qualitative filter paper No. 131
  • ADVANTEC product name: qualitative filter paper No. 131
  • gold particles particle size: 15 nm
  • a solution concentration: 1 nM
  • Paper manufactured by ADVANTEC, product name: qualitative filter paper No. 131
  • a Pt electrode was used as the reference electrode 21.
  • the separation part 20 was a plate-like member having a thickness of 300 ⁇ m formed of PTFE.
  • An Au electrode was used as the gate electrode 34 of the FET 14.
  • the sampling part 12 of the biosensor 10 thus produced was brought into contact with a human eyeball for 10 seconds, and the change in the charge density on the gate electrode 34 was measured as the change in the drain-source voltage.
  • the result is shown in FIG.
  • the vertical axis represents output voltage (V)
  • the horizontal axis represents time (seconds). From this figure, it was confirmed that the output voltage changed almost at the same time when the sampling part 12 was brought into contact with the eye. From this, the biosensor 10 measures the change in the charge density on the gate electrode 34 caused by the glucose in the tear fluid collected by the collection unit 12 in the first receiving unit 16 being combined with the identification substance 22. I was able to confirm that it was possible.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be appropriately changed within the scope of the gist of the present invention.
  • the present invention is not limited thereto, and is formed of a structure such as a synthetic resin having a flow path or an organic polymer nonwoven fabric. May be.
  • the present invention is not limited to this, and a self-assembled monolayer (Self-Assembled) containing the identification substance 22 and an inhibitor is included.
  • Monolayers SAMs
  • the inhibitory substance prevents proteins such as albumin that are non-detection target substances from binding to phenylboronic acid or reaching the gate electrode 34.
  • SAMs generally refer to organic thin films in which organic molecules spontaneously gather at a solid-liquid interface or a solid-gas interface to form a monomolecular film spontaneously.
  • the inhibitor is formed of a polymer compound.
  • the polymer compound oligoethylene glycol having a molecular chain longer than that of the identification substance 22 can be used, and for example, polyethylene glycol can be used.
  • the first receiving unit 16 may use a copolymer bonded to the identification substance 22 and the inhibitory substance.
  • the inhibitor can be formed of a hydrophilic polymer.
  • the hydrophilic polymer is a polymer having a hydrophilic functional group (hydroxyl group, carboxyl group), such as hydrogel, paper, superabsorbent polymer (SAP).
  • Hydrogel is a gel-like material in which hydrophilic polymer chains are cross-linked and retains a large amount of water and is excellent in water absorption, for example, polyhydroxyethyl methacrylate (Poly-HEMA, polyhydroxymethacrylate 2-hydroxyethyl). And polyvinyl pyrrolidone (PVP), polyvinyl alcohol (PVA), and the like.
  • Poly-HEMA may be a homopolymer of hydroxyethyl methacrylate (HEMA) or a copolymer with other monomers (for example, 2,3-dihydroxypropyl methacrylate, glycerol methacrylate (GMA), etc.).
  • Poly-HEMA tends to have a higher water content when it is a copolymer.
  • the PVP may be a homopolymer of N-vinyl-2-pyrrolidone (NVP), which is a copolymer obtained by polymerizing NVP as a main component and adding a crosslinking agent with HEMA, methyl methacrylate (MMA) or the like. May be.
  • NVP N-vinyl-2-pyrrolidone
  • MMA methyl methacrylate
  • Paper is manufactured by gluing plant fibers and other fibers.
  • Plant fibers are composed of cellulose and hemicellulose.
  • Cellulose has a property in which a large number of hydroxyl groups are bonded to each other by hydrogen bonding, whereby plant fibers constituting the paper adhere to each other.
  • other fibers include fibers made of minerals, metals, synthetic resins, and the like. From the viewpoint of fixing the identification substance 22 more firmly, paper made of plant fibers (cellulose) is used. Is preferred.
  • SAP is a polymer that can absorb and retain water from several hundred times to several thousand times its own weight.
  • a polymer of acrylic acid can be used. Since a polymer of acrylic acid has a large number of carboxyl groups, it has a high hydrophilicity and is further crosslinked to a fine structure to form a gel having a high water absorption when it is in the form of sodium salt.
  • hydrophilic polymers examples include cellulose derivatives such as hydroxypropylmethylcellulose (HPMC), sodium carboxymethylcellulose (CMC-Na), and hydroxyethylcellulose (HEC); polysaccharides such as alginic acid, hyaluronic acid, agarose, starch, dextran, and pullulan.
  • HPMC hydroxypropylmethylcellulose
  • CMC-Na sodium carboxymethylcellulose
  • HEC hydroxyethylcellulose
  • polysaccharides such as alginic acid, hyaluronic acid, agarose, starch, dextran, and pullulan.
  • a homopolymer such as carboxyvinyl polymer, polyethylene oxide, poly (meth) acrylamide, poly (meth) acrylic acid, a copolymer of the homopolymer and polysaccharide, and a monomer constituting the homopolymer; Copolymers with other monomers; proteins such as collagen and gelatin and derivatives thereof; heparin, hyaluronic acid, chondroitin sulfate, dermatan sulfate, dextran sulfate, keratan sulfate, heparan Mention may be made of glycosaminoglycans such as acid, chitin, polysaccharides and mucopolysaccharides such as chitosan.
  • 1-vinyl-2-pyrrolidinone, propenoic acid 2-methyl ester, monomethacryloyloxyethyl phthalate, ammonium sulfatoethyl methacrylate, N-vinylpyrrolidone, N, N-dimethylacrylamide, 2- (methacryloyloxyethyl) ) -2- (Trimethylammonioethyl) phosphate and other hydrophilic polymers may be used.
  • hydrophilic polymers exemplified above may be used alone or in combination of two or more.
  • a known radical polymerization accelerator can be appropriately selected and used.
  • those having water solubility or water dispersibility and uniformly contained in the entire system are preferably used.
  • water-soluble peroxides such as potassium peroxodisulfate and ammonium peroxodisulfate, water-soluble azo compounds such as VA-044, V-50, and V-501 (all of which are Wako Pure Chemical Industries, Ltd.)
  • a mixture of Fe 2+ and hydrogen peroxide can be used.
  • N, N'-methylenebisacrylamide, ethylene glycol dimethacrylate, vinyl methacrylate, or the like can be used as the crosslinking agent.
  • the first receiving portion 16 has a structure including the identification substance 22 from the distal end side to the proximal end side, but is not limited thereto.
  • the identification substance 22 that binds to glucose is included on the proximal end side of the first receiving unit 16, and a substance other than glucose (for example, a protein such as albumin) preferentially adheres to the distal end side of the first receiving unit 16.
