(57)【要約】  本発明は、グルコースとグルコース以外の生体関連物質を同時に測定できる小型のセンサを提供することを課題とする。本発明は、少なくとも、生体液中のグルコースを検出する第一の検出素子と、グルコース以外の生体関連物質を検出する第二の検出素子とを有し、前記第二の検出素子が半導体素子を含むことを特徴とするセンサに関する。
2017082253.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも、生体液中のグルコースを検出する第一の検出素子と、グルコース以外の生体関連物質を検出する第二の検出素子とを有し、前記第二の検出素子が半導体素子を含むことを特徴とするセンサ。
【請求項２】
前記生体関連物質が糖化ヘモグロビンまたは糖化アルブミンである請求項１記載のセンサ。
【請求項３】
さらに第三の検出素子を有し、前記第三の検出素子がヘモグロビンを検出することを特徴とする請求項１または２記載のセンサ。
【請求項４】
前記第三の検出素子が半導体素子を含むことを特徴とする請求項３記載のセンサ。
【請求項５】
前記第二の検出素子の検出部面積が前記第三の検出素子の検出部面積の２倍以上であることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載のセンサ。
【請求項６】
前記半導体素子がカーボンナノチューブを含有する請求項１〜５のいずれか１項に記載のセンサ。
【請求項７】
前記半導体素子が、少なくとも基板、第１電極、第２電極および半導体層を含有し、前記第１電極および前記第２電極が金属型を８０重量％以上含む単層カーボンナノチューブ、二層カーボンナノチューブ、多層カーボンナノチューブから選ばれる少なくとも１つを含有する請求項１〜６のいずれか１項に記載のセンサ。
【請求項８】
前記半導体層がカーボンナノチューブを含有する請求項１〜７のいずれか１項に記載のセンサ。
【請求項９】
前記カーボンナノチューブの表面の少なくとも一部に共役系重合体が付着している請求項６〜８のいずれか１項に記載のセンサ。
【請求項１０】
前記半導体層に、前記生体関連物質と選択的に相互作用する別の生体関連物質が固定化されている請求項７〜９のいずれか１項に記載のセンサ。
【請求項１１】
前記センサが、生体液の注入口と、前記注入口と前記第一の検出素子および前記第二の検出素子とをそれぞれ接続する経路とを有する請求項１〜１０のいずれか１項に記載のセンサ。
【請求項１２】
前記生体液が血液である請求項１〜１１のいずれか１項に記載のセンサ。
【請求項１３】
前記経路が、前記血液の注入口と前記第二の検出素子の間に、前記血液と溶血剤を混合する空間を有する請求項１〜１２のいずれか１項に記載のセンサ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、複数の生体関連物質を同時に測定できるセンサに関する。
【背景技術】
【０００２】
糖尿病のスクリーニング検査および治療を行なうために、血液中のグルコースとともに重要である、糖化ヘモグロビン（以下、ＨｂＡ１ｃともいう）や糖化アルブミン（以下、グリコアルブミンという）などを測定することが行なわれている。【０００３】
糖尿病では糖化タンパク質の生成が亢進しており、赤血球に含まれるＨｂＡ１ｃや血清中のグリコアルブミンの濃度は、過去の一定期間の平均血糖値を反映している。グルコースは、現在の血糖状態を示すのに対し、グリコアルブミンは約１〜２週間前の血糖状態を、ＨｂＡ１ｃは約１〜２ヶ月前の血糖状態を、それぞれ反映する。そのため、これらの糖化タンパク質の測定は、血中グルコース濃度を経時的に判断できるという点で、糖尿病の症状の経時的診断あるいは症状管理に重要である。したがって、糖尿病管理の指標として、グルコース濃度と、ＨｂＡ１ｃやグリコアルブミンの迅速かつ正確な定量法が求められている。【０００４】
生体液中のグルコースを測定する方法としては、例えば、酵素電極法と呼ばれる電気化学による検出方法がある。これは、生体試料中のグルコース濃度に相関した情報を、生体試料に接触させた電極に出力させ、この出力に基づいてグルコース濃度を演算する方法である。酵素電極法は小型の血糖値センサに適用できるため、世界中の糖尿病患者が主として使用している。【０００５】
一方、ＨｂＡ１ｃを測定する方法としては、例えば、ＨＰＬＣ等のクロマトグラフィ法、ラテックス免疫凝集法などの抗体を利用する免疫測定方法、及び糖化タンパク質に作用する酵素を用いる酵素法などが知られている。いずれも光を用いた検出方式として臨床現場などで広く利用されている。【０００６】
