採樣單元和生物傳感器的製作方法

2024-01-22 03:55:15 1

本發明涉及採樣單元和生物傳感器。

背景技術：

近年來，已經公開了能夠在分析中非侵入性地利用活細胞的作為生物傳感器的技術(例如，專利文獻1)。專利文獻1公開了具有這樣結構的生物傳感器，其中用與唾液酸樣品(細胞本身或來源於細胞的糖鏈)結合的苯硼酸基團覆蓋用於檢測負電荷之物理性質變化的檢測表面。

引用列表

專利文獻

專利文獻1：日本特許公開號2010-107496。

技術實現要素：

技術問題

專利文獻1中描述的上述生物傳感器雖然對細胞等沒有侵入性，但是在從生物傳感器採集細胞時不能說對人體不具有侵入性。也就是說，期望開發能夠減輕人體負擔的生物傳感器，例如能夠檢測基於淚液、汗液、唾液等檢測靶標的生物傳感器。應注意，淚液等不僅包含作為待檢測物質的葡萄糖，還含有蛋白質(例如白蛋白)，並且因此，這樣的淚液的問題在於其中包含的蛋白質將變成噪音並降低測量靈敏度。

因此，本發明的一個目的是提供採樣單元和生物傳感器，其能夠基於非侵入性地從人體採集的樣品來進行分析。

問題解決方案

根據本發明的採樣單元具有接收樣品溶液並且彼此分開設置的第一接收部和第二接收部，其中所述第一接收部包含與待檢測物質結合且將所述待檢測物質與樣品溶液中不待檢測的物質分開的識別物質，並且第二接收部經由鹽橋部與參比電極連接。

根據本發明的生物傳感器包含上述採樣單元和場效應電晶體，在場效應電晶體中第一接收部分與柵極電極電連接。

本發明的有利效果

根據本發明，通過抑制不待檢測物質與第一接收部中包含的識別物質的結合，可以提高測量靈敏度。因此，可以基於非侵入性地從人體採集的樣品溶液更可靠地測量待檢測物質的濃度。

此外，通過彼此分開地設置第一接收部和第二接收部，並且通過形成所述接收部使得所採集的樣品溶液不彼此混合，淚液可以經由鹽橋部與參比電極電連接，從而實現小型化。

附圖說明

圖1是示意性地示出根據第一實施方案的生物傳感器的結構的縱截面圖。

圖2是示出通過測量根據第一實施方案的生物傳感器的電學性質獲得的結果的圖。

圖3是示意性地示出根據第二實施方案的生物傳感器的結構的局部俯視圖。

圖4是示意性地示出根據第二實施方案的生物傳感器的結構的截面圖。圖4A是用圖3所示的A-A線製成的截面圖，且圖4B是用圖3所示的B-B線製成的截面圖。

具體實施方式

在下文中，將參照附圖詳細描述本發明的一些實施方案。

[第一實施方案]

(整體結構)

圖1所示的生物傳感器10包含採樣單元12和場效應電晶體(FET：Field Effect Transistor)14。生物傳感器10識別包含在採樣單元12中的樣品溶液中作為待檢測物質的葡萄糖，並將所識別的信息轉換為FET 14中的電信號，以便其檢測樣品溶液中的葡萄糖的量。在本文中，樣品溶液是非侵入性採集的樣品溶液，即，除了血液之外的生物溶液，例如汗液、淚液和唾液。這些樣品溶液不僅包含葡萄糖，還包含作為蛋白質如白蛋白的不待檢測的物質。

採樣單元12具有彼此分開設置的兩個接收部，即，第一接收部16和第二接收部18。第一接收部16和第二接收部18各自如此形成，使得樣品溶液可以從其尖端移動到其基端，並且兩個接收部通過分隔部20彼此分開。分隔部20可以防止樣品溶液各自從尖端移動到基端而彼此混合。

當第一接收部16允許樣品溶液從其尖端移動到其基端的同時，其使葡萄糖與樣品溶液中包含的蛋白質分開。在本實施方案的情況下，第一接收部16由被切割成矩形形狀的濾紙形成。

第一接收部16在基端側與FET 14電連接。第一接收部16包含識別物質22。識別物質22具有與樣品溶液中所含的葡萄糖結合的功能。可以使用苯硼酸作為該識別物質22，並且識別物質22的另一些例子包括苯硼酸的衍生物(例如具有乙烯基的苯硼酸等)、葡萄糖結合蛋白(GBP)，及其衍生物。例如，當苯硼酸與葡萄糖結合時，其產生負電荷。