  • a structure including a substance, specifically, a substance that easily binds to a thiol group, gold particles, or platinum particles may be used. Such a structure is preferable because measurement sensitivity can be increased.
  • the separation portion 20 is formed integrally with the main body 36 .
  • the present invention is not limited to this, and the separation portion 20 may be formed so as to be separable independently of the main body 36. .
  • the present invention is not limited thereto, and the first main body 36 that holds the sampling unit 12 and the FET 14.
  • the second main body 36 that holds Thereby, the biosensor can replace only the collection part.
  • the detection target substance is glucose
  • the present invention is not limited to this.
  • the present invention may be applied to sodium ions or potassium ions as the detection target substance.
  • crown ether can be used as the identification substance.
  • the present invention is not limited to this, and a thin film is directly formed on the salt bridge portion 25 to form the reference electrode. May be.
  • the second receiving portion 18 is formed of paper
  • the present invention is not limited thereto, and may be formed of hydrogel.
  • the second receiving portion 18 does not need to be further provided with the elastic portion 24.
  • the biosensor 50 shown in a partial top view in FIG. 3 includes a measurement electrode 60 and a reference electrode 62 that are separately formed on a rectangular substrate 54.
  • the measurement electrode 60 and the reference electrode 62 are formed along the long side of the substrate 54, and the base ends 60 b and 62 b of each electrode reach the end of the substrate 54.
  • the measurement electrode 60 is provided with a first receiving portion 56 at the tip, and the reference electrode 62 is provided with a second receiving portion 58 at the tip.
  • the 1st receiving part 56 and the 2nd receiving part 58 are arrange
  • the biosensor 50 identifies glucose as a detection target substance contained in the sample solution in the collection unit 52, and converts the identified information into an electrical signal in an FET (not shown). Thus, the amount of glucose in the sample solution is detected.
  • the measurement electrode 60 can be formed by a gold electrode, for example.
  • the base end 60b side of the measurement electrode 60 is electrically connected to an FET (not shown).
  • the base end 60b side of the measurement electrode 60 is used as the gate electrode of the FET. Since the measurement electrode 60 has the first receiving portion 56 at the tip, the gate electrode of the FET in the biosensor 50 is connected to the first receiving portion 56.
  • the first receiving unit 56 and the second receiving unit 58 are arranged separately.
  • the first receiving part 56 and the second receiving part 58 arranged separately are covered with a porous elastic layer 70.
  • the porous elastic layer 70 can be formed of a biocompatible material, for example, a porous gel obtained by making a hydrogel porous. Examples of the hydrogel include polyhydroxyethyl methacrylate as described in the first embodiment.
  • the first receiving part 56 is provided with a MIP (Molecular Template Imprinted Polymer) gel layer 66 on the surface of the tip 60a of the measurement electrode 60.
  • the MIP gel layer 66 is a gel layer containing an identification substance, and the gel layer is formed of a hydrogel.
  • the identification substance a compound having a function of binding to glucose contained in the sample solution can be used as in the case of the first embodiment.
  • the hydrogel include polyhydroxyethyl methacrylate as described in the first embodiment.
  • the first receiving unit 56 separates glucose in the sample solution that has permeated the porous elastic layer 70 from the protein in the MIP gel layer 66.
  • a blocking layer 64 is provided between the tip 60 a of the measurement electrode 60 and the MIP gel layer 66.
  • the blocking layer 64 contains an inhibitor.
  • the inhibitor has a protein removing action, and for example, a monolayer of albumin can be used.
  • the inhibitory substance suppresses the protein that is the non-detection target substance from reaching the gate electrode.
  • the second receiving portion 58 has a configuration in which the conductor portion 62a is covered with a salt bridge portion 68 as shown in FIG. 4B.
  • the conductor part 62a and the reference electrode 62 are integrally formed, and the tip of the reference electrode 62 is used as the conductor part 62a.
  • the second receiving portion 58 is connected to the reference electrode 62 through the salt bridge portion 68.
  • the reference electrode 62 can be formed, for example, by covering a gold electrode with silver / silver chloride. As a gold electrode here, the thing similar to the measurement electrode 60 can be used.
  • the salt bridge portion 68 is preferably a gel layer that is less likely to pass water than the porous elastic layer 70.
  • the salt bridge portion 68 is formed by hardening a potassium chloride aqueous solution with agar or the like.
  • the conductor portion 62a that is the tip of the sample solution and the reference electrode 62 is similar to the salt bridge portion 68 as in the first embodiment.
  • electrical connection is made without direct contact.
  • the base end 62b of the reference electrode 62 is connected to a measuring instrument.
  • the FET (not shown) has basically the same configuration as that of the first embodiment. As described above, in the present embodiment, the base end 60b side of the measurement electrode 60 connected to the first receiving portion 56 is used as the gate electrode of the FET. The reference electrode 62 connected to the second receiving portion 58 becomes a reference potential in the FET.
  • a sample solution is collected by the collection unit 52.
  • tear fluid as a sample solution is collected.
  • the collection unit 52 is provided with the porous elastic layer 70 that covers the first receiving unit 56 and the second receiving unit 58, so that the tears can be obtained without damaging the eyeball and surrounding skin. Can be collected.
  • the collected tears penetrate into the porous elastic layer 70 toward the first receiving portion 56 and the second receiving portion 58.
  • the porous elastic layer 70 is formed of a porous gel, so that glucose in tear fluid penetrates faster than the protein and reaches the first receiving unit 56.
  • glucose binds to the identification substance in the MIP gel layer 66.
  • the identification substance generates a negative charge. Proteins that are non-detection target substances are blocked by the blocking layer 64.
  • tear fluid is electrically connected to the reference electrode 62 via the salt bridge portion 68.
  • the identification substance is included in the MIP gel layer 66. Since the glucose in the tear fluid is taken into the molecular template in the MIP gel layer 66, the effect that glucose can be recognized more reliably is also obtained.
  • the blocking layer 64 made of a monolayer of albumin is not a dense structure having a flat surface.
  • the monolayer of albumin has a complicated structure on the surface, and there are gaps inside. Proteins that are non-detection target substances are captured in this complicated structure.
  • the gel forming the MIP gel layer 66 enters the gap between the monomolecular films, and the MIP gel layer 66 is partially connected to the tip 60 a of the measurement electrode 60. The negative charges generated in the MIP gel layer 66 can reach the tip 60a of the measurement electrode 60 via such a gel.
  • the negative charge is charged on the surface of the gate electrode.