また、臨床現場においては、グルコースおよびグリコヘモグロビン（ＨｂＡ１ｃを含む糖化ヘモグロビン）の双方を測定する装置が一部で導入されている。そのような装置には、グルコースおよびグリコヘモグロビンをそれぞれ測定する装置を連結したものや、一台の装置で双方の測定が可能なものなどがある（例えば、特許文献１参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】日本国特開２０１４−９５７１５号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
特許文献１に記載されている技術では、グルコースおよびグリコヘモグロビンを測定するのに種々の要素を共用することで装置の大型化を抑制している。しかし、それぞれの測定機構においては、例えば光源が必要である等の理由により装置をさらに小型化するのは困難であった。【０００９】
本発明は、上記課題を鑑み、グルコースと、ＨｂＡ１ｃやグリコアルブミンなどのグルコース以外の生体関連物質を同時に測定できる小型のセンサ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】
上記課題を解決するため、本発明は以下の構成を有する。
１．少なくとも、生体液中のグルコースを検出する第一の検出素子と、グルコース以外の生体関連物質を検出する第二の検出素子とを有し、前記第二の検出素子が半導体素子を含むことを特徴とするセンサ。
２．前記生体関連物質が糖化ヘモグロビンまたは糖化アルブミンである前記１記載のセンサ。
３．さらに第三の検出素子を有し、前記第三の検出素子がヘモグロビンを検出することを特徴とする前記１または２記載のセンサ。
４．前記第三の検出素子が半導体素子を含むことを特徴とする前記３記載のセンサ。
５．前記第二の検出素子の検出部面積が前記第三の検出素子の検出部面積の２倍以上であることを特徴とする前記１〜４のいずれか１に記載のセンサ。
６．前記半導体素子がカーボンナノチューブを含有する前記１〜５のいずれか１に記載のセンサ。
７．前記半導体素子が、少なくとも基板、第１電極、第２電極および半導体層を含有し、前記第１電極および前記第２電極が金属型を８０重量％以上含む単層カーボンナノチューブ、二層カーボンナノチューブ、多層カーボンナノチューブから選ばれる少なくとも１つを含有する前記１〜６のいずれか１に記載のセンサ。
８．前記半導体層がカーボンナノチューブを含有する前記１〜７のいずれか１に記載のセンサ。
９．前記カーボンナノチューブの表面の少なくとも一部に共役系重合体が付着している前記６〜８のいずれか１に記載のセンサ。
１０．前記半導体層に、前記生体関連物質と選択的に相互作用する別の生体関連物質が固定化されている前記７〜９のいずれか１に記載のセンサ。
１１．前記センサが、生体液の注入口と、前記注入口と前記第一の検出素子および前記第二の検出素子とをそれぞれ接続する経路とを有する前記１〜１０のいずれか１に記載のセンサ。
１２．前記生体液が血液である前記１〜１１のいずれか１に記載のセンサ。
１３．前記経路が、前記血液の注入口と前記第二の検出素子の間に、前記血液と溶血剤を混合する空間を有する前記１〜１２のいずれか１に記載のセンサ。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、複数の生体関連物質を同時に測定できる小型のセンサを提供できる。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】図１は、本発明のセンサの一実施形態を示す斜視図である。
【図２】図２は、半導体素子の例を示す模式断面図である。
【図３】図３は、半導体素子の例を示す模式断面図である。
【図４】図４は、半導体素子の例を示す模式断面図である。
【図５Ａ】図５Ａは、半導体素子の例を示す模式断面図である。
【図５Ｂ】図５Ｂは、図５Ａの線ＣＣ’での断面図である。
【図６Ａ】図６Ａは、半導体素子の例を示す模式断面図である。
【図６Ｂ】図６Ｂは、図６Ａの線ＤＤ’での断面図である。
【図７】図７は、半導体素子の例を示す模式断面図である。
【図８】図８は、本発明のセンサの一実施形態を示す斜視図である。
【図９】図９は、本発明のセンサの一実施形態を示す斜視図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
本発明のセンサは、少なくとも、生体液中のグルコースを検出する第一の検出素子と、グルコース以外の生体関連物質を検出する第二の検出素子とを有し、前記第二の検出素子が半導体素子を含む。
【００１４】
本発明のセンサについて、その一実施形態を示す図１を参照して説明する。図１は、第一の検出素子４０１および第二の検出素子４０２を有するセンサの概略斜視図である。二つの検出素子はいずれも基板１０の上に形成されており、上基板２０と貼り合わされてチップ状になる。