在本實施方案的情況下，識別物質22承載在載體(圖中未示出)上。可以使用導電性顆粒和非導電性顆粒作為這種載體。可以使用的導電性顆粒的實例包括金屬顆粒如Au、Pt、Ag或Cu的顆粒，非金屬顆粒如氧化銦錫(indium tin oxide，ITO)和導電聚合物的顆粒。此外，本文中可以使用的非導電性顆粒的實例包括SiO2顆粒。例如，將硫醇基(-SH)或二硫基(-S-S-)引入到用作識別物質22的苯硼酸中以形成硫醇或二硫化物衍生物，從而使得苯硼酸可以承載在Au顆粒的表面上。

在第一接收部16中，可以形成彈性部24。在本圖的情況下，彈性部24形成在與面向第二接受部18的表面相反的表面上。此外，彈性部24不形成在第一接收部16的基端側。彈性部24可以由具有生物相容性的材料(例如水凝膠)形成。水凝膠是具有優異吸水性的凝膠狀材料，其由於親水性聚合物鏈之間的交聯而保留大量的水。水凝膠的實例包括瓊脂糖、矽酮、聚甲基丙烯酸羥乙酯(Poly-HEMA，也稱為聚甲基丙烯酸2-羥乙酯)、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)和聚乙烯醇(PVA)。聚-HEMA可以是甲基丙烯酸羥乙酯(HEMA)的均聚物，或者它也可以是與其他單體(例如甲基丙烯酸2,3-二羥丙酯、甲基丙烯酸甘油酯(GMA)等)的共聚物。應注意，當聚-HEMA呈共聚物的形式時，其傾向於具有較高的水含量百分比。此外，PVP可以是N-乙烯基-2-吡咯烷酮(NVP)的均聚物，或者其也可以是通過將HEMA、甲基丙烯酸甲酯(MMA)等和交聯劑添加到作為主要成分的NVP中然後使它們聚合而形成的共聚物。

第二接收部18沒有特別限制，例如，可以使用紙作為這樣的第二接收部18。所述紙通過將例如植物纖維的纖維凝集而製備。植物纖維由纖維素或半纖維素構成。纖維素具有其中所包含的大量羥基通過氫鍵彼此結合的性質，由此構成紙的植物纖維彼此粘附。另一些纖維的實例包括由礦物、金屬、合成樹脂和其他材料製成的纖維製品。

第二接收部18在基端側經由鹽橋部25與參比電極21連接。鹽橋部25例如通過將氯化鉀水溶液與瓊脂等固結而形成。由於鹽橋部25，移動通過第二接收部18的樣品溶液與參比電極21電連接，而不直接與參比電極21接觸。

如在第一接收部16的情況下，彈性部24可以形成在第二接收部18中。在本圖的情況下，彈性部24形成在與面向第一接收部16的表面相對的表面上。彈性部24不形成在第二接收部18的基端側，第二接收部18的基端側上設置鹽橋部25。

FET 14包含：與形成在半導體基底28的表面上的源極(圖中未示出)電連接的源極電極部30；與形成在其上的漏極(圖中未示出)電連接的漏極電極部32；以及形成在半導體基底28、源極電極部30和漏極電極部32上的柵極絕緣膜(圖中未示出)。n-MOS和p-MOS兩者都可以用於FET 14。在柵極絕緣膜上形成柵極電極34。柵極電極34可以由Au、Ag、Cu等形成。源極電極部30和漏極電極部32與電源和測量儀器電連接，儘管它們未在圖中示出。

半導體基底28可以由Si、Ga、As、ITO、IGZO、IZO等形成。或者，可以使用有機半導體、碳半導體(例如，碳納米管、石墨烯半導體、金剛石半導體等)等作為這種半導體基底28。柵極絕緣膜可以由例如SiO2、Si3N4(SiNx)、Ta2O5或Al2O3的氧化物或氮化物形成。

在本實施方案的情況下，生物傳感器10包含容納採樣單元12和FET 14的主體36。主體36是由例如聚對苯二甲酸乙二醇酯(PET)或聚四氟乙烯(PTFE)的合成樹脂形成的立方體構件，並具有第一接收部安裝部38、第二接收部安裝部40、FET安裝部42、分隔部20、探針插入孔44和參比電極插入孔46。

在主體36中，在厚度方向的一個表面的頂部和底部上形成兩個孔，每個孔沿縱向方向從一端延伸到另一端。下孔是第一接收部安裝部38，並且上孔是第二接收部安裝部40。在第一接收部安裝部38和第二接收部安裝部40之間形成有分隔部20。

