(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
体液中に含まれる対象物質を測定するためのバイオセンサであって、
前記体液を浸透可能な基材と、前記基材に固定化され、前記基材に浸透した前記体液中に含まれる前記対象物質と相互作用可能な分子識別素子と、を有する分子識別部材と、
前記分子識別部材と接続可能であり、前記相互作用の結果生じる変化を検出する検出素子と、
を備え、
前記分子識別素子が、前記基材に分散担持された貴金属と結合することで前記基材に固定化されており、
前記検出素子が、第１の電極及び第２の電極が設けられた半導体基板と、前記半導体基板の前記第１の電極と前記第２の電極とに挟まれた部分の表面に設けられた絶縁体と、を有し、
前記分子識別部材が、前記絶縁体を介して前記半導体基板に接続されている、バイオセンサ。
【請求項２】
前記分子識別部材が、更に可撓性と生体適合性の少なくともいずれか一方を有する、請求項１に記載のバイオセンサ。
【請求項３】
前記分子識別素子が、前記分子識別部材の内部に存在する、請求項１又は２に記載のバイオセンサ。
【請求項４】
前記分子識別部材が、前記検出素子に着脱自在に接続される、請求項１〜３のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
【請求項５】
前記分子識別素子が、前記対象物質と反応して前記分子識別部材における電荷密度とキャパシタンスの少なくともいずれか一方を変化させる物質であり、
前記検出素子が、前記分子識別部材における電荷密度とキャパシタンスの少なくともいずれか一方の変化を電位の変化として検出し、
前記検出素子により検出された電位の変化に基づき、前記対象物質を定量する、請求項１〜４のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
【請求項６】
前記対象物質が、グルコースである、請求項１〜５のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
【請求項７】
前記分子識別素子が、フェニルボロン酸、グルコース結合蛋白質（ＧＢＰ）又はそれらの誘導体である、請求項６に記載のバイオセンサ。
【請求項８】
前記体液が、涙、汗、唾液又は鼻水である、請求項１〜７のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
【請求項９】
前記絶縁体が、前記半導体基板の前記第１の電極と前記第２の電極とに挟まれた部分の表面に設けられた絶縁膜である、請求項１〜８のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
【請求項１０】
前記絶縁膜上に金属電極と、前記金属電極と前記分子識別部材とを接続する金属線と、を更に備え、
前記分子識別部材が、前記金属電極と前記金属線を介して前記絶縁膜に接続されている、請求項９に記載のバイオセンサ。
【請求項１１】
前記絶縁膜上に導電性部材を更に備え、
前記分子識別部材が、前記導電性部材を介して前記絶縁膜に接続されている、請求項９に記載のバイオセンサ。
【請求項１２】
前記分子識別部材が、前記絶縁膜上に積層されている、請求項９に記載のバイオセンサ。
【請求項１３】
体液を浸透可能な基材と、前記基材に固定化され、前記基材に浸透した前記体液中に含まれる対象物質と相互作用可能な分子識別素子と、を備え、且つ、前記相互作用の結果生じる変化を検出する検出素子と接続するための分子識別部材であり、
前記分子識別素子が、前記基材に分散担持された貴金属と結合することで前記基材に固定化されており、
前記検出素子が、第１の電極及び第２の電極が設けられた半導体基板と、前記半導体基板の前記第１の電極と前記第２の電極とに挟まれた部分の表面に設けられた絶縁体と、を有し、
前記絶縁体を介して前記半導体基板に着脱自在に接続可能な分子識別部材。
【請求項１４】
更に可撓性と生体適合性の少なくともいずれか一方を有する、請求項１３に記載の分子識別部材。
【請求項１５】
前記分子識別素子が、前記分子識別部材の内部に存在する、請求項１３又は１４に記載の分子識別部材。
【請求項１６】
前記分子識別素子が、前記対象物質と反応して前記分子識別部材における電荷密度とキャパシタンスの少なくともいずれか一方を変化させる物質である、請求項１３〜１５のいずれか一項に記載の分子識別部材。
【請求項１７】
前記対象物質が、グルコースである、請求項１３〜１６のいずれか一項に記載の分子識別部材。
【請求項１８】
前記分子識別素子が、フェニルボロン酸、グルコース結合蛋白質（ＧＢＰ）又はそれらの誘導体である、請求項１７に記載の分子識別部材。
【請求項１９】
前記体液が、涙、汗、唾液又は鼻水である、請求項１３〜１８のいずれか一項に記載の分子識別部材。
【請求項２０】
前記体液中に含まれる前記対象物質を測定するためのバイオセンサに用いられる、請求項１３〜１９のいずれか一項に記載の分子識別部材。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、バイオセンサ及び分子識別部材に関し、特に、電界効果トランジスタを用い、体液に含まれる成分を測定対象とするバイオセンサ及びこれに用いられる分子識別部材に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、様々なバイオセンサが研究・開発され、医療、創薬、臨床検査等の分野で利用されている。バイオセンサは、生物の持つ優れた分子識別力を利用して外界の情報（例えば、化学的要素）を何らかの物理的な信号として認識するもので、様々な原理や測定対象がある。より詳細には、バイオセンサは、化学物質を測定対象とする化学センサの一種であり、測定対象物質のみを認識する分子識別素子と、認識したという情報を電気的な信号等の物理的な信号に変換する信号変換素子とで構成される。一般には、分子識別素子には、酵素、抗体、ＤＮＡ、細胞、微生物等の生体分子や生体分子を捉える化合物を用いるためバイオセンサと呼ばれる。
【０００３】
また、信号変換素子としては、電極、サーミスタ、水晶振動子、表面プラズモン共鳴、半導体素子等の通常の電子機器や化学センサが使用されるが、最近では電界効果トランジスタ（ＦＥＴ：Ｆｉｅｌｄ  Ｅｆｆｅｃｔ  Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）を用いたバイオセンサの研究が盛んになってきている。ＦＥＴを用いたバイオセンサでは、分子識別素子が測定対象となる化学物質を認識すると、熱、質量、電荷等の物理的変化や対象物質の分解、物質の生成等の化学的変化が起こり、この変化を信号変換素子であるＦＥＴで電気信号に変換して対象物質を測定する。ＦＥＴを用いたバイオセンサは、（１）イオンや分子固有の電荷を電気的に検出できる、（２）測定までの手間や時間がかからない、（３）リアルタイム測定が可能である、（４）非標識、非侵襲での電気的計測が可能である、（５）半導体の微細加工技術により小型化、集積化が可能である、等の特徴を有する。
【０００４】
このようなＦＥＴを用いたバイオセンサを、生きている細胞を非侵襲で解析に利用する方法に適用する技術が提案されている（例えば特許文献１を参照）。この特許文献１に記載されたバイオセンサは、負電荷等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ものである。当該バイオセンサによれば、従来の糖鎖解析方法では不可能であった蛍光等の標識を用いない非侵襲な、且つ簡便に使用することのできるリアルタイム細胞診断ツール、及びそれを用いて目的細胞の糖鎖を堅守する方法を提供することができる、とされている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２０１０−１０７４９６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