【００１５】
（第一の検出素子）
第一の検出素子４０１は、生体液中のグルコースを検出する。第一の検出素子４０１は、基板１０上に少なくとも一対の電極１０１と、該一対の電極の間に反応層１１０を有する。
一対の電極は検出電極であり、接続部１０２と配線１０７により電気的に接続されている。この接続を利用して、接続部に接続される電源から電極間に電圧を印加したり、反応層で生じた電気信号を接続部から取り出したりすることができる。
【００１６】
反応層には、グルコースと反応する酵素が含まれる。生体液中のグルコースが反応層において酵素と反応すると、グルコースが分解され、さらに酸化されて過酸化水素を生じる。この過酸化水素が分解されるときの電流が血中グルコース濃度に応じることから、電流量がグルコース濃度として検出される。
【００１７】
グルコースと反応する酵素は特に制限されないが、例えば、グルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）、及びグルコースデヒドロゲナーゼ（ＧＤＨ）等が挙げられる。
【００１８】
また、反応層には上記酵素以外にメディエーターが含まれていてもよい。メディエーターは、グルコースが分解する際に生じる電子を一旦受け取り、その後、一対の電極間に電圧をかけたときに電子を放出するものである。それによって生じる電流量が血中グルコース濃度に応じることから、電流量がグルコース濃度として検出される。
【００１９】
メディエーターとしては各種イオンが挙げられ、具体的には、フェリシアン化物塩、フェロセンおよびその誘導体、メチレンブルー、ベンゾキノンおよびその誘導体、ナフトキノン、フェナジンメトサルフェート、及びチオニンなどから生じるイオンが挙げられる。特に好ましくは、フェリシアン化カリウムから生じるフェリシアンイオンである。フェリシアンイオンは電子を受け取るとフェロシアン化イオンに変換され、その後の電圧印加により再びフェリシアンイオンに戻る。
【００２０】
この検出素子を用いた方法は一般的に電気化学を用いた電極法と呼ばれ、近年の血糖値測定器の主流である。反応させる酵素によって、グルコースオキシダーゼ法（ＧＯＤ法）、及びグルコースデヒドロゲナーゼ法（ＧＤＨ法）等があるが、電極法であれば、いずれの酵素を用いてもよい。電極法のメリットとして、測定までの時間が短いこと、採取する血液量が少なくて済むこと、装置が簡便で分かりやすいことが挙げられる。
【００２１】
基板に用いられる材料としては、例えば、シリコンウエハ、ガラス、及びアルミナ焼結体等の無機材料、ポリイミド、ポリエステル、ポリカーボネート、ポリスルホン、ポリエーテルスルホン、ポリエチレン、ポリフェニレンスルフィド、ポリパラキシレン、脂肪族ポリエステル、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート、ポリプロピレン、ポリビニルアルコール、ポリ塩化ビニル、ポリフッ化ビニリデン、ポリシロキサン、ポリビニルフェノール、及びポリアラミド等の有機材料、あるいは無機材料粉末と有機材料の混合物が挙げられるが、これらに限定されるものではない。これらの材料は、単独で用いてもよいが、複数の材料を積層または混合して用いてもよい。
【００２２】
電極に用いられる材料としては、例えば、酸化錫、酸化インジウム、及び酸化錫インジウム（ＩＴＯ）などの導電性金属酸化物、あるいは白金、金、銀、銅、鉄、錫、亜鉛、アルミニウム、インジウム、クロム、リチウム、ナトリウム、カリウム、セシウム、カルシウム、マグネシウム、パラジウム、モリブデン、アモルファスシリコン、及びポリシリコンなどの金属やこれらの合金、ヨウ化銅、及び硫化銅などの無機導電性物質、ポリチオフェン、ポリピロール、ポリアニリン、及びポリエチレンジオキシチオフェンとポリスチレンスルホン酸の錯体などの有機導電性物質、グラッシーカーボン、アモルファスカーボン、グラファイト、カーボンファイバー、及びダイヤモンドなどのカーボン材料、カーボンナノチューブ、及びグラフェンなどのナノカーボン材料、及び導電性カーボンブラックなどが挙げられるが、これらに限定されるものではない。
【００２３】
これらの電極材料は、単独で用いてもよいが、複数の材料を積層または混合して用いてもよい。センサとして用いる場合、接触する水溶液などへの安定性の観点から電極は金、白金、パラジウム、有機導電性物質およびナノカーボン材料から選ばれることが好ましい。
【００２４】
電極は基板に直接密着していてもよいし、電極と基板との間に接着層を有していてもよい。接着層が電気的に絶縁することができる絶縁層の役割を兼ねている場合は、金属性や半導体性の物質を基板として用いることもできる。
【００２５】