在第一接收部安裝部38的另一端側，形成有FET安裝部42。在FET安裝部42中形成有引導向主體36的縱向方向另一端側表面的探針插入孔44。對於探針插入孔44來說，兩個探針插入孔沿垂直於本圖的紙面的方向成直線設置。

在第二接收部安裝部40的另一端側形成有鹽橋安裝部45。在鹽橋安裝部45中，形成有引導到主體36的縱向方向上的另一端側的表面的參比電極插入孔46。

在FET安裝部42中，FET 14設置成其中源極電極部30和漏極電極部32各自適配於探針插入孔44的狀態。在FET 14中，柵極電極34設置在與第一接收部安裝部38的連接部處。第一接收部16在其中彈性部24設置在下側的狀態下安裝到第一接收部安裝部38。此外，第一接收部16的尖端從主體36的一端突出，並且基端側的表面與FET 14的柵極電極34接觸。在各探針插入孔44中插入探針電極47。探針電極47的尖端分別與源極電極部30和漏極電極部32接觸，並且它們分別與源極和漏極電連接。

鹽橋安裝部45填充有鹽橋部25。第二接收部18在其中彈性部24設置在上側的狀態下安裝到第二接收部安裝部40。此外，第二接收部18的尖端從主體36的一端突出，並且基端側的表面與鹽橋部25接觸。參比電極21插入參比電極插入孔46中。參比電極21的尖端插入鹽橋部25中，因此與鹽橋部25電連接。參比電極21用作FET 14中的參比電位。

(作用和效果)

在如此構造的生物傳感器10中，首先，在採樣單元12中採集樣品溶液。例如，允許採樣單元12的尖端直接與下眼瞼的內側接觸，以採集用作樣品溶液的淚液。在本實施方案的情況下，由於彈性部24設置在第一接收部16和第二接收部18的尖端側，所以可以採集淚液而不損傷眼球或外周皮膚。

在第一接收部16和第二接收部18中的每一個中，採集的淚液從尖端朝向基端滲透。在本實施方案的情況下，第一接收部16由濾紙形成，使得淚液中的葡萄糖比蛋白質更快地滲透到接收部中。葡萄糖與第一接收部16中的識別物質22結合。由此，識別物質22產生負電荷。另一方面，在第二接收部18中，淚液滲透到基端側，然後到達鹽橋部25，使得淚液經由鹽橋部分25與參比電極21電連接。

上述負電荷對第一接收部16的基端側的柵極電極34的表面賦予電荷。由此，改變了柵極電極34上的電荷密度。使用參比電極21上的淚液的電位作為參考，電荷密度的這種變化可以計算為從源極到漏極的漏極電流的變化。實際上，柵極電極34上的電荷密度的變化被計算為柵極電壓的變化。

在本實施方案的情況下，第一接收部16由濾紙形成，使得淚液中的葡萄糖比蛋白質更快速地滲透到接收部中，其結果是，葡萄糖比蛋白質更快速地到達第一接收部16的基端側。由此，生物傳感器10可以抑制這些蛋白質與第一接收部16中所包含的識別物質22的結合，或者抑制這些蛋白質與柵極電極34的表面附著，從而可以抑制給予柵極電極34的不必要的負電荷。因此，由於生物傳感器10能夠額外地提高測量靈敏度，所以基於非侵入性地從人體採集的樣品溶液，可以更可靠地測量葡萄糖的量。

此外，生物傳感器10如此形成，使得第一接收部16通過分隔部20在其基端側與第二接收部18分開，並且使得從兩個接收部的尖端滲透的樣品溶液在基端側不彼此混合。此外，鹽橋部25設置在第二接收部18的基端側。由此，在生物傳感器10中，使用經由鹽橋部25與淚液電連接的參比電極21作為參照，並且可以測量與第一接收部16的另一端側連接的柵極電極34上的電荷密度的變化。

實際上，生產了根據上述實施方案的生物傳感器10，並之後測量了允許採樣單元12與下眼瞼的內側接觸時FET 14的輸出電壓。

使用紙(由ADVANTEC製備，產品名：定性濾紙131號)作為第一接收部16。使用苯硼酸作為識別物質22，使用金顆粒(粒徑：15nm)作為載體。將該紙浸漬在含有載有苯硼酸之金顆粒(濃度：1nM)的溶液中，以產生第一接收部16。

使用紙(由ADVANTEC製備，產品名：定性濾紙131號)作為第二接收部18。使用含有氯化鉀(濃度：3.3M)的瓊脂糖凝膠作為鹽橋部分25。使用Pt電極作為參比電極21。