ところで、病気の診断や治療方針の決定のため体液に含まれる成分を測定する際に、患者の負担軽減や試料採取の簡易化等の観点から、微量の試料を用いた場合でも対象物質を高精度に測定可能な測定方法が求められている。また、非侵襲的に採取した体液試料の中には試料中の測定対象物質の濃度が低い場合もあり、このような場合でも、高精度の測定が可能であることが望ましい。そのためには、より高感度のバイオセンサが必要となる。
【０００７】
しかしながら、上記特許文献１に記載された技術でいう「非侵襲」とは、細胞等に対する侵襲が無い（例えば、細胞等に付加を与えず外的な要素を付加しなくても良い）という意味であり、患者の負担軽減等の観点から患者の人体を傷付けない（例えば、患者から血液を採取しなくても良い等）という意味での非侵襲ではない。すなわち、特許文献１に記載された技術においては、患者の負担軽減や試料採取の簡易化等のための非侵襲的な測定に関しては考慮されているとはいえない。
【０００８】
さらに、上記特許文献１に記載された技術では、微量の試料を用いた場合や試料中の測定対象物質の濃度が低い場合に、体液中の対象物質を高精度に測定することに関し、特に考慮されているわけではない。
【０００９】
そこで、本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、非侵襲的に採取した微量の体液試料を使用可能であり、且つ、このような微量の試料を用いた場合や試料中の測定対象物質の濃度が低い場合であっても対象物質を高精度に測定可能な、より高感度のバイオセンサ及びこれに用いられる分子識別部材を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明者らは、上記課題を解決するために鋭意研究を重ねた結果、測定対象物質と相互作用可能な分子識別素子を有する分子識別部材と、この分子識別部材と接続可能であり測定対象物質と分子識別素子との相互作用の結果生じる変化を検出する検出素子と、を設け、分子識別部材を体液を浸透可能なものとすることにより、非侵襲的に採取した微量の体液試料や、測定対象物質の濃度が低い体液試料を使用した場合であっても、対象物質を高精度に測定できることを見出し、この知見に基づいて本発明を完成するに至った。
【００１１】
すなわち、本発明は、体液中に含まれる対象物質を測定するためのバイオセンサであって、前記体液を浸透可能な基材と、前記基材に固定化され、前記基材に浸透した前記体液中に含まれる前記対象物質と相互作用可能な分子識別素子と、を有する分子識別部材と、前記分子識別部材と接続可能であり、前記相互作用の結果生じる変化を検出する検出素子と、を備え、前記分子識別素子が、前記基材に分散担持された貴金属と結合することで前記基材に固定化されており、前記検出素子が、第１の電極及び第２の電極が設けられた半導体基板と、前記半導体基板の前記第１の電極と前記第２の電極とに挟まれた部分の表面に設けられた絶縁体と、を有し、前記分子識別部材が、前記絶縁体を介して前記半導体基板に接続されている、バイオセンサである。
前記バイオセンサにおいて、前記分子識別部材が、更に可撓性を有することが好ましい。
前記バイオセンサにおいて、前記分子識別部材が、前記検出素子に着脱自在に接続されることが好ましい。
前記バイオセンサにおいて、前記分子識別素子が、前記対象物質と反応して前記分子識別部材における電荷密度とキャパシタンスの少なくともいずれか一方を変化させる物質であり、前記検出素子が、前記分子識別部材における電荷密度とキャパシタンスの少なくともいずれか一方の変化を電位の変化として検出し、前記検出素子により検出された電位の変化に基づき、前記対象物質を定量するようにしてもよい。
前記バイオセンサにおいて、前記対象物質が、グルコースであってもよい。
この場合に、前記分子識別素子が、フェニルボロン酸、グルコース結合蛋白質（ＧＢＰ）又はそれらの誘導体であってもよい。
前記バイオセンサにおいて、前記体液が、涙、汗、唾液又は鼻水であってもよい。
前記バイオセンサにおいて、前記絶縁体が、前記半導体基板の前記第１の電極と前記第２の電極とに挟まれた部分の表面に設けられた絶縁膜であってもよい。
前記バイオセンサが、前記絶縁膜上に金属電極と、前記金属電極と前記分子識別部材とを接続する金属線と、を更に備え、前記分子識別部材が、前記金属電極と前記金属線を介して前記絶縁膜に接続されていてもよい。
前記バイオセンサが、前記絶縁膜上に導電性部材を更に備え、前記分子識別部材が、前記導電性部材を介して前記絶縁膜に接続されていてもよい。
前記バイオセンサにおいて、前記分子識別部材が、前記絶縁膜上に積層されていてもよい。
また、本発明は、体液を浸透可能な基材と、前記基材に固定化され、前記基材に浸透した前記体液中に含まれる対象物質と相互作用可能な分子識別素子と、を備え、且つ、前記相互作用の結果生じる変化を検出する検出素子と接続するための分子識別部材であり、前記分子識別素子が、前記基材に分散担持された貴金属と結合することで前記基材に固定化されており、前記検出素子が、第１の電極及び第２の電極が設けられた半導体基板と、前記半導体基板の前記第１の電極と前記第２の電極とに挟まれた部分の表面に設けられた絶縁体と、を有し、前記絶縁体を介して前記半導体基板に着脱自在に接続可能な分子識別部材である。
前記分子識別部材が、更に可撓性を有することが好ましい。
前記分子識別部材において、前記分子識別素子が、前記対象物質と反応して前記分子識別部材における電荷密度とキャパシタンスの少なくともいずれか一方を変化させる物質であってもよい。
前記分子識別部材において、前記対象物質が、グルコースであってもよい。
この場合に、前記分子識別素子が、フェニルボロン酸、グルコース結合蛋白質（ＧＢＰ）又はそれらの誘導体であってもよい。
前記分子識別部材において、前記体液が、涙、汗、唾液又は鼻水であってもよい。
前記分子識別部材が、前記体液中に含まれる前記対象物質を測定するためのバイオセンサに用いられてもよい。
【発明の効果】
【００１２】
本発明によれば、非侵襲的に採取した微量の体液試料を使用可能であり、且つ、このような微量の試料を用いた場合や試料中の測定対象物質の濃度が低い場合であっても対象物質を高精度に測定可能な、より高感度のバイオセンサ及びこれに用いられる分子識別部材を提供することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本実施形態に係るバイオセンサの一例としてのグルコースセンサの概略的な構成を示す模式図である。
【図２】分子識別素子が分子識別部材の基材の表面に固定化された状態の一例を示す模式図である。
【図３】図２に示す分子識別素子が固定化物質へ吸着している状態の一例を示す模式図である。
【図４】分子識別素子が分子識別部材の基材の表面に固定化された状態の他の例を示す模式図である。
【図５】本実施形態に係る分子識別素子と体液中の対象物質との反応機構の一例を示す図である。
【図６】本実施形態に係る分子識別部材の変更例の概略的な構成を示す模式図である。
【図７】本発明の実施例に係るバイオセンサのグルコースの濃度応答性の評価結果を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
以下、図面を参照しながら、本発明の好適な実施の形態について詳細に説明する。なお、本明細書及び図面においては、同一の符号が付された構成要素は、実質的に同一の構造または機能を有するものとする。
【００１５】
なお、本実施形態に係るバイオセンサについては、以下の順序で説明する。
１  バイオセンサの構成
２  バイオセンサの製造方法
３  バイオセンサの用途・使用方法
４  変更例
【００１６】
［バイオセンサの構成］