  • the negative charge is charged from the first receiving portion 56 via the measurement electrode 60 to the surface of the gate electrode on the base end 60 b side of the measurement electrode 60.
  • the charge density of the gate electrode changes. This change in charge density can be measured as a change in drain current flowing from the source to the drain with reference to the potential of the tear reference electrode 62.
  • the change in charge density on the gate electrode is measured as the change in gate voltage.
  • the porous elastic layer 70 is formed of a porous gel, so that glucose in the tear fluid penetrates faster than the protein and reaches the first receiving unit 56.
  • the tear fluid permeates the blocking layer 64 containing the inhibitory substance via the MIP gel layer 66 containing the identification substance.
  • glucose in tears binds to the identification substance, so that the identification substance generates a negative charge.
  • the inhibitory substance in the blocking layer 64 prevents the protein that is the non-detection target substance from reaching the gate electrode.
  • the biosensor 50 can suppress the protein from adhering to the surface of the gate electrode, it can suppress the unnecessary negative charge from being charged to the gate electrode. Therefore, since the biosensor 50 can further improve the measurement sensitivity, it is possible to more reliably measure the amount of glucose based on the sample solution collected from the human body non-invasively.
  • the first receiving portion 56 and the second receiving portion 58 are arranged separately, and the porous elastic layer 70 made of a porous gel covers the first and second receiving portions 56, 58. Is provided. Due to the presence of the porous elastic layer 70, tears can permeate at a high speed and quickly reach the first receiving portion 56 and the second receiving portion 58.
  • the measurement electrode is based on the reference electrode 62 electrically connected to the tear fluid as in the case of the first embodiment.
  • the change in charge density on the gate electrode on the other end 60b side of 60 can be measured.
  • the biosensor 50 according to the second embodiment was manufactured, and the operation was confirmed by bringing the collection unit 52 into contact with the eyeball.
  • Two gold electrodes were separated and formed on a glass substrate 54 by a sputtering method, and one gold electrode was used as a measurement electrode 60.
  • the other gold electrode is covered with silver / silver chloride as reference electrode 62.
  • the tip 60a of the measurement electrode 60 was immersed in a 5 g / L albumin solution overnight after being subjected to ultraviolet ozone treatment.
  • the blocking layer 64 was formed in the front-end
  • a MIP gel layer 66 was formed using a monomer solution containing vinylphenylboronic acid (0.01 g) as an identification substance as a raw material.
  • a monomer solution containing vinylphenylboronic acid (0.01 g) as an identification substance as a raw material.
  • HEMA hydroxyethyl methacrylate
  • N-3- (dimethylamino) propylmethacrylamide 0.02 g of N, N′-methylenebisacrylamide
  • 6.7 300% by weight of sodium acrylate (pH 7.3) 0.009 g of glucose, and 0.01 g of vinylphenylboronic acid were mixed.
  • 100 mM sodium phosphate buffer pH 10.0 was added, adjusted to a total amount of 1 g, and dissolved.
  • a silver / silver chloride ink (manufactured by BAS, product name: silver chloride ink for reference electrode) was applied on the gold electrode to be the reference electrode 62 and dried in the air for 24 hours. After drying, the conductor portion 62a, which is the tip of the measuring electrode 62 covered with silver / silver chloride, is covered with an agarose gel containing potassium chloride (concentration: 3.3M) to form a salt bridge portion 68, and the second receptor. Part 58 was obtained. On the board
  • the first receiving unit 56 and the second receiving unit 58 were covered with the porous elastic layer 70 using a monomer solution as follows.
  • the monomer solution here was prepared in the same manner as the raw material of the MIP gel layer except that vinyl phenylboronic acid as an identification substance was not blended.
  • Sodium chloride 0.5g was added to the monomer solution so that it might become more than saturated aqueous solution, and the raw material solution of the porous elastic layer 70 was prepared.
  • the surface of the substrate 54 on which the first receiving portion 56 and the second receiving portion 58 are arranged apart from each other protected the region other than the sampling portion 52 with hydrogel, and similarly protected the back surface and side surfaces of the substrate 54.
  • the substrate 54 in which only the region of the collecting part 52 was exposed was immersed in the raw material solution of the porous elastic layer 70 and subjected to a polymerization reaction at room temperature in a nitrogen atmosphere for 12 hours to produce a hydrogel on the substrate 54. After completion of the polymerization reaction, the substrate 54 was immersed in ultrapure water for 4 hours to remove residual monomer components and sodium chloride crystals. In this way, the first receiving portion 56 having the blocking layer 64 and the MIP gel layer 66 and the second receiving portion 58 having the salt bridge portion 68 were covered with the porous elastic layer 70 to form the sampling portion 52.
  • the biosensor 50 was produced using the other end 60b of the measurement electrode 60 as the gate electrode of the FET.
  • the collected part 52 of the obtained biosensor 50 was brought into contact with the human eyeball, and the change in charge density was measured on the gate electrode in the same manner as in the first embodiment.
  • the biosensor 50 can measure the change in the charge density on the gate electrode caused by the glucose in the tear fluid collected by the collection unit 52 being combined with the identification substance in the MIP gel layer 66. did it.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be appropriately changed within the scope of the gist of the present invention.
  • a separation unit may be disposed on the substrate 54 between the first receiving unit 56 and the second receiving unit 58 in the sampling unit 52.
  • the separation part can also be arranged between the measurement electrode 60 and the reference electrode 62. By providing the separation part, it is possible to reliably prevent an unintended substance from reaching the reference electrode 62.
  • the separation portion can be formed by a technique such as heat curing using a hydrophobic material such as polydimethylpolysiloxane (PDMS) or epoxy.
  • PDMS polydimethylpolysiloxane
  • the substrate 54 is formed of glass, but is not limited thereto.
  • PDMS polymethyl methacrylate
  • the substrate 54 can be used as the substrate 54 as long as it is a biocompatible and flexible material.
  • the first receiving portion 56 is formed of a gold electrode, but is not limited thereto, and may be formed of silver, copper, platinum, palladium, mercury, or the like.
  • the second receiving portion 58 can be formed by covering the gold electrode with silver / silver chloride, or covering the electrode made of silver or copper with silver / silver chloride, for example.
  • the compound (identification substance) that binds to glucose contained in the sample solution and the hydrogel as described in the first embodiment are arbitrarily used. In combination, it can be prepared by blending the target substance (glucose).
  • the MIP gel layer 66 can be formed by formulating the raw materials so as to obtain a desired molecular template and adopting a general technique.
  • the gel layer containing the identification substance is the MIP gel layer including the molecular template polymer, but is not necessarily limited thereto.