使用由PTFE形成的厚度為300μm的板狀部件作為分隔部20。使用Au電極作為FET 14的柵極電極34。

允許由此製備的生物傳感器10的採樣單元12與人眼球接觸10秒，並且測量柵極電極34上的電荷密度的變化作為漏極和源極之間的電壓的變化。結果如圖2所示。在本圖中，縱軸表示輸出電壓(V)，橫軸表示時間(秒)。從本圖可以確認，輸出電壓幾乎在採樣單元12與眼睛接觸的同時改變。從這些結果可以確認，在生物傳感器10中，在採樣單元12中採集的淚液中的葡萄糖結合到第一接收部16中的識別物質22，並且可以測量由此產生的柵極電極34上的電荷密度的變化。

(修改實例)

本發明不限於上述實施方案，並且可以在本發明主旨範圍內適當地修改。

例如，在上述實施方案的情況下，說明了第一接收部16由濾紙形成的情況。然而，本發明不限於該實施方案，並且第一接收部16也可以形成有具有流動通道的結構，例如由合成樹脂或有機聚合物製成的無紡織物。

在上述實施方案的情況下，說明了識別物質22承載在載體上的情況。然而，本發明不限於該實施方案，還可以形成包含識別物質22和抑制物質的自組裝單層(self-assembled monolayer，SAM)。抑制性物質防止作為不待檢測的物質的白蛋白等蛋白質與苯硼酸結合或者防止其到達柵極電極34。術語「SAM」通常用於表示有機薄膜，其中有機分子在固體和液體之間的界面處或在固體和氣體之間的界面處自發地彼此聚集，以自發形成單分子膜。在這種情況下，抑制物質由高分子量化合物形成。作為這樣的高分子量化合物，可以使用分子鏈比識別物質22長的寡聚乙二醇，例如也可以使用聚乙二醇。

此外，第一接收部16也可以是通過將識別物質22結合到抑制物質而形成的共聚物。在這種情況下，抑制物質可以用親水性聚合物形成。親水性聚合物是具有親水性官能團(羥基或羧基)的聚合物，親水性聚合物的實例包括水凝膠、紙和超吸收聚合物(superabsorbent polymer，SAP)。

水凝膠是具有優異的吸水性的凝膠狀材料，其由於親水性聚合物鏈之間的交聯而保留大量的水。水凝膠的實例包括聚甲基丙烯酸羥乙酯(聚-HEMA，也稱為聚甲基丙烯酸2-羥乙酯)、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)和聚乙烯醇(PVA)。聚-HEMA可以是甲基丙烯酸羥乙酯(HEMA)的均聚物，或者它也可以是與另一種單體(例如甲基丙烯酸2,3-二羥丙酯、甲基丙烯酸甘油酯(GMA)等)的共聚物。應注意，當聚-HEMA呈共聚物的形式時，其傾向於具有較高的水含量百分比。此外，PVP可以是N-乙烯基-2-吡咯烷酮(NVP)的均聚物，或者其也可以是通過向作為主要成分的NVP中添加HEMA、甲基丙烯酸甲酯(MMA)等和交聯劑然後使它們聚合而形成的共聚物。

該紙通過將例如植物纖維的纖維凝集而製備。植物纖維由纖維素或半纖維素構成。纖維素具有其中包含的大量羥基通過氫鍵彼此結合的性質，並且由此構成紙的植物纖維彼此粘附。另一些纖維的實例包括由礦物、金屬、合成樹脂和其他材料製成的纖維製品。從更牢固地固定識別物質22的角度，優選由植物纖維(纖維素)形成的紙。

SAP是能夠吸收和保留比其重量重幾百到幾千倍的水的聚合物。可以使用丙烯酸聚合物作為這樣的SAP。由於這種丙烯酸聚合物具有大量的羧基，所以其具有高親水性，此外，當SAP交聯成精細結構使得它們可以以鈉鹽的形式加工時，它們變成具有高吸水性的凝膠。

另一些親水性聚合物的實例包括：纖維素衍生物如羥丙基甲基纖維素(HPMC)、羧甲基纖維素鈉(CMC-Na)或羥乙基纖維素(HEC)；多糖如藻酸、透明質酸、瓊脂糖、澱粉、葡聚糖或支鏈澱粉及其衍生物；均聚物如羧基乙烯基聚合物、聚環氧乙烷、聚(甲基)丙烯醯胺或聚(甲基)丙烯酸；所述均聚物與多糖的共聚物；以及構成上述均聚物的單體和其他單體的共聚物；蛋白質如膠原或明膠，及其衍生物；以及多糖或粘多糖，例如選自肝素、透明質酸、硫酸軟骨素、硫酸皮膚素、硫酸葡聚糖、硫酸角質素和硫酸乙醯肝素的糖胺聚糖，殼多糖和殼聚糖。