初めに、図１を参照しながら、本実施形態に係るバイオセンサの一例として、測定対象物質がグルコースであるグルコースセンサを挙げ、その構成について説明する。図１は、本実施形態に係るバイオセンサの一例としてのグルコースセンサ１００の概略的な構成を示す模式図である。なお、以下の説明では、測定の対象物質をグルコースとし、検出素子として所謂拡張ゲート（Ｅｘｔｅｎｄｅｄ−ｇａｔｅ）型のＦＥＴを使用した場合を例に挙げて説明するが、本発明に係るバイオセンサは、このような例に限定されるものではない。例えば、検出素子として、絶縁膜上に測定対象を固定化する通常のＦＥＴを用いてもよい。
【００１７】
図１に示すように、グルコースセンサ１００は、検出素子としてＦＥＴを用い、体液中に含まれる対象物質（本例ではグルコースを測定対象物質とする。）を測定するためのバイオセンサであって、分子識別部材１１０と、検出素子１２０と、を主に備える。
【００１８】
（対象物質）
グルコースセンサ１００は、上述のように、測定対象物質をグルコースとしているが、本実施形態に係るバイオセンサの対象物質としては、グルコースに限定されず、非侵襲的に採取可能な体液中の成分であればグルコースには限られず、アミノ酸、生物化学的酸素要求量（ＢＯＤ：Ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｏｘｙｇｅｎ  Ｄｅｍａｎｄ）、抗原、ＤＮＡ、細胞からの代謝産物でもよい。
【００１９】
また、対象物質を含む体液としては、非侵襲的に採取可能なものであれば特に限定はされないが、対象物質をグルコースとした場合には、体液として、例えば、涙、汗、唾液、鼻水等を用いることができる。
【００２０】
（分子識別部材１１０）
分子識別部材１１０は、体液を浸透可能な部材であり、浸透した体液中に含まれる対象物質（グルコースセンサ１００の測定対象物質）と相互作用可能な分子識別素子１１３を有する。また、本実施形態では、分子識別部材１１０は、検出素子１２０と接続可能である。より具体的には、分子識別部材１１０は、後述する絶縁膜１２７を介して半導体基板１２５に接続され、ＦＥＴにおけるゲート電極としての役割も有している。この分子識別素子１１０は、例えば、基材１１１と、当該基材１１１に付加される分子識別素子１１３とを有する。
【００２１】
＜基材１１１＞
基材１１１は、分子識別素子１１３を固定化するための部材である。この基材１１１は、体液を浸透可能な材質で形成される。対象物質を含む体液を微量しか採取できないような場合であっても、基材１１１が体液を浸透可能な材質で形成されることで、微量の体液試料を採取することが容易となる。本実施形態における「基材１１１が体液を浸透可能」とは、基材１１１がその内部に体液を吸収及び吸収した体液の少なくとも一部を保持することが可能な性質を有することを意味する。基材１１１の体液の保持能については特に制限されるものではないが、基材１１１が、バイオセンサ（本実施形態では、グルコースセンサ１００）の測定に必要な体液試料の量（例えば、０．１μＬ〜１μＬ程度）以上の微量の体液を保持できることが好ましい。
【００２２】
ここで、基材１１１が、可撓性を有していることが好適である。基材１１１が可撓性を有することにより、涙、汗、唾液、鼻水等の体液を非侵襲的に採取する際に、採取箇所（例えば、目の周囲、腋、口腔内等の眼球、皮膚、粘膜等）に対する損傷を防止し、あるいは刺激等を低減させ、より安全に体液を採取することができる。従って、本実施形態における「可撓性」を有するためには、単に撓ませることができるだけでなく、眼球、皮膚、粘膜等に対する損傷を防止し、あるいは刺激等を低減させることが可能な程度の柔軟性を有していることが好ましい。
【００２３】
また、眼球、皮膚、粘膜等に対する損傷を防止し、あるいは刺激等を低減させるという観点からは、基材１１１が、生体適合性を有していることが好適である。ここでいう「生体適合性」とは、基材１１１の材料と生体間の相互作用、あるいは、基材１１１の材料に隣接する生体組織の局所的反応及び全身的反応を引き起こさない性質のことをいう。従って、例えば、基材１１１の材料が、人体に対する干渉がないため無害である、あるいは、人体（皮膚、粘膜等）に干渉しない（影響を与えない）場合には、生体適合性を有すると言える。
【００２４】
以上説明した性質を有する基材１１１に適用可能な材料としては、体液を浸透可能な材料であれば特に制限されるものではないが、例えば、親水性ポリマーや、吸液性を有する材料等が挙げられる。
【００２５】
≪親水性ポリマー≫
ここでいう親水性ポリマーとは、親水性の官能基（水酸基、カルボキシル基等）を有するポリマーであり、紙、ハイドロゲル、高吸水性ポリマー（ＳＡＰ：Ｓｕｐｅｒａｂｓｏｒｂｅｎｔ  Ｐｏｌｙｍｅｒ）等が例示される。
【００２６】
紙とは、植物繊維その他の繊維を膠着させて製造したものである。紙の原料である植物繊維は、セルロースが主成分である。セルロースをさらに細かく分けると、セルロース、ヘミセルロース、リグニンに分けられ、セルロースが骨格を、ヘミセルロースが骨格同士の結合を、リグニンが空隙の充填を担う。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ことができる。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、上述した生体適合性を有するという観点、及び後述する分子識別素子１１３をより強固に固定化するという観点から、基材１１１の材料としては、植物繊維（セルロース）からなる紙が好適である。
【００２７】
ハイドロゲルとは、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る。ハイドロゲルは、基材１１１に生体適合性を持たせ、人体に対する安全性をより高める（眼球、皮膚、粘膜等に対する損傷を防止し、あるいは刺激等を低減させる）という観点から好適な材料である。なお、基材１１１の材料としては、ヤング率が数百Ｐａ程度のハイドロゲルを用いることが好ましい。
【００２８】
このようなハイドロゲルとしては、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。このようなハイドロゲルは、コンタクトレンズの材料としても使用されている生体適合性を有する材料であるため、例えば、体液試料として涙を採取する場合には、安全性が十分に保障されている。従って、例えば、ハイドロゲルを用いた分子識別部材１１０を直接眼球と接触させても問題が無い。
【００２９】
ＳＡＰは、自重の数百倍から約千倍までの水を吸収及び保持できる高分子である。また、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に非常に親水性が高く、さらに網目構造に架橋させ、ナトリウム塩の形とすると高い吸水性を持つゲルとなり、優れた特性を示すことから、ＳＡＰとしては、ポリアクリル酸ナトリウムが現在主流となっている。このようなＳＡＰは、紙おむつや生理用品等の吸水剤としても使用されている生体適合性を有する材料であるため、体液試料を採取する場合には、安全性が十分に保障されている。
【００３０】
また、基材１１１の材料として有用なその他の親水性ポリマーの例としては、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。
【００３１】
さらには、基材１１１の材料として、１−ビニル−２−ピロリジノン、プロペノン酸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）ホスフェート等の生体適合性を有する親水性ポリマーを用いてもよい。
【００３２】
以上例示したような親水性ポリマーは、単独で用いてもよく、２種類以上を併用してもよい。
【００３３】
≪吸液性を有する材料≫
また、ここでいう吸液性を有する材料とは、液を吸収する性能を有する材料であって、上記の親水性ポリマーには属さないものであり、シリカゲル、吸水性ゴム、吸水性発泡プラスチック、綿、不織布、織布、繊維等が例示される。
【００３４】
≪好適な材料≫