接続部に用いられる材料としては、一般的に電極としても使用されうる導電材料であればいかなるものでもよい。具体的には、炭素材料、金属、合金、金属および合金の種々の化合物（例えば酸化物、水酸化物、ハロゲン化物、硫化物、窒化物、及び炭化物）などが挙げられるが、これらに限定されるものではない。
【００２６】
好適には炭素材料、白金、パラジウム、金、銀、及びアルミニウムなどが用いられる。炭素材料としては、ＣＮＴ、グラファイト、熱分解炭素、グラッシーカーボン、アセチレンブラック、及びカーボンブラックなどが挙げられる。
【００２７】
配線に用いられる材料としては、一般的に電極としても使用されうる導電材料であればいかなるものでもよい。具体的には、炭素材料、金属、合金、金属および合金の種々の化合物（例えば酸化物、水酸化物、ハロゲン化物、硫化物、窒化物、及び炭化物）などが挙げられるが、これらに限定されるものではない。
【００２８】
好適には炭素材料、白金、パラジウム、金、銀、及びアルミニウムなどが用いられる。炭素材料としては、ＣＮＴ、グラファイト、熱分解炭素、グラッシーカーボン、アセチレンブラック、及びカーボンブラックなどが挙げられる。
【００２９】
（第二の検出素子）
第二の検出素子４０２は、グルコース以外の生体関連物質を検出する。第二の検出素子４０２は、基板１０上に少なくとも第１電極１０３および第２電極１０４と、それらの電極の間に半導体層１１１を含む半導体素子を有する。第１電極および第２電極は検出電極であり、接続部１０２と配線１０７により電気的に接続されている。接続部１０２には、図示しないが、電源や検出部を接続する。この接続を利用して、電源から電極間に電圧を印加したり、半導体層で生じた電気信号を接続部から取り出したりすることができる。
【００３０】
グルコース以外の生体関連物質が半導体層の近傍に配置されると、第１電極と第２電極との間に流れる電流値または電気抵抗値が変化する。その変化を測定することによって、生体関連物質の検出を行うことができる。半導体層に含まれる生体関連物質と選択的に相互作用する物質を変更することにより、様々な生体関連物質を検知することが可能となる。
【００３１】
半導体素子を用いた検出素子のメリットとして、測定までの時間が短いこと、採取する血液量が少なくて済むこと、装置が簡便で分かりやすいことが挙げられる。特にＦＥＴ型の検出素子は、蛍光体等による標識化が不要であり、電気的な信号の転換が速く、集積回路との接続が容易であるという点で好ましい。
【００３２】
第一の検出素子は血糖値センサのセンサーチップと同等の特性・サイズが得られるため、現行のチップサイズと同等であり、小型である。さらに第二の検出素子も同程度のサイズであるが、流路を有するため、若干大きい程度である。
【００３３】
この二つを有するセンサの大きさは、少なくとも現行の血糖値センサーチップサイズよりも大きいが、特許文献１記載の装置ほど大きな装置にはならない。グルコースの測定は上述のように主に電極法を用いた電気化学的手法であり、グルコース以外の生体関連物質の測定は半導体素子を用いた電気的手法である。両方とも光を用いないため電気的な信号の転換が速く、集積化が容易にできるという点で好ましい。
【００３４】
図１において、第一の検出素子と第二の検出素子は共通の基板１０を備えているが、それぞれ異なる基板を備えていてもよい。上基板２０についても同様である。
なお、上基板２０に用いられる材料としては、基板１０に用いられる材料と同じものが挙げられる。１つのセンサにおいて、基板１０と上基板２０の材質は同じでも異なっていてもよい。
【００３５】
（第三の検出素子）
本発明では、図８及び図９に示すように、上記第一及び第二の検出素子の他、第三の検出素子４０３を設けてもよい。第三の検出素子４０３は、ヘモグロビンを検出する。第三の検出素子４０３は、図８に示すように、基板１０上に少なくとも（Ｉ）一対の電極１２１と、該一対の電極の間に反応層１１２を有する素子、または図９に示すように、（ＩＩ）第１電極１２２および第２電極１２３と、それらの電極の間に半導体層２０１を含む半導体素子２０２を有する素子などが挙げられる。
【００３６】
本発明では、いずれの方法を用いてもよい。ここで、試料中の総ヘモグロビン濃度から、総ヘモグロビンに対するＨｂＡ１ｃの割合またはグリコヘモグロビンの割合を算出することができる。
【００３７】
総ヘモグロビンの濃度は、例えばメトヘモグロビン法、シアンメトヘモグロビン法、アザイドメトヘモグロビン法、ドデシルスルホン酸ナトリウム法、アルカリヘマチン法、緑色発色団形成法、及びオキシヘモグロビン法などの公知の方法が挙げられる。中でも、ヘモグロビンの測定はフェリシアン化カリウムなどの試薬と反応させる電気化学的手法と、抗体として抗ヘモグロビン抗体を用いた抗原抗体反応による、光を用いた手法が確立されている。