此外，可以使用親水性聚合物，例如1-乙烯基-2-吡咯烷酮、丙烯酸2-甲酯、鄰苯二甲酸單甲基丙烯醯氧基乙酯、甲基丙烯酸銨硫酸乙酯、N-乙烯基吡咯烷酮、N,N-二甲基丙烯醯胺或2-(甲基丙烯醯氧基乙基)-2-(三甲基銨乙基)磷酸鹽。

上述示例性親水性聚合物可以單獨使用或以兩種或更多種組合使用。

可以適時選擇並使用已知的自由基聚合促進劑作為聚合引發劑。優選使用具有水溶性或水分散性並且均勻包含在整個體系中的自由基聚合促進劑。具體而言，聚合引發劑的實例包括水溶性過氧化物，例如過二硫酸鉀或過二硫酸銨，水溶性偶氮化合物如VA-044、V-50或V-501(所有這些均由Wako Pure Chemical Industries，Ltd.製造)，以及Fe2+和過氧化氫的混合物。

可以使用N，N′-亞甲基雙丙烯醯胺、乙二醇二甲基丙烯酸酯、甲基丙烯酸乙烯酯等作為交聯劑。

在上述實施方案中，第一接收部16具有其中第一接收部從尖端側到基端側完全包含識別物質22的結構，但是結構不限於此。可以採用這樣的結構，其中結合葡萄糖的識別物質22包含在第一接收部16的基端側，而在第一接收部16的尖端側，含有並非葡萄糖的物質(例如，蛋白質如白蛋白)優先附著其上的物質，具體而言含有容易與硫醇基結合的物質、金顆粒或鉑顆粒。通過採用這種結構，可以優選地提高測量靈敏度。

此外，在上述實施方案的情況下，說明了分隔部20與主體36一體形成的情況。然而，本發明不限於該實施方案，並且分隔部20也可以獨立於主體36單獨地形成。

在上述實施方案的情況下，說明了其中主體36容納採樣單元12和FET 14，使得其與採樣單元12和FET 14一體配置的情況。然而，本發明不限於該實施方案，並且生物傳感器可以配置有容納採樣單元12的第一主體36和容納FET 14的第二主體36。因此，在生物傳感器中，僅可以將採樣單元更換為另一個。

在上述實施方案的情況下，說明了被檢測物質是葡萄糖的情況。然而，本發明不限於該實施方案。例如，本發明可以應用於用作待檢測物質的鈉離子或鉀離子。在這種情況下，識別物質可以是冠醚。

在上述實施方案的情況下，說明了將參比電極21插入鹽橋部25的情況。然而，本發明不限於該實施方案，並且參比電極也可以通過在鹽橋部上直接形成薄膜而形成在鹽橋部25上。

在上述實施方案的情況下，說明了第二接收部18由紙形成的情況。然而，本發明不限於該實施方案，並且第二接收部也可以由水凝膠形成。在這種情況下，彈性部24不一定設置在第二接收部18上。

[第二實施方案]

(完整構造)

如圖3中的局部俯視圖所示的生物傳感器50，包含在具有矩形形狀的基底54上彼此分開形成的測量電極60和參比電極62。測量電極60和參比電極62沿著基底54的長邊形成，且兩個電極的基端60b和62b到達基底54的端部。在測量電極60的尖端上設置第一接收部56，並且在參比電極62的尖端上設置第二接收部58。第一接收部56和第二接收部58分開設置，並且第一接收部56和第二接收部58構成採樣單元52，如後所述。如同在第一實施方案的情況下，生物傳感器50識別包含在採樣單元52中的樣品溶液中的葡萄糖作為被檢測物質，並在圖中未示出的FET中將識別的信息轉換為電信號，使得其檢測樣品溶液中的葡萄糖的量。

例如可以使用玻璃作為這樣的基底54。測量電極60可以例如由金電極形成。測量電極60的基端60b側與圖中未示出的FET電連接。在本實施方案中，測量電極60的基端60b側可以用作FET的柵極電極。由於測量電極60在其尖端具有第一接收部56，所以生物傳感器50中的FET的柵極電極與第一接收部56連接。

在採樣單元52中，第一接收部56和第二接收部58彼此分開地設置。因此分開設置的第一接收部56和第二接收部58由多孔彈性層70覆蓋。多孔彈性層70可以由具有生物相容性的材料形成，例如，由通過製造多孔水凝膠而製備的多孔凝膠形成。這種水凝膠的一個實例是聚甲基丙烯酸羥乙酯，如第一實施方案中所述。