また、上述した各種の材料のうち、可撓性と生体適合性の少なくともいずれか一方を有するものが、基材１１１の材料として好ましく用いられ、可撓性と生体適合性の両方を有するものが、基材１１１の材料としてより好ましく用いられる。以上のような材料を基材１１１の材料として使用することにより、分子識別部材１１０全体として可撓性や生体適合性を持たせることが可能となる。
【００３５】
≪その他≫
なお、後述する分子識別素子１１３自体が高分子であり、且つ、体液を浸透可能な材質である場合には、必ずしも基材１１１を設ける必要は無い。この場合は、分子識別素子１１３が、上述した基材１１１の性質も兼ね備えたものとなる。
【００３６】
＜分子識別素子１１３＞
分子識別素子１１３は、分子識別部材１１０の一方の面（例えば、後述する半導体基板１２５と接続される側と反対側の面）に固定化されており、体液中に含まれる対象物質を識別する機能を有する。ここでいう「識別」とは、分子識別素子１１３が対象物質と相互作用することで、熱、質量、電荷、光の屈折率等の物理的変化や、対象物質の分解、物質の生成等の化学的変化を起こすことをいう。また、「相互作用」としては、グルコース等の対象物質と反応して電荷が誘導されるような反応様式等が挙げられ、具体的には、例えば、ジオール同士の結合、配位結合、ＤＮＡハイブリダイゼーション、抗原・抗体反応、物理吸着等がある。本実施形態に係るグルコースセンサ１００は、分子識別素子１１３の一例として、体液試料中の対象物質と反応して電荷を発生して分子識別部材１１０表面の電荷密度とキャパシタンスの少なくともいずれか一方を変化させる物質を用いている。このような物質としては、例えば、フェニルボロン酸及びその誘導体（例えば、ビニル基を有するフェニルボロン酸等）、グルコース結合蛋白質（ＧＢＰ）及びその誘導体等が挙げられる。これら以外にも、分子識別素子１１３としては、対象物質と相互作用可能なものであれば特に制限はされず、例えば、対象物質と相互作用して分子識別部材１１０表面の光の屈折率又は質量を変化させる物質等であってもよい。
【００３７】
また、本実施形態では、分子識別素子１１３は、基材１１１に付加されている。ここでいう「付加」とは、分子識別素子１１３が基材１１１の表面に何らかの形で固定化されている状態、あるいは、分子識別素子１１３が基材１１１の内部に何らかの形で存在している状態を指す。具体的には、（１）分子識別素子１１３が所定の固定化物質を介して基材１１１に間接的に結合（固定化）されている場合、（２）分子識別部材１１３が基材１１１に直接結合している場合（例えば、分子識別部材１１３が基材１１１の材料である高分子のモノマーと共重合している場合）、（３）分子識別部材１１３が基材１１１の表面に物理吸着している場合等が、本実施形態における「付加」という概念に含まれる。
【００３８】
上記（１）〜（３）の具体例のうち、例えば、（１）の場合のように、分子識別素子１１３（例えば、フェニルボロン酸）と直接結合させることが難しい材質（例えば、紙）で基材１１１が形成される場合には、分子識別部材１１０は、例えば、測定対象物質を含む体液を浸透可能な基材１１１と、この基材１１１に担持され、分子識別素子１１３を基材１１１に固定化する固定化物質と、を有するようにすることが好ましい。この場合、例えば、基材１１１の材質として紙等の体液を浸透可能なものを用い、固定化物質として、分子識別素子１１３（例えば、フェニルボロン酸）を化学結合可能な物質（例えば、Ａｕ，Ａｇ，Ｃｕ等の貴金属）を用いればよい。
【００３９】
また、分子識別部材１１０に可撓性を持たせるという観点からは、基材１１１に担持される固定化物質としては、微粒子状のものが好適である。なお、ここでいう微粒子とは、可撓性を有する基材１１１に固定化物質を担持した場合に、基材１１１が可撓性を維持できる程度の大きさの粒子であればよく、例えば、１μｍ以下の粒径のものを微粒子とすることができる。なお、微粒子状の固定化物質の粒径の下限は特に規定されないが、現実的に入手可能なものとしては、例えば、１０ｎｍ以上のものが挙げられる。
【００４０】
また、固定化物質としては、分子識別素子１１３を固定化（例えば、化学結合）可能な物質であれば特に限定はされないが、例えば、Ａｕ、Ａｇ、Ｃｕ等の貴金属、ＳｉＯ２、ＴｉＯ２、Ａｌ２Ｏ３等の酸化物を使用することができる。このような物質を使用することで、基材１１１の表面に分子識別素子１１３を固定化することが容易となる。
【００４１】
ここで、図２及び図３を参照しながら、本実施形態に係る分子識別素子１１３の基材１１１表面への固定化について説明する。図２は、分子識別素子１１３が基材１１１の表面に固定化された状態を示す模式図である。図３は、図２に示す分子識別素子１１３が固定化物質へ吸着している状態を示す模式図である。なお、図２及び図３に示す例では、分子識別素子１１３として、グルコースと反応して負電荷を発生するフェニルボロン酸を用い、基材１１１として紙（セルロース繊維）を用い、固定化物質としてＡｕを用いた場合を例に挙げて説明するが、本実施形態に係るバイオセンサ（例えば、グルコースセンサ１００）は、これらの構成に限定されるものではない。
【００４２】
図２に示すように、分子識別部材１１０は、基板１１１としてのセルロース繊維からなる紙上に、固定化物質としてのＡｕの微粒子が担持された構造を有しており、分子識別素子１１３（図２の例ではフェニルボロン酸）が、Ａｕに吸着している。ここで、例えば、フェニルボロン酸は、Ａｕに以下のような機構で吸着する。すなわち、図３に示すように、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。このようなチオール誘導体やジスルフィド誘導体は、Ａｕ、Ａｇ、Ｃｕ等の貴金属の表面に高密度な薄膜を形成することが知られており、チオール基等が導入されたフェニルボロン酸は、例えば、Ａｕ−Ｓのような強い結合を形成する。また、各フェニルボロン酸は、隣り合うフェニルボロン酸との間で、芳香環間のπ−π相互作用が働く。そのため、フェニルボロン酸のＡｕへの結合量が増え、密度が高くなると、芳香環間のπ−π相互作用により更に高密度に集積し、最終的に高配向な単分子膜が形成される。このように、固体表面に結合、集積し、分子間力等の相互的に働く力におって自発的に形成される単分子膜を自己組織化単分子膜（ＳＡＭｓ：Ｓｅｌｆ−Ａｓｓｅｍｂｌｅｄ  Ｍｏｎｏｌａｙｅｒｓ）という。
【００４３】
ここで、本形態に係るグルコースセンサ１００において、ＳＡＭｓを形成するために求められる条件として、（Ａ）基材１１１表面の固定化物質と結合する官能基を有すること、（Ｂ）自己組織化的に集合し、高密度な薄膜を形成する分子間相互作用を有することの２点が挙げられる。（Ａ）の官能基としては、上述したチオール基（−ＳＨ）やジスルフィド基（−Ｓ−Ｓ−）等がある。（Ｂ）の分子間相互作用としては、上述した芳香環間のπ−π相互作用やアルキル鎖間のファンデルワールス力等がある。従って、上記のような官能基や分子間相互作用を有する分子識別素子１１３を用いることで、固定化物質の表面にＳＡＭｓを形成することができる。その結果、基材１１１表面における分子識別素子１１３が高密度に存在することとなるため、測定対象物質を含む体液が微量である場合や、体液中の測定対象物質の濃度が低い場合であっても、グルコースセンサ１００は、高感度のグルコース濃度の測定を行うことができる。
【００４４】
また、図２に示すように、基材１１１として、測定対象物質であるグルコースと同様に隣り合う２個の水酸基を有するセルロースのような高分子を用いた場合には、Ａｕ等の固定化物質に固定された分子識別素子１１３（この例ではフェニルボロン酸）の一部が、グルコースとの反応と同様の機構（後述する図５を参照）により、セルロースが有する２個の水酸基と反応し、結合を形成する。このように、分子識別素子１１３の一部が基材１１１を構成する高分子と反応することにより、分子識別素子１１３と基材１１１とをより強固に固定化することができるとともに、残りの分子識別素子１１３を測定対象物質との反応に用いることができる。このような効果は、上述したように、ＳＡＭｓが形成され、分子識別素子１１３の密度が高い場合により顕著なものとなる。