【００３８】
しかしながら、第二の検出素子で述べた半導体素子を用いたヘモグロビン検出の具体的手法はこれまで報告されておらず、本発明によって初めて検出可能となった。第二の検出素子と第三の検出素子においては、後述する血液の溶血が必要なことと、センサーチップの製造の観点から、図９に示すように、（ＩＩ）第１電極１２２および第２電極１２３と、それらの電極の間に半導体層２０１を含む半導体素子を有する素子２０２が好ましい。
【００３９】
また、第二の検出素子の検出部面積が第三の検出素子の検出部面積の２倍以上であることが好ましい。これは、第三の検出素子で検出するヘモグロビンが血中に多量に存在し、その糖化物である糖化ヘモグロビンまたは糖化アルブミンは多くても５０％以下の存在割合である。そのため、第二の検出素子の検出部面積が第三の検出部面積よりも２倍以上大きいと、ヘモグロビンとその糖化物の検出信頼性が向上するためである。より好ましくは２倍以上１０倍以下、さらに好ましくは２倍以上５倍以下、さらに好ましくは２倍以上３倍以下、特に好ましくは２倍以上２．５倍以下である。
【００４０】
（注入口および経路）
本発明のセンサは、生体液の注入口３０１と、注入口と第一の検出素子４０１および第二の検出素子４０２および第三の検出素子４０３とをそれぞれ接続する経路３０２とを有することが好ましい。この経路により、一回の生体液の注入で第一の検出素子と第二の検出素子と第三の検出素子のそれぞれに生体液を届けることが可能となり、操作性に優れる。また、一回の生体液の採取ですむため、生体液を採取する量を少なくすることが可能となる。さらに、同一状態の生体液を用いた測定が可能となり、生体液の時間変動や採取方法による測定間誤差を極力減らすことが可能となる。
【００４１】
注入口は、センサ本体のいずれかの部分に設けられる。図１では上基板２０の上面に設けられているがこれに限られず、例えば上基板２０の側面や、基板１０の側面であってもよい。
【００４２】
図１に示すように、基板１０において、上基板２０に設けられた注入口３０１に対応する箇所に窪み３０４が設けられていてもよい。
【００４３】
経路は、注入口から第一の検出素子および第二の検出素子にそれぞれ繋がる。図１では、経路が基板１０上に溝状に設けられており、注入口３０１から注入された生体液が窪み３０４に溜まり、そこから経路３０２へ流れる。
【００４４】
このとき、上基板２０の、基板１０との貼り合わせ面において、経路３０２に対応する箇所に、経路３０２と概略同じ形状の溝が設けられていてもよい。これにより上基板２０と基板１０を貼り合わせた際に溝のサイズを大きくできる。
【００４５】
また、注入口と経路の位置関係はこれらに限られない。例えば、上基板２０の内部に、注入口から第一の検出素子および第二の検出素子に向かってそれぞれ掘り進められるように経路が管状に設けられていてもよい。管状の経路と溝状の経路が併用されていてもよい。注入口の位置が変われば経路が設けられる位置も異なる。
【００４６】
注入口および経路は、基板の加工により作製される。加工方法は、材質に大きく依存する。例えば、シリコンやガラスであればフォトリソグラフィーを用いた微細加工、及びレーザー加工などが可能である。また、プラスチックであればこれらの他、射出成型、インプリント、ホットエンボス、及びドリル加工なども可能である。ただし、いずれの場合も加工方法はこれらに特に限定されない。
【００４７】
経路の形状は、溝状や管状が代表的であるが、生体液を流すことができるものであればこれらに限定されない。
基板を加工した後に、その加工表面を、生体液を流しやすいように処理してもよい。
経路の幅は特に制限はないが、１μｍ〜１ｍｍ程度であることが好ましい。また、経路の深さは特に制限はないが、１μｍ〜１ｍｍ程度であることが好ましい。
【００４８】
基板１０と上基板２０を貼り合わせる方法としては、例えば、接着剤を用いる方法が挙げられる。接着剤は、液体の層を形成できるものであればよい。例えば、紫外線硬化型、熱硬化型、及び２液混合型の接着剤などが挙げられる。基板との親和性を考慮し、数マイクロメートル程度の厚さで一様に塗布できる接着剤が好ましい。例えば、基板が親水的なガラス基板であれば、接着剤も親水的であることが好ましい。
【００４９】
基板や上基板がガラス基板である場合は、それらを貼り合わせる別の方法として、レーザーを用いてそれらの内面を溶着し、両者を一体化させる方法も挙げられる。
経路中に生体液を流すには、毛細管現象、ポンプ、加圧、及び遠心など、種々の方法をとることができる。
【００５０】
（生体液）