  • the first receiving portion 56 may be configured by including an identification substance in a gel layer that does not contain the molecular template polymer and providing the gel layer on the blocking layer 64.
  • the blocking layer 64 between the MIP gel layer 66 and the first receiving unit 56 only needs to block proteins that are non-detection target substances.
  • the blocking layer 64 can be formed using any inhibitor such as polyethylene glycol as mentioned in the first embodiment.
  • the salt bridge portion 68 in the second receiving portion 58 is not limited to an agarose gel. If a layer that is harder than the porous elastic layer 70 and can penetrate the sample liquid is obtained, the salt bridge portion 68 can be formed using, for example, HEMA.
  • the conductor portion 62 a in the second receiving portion 58 can function as long as it is electrically connected to the reference electrode 62, and does not necessarily have to be formed integrally with the reference electrode 62.
  • a hydrogel such as HEMA
  • a monomer solution prepared by blending an appropriate salt according to the type of hydrogel so as to become a saturated aqueous solution or more is used as a raw material of the porous elastic layer 70.
  • HEMA sodium chloride may be used as the salt.
  • the second embodiment can also be applied to sodium ions and potassium ions as detection target substances.
  • crown ether is used as the discriminating substance, and the MIP gel layer 66 can be produced with a prescription according to a desired substance to be detected.

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Abstract

　試料液を受容し、分離して配置された第１受容部（１６）及び第２受容部（１８）を有し、前記第１受容部（１６）が、検出対象物質と結合する識別物質（２２）を含むと共に、前記試料液中の検出対象物質を非検出対象物質と分離し、前記第２受容部（１８）が、塩橋部（２５）を介して参照電極（２１）に接続されることを特徴とする。

Description

採取部及びバイオセンサ
　本発明は、採取部及び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採取部及びバイオセンサを提供することを目的とする。
　本発明に係る採取部は、試料液を受容し、分離して配置された第１受容部及び第２受容部を有し、前記第１受容部が、検出対象物質と結合する識別物質を含むと共に、前記試料液中の検出対象物質を非検出対象物質と分離し、前記第２受容部が、塩橋部を介して参照電極に接続されることを特徴とする。
　本発明に係るバイオセンサは、前記採取部と、前記第１受容部とゲート電極が電気的に接続された電界効果トランジスタとを備えたことを特徴とする。
　本発明によれば、非検出対象物質が第１受容部に含まれる識別物質と結合するのを抑制することにより、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液に基づき検出対象物質の濃度をより確実に測定することができる。
　また、第１受容部と、第２受容部とが分離して配置され、採取された試料液が混ざらないように形成したことにより、塩橋部を介して涙液と参照電極とを電気的に接続することができるので、小型化することができる。
第１実施形態に係るバイオセンサの構成を模式的に示す縦断面図である。 第１実施形態に係るバイオセンサの電気的特性を測定した結果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構成を模式的に示す部分上面図である。 第２実施形態に係るバイオセンサの構成を模式的に示す断面図であり、図４Ａは図３におけるＡ－Ａ線断面図、図４Ｂは図３におけるＢ－Ｂ線断面図である。
　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。
［第１実施形態］
（全体構成）
　図１に示すバイオセンサ１０は、採取部１２と、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、採取部１２において試料液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、試料液中のグルコース量を検出する。ここで試料液とは、非侵襲的に採取した試料液、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。これら試料液には、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。
　採取部１２は、分離して配置された２つの受容部、すなわち第１受容部１６と、第２受容部１８とを有する。第１受容部１６と第２受容部１８は、先端から基端へ試料液を移動させ得るように形成されており、分離部２０によって分離されている。分離部２０によって、先端から基端へ移動する試料液が混ざるのを抑制することができる。
　第１受容部１６は、先端から基端へ試料液を移動させながら、試料液中のグルコースをタンパク質から分離する。本実施形態の場合、第１受容部１６は、矩形状に切断されたろ紙で形成されている。
　第１受容部１６は、基端側において、ＦＥＴ１４に電気的に接続されている。第１受容部１６は、識別物質２２を含む。識別物質２２は、試料液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２２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。