【００４５】
また、例えば、基材１１１として上述したようなハイドロゲル（例えば、ｐｏｌｙ−ＨＥＭＡ）を用いた場合や、基材１１１として紙等を用いた場合でも直接分子識別素子１１３を結合させることが可能な場合には、上述した固定化物質を介して分子識別素子１１３を基材１１１に固定化させる場合と異なり、固定化物質を基材１１１に担持させる必要はなく、基材１１１であるハイドロゲルに直接、フェニルボロン酸等の分子識別素子１１３を結合させることもできる。この場合、例えば、基材１１１がｐｏｌｙ−ＨＥＭＡで形成されている場合には、図４に示すように、ＨＥＭＡがビニル結合を有することから、分子識別素子１１３としてビニル基を有するもの（この例では、ｐ−ビニルフェニルボロン酸）を用いて、ＨＥＭＡとｐ−ビニルフェニルボロン酸とを共重合させることで、基材１１１に直接、分子識別素子１１３を付加することができる。
【００４６】
また、分子識別素子１１３は、分子識別部材１１０の内部に存在していることが好ましい。ここで、「分子識別部材１１０の内部に存在する」例としては、以下の（１）〜（３）のような形態が挙げられる。
（１）分子識別部材１１３が、分子識別部材１１０のマトリックスとなる材料（例えば、本実施形態では基材１１１を構成する材料）の骨格自体に組み込まれている場合
この場合の例としては、上述した図４に示す例のように、マトリックスとなる材料がｐｏｌｙ−ＨＥＭＡ等のポリマーであって、このポリマーを構成するＨＥＭＡ等のモノマーとｐ−ビニルフェニルボロン酸等の分子識別素子１１３とが共重合しているような場合が挙げられる。
（２）分子識別部材１１３が、分子識別部材１１０のマトリックスとなる材料と共有結合している場合（ただし、（１）の場合を除く。）
この場合の例としては、上述した図２に示す例のように、マトリックスとなる材料がセルロース等のポリマーであって、このポリマーが有する官能基（セルロースの場合は水酸基）と、分子識別素子１１３が有する官能基とが共有結合しているような場合が挙げられる。
（３）分子識別部材１１３が、分子識別部材１１０のマトリックスとなる材料とは化学結合せず、当該材料中に混合されている場合
【００４７】
上記の例のように、分子識別素子１１３が、分子識別部材１１０の内部に存在する場合には、分子識別素子１１０の内部に浸透した体液中に含まれる測定対象物質が、分子識別素子１１３とより効率的に相互作用することができる。また、分子識別素子１１３が分子識別部材１１０の表面に必ずしも露出していなくても良いので、分子識別素子１１３が表面に露出するような形態にすること等を考慮する必要が無く、分子識別部材１１０の形態の自由度が高い。
【００４８】
（検出素子１２０）
検出素子１２０は、上述した分子識別部材１１０と接続可能であり、上記の対象物質と分子識別素子１１３との相互作用の結果生じる変化を検出する素子であり、このような素子として、ＦＥＴ等の半導体素子、フォトダイオードや光電子倍増管等の受光素子、サーミスタ、ＱＣＭ（Ｑｕａｒｔｚ  Ｃｒｙｓｔａｌ  Ｍｉｃｒｏｂａｌａｎｃｅ：水晶振動子マイクロバランス）、表面プラズモン共鳴を利用した素子等を使用することもできる。
図１に示した例では、検出素子１２０としてＦＥＴを用いており、具体的には、第１の電極（例えば、ソース電極１２１）及び第２の電極（例えば、ドレイン電極１２３）が設けられた半導体基板１２５と、本実施形態に係る絶縁体の一例としての絶縁膜１２７と、を主に有する。
【００４９】
＜半導体基板１２５＞
半導体基板１２５は、例えば、ｐ型半導体であり、その一部（例えば２箇所）が局所的にドーピングされて形成されたｎ型半導体部分にソース電極１２１及びドレイン電極１２３が設けられる。すなわち、グルコースセンサ１００で使用されるＦＥＴは、所謂ｎチャネル型ＭＯＳＦＥＴ（Ｍｅｔａｌ  Ｏｘｉｄｅ  Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ  Ｆｉｅｌｄ  Ｅｆｆｅｃｔ  Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）である。なお、本実施形態に係るバイオセンサで使用するＦＥＴは、上記のｎチャネル型ＭＯＳＦＥＴ（ｎ−ＭＯＳ）に限られず、ｐチャネル型ＭＯＳＦＥＴ（ｐ−ＭＯＳ）、ｎチャネル接合型ＦＥＴ、ｐチャネル接合型ＦＥＴであってもよい。
【００５０】
また、半導体基板１２５の素材としては、特に制限されるものではないが、Ｓｉ、ＧａＡｓ、透明酸化物半導体（例えば、ＩＴＯ、ＩＧＺＯ、ＩＺＯ）、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、公知の半導体を適宜選択して用いることができる。なお、半導体基板１２５の素材として炭素半導体を用いると、Ｓｉを使用した場合よりもグルコースセンサ１００の測定感度をより高くすることができる（体液試料中の対象物質濃度が低くても高精度に測定することができる）。
【００５１】
＜絶縁膜１２７＞
絶縁膜１２７は、半導体基板１２５の第１の電極（例えば、ソース電極１２１）と第２の電極（例えば、ドレイン電極１２３）とに挟まれた部分（図１に示すグルコースセンサ１００では、ｐ型半導体部分）の表面に設けられており、ＳｉＯ２、Ｓｉ３Ｎ４（ＳｉＮｘ）、Ｔａ２Ｏ５、Ａｌ２Ｏ３等の酸化物又は窒化物等からなる膜である。
【００５２】
（測定原理）
次に、本実施形態に係る検出素子１２０としてＦＥＴを用いた場合のグルコースセンサ１００の測定原理について説明する。分子識別部材１１０は分子識別素子１１３を有しており、検出素子１２０としてのＦＥＴが、測定対象物質（例えば、グルコース）が分子識別素子１１３と相互作用することにより生じた分子識別部材１１０における電位の変化を検出する。より詳細には、測定対象物質（例えば、グルコース）が分子識別素子１１３（例えば、フェニルボロン酸）と反応することで、分子識別部材１１０における電荷密度とキャパシタンスの少なくともいずれか一方が変化し、これをＦＥＴが電位の変化として検出することで、対象物質の濃度を測定することができる。この場合に、分子識別部材１１０が対象物質を含む体液を浸透可能な材質で形成されていることから、対象物質を含む体液を微量しか採取できなかった場合や、採取した体液中の対象物質の濃度が低い場合であっても、高精度に測定するために必要な量の対象物質を分子識別素子１１３と反応させることができる。従って、グルコースセンサ１００によれば、微量の体液試料を用いた高感度の測定を行うことができる。また、微量しか採取することができない体液（例えば、涙等）を試料として用いる場合であっても、グルコースセンサ１００によれば、分子識別部材１１０が対象物質を含む体液を浸透可能な材質で形成されていることから、微量の体液試料を採取することが容易となる。
【００５３】
特に、グルコースの測定の場合、上述したような非侵襲的に採取可能な涙、汗、唾液等の体液中のグルコース濃度は、侵襲的に採取される血液中の血糖値の１００分の１程度であり、測定対象物質の濃度が非常に低い。従って、従来のような酵素電極法を用いて、涙、汗、唾液等の体液中のグルコース濃度を高精度に測定することは、酵素電極法の装置の感度が低いことから困難である。一方、グルコースセンサ１００によれば、分子識別部材１１０（ゲート基材）が体液を浸透可能な材質で形成されており、且つ、検出素子として感度の高いＦＥＴを用いていることから、涙、汗、唾液等のグルコース濃度の非常に低い体液試料を用いても、高感度の高い測定を行うことが可能となる。また、上記酵素電極法では、測定に比較的多量の試料が必要であり、また、測定感度も比較的低いことから、これらの方法で測定するため必要な量の涙、汗等の体液を採取することは困難であり、現状では、グルコース濃度の測定には侵襲的に採取される血液を試料せざるを得ない。また、高速液体クロマトグラフィ（ＨＰＬＣ：Ｈｉｇｎ  ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  ｌｉｑｕｉｄ  ｃｈｒｏｍａｔｏｇｒａｐｈｙ）では、測定感度は高いものの、装置が高価且つ大型であることから、例えば、糖尿病患者が毎日血糖値を測定するといった用途には適していない。なお、必要な試料の量としても装置が大型であるが故に比較的多くの量を必要とする。一方、グルコースセンサ１００によれば、微量の試料でも測定に供することができることから、涙や汗等の体液を試料として用いることができる。