生体液とは、生物がなんらかの形で体内に持っている液体である。具体的には、血液、リンパ液、組織液、体腔液、消化液、汗、涙、鼻水、尿、精液、膣液、羊水、髄液、滑液、細胞懸濁液および乳汁などが挙げられ、そのまま用いることができる。また、生体試料中から細胞成分等を予め破砕または除去した試料であってもよい。消化液の中には、例えば、唾液、胃液、胆汁、膵液、及び腸液などが含まれる。
【００５１】
本発明の半導体素子を含むセンサに供する試料としては、生体液の中でも、血液、唾液、汗、涙、及び尿などが入手の容易性で好ましく、中でも血液が生体情報を数多く含むためより好ましい。
【００５２】
（生体関連物質）
グルコース以外の生体関連物質としては、第二の検出素子で検出されるものであれば特に限定されず、任意の物質を用いることができる。具体的には、酵素、抗原、抗体、ハプテン、ハプテン抗体、ペプチド、オリゴペプチド、ポリペプチド（タンパク質）、ホルモン、核酸、オリゴヌクレオチド、ビオチン、ビオチン化タンパク、アビジン、ストレプトアビジン、脂質、ステロイド、糖、オリゴ糖、多糖などの糖類（ただしグルコースを除く）、低分子化合物、高分子化合物、無機物質およびこれらの複合体、ウイルス、細菌、細胞、生体組織およびこれらを構成する物質などが挙げられる。
【００５３】
これらは、ヒドロキシル基、カルボキシ基、アミノ基、メルカプト基、スルホ基、ホスホン酸基、それらの有機塩もしくは無機塩、ホルミル基、マレイミド基およびスクシンイミド基などの官能基、または生体関連物質のいずれかとの反応もしくは相互作用により、本発明のセンサにおける半導体層の電気特性に変化をもたらす。
【００５４】
上記低分子化合物としては、特に限定されるものではないが、例えば、生体から発せられるアンモニアやメタンなどの常温常圧で気体の化合物や尿酸などの固体化合物が挙げられる。好ましくは尿酸などの固体化合物が挙げられる。
【００５５】
中でも、センシング対象物質としては、タンパク質、ウイルス、及び細菌が好ましい。タンパク質としては、例えば、ＰＳＡ、ｈＣＧ、ＩｇＥ、ＢＮＰ、ＮＴ−ｐｒｏＢＮＰ、ＡＦＰ、ＣＫ−ＭＢ、ＰＩＶＫＡ  ＩＩ、ＣＡ１５−３、ＣＹＦＲＡ、ａｎｔｉ−ｐ５３、トロポニンＴ、プロカルシトニン、ヘモグロビン、ＨｂＡ１ｃ、グリコアルブミン、アポリポ蛋白、及びＣ反応性蛋白（ＣＲＰ）などが挙げられる。
【００５６】
ウイルスとしては、例えば、ＨＩＶ、インフルエンザウイルス、Ｂ型肝炎ウイルス、及びＣ型肝炎ウイルスなどが挙げられる。細菌としては、例えば、クラミジア、黄色ブドウ球菌、及び腸管出血性大腸菌などが挙げられる。
【００５７】
上記の中でも、ポリペプチドの一種であるヘモグロビン、ＨｂＡ１ｃおよびグリコアルブミンであることが好ましい。これらは糖尿病の疾病マーカーとなりうるからであり、グルコースを検出出来る第一の検出素子と組み合わす意義が大きい。
【００５８】
（溶血）
本発明による測定に用いる生体液を血液とする場合、血液の溶血処理を行う必要がある。血液１μＬ中には、赤血球が数百万個、白血球が数千〜１万個程度存在しているため、一般的には赤血球中のヘモグロビン等をそのまま検出できない。そのため、赤血球の細胞膜を物理的または化学的、生物学的など様々な要因によって損傷または溶解させ、ヘモグロビン等を細胞外に漏出させる処理が必要である。これは溶血と呼ばれる。
【００５９】
物理的な要因としては、圧力や遠心力その他、各種の機械的なストレスが挙げられる。代表的な溶血方法としては、採血時に注射器内を過剰に陰圧にする方法や、遠心分離の過程で過剰な遠心力に曝す方法、及び赤血球液を乱暴に撹拌したり泡立てたりする方法などがある。また、浸透圧が低い溶液（低張液）に赤血球を混ぜる方法も利用できる。浸透圧の違いによって、細胞外の水が半透膜である細胞膜を通過して細胞内に流れ込みつづけ、最終的に赤血球が破裂する。この場合、水、精製水、及び緩衝液なども溶血剤となりうる。
【００６０】
化学的な要因としては、各種の溶媒や界面活性剤による、細胞膜を構成する脂質溶解または損傷が挙げられる。そのような溶媒や界面活性剤の例としては、メタノール、及びエタノールなどのアルコール類や、アセトンほか各種の有機溶媒、及び石けんなどが挙げられる。
【００６１】
生物学的な要因としては、抗体や補体によって起きる溶血が知られる。赤血球に対する抗体が結合することで、あるいは別の活性化機構によって補体活性化のシグナル伝達が始まると、補体の各成分が順次活性化されていき（カスケード反応）、最終的に細胞膜を貫通するチャネル様のタンパク質複合体が形成されて細胞膜に孔があき、溶血を起こす。
【００６２】
本発明に適用される溶血の方法は特に限定されないが、入手の容易性やコストの点から、浸透圧を利用する方法が好ましい。例えば、血液の体積に対し、２〜１００倍体積量の精製水を添加することによる希釈などの方法で、溶血が可能である。