如圖4A所示，通過在測量電極60的尖端60a的表面上設置MIP(分子印跡聚合物)凝膠層66來製備第一接收部56。MIP凝膠層66是包含識別物質的凝膠層，凝膠層由水凝膠形成。與第一實施方案的情況相同，可以使用具有與樣品溶液中所含葡萄糖結合的功能的化合物作為這樣的識別物質。此外，水凝膠的實例是聚甲基丙烯酸羥乙酯，如第一實施方案中所述。

在第一接收部56的MIP凝膠層66中，滲透通過多孔彈性層70的樣品溶液中的葡萄糖與蛋白質分開。

在圖中所示的第一接收部56中，在測量電極60中的尖端60a和MIP凝膠層66之間設置阻擋層64。阻擋層64包含抑制物質。抑制物質具有消除蛋白質的作用，例如，可以使用白蛋白的單分子膜。如在第一實施方案中說明的，抑制物質防止作為不待檢測物質的蛋白質到達柵極電極。

如圖4B所示，第二接收部58具有導體部62a被鹽橋部68覆蓋的構造。在該實施方案中，導體部62a與參比電極62一體形成，且參比電極62的尖端作為這樣的導體部62a使用。第二接收部58經由鹽橋部68與參比電極62連接。參比電極62可以例如通過用銀/氯化銀覆蓋金電極來形成。本文中使用的金電極可以與測量電極60的金電極相同。鹽橋部68優選是比多孔彈性層70的情況更難以使水通過的凝膠層。與第一實施方案一樣，鹽橋部68通過使氯化鉀水溶液與瓊脂等固結而形成。當樣品溶液滲透通過多孔彈性層70併到達第二接收部58時，與第一實施方案的情況相同，樣品溶液與作為參比電極62的尖端的導體部分62a電連接而並不彼此直接接觸(由於鹽橋部分68)。圖中未示出的參比電極62的基端62b與測量儀器連接。

FET在圖中未示出，其基本上具有與第一實施方案相同的結構。如上所述，在本實施方案中，與第一接收部56連接的測量電極60的基端60b側用作FET的柵極電極。與第二接收部58連接的參比電極62用作FET中的參比電位。

(作用與效果)

在這樣構成的生物傳感器50中，首先，在採樣單元52中採集樣品溶液。例如，允許多孔彈性層70的表面直接與下眼瞼接觸，以採集用作樣品溶液的淚液。在本實施方案的情況下，由於覆蓋第一接收部56和第二接收部58的多孔彈性層70設置在採樣單元52中，可以採集淚液而不損傷眼球或外周皮膚。

採集的淚液朝向第一接收部56和第二接收部58滲透到多孔彈性層70中。在本實施方案的情況下，由於多孔彈性層70由多孔凝膠形成，所以包含在淚液中的葡萄糖比蛋白質更快速地滲透到多孔彈性層70中，並且葡萄糖到達第一接收部56。在第一接收部56中，葡萄糖結合於MIP凝膠層66中的識別物質。由此，識別物質產生負電荷。作為不待檢測的物質的蛋白質被阻擋層64阻擋。另一方面，在第二接收部58中，淚液經由鹽橋部68與參比電極62電連接。

在第一接收部56中，識別物質包含在MIP凝膠層66中。由於包含在淚液中的葡萄糖被併入MIP凝膠層66中的分子模板中，因此也可以獲得更可靠地識別葡萄糖的效果。

應注意，由白蛋白的單分子膜組成的阻擋層64不具有帶平坦表面的精確結構。白蛋白的單分子膜具有表面複雜的結構，且在膜內部存在空隙。作為不待檢測物質的蛋白質被這樣複雜的結構捕獲。此外，在單分子膜中的空隙中，引入形成MIP凝膠層66的凝膠，使得MIP凝膠層66與測量電極60的尖端60a部分地連接。在MIP凝膠層66中產生的負電荷移動通過該凝膠，然後可以到達測量電極60的尖端60a。

如同第一實施方案的情況，在第二實施方案中，負電荷也給柵極電極的表面賦予電荷。在第二實施方案中，上述負電荷從第一接收部56通過測量電極60移動到測量電極60的基端60b側的柵極電極的表面，從而對其賦予電荷。由此，改變柵極電極上的電荷密度。使用參比電極62上的淚液的電位作為參考，電荷密度的這種變化可以計算為從源極到漏極通過的漏極電流的變化。實際上，柵極電極上的電荷密度的變化作為柵極電壓的變化計算。