【００５４】
なお、酵素電極法、ＨＰＬＣ及び本実施形態に係るバイオセンサにおける測定感度と必要な試料の量との関係は概ね以下の表１の通りである。
【００５５】
【表１】
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【００５６】
（分子識別部材１１３の着脱）
また、グルコースセンサ１００においては、検出素子として、上述したように拡張ゲート型のＦＥＴを使用している。具体的には、グルコースセンサ１００は、絶縁膜１２７上に金属電極１５０を更に備えており、分子識別部材１１０が、金属電極１５０と金属線１５１等を介して絶縁膜１２７と電気的に接続されている。このように、拡張ゲート型のＦＥＴを用いたグルコースセンサ１００では、分子識別部材１１０がＦＥＴ本体（ソース電極１２１及びドレイン電極１２３が設けられた半導体基板１２５）から分離しており、分子識別部材１１０を半導体基板１２５から着脱自在に接続することが容易である。そのため、分子識別部材１１０を容易に交換することができる。これを利用して、多様な糖類や相補的にＤＮＡに特異吸着する分子、またＤＮＡをそれぞれ分子識別部材１１０に固定化することで、分子識別部材１１０を交換するだけで様々な対象物質についての測定が可能となる。また、分子識別部材１１０は、ＦＥＴ本体から分離させることができるため、分子識別部材１１０に微細な加工を容易に施すことができる。さらに、それぞれの測定対象物質に対してそれに応じた分子識別部材１１０を用意するだけで済むので低コストでの測定が可能となる。加えて、本実施形態では、ゲート電極の役割を有する分子識別部材１１０として体液を浸透可能な材質のものを用いることから、分子識別部材１１０がＦＥＴ本体と接触した状態であると、分子識別部材１１０を透過した体液がＦＥＴ本体まで到達し、ＦＥＴ本体が継続的な測定に使用できない状態となる恐れもある。これに対して、拡張ゲート型のＦＥＴを用いたグルコースセンサ１００によれば、分子識別部材１１０がＦＥＴ本体（すなわち、検出素子１２０）から分離しているため、分子識別部材１１０のみを交換することで、ＦＥＴ本体を継続的に測定に使用することができる。
【００５７】
なお、グルコースセンサ１００では、金属電極１５０及び金属線１５１により、分子識別部材１１０と絶縁膜１２７とが電気的に接続されているが、金属電極１５０と金属線１５１とを別個に設けずに、金属電極１５０と金属線１５１の役割を兼ねるものとして一体的に形成し、一つの導電性部材としてもよい。また、金属電極１５０及び金属線１５１や、上記導電性部材を設けずに、絶縁膜１２７上に分子識別部材１１０を積層した（拡張ゲート型でない）通常のＦＥＴの構成としてもよい。
【００５８】
（その他）
なお、本実施形態に係るバイオセンサ（例えば、グルコースセンサ１００）は、図１に示すように、必要に応じて参照電極１６０を設けてもよい。参照電極１６０は、分子識別部材１１０と電気的に接続され、ソース電極１２１及びドレイン電極１２３とともに閉回路を形成し、ＦＥＴにおける電圧測定の基準電位となる電極であり、アースされることもある。実用上は、ＦＥＴにおける電圧測定の際に必要となるが、他の方法により対象物質の測定が可能であれば参照電極１６０を設けなくてもよい。
【００５９】
［バイオセンサの製造方法］
以上、本実施形態に係るバイオセンサの構成について詳細に説明したが、続いて、このような構成を有するバイオセンサの製造方法について説明する。以下では、上述したグルコースセンサ１００を例に挙げて説明するが、他のバイオセンサについても、以下に説明する方法に適宜公知の技術を適用することで製造することができる。
【００６０】
グルコースセンサ１００は、上述したように検出素子１２０としてＦＥＴを使用するバイオセンサである。このようなグルコースセンサ１００は、分子識別部材１１０を製造した後に、得られた分子識別部材１１０をＦＥＴにゲート電極部として組み込むことで、製造される。
【００６１】
ＦＥＴとしては、公知の技術を用いて作製してもよく、あるいは市販されているものを用いても良い。
【００６２】
（分子識別部材１１０の製造方法）
次に、分子識別部材１１０の製造方法について説明する。ここでは、固定化物質を用いずに分子識別素子１１３を基材１１１に付加する場合と、固定化物質を用いて分子識別素子１１３を基材１１１に付加する場合を例に挙げて説明する。
【００６３】
＜固定化物質を用いない場合＞
固定化物質を用いない場合には、例えば、本実施形態に係るグルコースセンサ１００における分子識別部材１１０は、ハイドロゲル等の親水性ポリマーからなる基材１１１と、分子識別素子１１３（例えば、フェニルボロン酸基）を有するポリマーとの混合体または共重合体からなり、公知の方法によって製造することができる。
【００６４】
親水性ポリマーと分子識別素子１１３とを有するポリマーの混合体は、例えば、親水性ポリマー及び分子識別素子１１３を有するポリマーを溶媒に溶解し、混合した後、乾燥させて溶媒を除去することで得ることができる。
【００６５】
本実施形態の分子識別部材１１０を製造するのに有用な親水性ポリマーとしては、上述したように、体液を浸透可能であれば特に制限はされず（可撓性や生体適合性を有することが好適である。）、具体的には、上述した材料を例示することができる。
【００６６】
また、本実施形態の分子識別部材１１０を製造するのに有用なフェニルボロン酸基を有するポリマーの例としては、ポリビニルフェニルボロン酸、ポリ（ｍ−アクリルアミドフェニルボロン酸−ＣＯ−Ｎ−ビニルピロリドン）、ポリ３−アクリルアミドフェニルボロン酸、ポリメタクリルアミドフェニルボロン酸等を挙げることができる。これらは、単独で用いてもよく、２種類以上を併用してもよく、更には他のポリマーとの共重合体の形で用いてもよい。
【００６７】
ポリマーを溶解させる溶媒としては、特に制限はされず、公知の有機溶媒を用いることができる。
【００６８】
また、親水性ポリマーと分子識別素子１１３を有するポリマーとの共重合体は、例えば、親水性モノマーと分子識別素子１１３を有するモノマーとをラジカル共重合させることによって得ることもできる。
【００６９】
これらの共重合ポリマーは、吸水性および乾燥防止などの点からハイドロゲル状あることが好ましい。このようなハイドロゲルは、親水性モノマーと分子識別素子１１３を有するモノマーに更に架橋モノマーを加えてラジカル共重合することによって得られる。架橋モノマーの例は特に限定されないが、不飽和ビニル基を二つ以上有する多官能モノマーであり、化学架橋を形成する公知の架橋剤を使用することができる。架橋モノマーの例としては、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が挙げられる。
【００７０】
＜固定化物質を用いる場合＞
固定化物質を用いる場合には、例えば、本実施形態に係るグルコースセンサ１００における分子識別部材１１０は、紙等の基材１１１に固定化物質を担持させた後に、固定化物質に分子識別素子１１３を付加させることにより製造することができる。
【００７１】
固定化物質として用いることができるものとしては、上述した通りである。また、この固定化物質を基材１１１に担持する方法としては、特に制限されるものではなく、物理吸着と化学吸着のいずれでもよい。