【００６３】
溶血処理を行う空間は特に限定されないが、例えば血液をセンサに注入する注入口の前段階で行う場合や注入口と検出素子の間で行う場合があり、予め溶血剤がセンサに備わっていても、備わっていなくてもどちらであってもよい。
【００６４】
注入口と検出素子の間で溶血処理を行うためには、前述の経路が、血液の注入口と第二又は第三の検出素子の間に血液と溶血剤を混合する空間を有することが好ましい。
例えば、図１において、空間３０３に上記界面活性剤、精製水、及び緩衝液等の溶血剤を予め存在させておくことにより注入口より注入された血液と溶血剤が、該空間内で混合され、混合液が半導体層に流れていく。
【００６５】
（半導体素子）
第二又は第三の検出素子に含まれる半導体素子についてより詳細に説明する。本発明に用いられる半導体素子の一態様としては、基板、第１電極、第２電極および半導体層を含有し、前記半導体層がカーボンナノチューブ（以下、ＣＮＴという）を含有する。また、別の態様としては、上記半導体素子がさらに第３電極および絶縁層を含有し、前記第３電極は前記絶縁層により、前記第１電極、前記第２電極および前記半導体層と電気的に絶縁されて配置されている。
【００６６】
図２および図３は、半導体素子の例を示す模式断面図である。
図２の半導体素子は基板１０の上に第１電極１０３と第２電極１０４が形成され、第１電極１０３と第２電極１０４の間に半導体層１１１が配置されている。
【００６７】
図３の半導体素子は基板１０の上に第３電極１０５、絶縁層１０６が形成された上に、第１電極１０３と第２電極１０４が形成され、第１電極１０３と第２電極１０４の間にＣＮＴを含有する半導体層１１１が配置されている。図３の半導体素子は、第１電極１０３、第２電極１０４および第３電極１０５がそれぞれソース電極、ドレイン電極およびゲート電極に、絶縁層１０６がゲート絶縁層に該当し、ＦＥＴとしての機能を有する。
【００６８】
基板１０に用いる材料としては、例えば、シリコンウエハ、ガラス、及びアルミナ焼結体等の無機材料、ポリイミド、ポリエステル、ポリカーボネート、ポリスルホン、ポリエーテルスルホン、ポリエチレン、ポリフェニレンスルフィド、ポリパラキシレン、脂肪族ポリエステル、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート、ポリプロピレン、ポリビニルアルコール、ポリ塩化ビニル、ポリフッ化ビニリデン、ポリシロキサン、ポリビニルフェノール、及びポリアラミド等の有機材料、あるいは無機材料粉末と有機材料の混合物が挙げられるが、これらに限定されるものではない。これらの材料は、単独で用いてもよいが、複数の材料を積層または混合して用いてもよい。
【００６９】
測定試料溶液中のタンパク質の非特異的な吸着を抑制するために、基板１０の表面に加工を施してもよい。例えば、オリゴエチレングリコール鎖やオリゴ（３，４−ジヒドロキシフェニルアラニン）のような電荷を持たない親水性基や、ホスホリルコリン基のような正電荷と負電荷の両方を有する親水性基が有効である。
【００７０】
グルコース以外の生体関連物質が、後述する別の生体関連物質との選択的な相互作用により検出される場合においては、そのセンサを製造するために、半導体層を別の生体関連物質が溶解した溶液にさらして感応部に別の生体関連物質を固定化させる場合がある。その場合、当該別の生体関連物質が感応部以外へ付着するのが抑制されることにより、別の生体関連物質が感応部に選択的に固定化される。これにより、グルコース以外の生体関連物質が感応部以外の箇所で別の生体関連物質に捕捉されることが抑制され、感応部における選択的な検出が優勢となり、検出感度が向上する。
【００７１】
第１電極１０３、第２電極１０４および第３電極１０５に用いる材料としては、例えば、酸化錫、酸化インジウム、及び酸化錫インジウム（ＩＴＯ）などの導電性金属酸化物、あるいは白金、金、銀、銅、鉄、錫、亜鉛、アルミニウム、インジウム、クロム、チタン、リチウム、ナトリウム、カリウム、セシウム、カルシウム、マグネシウム、パラジウム、モリブデン、アモルファスシリコン、及びポリシリコンなどの金属やこれらの合金、ヨウ化銅、及び硫化銅などの無機導電性物質、ポリチオフェン、ポリピロール、ポリアニリン、及びポリエチレンジオキシチオフェンとポリスチレンスルホン酸の錯体などの有機導電性物質、カーボンナノチューブ、及びグラフェンなどのナノカーボン材料、及び導電性カーボンブラック等が挙げられるが、これらに限定されるものではない。
【００７２】