　本実施形態の場合、識別物質２２は担体（図示しない）に担持されている。担体は、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２２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。
　第１受容部１６は、弾性部２４が形成されていてもよい。本図の場合、弾性部２４は、第２受容部１８と面している表面と反対の表面に形成されている。また弾性部２４は、第１受容部１６の基端側には形成されていない。弾性部２４は、生体適合性を有する材料、例えばハイドロゲルで形成することができる。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、アガロース、シリコーン、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。
　第２受容部１８は、特に限定されないが、例えば紙を用いることができる。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。
　第２受容部１８は、基端側において、塩橋部２５を介して参照電極２１に接続されている。塩橋部２５は、例えば、塩化カリウム水溶液を寒天等によって固めることにより形成される。第２受容部１８を移動してきた試料液と参照電極２１は、塩橋部２５によって、直接接触せずに、電気的に接続される。
　第２受容部１８は、第１受容部１６と同様に、弾性部２４が形成されていてもよい。本図の場合、弾性部２４は、第１受容部１６と面している表面と反対の表面に形成されている。弾性部２４は、塩橋部２５が設けられている第２受容部１８の基端側には形成されていない。
　ＦＥＴ１４は、半導体基板２８の表面に形成されたソース（図示せず）に電気的に接続されたソース電極部３０及びドレイン（図示せず）に電気的に接続されたドレイン電極部３２と、半導体基板２８、ソース電極部３０及びドレイン電極部３２上に形成されたゲート絶縁膜（図示しない）とを備える。ＦＥＴ１４は、ｎ－ＭＯＳ、ｐ－ＭＯＳのいずれも使用することができる。ゲート絶縁膜上には、ゲート電極３４が形成されている。ゲート電極３４は、Ａｕ、Ａｇ、Ｃｕ等で形成することができる。ソース電極部３０とドレイン電極部３２は、図示しないが電源及び計測器に電気的に接続される。
　半導体基板２８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。
　本実施形態の場合、バイオセンサ１０は、採取部１２及びＦＥＴ１４を保持する本体３６を備える。本体３６は、ポリエチレンテレフタラート（ＰＥＴ：polyethylene terephthalate）、ポリテトラフルオロエチレン(ＰＴＦＥ：polytetrafluoroethylene）等の合成樹脂で形成された立方体の部材であり、第１受容部設置部３８、第２受容部設置部４０、ＦＥＴ設置部４２、分離部２０、プローブ挿入穴４４、参照電極挿入穴４６を有する。
　本体３６は、長手方向の一端から他端へ延びる穴が、厚さ方向の一面の上下に２個形成されている。下側の穴が第１受容部設置部３８であり、上側の穴が第２受容部設置部４０である。第１受容部設置部３８と第２受容部設置部４０の間には、分離部２０が形成されている。
　第１受容部設置部３８の他端側には、ＦＥＴ設置部４２が形成されている。ＦＥＴ設置部４２には、本体３６の長手方向の他端側表面に繋がるプローブ挿入穴４４が形成されている。プローブ挿入穴４４は、本図の紙面に対し、垂直方向に２個、並んで設けられている。
　第２受容部設置部４０の他端側には、塩橋設置部４５が形成されている。塩橋設置部４５には、本体３６の長手方向の他端側表面に繋がる参照電極挿入穴４６が形成されている。
　ＦＥＴ設置部４２には、ソース電極部３０とドレイン電極部３２をプローブ挿入穴４４にそれぞれ合わせた状態で、ＦＥＴ１４が設置されている。ＦＥＴ１４は、ゲート電極３４が第１受容部設置部３８との接続部分に配置される。第１受容部１６は、弾性部２４を下側にした状態で第１受容部設置部３８に設置される。また第１受容部１６は、先端が本体３６の一端から突出しており、基端側の表面がＦＥＴ１４のゲート電極３４に接触している。プローブ挿入穴４４には、それぞれプローブ電極４７が挿入される。プローブ電極４７は、先端がそれぞれソース電極部３０とドレイン電極部３２に接触しており、それぞれソース及びドレインと電気的に接続される。
　塩橋設置部４５には、塩橋部２５が充填されている。第２受容部１８は、弾性部２４を上側にした状態で第２受容部設置部４０に設置される。また第２受容部１８は、先端が本体３６の一端から突出しており、基端側の表面が塩橋部２５に接触している。参照電極挿入穴４６には、参照電極２１が挿入される。参照電極２１は、先端が塩橋部２５に差し込まれており、塩橋部２５と電気的に接続される。参照電極２１は、ＦＥＴ１４における基準電位となる。
（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、採取部１２で試料液を採取する。例えば、採取部１２の先端を直接下瞼の内側に接触させることにより、試料液としての涙液を採取する。本実施形態の場合、第１受容部１６及び第２受容部１８は、先端側に弾性部２４が設けられていることにより、眼球やその周囲の皮膚を傷つけずに、涙液を採取することができる。
　採取された涙液は、第１受容部１６及び第２受容部１８を先端から基端へ向かって浸透していく。本実施形態の場合、第１受容部１６は、ろ紙で形成されていることにより、涙液中のグルコースがタンパク質より速く浸透する。第１受容部１６においてグルコースは識別物質２２と結合する。これにより識別物質２２は負電荷を生じる。一方、第２受容部１８では、涙液が、基端側へ浸透し塩橋部２５に到達することにより、涙液が塩橋部２５を介して参照電極２１と電気的に接続される。
　前記負電荷は、第１受容部１６の基端側のゲート電極３４表面に帯電する。これにより、ゲート電極３４上の電荷密度が変化する。この電荷密度の変化を、涙液の参照電極２１の電位を基準にして、ソースからドレインへ流れるドレイン電流の変化として計測することができる。実際には、ゲート電極３４上の電荷密度の変化を、ゲート電圧の変化として計測する。
　本実施形態の場合、第１受容部１６は、ろ紙で形成されていることにより、涙液中のグルコースが、タンパク質より速く浸透し、第１受容部１６の基端側へタンパク質より速く到達する。これによりバイオセンサ１０は、タンパク質が第１受容部１６に含まれる識別物質２２と結合したり、ゲート電極３４表面に付着したりすることを抑制できるので、ゲート電極３４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液に基づきグルコース量をより確実に測定することができる。
　またバイオセンサ１０は、第１受容部１６と、第２受容部１８とが、基端側において分離部２０によって分離され、先端から浸透してきた試料液が基端側で混ざらないように形成されており、さらに第２受容部１８の基端側に塩橋部２５が設けられている。これによりバイオセンサ１０は、塩橋部２５を介して涙液と電気的に接続された参照電極２１を基準として、第１受容部１６の他端側に接続されたゲート電極３４上の電荷密度の変化を計測することができる。
　実際に上記実施形態に係るバイオセンサ１０を作製し、採取部１２を下瞼の内側に接触させたときのＦＥＴ１４の出力電圧を測定した。