【００７２】
また、固定化物質に分子識別素子１１３を付加させる方法としては、分子識別素子１１３に固定化物質と結合可能な官能基を公知の手法により導入し、分子識別素子１１３の誘導体を形成する。次いで、この誘導体を固定化物質に結合させることで、分子識別素子１１３が固定化物質を介して基材１１１の表面に付着（固定化）された分子識別部材１１０を製造することができる。なお、基材１１１として紙を、固定化物質としてＡｕを、分子識別素子１１３としてフェニルボロン酸を用いた場合の製造例については、上述した通りである。
【００７３】
［バイオセンサの用途・使用方法］
次に、上述した本実施形態に係るバイオセンサの用途及び使用方法について順に説明する。
【００７４】
（バイオセンサの用途）
本実施形態に係るバイオセンサは、上述したように、体液中のグルコース濃度を測定するグルコースセンサの他、体液（汗等）中のＮａ＋及びＣｌ−の濃度を測定するセンサ（アルツハイマーの診断に用いる）、体液（唾液等）中の臭い成分を測定するセンサ（口臭の診断に用いる）、体液（鼻水、唾液等）中のウイルス（例えば、インフルエンザウイルスやノロウイルス等）を測定するセンサ（インフルエンザやウイルス性胃腸炎等の診断に用いる）等の用途に用いることができる。
【００７５】
（バイオセンサの使用方法）
次に、再び図１、図３及び図５を参照しながら、本実施形態のバイオセンサの使用方法を、上述したグルコースセンサ１００を例に挙げて説明する。図５は、本実施形態に係る分子識別素子１１３と体液中の対象物質との反応機構を示す図である。
【００７６】
＜試料（体液）の採取＞
初めに、測定対象物質（ここではグルコース）を含む試料である体液を採取する。グルコースセンサ１００において使用可能な体液としては、特に限定されない。ここで、例えば、糖尿病患者は日常生活において血糖値のコントロールを行うため、血糖値を自己測定しインスリン注入のタイミングを管理する必要がある。現状では、血糖値の測定にはグルコースオキシダーゼを利用した酵素電極法が広く用いられているが、この酵素電極法による測定では、試料（体液）として血液が用いられており、血液の採取が必要となる。この血液採取は糖尿病患者にとって肉体的にも精神的にも大きな負担となっており、患者に負担を強いることのない、血液以外の体液での非侵襲的な診断が望まれている。このような非侵襲的に採取可能な体液としては、尿、汗、涙、唾液等が考えられるが、本発明者らが検討したところによると、各体液には、以下のような特徴がある。
【００７７】
第１に、尿については、尿に糖（グルコース）が出始めるのが高濃度の状態になってからであり、空腹時などその時の状態によって出ないこともある。また、血糖値が正常であっても、腎臓の機能が低下していると尿に糖が出ることがある。従って、体液試料として尿を使用して糖濃度を測定した結果は、正確にその時の体内の糖濃度を反映していない可能性もあることから、試料としてあまり適切でないものと考えられる。
【００７８】
第２に、汗については、汗中には糖が含まれているが、その濃度は血糖値の１００分の１程度である。また、汗はｐＨの変動幅が大きく、診断する際に常に安定して同質の体液を採取することが困難である。さらに、汗の通常時のｐＨが酸性側によっており、グルコースセンサ１００で測定できるｐＨ範囲から外れているため、汗を血液の代わりとして糖濃度を測定するに際しては様々な工夫が必要になるものと思われる。
【００７９】
第３に、涙については、涙中にも糖が含まれており、涙中の糖濃度と血糖値との間には相関が見られる。涙は、涙腺内の毛細血管から得た血液から血球を取り除き、液体成分を取り出したものであり、血液中の成分を良く反映していると言える。また、涙のｐＨは７．５〜８．０程度であり、グルコースセンサ１００の測定可能範囲内である。ただし、涙中の糖濃度は、血糖値の１０分の１〜１００分の１程度であり、高感度のグルコースセンサによる測定が必要と考えられる。
【００８０】
第４に、唾液は、水、電解質、各種のタンパク質や酵素からなるが、唾液中にも糖が含まれている。唾液中の糖濃度は、血糖値の５０分の１〜１００分の１程度である。唾液のｐＨは通常は６．８程度であるが、唾液量が多い場合や唾液腺が刺激された場合等はｐＨが高くなる傾向にある。唾液は、分泌量が多く、採取が比較的容易に行える一方で、食事等によるコンタミネーションを避けることが困難であり、採取方法を工夫する必要がある。
【００８１】
以上のように、理論的には、汗、涙、唾液等がグルコースセンサ１００の試料として使用できる体液となり得るが、これらの中でも、血液中の成分を良く反映していること、ｐＨが安定していること、採取が容易であること等の理由で、涙を使用することが特に好適である。
【００８２】
＜分子識別部材１１０での反応＞
以上のような非侵襲的に採取した体液が分子識別部材１１０に浸透すると、分子識別部材１１０に付加された分子識別素子１１３（例えば、フェニルボロン酸）が、体液中の測定対象物質（例えば、グルコース）と反応して、図１及び図３に示すように負電荷を発生する。この反応機構は、図５に示す通り、フェニルボロン酸（ｉ）のホウ素に水酸化物イオン（ＯＨ−）が配位したアニオン型（ｉｉ）となる。このアニオン型（ｉｉ）に隣接する２個の水酸基を有するグルコースが反応することで、負電荷を発生する。ここで、フェニルボロン酸がグルコースと結合し、ボロン酸ジエステルの状態になるとｐＫａが大きく低下するため、適切なｐＨで結合させると、アニオン型のボロン酸ジエステルの割合が大きくなり、全体としてアニオン型の状態の数が増加する。
【００８３】
＜対象物質の測定＞
以上のようにして、分子識別素子１１３（例えば、フェニルボロン酸）が対象物質（例えば、グルコース）と反応することにより、例えば負電荷が発生し、分子識別部材１１０の表面の電荷密度が変化すると、電位差が発生する。その結果、半導体基板１２５に実質的に与えられる電位（ゲート電圧）の値が変わるため、半導体基板１２５の電気伝導度が変化する。従って、ドレイン電流の値を一定にした場合にゲート電圧のシフトが計測でき、そのゲート電圧の変化から分子識別部材１１０上の電荷密度が測定でき、この電荷密度から対象物質の量（例えば、グルコース濃度）を算出することができる。すなわち、本実施形態に係るバイオセンサ（例えば、グルコースセンサ１００）は、ＦＥＴが、分子識別部材１１０表面の電荷密度の変化を電圧の変化として検出することで、対象物質の量を測定するものである。
【００８４】
［変更例］
次に、上述した本実施形態に係るグルコースセンサ１００の変更例について説明する。
【００８５】
（分子識別素子と検出素子との組合せの変更例）
上述したグルコースセンサ１００は、下記表２に示すように、分子識別素子１１０としてフェニルボロン酸（ＰＢＡ）やグルコース結合蛋白質（ＧＢＰ）等を使用し、検出素子１２０としてＦＥＴを使用したものである。ここで、分子識別素子１１０としてＰＢＡを使用した場合には、分子識別素子と対象物質との反応による変化として電荷密度又はキャパシタンスの変化が起こり、この変化を検出素子１２０が電位の変化として検出する。また、分子識別素子１１０としてＧＢＰを使用した場合には、分子識別素子と対象物質との反応による変化としてキャパシタンスの変化が起こり、この変化を検出素子１２０が電位の変化として検出する。
【００８６】
また、本実施形態に係るバイオセンサとしては、グルコースセンサ１００とは異なり、検出素子としてＱＣＭを使用することができる。この場合には、分子識別素子１１０としてフェニルボロン酸（ＰＢＡ）やグルコース結合蛋白質（ＧＢＰ）等を使用することができる。また、分子識別素子と対象物質との反応による変化としては、分子識別部材上での質量の変化が起こり、この変化を検出素子が振動数の変化として検出する。さらに、本実施形態に係るバイオセンサとしては、検出素子として表面プラズモン共鳴を利用した素子を使用することができる。この場合には、分子識別素子と対象物質との反応による変化としては、分子識別部材に照射した光の屈折率の変化が起こり、この変化を検出素子が屈折角の変化として検出する。