在本實施方案的情況下，由於多孔彈性層70由多孔凝膠形成，所以包含在淚液中的葡萄糖比蛋白質更快速地滲透到多孔彈性層70中，並且葡萄糖到達第一接收部56。在第一接收部56中，淚液滲透通過含有識別物質的MIP凝膠層66進入含有抑制物質的阻擋層64。如上所述，在MIP凝膠層66中，包含在淚液中的葡萄糖結合於識別物質，使得識別物質產生負電荷。通過阻擋層64中包含的抑制物質，防止作為不待檢測物質的蛋白質到達柵極電極。

由於在生物傳感器50中可以抑制蛋白質粘附到柵極電極的表面，因此可以抑制給予柵極電極的不必要的負電荷。因此，由於生物傳感器50能夠提高測量靈敏度，所以基於非侵入性地從人體採集的樣品溶液，可以更可靠地測量葡萄糖的量。

此外，在生物傳感器50中，第一接收部56和第二接收部58彼此分開設置，並且由多孔凝膠組成的多孔彈性層70被設置成覆蓋第一接收部56和第二接收部58。通過多孔彈性層70的存在，淚液可以高速滲透，並且可以快速到達第一接收部56和第二接收部58。

如同在第一實施例的情況下，通過彼此分開地設置第一接收部56和第二接收部58，使用與淚液電連接的參比電極62作為參考，可以測量在測量電極60的另一端60b側的柵極電極上的電荷密度的變化。

實際上，生產根據第二實施方案的生物傳感器50，然後允許採樣單元52與眼球接觸，然後確認運動。

在由玻璃組成的基底54上根據濺射法彼此分開地形成兩個金電極。一個金電極用作測量電極60。另一個金電極用銀/氯化銀覆蓋並用作參比電極62。測量電極60的尖端60a經UV-臭氧處理，然後在5g/L白蛋白溶液中浸漬過夜。在用水洗滌所得物之後，將其乾燥以在測量電極60的尖端60a處形成阻擋層64。

使用含有乙烯基苯硼酸(0.01g)作為識別物質的單體溶液作為原料，在阻擋層64上形成MIP凝膠層66。製備單體溶液後，將0.2g甲基丙烯酸羥乙酯(HEMA)、0.1g N-3-(二甲基氨基)丙基甲基丙烯醯胺、0.02gN，N′-亞甲基雙丙烯醯胺、300μL6.7重量％的丙烯酸鈉(pH 7.3)、0.009g葡萄糖和0.01g乙烯基苯硼酸彼此混合。向所得混合物中添加100mM磷酸鈉緩衝液(pH 10.0)，以將總量調節至1g，並將混合物溶解在緩衝液中。另外，作為聚合引發劑，向所得溶液添加10μL的50mg/mL的過二硫酸鉀溶液(Wako Pure Chemical Industries，Ltd.製造)和2μL的四亞甲基二胺(Tokyo Chemical Industry，Co.，Ltd.製造)，從而製備用作MIP凝膠層66的原料的單體溶液。

將15μL所獲得的單體溶液滴加到阻擋層64的表面以形成塗膜。將該塗膜用PET膜覆蓋後，在氮氣氣氛下在室溫下進行聚合12小時，以產生水凝膠。聚合反應完成後，將水凝膠浸入0.1M鹽酸/甲醇溶液中過夜。由此，除去剩餘的單體組分和葡萄糖，並形成MIP凝膠層66。因此，在測量電極60的尖端60a的表面上設置阻擋層64和MIP凝膠層66，從而產生第一接收部56。

將銀/氯化銀油墨(由BAS製造，產品名稱：011464用於參比電極的氯化銀油墨)施加到金電極上以用作參比電極62，然後在空氣中乾燥24小時。乾燥完成後，用含有氯化鉀(濃度：3.3M)的瓊脂糖凝膠覆蓋作為用銀/氯化銀覆蓋的測量電極62之尖端的導體部分62a，以形成鹽橋部68，從而獲得第二接收部58。在基底54上，第一接收部56和第二接收部58彼此分開地設置。

使用單體溶液，如下用多孔彈性層70覆蓋第一接收部56和第二接收部58。本文中，除了不添加乙烯基苯硼酸作為識別物質之外，以與用於MIP凝膠層的原料相同的方式製備單體溶液。然後，向單體溶液中添加0.5g氯化鈉以獲得至少飽和水溶液，從而製備用於多孔彈性層70的原料溶液。