　第１受容部１６として紙（ＡＤＶＡＮＴＥＣ製、製品名：定性濾紙Ｎｏ．１３１）を用いた。識別物質２２としてフェニルボロン酸、担体として金粒子（粒径：１５ｎｍ）を用い、フェニルボロン酸を担持した金粒子を含む溶液（濃度：１ｎＭ）に紙を浸漬して第１受容部１６を作製した。
　第２受容部１８として紙（ＡＤＶＡＮＴＥＣ製、製品名：定性濾紙Ｎｏ．１３１）を用いた。塩橋部２５は、塩化カリウム（濃度：３．３Ｍ）を含むアガロースゲル（Agarose gel）を用いた。参照電極２１にはＰｔ電極を用いた。
　分離部２０は、ＰＴＦＥで形成した厚さ３００μｍの板状部材を用いた。ＦＥＴ１４のゲート電極３４にはＡｕ電極を用いた。
　このように作製したバイオセンサ１０の採取部１２をヒトの眼球に１０秒間接触させ、ゲート電極３４上の電荷密度の変化を、ドレイン－ソース間電圧の変化として計測した。その結果を図２に示す。本図は、縦軸が出力電圧（Ｖ）、横軸が時間（秒）を示す。本図より、採取部１２を眼に接触させるとほぼ同時に、出力電圧が変化したことが確認できた。このことから、バイオセンサ１０は、第１受容部１６において採取部１２で採取された涙液中のグルコースが識別物質２２と結合し、これにより生じたゲート電極３４上の電荷密度の変化を計測できることが確認できた。
（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、第１受容部１６は、ろ紙で形成した場合について説明したが、本発明はこれに限らず、流路を有する合成樹脂や有機ポリマーの不織布等の構造体で形成してもよい。
　上記実施形態の場合、識別物質２２は担体に担持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、識別物質２２と、阻害物質とを含む自己組織化単分子膜（Self-Assembled Monolayers：ＳＡＭｓ）で形成してもよい。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、ゲート電極３４に到達したりすることを抑制する。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。この場合、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２２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。
　また第１受容部１６は、識別物質２２と阻害物質と結合した共重合体を用いてもよい。この場合、阻害物質は、親水性ポリマーで形成することができる。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。
　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２２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。
　上記実施形態においては、第１受容部１６は、先端側から基端側にわたって識別物質２２を含む構造としたが、これに限定されない。グルコースと結合する識別物質２２は、第１受容部１６の基端側に含まれ、第１受容部１６の先端側には、グルコース以外の物質（例えばアルブミンなどのタンパク質）が優先的に付着する物質、具体的にはチオール基に結合しやすい物質、金粒子、白金粒子が含まれる構造としてもよい。このような構造とすることで、測定感度を高めることができるので好ましい。
　また、上記実施形態の場合、分離部２０は、本体３６に一体に形成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、本体３６と独立して分離可能に形成してもよい。
　上記実施形態の場合、本体３６は、採取部１２とＦＥＴ１４とを保持する一体構成である場合について説明したが、本発明はこれに限らず、採取部１２を保持する第１本体３６と、ＦＥＴ１４を保持する第２本体３６とで構成してもよい。これによりバイオセンサは、採取部のみを交換することができる。
　上記実施形態の場合、検出対象物質がグルコースである場合について説明したが、本発明はこれに限らない。例えば、本発明は、検出対象物質としてナトリウムイオンやカリウムイオンに適用してもよい。この場合、識別物質は、クラウンエーテルを用いることができる。
　上記実施形態の場合、参照電極２１が塩橋部２５に差し込ま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、塩橋部２５上に直接薄膜を成膜して参照電極を形成してもよい。
　上記実施形態の場合、第２受容部１８は紙で形成した場合について説明したが、本発明はこれに限らず、ハイドロゲルで形成してもよい。この場合、第２受容部１８は、弾性部２４をさらに設ける必要はない。
［第２実施形態］
（全体構成）
　図３に部分上面図を示すバイオセンサ５０は、矩形状の基板５４上に分離して形成された測定電極６０及び参照電極６２を備えている。測定電極６０と参照電極６２とは、基板５４の長辺に沿って形成され、各電極の基端６０ｂ、６２ｂは、基板５４の端部に達している。測定電極６０は先端に第１受容部５６が設けられ、参照電極６２は先端に第２受容部５８が設けられている。第１受容部５６及び第２受容部５８は分離して配置されており、第１，第２受容部５６，５８は、後述するように採取部５２を構成している。第１実施形態の場合と同様、バイオセンサ５０は、採取部５２において試料液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、識別された情報を図示しないＦＥＴにおいて電気的な信号に変換することにより、試料液中のグルコース量を検出する。
　基板５４としては、例えば、ガラスを用いることができる。測定電極６０は、例えば金電極により形成することができる。測定電極６０の基端６０ｂ側は、図示しないＦＥＴに電気的に接続されている。本実施形態においては、測定電極６０の基端６０ｂ側を、ＦＥＴのゲート電極として用いることとする。測定電極６０は先端に第１受容部５６を有するので、バイオセンサ５０におけるＦＥＴのゲート電極は、第１受容部５６と接続されることになる。
　採取部５２においては、第１受容部５６及び第２受容部５８が分離して配置されている。分離して配置された第１受容部５６及び第２受容部５８は、多孔質弾性層７０により覆われている。多孔質弾性層７０は、生体適合性を有する材料、例えばハイドロゲルを多孔質化した多孔質ゲルで形成することができる。ハイドロゲルとしては、第１実施形態で挙げたようなポリヒドロキシエチルメタクリレート等が挙げられる。
　図４Ａに示すように、第１受容部５６は、測定電極６０の先端６０ａの表面に、ＭＩＰ（分子鋳型ポリマー：Molecular Imprinted Polymer）ゲル層６６を設けたものである。ＭＩＰゲル層６６は、識別物質を含むゲル層であり、ゲル層はハイドロゲルにより形成される。識別物質としては、第１実施形態の場合と同様、試料液に含まれるグルコースと結合する機能を有する化合物を用いることができる。またハイドロゲルとしては、第１実施形態で挙げたようなポリヒドロキシエチルメタクリレート等が挙げられる。
　第１受容部５６は、ＭＩＰゲル層６６において、多孔質弾性層７０を浸透してきた試料液中のグルコースをタンパク質から分離する。