【００８７】
【表２】
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【００８８】
（分子識別部材の形態の変更例）
次に、図６を参照しながら、分子識別部材の形態の変更例について説明する。図６は、本実施形態に係るバイオセンサの変更例の構成を示す模式図である。
【００８９】
図６には、本変更例に係るバイオセンサとして、綿棒型のグルコースセンサ２００を示している。グルコースセンサ２００は、分子識別部材２１０と、半導体素子２２０と、金属線２３０と、を主に備える。
【００９０】
＜分子識別部材２１０＞
分子識別部材２１０は、その材質や、分子識別素子（図示せず）を有する点については、上述した分子識別部材１１０と同様であるが、試料となる体液として涙を採取する場合に特に適した構造を有している。具体的には、分子識別部材２１０は、綿棒の綿部分と類似した形状（例えば、略球状又は略楕円球状）を有しており、また、可撓性及び生体適合性を有し、柔らかい材質（例えば、上述したハイドロゲル等）である。従って、分子識別部材２１０によれば、眼球やその周囲の皮膚を傷付けずに、微量の涙液を採取することができる。
【００９１】
＜半導体素子２２０＞
半導体素子２２０は、本変更例に係る検出素子（の少なくとも一部）として機能するものであり、測定対象物質（例えば、グルコース）の体液（例えば、涙液）中の濃度に応じた電荷密度の変化を検出する。具体的には、この半導体素子２２０は、上述した検出素子１２０のうち、ソース電極１２１及びドレイン電極１２３が形成された半導体基板１２５と、絶縁膜１２７と、金属電極１５０とからなる構成に対応するものである。
【００９２】
＜金属線２３０＞
金属線２３０は、分子識別部材２１０と半導体素子２２０とを電気的に接続する。これにより、分子識別部材２１０に存在する分子識別素子と測定対象物質との相互作用（例えば、化学反応）の結果、分子識別部材２１０に生じた電荷密度の変化（例えば、負電荷の発生）を、金属線２３０を通じて半導体素子２２０で検出することができる。
【００９３】
なお、実際の測定の際には、グルコースセンサ２００により涙液等の体液を採取した後、グルコースセンサ２００は、半導体素子２２０と回路を形成することが可能な計測機器等への外部機器に接続される。これにより、例えば、測定対象物質（例えば、グルコース）の体液（例えば、涙液）中の濃度に応じた電荷密度の変化を電位の変化として検出することができるようになる。
【実施例】
【００９４】
次に、本発明を実施例及び比較例により、更に具体的に説明するが、本発明は、これらの例によって何ら限定されるものではない。
【００９５】
本実施例では、分子識別部材として、ヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）とビニルフェニルボロン酸とを共重合させたゲルを用い（即ち、分子識別素子としてはフェニルボロン酸を用いた。）、検出素子として半導体素子（ＭＯＳＦＥＴ）を用い、試料として体液を模したグルコース溶液を用い、グルコースの濃度応答性を評価した。具体的には以下のようにして評価した。
【００９６】
（グルコースセンサの作製）
本実施例では、検出素子としてＭＯＳＦＥＴを用い、拡張ゲート型のゲート電極部を以下のようにして作製した。まず、ヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）  ３．８ｇと、ビニルフェニルボロン酸  ０．２ｇと、Ｎ，Ｎ’−メチレンビスアクリルアミド０．０２ｇと、を１０ｍｌの超純水に溶解し、混合した後、重合開始剤としてペルオキソ二硫酸カリウム（和光純薬工業社製）５ｍｇ、テトラメチレンジアミン（東京化成社製）５μｌ加えることで重合を開始させた。重合条件は、窒素雰囲気下、室温にて２４時間、ＨＥＭＡとビニルフェニルボロン酸とを共重合させることで行った。重合反応終了後、共重合体を含む溶液を超純水に浸漬し、未反応分モノマーを除去することで、ＨＥＭＡとビニルフェニルボロン酸とが共重合したゲル状の分子識別部材を得た。
【００９７】
次に、本実施例では溶液中での測定を行うため、上述のようにして得られた分子識別部材上に、外径１２ｍｍ、内径１０ｍｍ、高さ１０ｍｍのガラスリングを、エポキシ樹脂を用いて固定した。なお、このガラスリング内には、最大で約８００μｌの溶液を入れることができる。
【００９８】
以上のようにして作成したガラスリングが固定された分子識別部材を拡張ゲート型のゲート電極部として、ＭＯＳＦＥＴに電気的に接続し、本実施例のグルコースセンサを作製した。
【００９９】
（グルコースの濃度応答性の評価方法）
上述したようにして作製したグルコースセンサを用いて、以下のようにして、グルコースの濃度応答性を評価した。まず、グルコースをＰＢＳ（Ｐｈｏｓｐｈａｔｅ  Ｂｕｆｆｅｒｅｄ  Ｓａｌｉｎｅ）に溶解し、グルコース濃度が０．００１ｍＭ、０．０１ｍＭ、０．１ｍＭ、１ｍＭ、１０ｍＭのグルコース溶液をそれぞれ４００μｌずつ調製した。
【０１００】
次に、上記のグルコースセンサのガラスリング内にまずＰＢＳのみを入れ、半導体パラメータアナライザ（アジレート社製）を用いて、Ｖｇ−Ｉｄ特性の測定を行うことで、一定電流（Ｉｄ＝２ｍＡ）におけるＶｇ（即ち、分子識別部材の表面電位）の変化を測定した。なお、測定温度は室温で、測定時のｐＨは７．４でほぼ一定の条件であり、参照電極としては、銀−塩化銀（Ａｇ／ＡｇＣｌ）電極を用いた。
【０１０１】
（グルコースの濃度応答性の評価結果）
以上の測定の結果を図７に示す。図７は、本発明の実施例に係るバイオセンサのグルコースの濃度応答性の評価結果を示すグラフである。図７の縦軸は、分子識別部材の表面電位の変化（ｍＶ）を示し、横軸は、グルコース濃度（ｍＭ）を示している。
【０１０２】
図７に示すように、グルコース濃度が０．００１ｍＭ〜１０ｍＭの範囲のいずれでも、表面電位の変化が検出され、いずれの濃度でも充分な感度で測定できることが分かった。また、図７に示す結果から、グルコース濃度と表面電位Ｖｇの変化との間には直線的な関係があり、本実施例のグルコースセンサを使用して定量的にグルコース濃度を測定できることが分かった。
【０１０３】
以上、図面を参照しながら本発明の好適な実施の形態について説明したが、本発明は上述した形態に限定されない。すなわち、特許請求の範囲に記載された発明の範囲内で当業者が想到し得る他の形態または各種の変更例についても本発明の技術的範囲に属するものと理解される。
【符号の説明】
【０１０４】
１００、２００    グルコースセンサ
１１０、２１０    分子識別部材
１１１    基材
１１３    分子識別素子
１２０    検出素子
１２１    ソース電極
１２３    ドレイン電極
１２５    半導体基板
１２７    絶縁膜
１５０    金属電極
１５１、２３０    金属線
１６０    参照電極
２２０    半導体素子
【要約】
【課題】非侵襲的に採取した微量の体液試料を使用可能であり、且つ、このような微量の試料を用いた場合や試料中の測定対象物質の濃度が低い場合であっても対象物質を高精度に測定可能な、より高感度の高いバイオセンサを提供する。
【解決手段】体液中に含まれる対象物質を測定するためのバイオセンサ１００において、体液を浸透可能であり、浸透した体液中に含まれる対象物質と相互作用可能な分子識別素子１１３を有する分子識別部材１１０と、分子識別部材１１０と接続可能であり、分子識別素子１１３と対象物質との相互作用の結果生じる変化を検出する検出素子１２０と、を設けた。
【選択図】図１【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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