用水凝膠保護基底54(除了採樣單元52之外的區域)的表面，其上彼此分開地設置第一接收部56和第二接收部58，並且還以與上述相同的方式保護基底54的背面和側面。將其中僅暴露採樣單元52的區域的基底54浸漬在用於多孔彈性層70的原料溶液中，並且然後在氮氣氣氛下，在室溫下進行12小時的聚合反應，從而在基底54上產生水凝膠。聚合反應結束後，將基底54浸漬在超純水中4小時，從而除去殘留的單體組分和氯化鈉結晶。因此，具有阻擋層64和MIP凝膠層66的第一接收部56和具有鹽橋部68的第二接收部58被多孔彈性層70覆蓋，從而形成採樣單元52。

將測量電極60的另一端60b用作FET的柵極電極，以產生生物傳感器50。允許所得到的生物傳感器50的採樣單元52與人眼球接觸，然後以與第一實施方案的情況相同的方式測量柵極電極上的電荷密度的變化。結果，可以確認在生物傳感器50中，採集在採樣單元52中的淚液中包含的葡萄糖結合到包含在MIP凝膠層66中的識別物質上，並且可以測量由此產生的柵極電極上的電荷密度的變化。

(修改實例)

本發明不限於上述實施方案，並且可以在本發明主旨範圍內適當地修改。

例如，分隔部可以設置在採樣單元52中的第一接收部56和第二接收部58之間的基底54上。分隔部還可以設置在測量電極60和參比電極62之間。通過設置這樣的分隔部，可以可靠地防止非所需物質到達參比電極62處。分隔部可以例如通過例如使用疏水材料如聚二甲基聚矽氧烷(PDMS)或環氧樹脂的熱固性的手段形成。

基底54由玻璃形成，但是基底的材料不限於此。只要其是具有生物相容性的柔性材料即可，例如，可以使用PDMS作為基底54。

第一接收部56以金電極形成。然而，第一接收部的材料不限於此，其也可以由銀、銅、鉑、鈀、汞等形成。另一方面，第二接收部58不僅能通過用銀/氯化銀覆蓋金電極來形成，還可以通過用銀/氯化銀覆蓋由例如銀或銅組成的電極來形成。

如在第一實施例中說明的，用於在第一接收部56的表面上設置的MIP凝膠層66的原料可以通過將與樣品溶液(識別物質)中所包含的葡萄糖相結合的化合物與水凝膠任意組合來製備，然後將目的物質(葡萄糖)混合在其中。如此製備原料，使得可以獲得所需的分子模板，然後採用通常使用的手段，以形成MIP凝膠層66。

應注意，在上述實施方案中，包含識別物質的凝膠層是包含分子印跡聚合物的MIP凝膠層，但是凝膠層不必限於此。在一些情況下，將識別物質添加到不包含分子印跡聚合物的凝膠層中，並且將所獲得的混合物設置在阻擋層64上，以構造第一接收部56。

在MIP凝膠層66和第一接收部56之間設置的阻擋層64可以阻擋作為不待檢測的物質的蛋白質。如第一實施方案中所述，使用任何給定的抑制物質如聚乙二醇，可以形成阻擋層64。

第二接收部58中的鹽橋部68不限於瓊脂糖凝膠。只要可以獲得比多孔彈性層70硬並且樣品溶液可以滲透通過的層，那麼鹽橋部68也可以例如使用HEMA形成。

如果第二接收部58中的導體部62a與參比電極62電連接，則其可以起到其作用。因此，導體部62a可以不總是與參比電極62一體地形成。

覆蓋第一接收部56和第二接收部58的多孔彈性層70可以是水凝膠，例如HEMA。使用取決於水凝膠類型的合適的鹽製備單體溶液，使得可以獲得至少飽和水溶液，並將如此製備的單體溶液用作多孔彈性層70的原料。例如，當將HEMA用作水凝膠時，氯化鈉可以用作這樣的鹽。

如同在第一實施方案的情況下，第二實施方案也可以應用於用作待檢測物質的鈉離子或鉀離子。在這種情況下，使用冠醚作為識別物質，可以通過取決於所需待檢測物質的方式來製備MIP凝膠層66。

附圖標記列表

10 生物傳感器

12 採樣單元

16 第一接收部

18 第二接收部

20 分隔部

21 參比電極

22 識別物質

24 彈性部

25 鹽橋部

50 生物傳感器

52 採樣單元

54 基底

56 第一接收部

58 第二接收部

60 測量電極

62 參比電極

64 阻擋層

66 MIP凝膠層

68 鹽橋部

70 多孔彈性層