　図示する第１受容部５６においては、測定電極６０の先端６０ａとＭＩＰゲル層６６との間にブロッキング層６４が設けられている。ブロッキング層６４は阻害物質を含む。阻害物質は、タンパク質除去作用を有するものであり、例えばアルブミンの単分子膜を用いることができる。第１実施形態において説明したように、阻害物質は、非検出対象物質であるタンパク質が、ゲート電極に到達することを抑制する。
　第２受容部５８は、図４Ｂに示すように、導体部６２ａが塩橋部６８で覆われた構成である。本実施形態においては、導体部６２ａと参照電極６２とは一体に形成されており、参照電極６２の先端が導体部６２ａとして用いられる。第２受容部５８は、塩橋部６８を介して参照電極６２に接続されている。参照電極６２は、例えば金電極を銀／塩化銀で覆って形成することができる。ここでの金電極としては、測定電極６０と同様のものを用いることができる。塩橋部６８は、多孔質弾性層７０より水を通しにくいゲル層であることが好ましい。塩橋部６８は、第１実施形態と同様、塩化カリウム水溶液を寒天等によって固めることにより形成される。試料液が多孔質弾性層７０を浸透して第２受容部５８に達した場合、試料液と参照電極６２の先端である導体部６２ａは、第１実施形態の場合と同様、塩橋部６８によって、直接接触せずに電気的に接続されることとなる。参照電極６２の基端６２ｂは、図示しないが計測器に接続される。
　図示しないＦＥＴは、基本的には第１実施形態の場合と同様の構成である。上述したとおり、本実施形態においては、第１受容部５６に接続している測定電極６０の基端６０ｂ側をＦＥＴのゲート電極として用いる。第２受容部５８に接続している参照電極６２は、ＦＥＴにおける基準電位となる。
（作用及び効果）
　上記のように構成されたバイオセンサ５０において、まず、採取部５２で試料液を採取する。例えば、多孔質弾性層７０の表面を直接下瞼に接触させることにより、試料液としての涙液を採取する。本実施形態の場合、採取部５２においては第１受容部５６及び第２受容部５８を覆う多孔質弾性層７０が設けられていることにより、眼球やその周囲の皮膚を傷つけずに、涙液を採取することができる。
　採取された涙液は、第１受容部５６及び第２受容部５８に向かって、多孔質弾性層７０内部を浸透していく。本実施形態の場合、多孔質弾性層７０は多孔質ゲルで形成されていることにより、涙液中のグルコースがタンパク質より速く浸透して、第１受容部５６に到達する。第１受容部５６においては、ＭＩＰゲル層６６中でグルコースは識別物質と結合する。これにより識別物質は負電荷を生じる。非検出対象物質であるタンパク質は、ブロッキング層６４でブロックされる。一方、第２受容部５８では、涙液が塩橋部６８を介して参照電極６２と電気的に接続される。
　第１受容部５６においては、識別物質はＭＩＰゲル層６６中に含まれている。涙液中のグルコースは、ＭＩＰゲル層６６中において分子鋳型に取り込まれるので、グルコースをより確実に認識できるという効果も得られる。
　なお、アルブミンの単分子膜からなるブロッキング層６４は、平坦な表面を有する緻密な構造ではない。アルブミンの単分子膜は、表面が入り組んだ構造を有し、内部には隙間も存在している。非検出対象物質であるタンパク質は、この入り組んだ構造に捉えられる。また、単分子膜の隙間には、ＭＩＰゲル層６６を形成するゲルが入り込んで、ＭＩＰゲル層６６は部分的に測定電極６０の先端６０ａと接続されることとなる。ＭＩＰゲル層６６で生じた負電荷は、こうしたゲルを経由して測定電極６０の先端６０ａに到達することができる。
　第１実施形態の場合と同様、第２実施形態においても、前記負電荷は、ゲート電極の表面に帯電する。第２実施形態においては、前記負電荷は、第１受容部５６から測定電極６０を経由して、測定電極６０の基端６０ｂ側であるゲート電極表面に帯電するというものである。これにより、ゲート電極の電荷密度が変化する。この電荷密度の変化を、涙液の参照電極６２の電位を基準にして、ソースからドレインへ流れるドレイン電流の変化として計測することができる。実際には、ゲート電極上の電荷密度の変化を、ゲート電圧の変化として計測する。
　本実施形態の場合、多孔質弾性層７０は、多孔質ゲルで形成されていることにより、涙液中のグルコースがタンパク質より速く浸透して、第１受容部５６に到達する。第１受容部５６においては、涙液は、識別物質を含むＭＩＰゲル層６６を経由して、阻害物質を含むブロッキング層６４に浸透する。上述したとおりＭＩＰゲル層６６においては、涙液中のグルコースが識別物質と結合することによって、識別物質は負電荷を生じる。ブロッキング層６４中の阻害物質によって、非検出対象物質であるタンパク質が、ゲート電極に到達することは抑制される。
　バイオセンサ５０は、タンパク質がゲート電極表面に付着することを抑制できるので、ゲート電極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５０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液に基づきグルコース量をより確実に測定することが可能である。
　またバイオセンサ５０は、第１受容部５６と第２受容部５８とが分離して配置され、第１，第２受容部５６，５８を覆って、多孔質ゲルからなる多孔質弾性層７０が設けられている。多孔質弾性層７０が存在することにより、涙液は高速で浸透して、第１受容部５６及び第２受容部５８に迅速に達することができる。
　第１受容部５６と第２受容部５８とが分離して配置されていることにより、第１実施形態の場合と同様、涙液と電気的に接続された参照電極６２を基準として、測定電極６０の他端６０ｂ側であるゲート電極上の電荷密度の変化を計測することができる。
　実際に第２実施形態に係るバイオセンサ５０を作製し、採取部５２を眼球に接触させて動作を確認した。
　ガラスからなる基板５４上に、２つの金電極をスパッタリング法により分離して形成し、一方の金電極を測定電極６０とした。他方の金電極は、銀／塩化銀で覆って参照電極６２とする。測定電極６０の先端６０ａは、紫外線オゾン処理を施した後、５ｇ／Ｌアルブミン溶液中に一晩浸漬させた。水で洗浄した後、乾燥させることによって、測定電極６０の先端６０ａにブロッキング層６４を形成した。
　ブロッキング層６４上には、識別物質としてのビニルフェニルボロン酸（０．０１ｇ）を含有するモノマー溶液を原料として用いて、ＭＩＰゲル層６６を形成した。モノマー溶液の調製にあたっては、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、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、ビニルフェニルボロン酸０．０１ｇとを混合した。ここに、１００ｍＭリン酸ナトリウム緩衝液（ｐＨ１０．０）を加え、全量１ｇに調整して溶解した。さらに、重合開始剤として５０ｍｇ／ｍＬのペルオキソ二硫酸カリウム溶液（和光純薬工業社株式会社製）１０μＬ、テトラメチレンジアミン（東京化成社製）２μＬ加えて、ＭＩＰゲル層６６の原料となるモノマー溶液を調製した。
　得られたモノマー溶液１５μＬをブロッキング層６４の表面に滴下して、塗膜を形成した。この塗膜をＰＥＴフィルムで覆って、窒素雰囲気下、室温で１２時間重合させてハイドロゲルを作製した。重合反応終了後、ハイドロゲルを０．１Ｍ塩酸／メタノール溶液に一晩浸漬させた。これにより、残存モノマー成分及びグルコースを除去して、ＭＩＰゲル層６６を形成した。こうして、測定電極６０の先端６０ａの表面に、ブロッキング層６４及びＭＩＰゲル層６６を設けて第１受容部５６を作製した。
　参照電極６２となる金電極の上には、銀／塩化銀インク（ＢＡＳ社製、製品名：０１１４６４参照電極用塩化銀インク）を塗布し、空気中で２４時間乾燥させた。乾燥後、銀／塩化銀で覆われた測定電極６２の先端である導体部６２ａを、塩化カリウム（濃度：３．３Ｍ）を含むアガロースゲルで覆って塩橋部６８を形成し、第２受容部５８を得た。基板５４上には、第１受容部５６と第２受容部５８とが分離して配置されている。
　第１受容部５６及び第２受容部５８は、モノマー溶液を用いて、以下のようにして多孔質弾性層７０で覆った。ここでのモノマー溶液は、識別物質としてのビニルフェニルボロン酸を配合しない以外は、ＭＩＰゲル層の原料と同様にして調製した。モノマー溶液には、飽和水溶液以上となるように、塩化ナトリウム０．５ｇを加えて、多孔質弾性層７０の原料溶液を調製した。
　第１受容部５６及び第２受容部５８が離反して配置された基板５４の表面は、採取部５２以外の領域をハイドロゲルで保護し、基板５４の裏面及び側面も同様に保護した。採取部５２の領域のみが露出した基板５４を多孔質弾性層７０の原料溶液に浸漬し、窒素雰囲気下、室温で１２時間重合反応させて、基板５４上にハイドロゲルを作製した。重合反応終了後、基板５４を超純水中に４時間浸漬して、残存モノマー成分及び塩化ナトリウム結晶を除去した。こうして、ブロッキング層６４及びＭＩＰゲル層６６を有する第１受容部５６と、塩橋部６８を有する第２受容部５８とを多孔質弾性層７０で覆って、採取部５２を形成した。
　測定電極６０の他端６０ｂをＦＥＴのゲート電極として用いてバイオセンサ５０を作製した。得られたバイオセンサ５０の採取部５２をヒトの眼球に接触させて、第１実施形態の場合と同様にして、ゲート電極上に電荷密度の変化を計測した。その結果、バイオセンサ５０は、採取部５２で採取された涙液中のグルコースがＭＩＰゲル層６６中の識別物質と結合し、これにより生じたゲート電極上の電荷密度の変化を計測できることが確認できた。
（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、採取部５２における第１受容部５６と第２受容部５８との間の基板５４上には、分離部を配置してもよい。分離部は、測定電極６０と参照電極６２との間に亘って配置することもできる。分離部を設けることによって、意図しない物質が参照電極６２に達するのを確実に防止することができる。分離部は、例えば、ポリジメチルポリシロキサン（ＰＤＭＳ）、エポキシ等の疎水性の材料を用いて、加熱硬化といった手法により形成することができる。
　基板５４は、ガラスにより形成したが、これに限定されない。生体適合性のある柔軟な材料であれば、例えばＰＤＭＳ等を基板５４として用いることができる。
　第１受容部５６は、金電極により形成したが、これに限らず銀、銅、白金、パラジウム、水銀等で形成してもよい。また、第２受容部５８は、金電極を銀／塩化銀で覆う構成の他、例えば銀、銅からなる電極を銀／塩化銀で覆って形成することもできる。
　第１受容部５６の表面に設けられるＭＩＰゲル層６６の原料は、第１実施形態において説明したような、試料液に含まれるグルコースと結合する化合物（識別物質）と、ハイドロゲルとを任意に組み合わせて、目的物質（グルコース）を配合して調製することができる。所望の分子鋳型が得られるように原料を処方し、一般的な手法を採用して、ＭＩＰゲル層６６を形成することができる。
　なお、上述の実施形態においては、識別物質が含有されるゲル層は分子鋳型ポリマーを含むＭＩＰゲル層としたが、必ずしもこれに限定されない。場合によっては、分子鋳型ポリマーを含まないゲル層中に識別物質を含有させて、ブロッキング層６４の上に設けることにより第１受容部５６を構成することもできる。
　ＭＩＰゲル層６６と第１受容部５６との間のブロッキング層６４は、非検出対象物質であるタンパク質をブロックできればよい。第１実施形態で挙げたようなポリエチレングリコール等の任意の阻害物質を用いて、ブロッキング層６４を形成することができる。
　第２受容部５８における塩橋部６８は、アガロースゲルに限定されるものではない。多孔質弾性層７０より硬質であって、しかも試料液が浸透できる層が得られれば、例えばＨＥＭＡを用いて塩橋部６８を形成することもできる。
　第２受容部５８における導体部６２ａは、参照電極６２と電気的に接続されていれば機能を果たすことができ、必ずしも参照電極６２と一体に形成されていなくてもよい。
　第１受容部５６及び第２受容部５８を覆う多孔質弾性層７０には、例えばＨＥＭＡ等のハイドロゲルを用いることができる。ハイドロゲルの種類に応じた適切な塩を、飽和水溶液以上となるように配合して調製されたモノマー溶液が、多孔質弾性層７０の原料として用いられる。例えばハイドロゲルとしてＨＥＭＡを用いる場合には、塩としては塩化ナトリウムを用いればよい。
　第１実施形態の場合と同様、第２実施形態も、検出対象物質としてナトリウムイオンやカリウムイオンに適用することができる。この場合、識別物質はクラウンエーテルを用い、ＭＩＰゲル層６６は、所望の検出対象物質に応じた処方で作製することができる。
１０　バイオセンサ
１２　採取部
１６　第１受容部
１８　第２受容部
２０　分離部
２１　参照電極
２２　識別物質
２４　弾性部
２５　塩橋部
５０　バイオセンサ
５２　採取部
５４　基板
５６　第１受容部
５８　第２受容部
６０　測定電極
６２　参照電極
６４　ブロッキング層
６６　ＭＩＰゲル層
６８　塩橋部
７０　多孔質弾性層

Claims (11)

  1. 試料液を受容し、分離して配置された第１受容部及び第２受容部
    を有し、
    前記第１受容部が、検出対象物質と結合する識別物質を含むと共に、前記試料液中の検出対象物質を非検出対象物質と分離し、
    前記第２受容部が、塩橋部を介して参照電極に接続される
    ことを特徴とする採取部。
  2. 前記第１受容部及び前記第２受容部との間に分離部が配置され、前記塩橋部は、前記第２受容部の基端側に設けられていることを特徴とする請求項１記載の採取部。
  3. 前記第１受容部及び前記第２受容部は、毛細管現象により前記試料液が先端から基端へ浸透することを特徴とする請求項２記載の採取部。
  4. 前記第１受容部及び前記第２受容部は、先端側に弾性部を有することを特徴とする請求項２又は３記載の採取部。
  5. 前記識別物質が、担体に担持されていることを特徴とする請求項２～４のいずれか１項記載の採取部。
  6. 前記担体が、前記第１受容部の基端側に固定されていることを特徴とする請求項５記載の採取部。
  7. 前記第１受容部及び前記第２受容部は、単一の基板上に配置され、
    前記第１受容部は、前記基板上に形成された測定電極の先端に順に積層された阻害物質を含むブロッキング層と、前記ブロッキング層上の識別物質を含むゲル層とを備え、
    前記第２受容部は、前記基板上に形成された参照電極の先端に設けられた塩橋部を有する
    ことを特徴とする請求項１記載の採取部。
  8. 前記第１受容部及び前記第２受容部は、多孔質弾性層で覆われていることを特徴とする請求項７記載の採取部。
  9. 前記ゲル層は、分子鋳型ポリマーを含むことを特徴とする請求項７又は８記載の採取部。
  10. 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１～９のいずれか１項記載の採取部。
  11. 請求項１～１０のいずれか１項記載の採取部と、
    前記第１受容部とゲート電極が電気的に接続された電界効果トランジスタと
    を備えたことを特徴とするバイオセンサ。
     
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