ナノカーボン材料は、金属型を８０重量％以上含む単層カーボンナノチューブ、二層カーボンナノチューブ、及び多層カーボンナノチューブのいずれを用いてもよい。中でも高い導電特性を得るためには二層カーボンナノチューブを用いるのが好ましい。これらの電極材料は、単独で用いてもよいが、複数の材料を積層または混合して用いてもよい。
【００７３】
センサとして用いる場合、電気抵抗値や製膜しやすさ、膜の安定性、接触する水溶液などへの安定性の観点から、第１電極１０３および第２電極１０４は、金、白金、パラジウム、有機導電性物質およびナノカーボン材料から選ばれることが好ましい。特に金またはカーボンナノチューブで構成されると、カーボンナノチューブを含有する半導体素子との仕事関数の差が小さくなるため低消費電力駆動が可能となるためより好ましい。
【００７４】
第１電極１０３および第２電極１０４の幅、厚み、間隔、及び配置は任意である。幅は１μｍ以上１ｍｍ以下、厚みは１ｎｍ以上１μｍ以下、電極間隔は１μｍ以上１０ｍｍ以下がそれぞれ好ましい。また、第１電極１０３および第２電極１０４の幅、厚みは同一でなくてもよい。電極の形状は直方体である必要は無く、曲がっていても、櫛形になっていてもよい。
【００７５】
第３電極１０５の幅、厚み、半導体層との距離、及び配置は任意である。幅は１μｍ以上１ｍｍ以下、厚みは１ｎｍ以上１μｍ以下、半導体層との距離は１μｍ以上１０ｃｍ以下が好ましい。例えば、幅１００μｍ、厚み５００ｎｍの電極を半導体層から２ｍｍの距離を置いて配置するが、これに限られない。
【００７６】
図３においては、第３電極１０５は第２電極１０４と平行に配置されているが、垂直またはそれ以外の任意の角度に配置されてもよい。第３電極１０５の形状は直線に限らず、曲線でも曲面でもよい。第３電極１０５は基板の直上への配置に限らず、基板上に配置された別の部材上に配置されてもよい。
【００７７】
絶縁層１０６に用いる材料としては、例えば、酸化シリコン、及びアルミナ等の無機材料、ポリイミド、ポリビニルアルコール、ポリビニルクロライド、ポリエチレンテレフタレート、ポリフッ化ビニリデン、ポリシロキサン、及びポリビニルフェノール（ＰＶＰ）等の有機高分子材料、あるいは無機材料粉末と有機高分子材料の混合物を用いることができる。
【００７８】
絶縁層１０６の膜厚は１０ｎｍ以上５μｍ以下が好ましい。より好ましくは、５０ｎｍ以上３μｍ以下、さらに好ましくは１００ｎｍ以上１μｍ以下である。膜厚は、原子間力顕微鏡やエリプソメトリ法などにより測定できる。
【００７９】
半導体層１１１は、ＣＮＴを含有することが好ましい。半導体層１１１はＣＮＴの電気特性を阻害しない範囲であれば、さらに有機半導体や絶縁性材料を含んでもよい。
半導体層１１１の膜厚は１ｎｍ以上１００ｎｍ以下が好ましい。この範囲内にあることで、センシング対象物質との相互作用による電気特性の変化を十分に電気信号として取り出すことが可能となる。より好ましくは１ｎｍ以上５０ｎｍ以下、さらに好ましくは１ｎｍ以上２０ｎｍ以下である。
【００８０】
半導体層１１１の形成方法としては、抵抗加熱蒸着、電子線ビーム、スパッタリング、及びＣＶＤなど乾式の方法を用いることも可能であるが、製造コストや大面積への適合の観点から塗布法を用いることが好ましい。
【００８１】
塗布法では、半導体成分を塗布することにより半導体層を形成する工程を含む。具体的には、スピンコート法、ブレードコート法、スリットダイコート法、スクリーン印刷法、バーコーター法、鋳型法、印刷転写法、浸漬引き上げ法、及びインクジェット法などを好ましく用いることができ、塗膜厚み制御や配向制御など、得ようとする塗膜特性に応じて塗布方法を選択できる。また、形成した塗膜に対して、大気下、減圧下または不活性ガス雰囲気下（窒素やアルゴン雰囲気下）でアニーリング処理を行ってもよい。
【００８２】
一般的なＦＥＴの理論について説明する。ソース電極とドレイン電極との間に流れる電流を、印加するゲート電圧を変化させることによって制御することができる。ＦＥＴの移動度は、下記の（ａ）式を用いて算出することができる。
μ＝（δＩｄ／δＶｇ）Ｌ・Ｄ／（Ｗ・εｒ・ε・Ｖｓｄ）      （ａ）
ただし、Ｉｄはソース・ドレイン間の電流、Ｖｓｄはソース・ドレイン間の電圧、Ｖｇはゲート電圧、Ｄは絶縁層の厚み、Ｌはチャネル長、Ｗはチャネル幅、εｒはゲート絶縁層の比誘電率、及びεは真空の誘電率（８．８５×１０−１２Ｆ／ｍ）である。
また、Ｉｄの最大値と、Ｉｄの最小値の比からオンオフ比を求めることができる。
【００８３】
（ＣＮＴ）
ＣＮＴとしては、１枚の炭素膜（グラフェン・シート）が円筒状に巻かれた単層ＣＮＴ、２枚のグラフェン・シートが同心円状に巻かれた２層ＣＮＴ、及び複数のグラフェン・シートが同心円状に巻かれた多層ＣＮＴのいずれを用いてもよいが、高い半導体特性を得るためには単層ＣＮＴを用いるのが好ましい。ＣＮＴは、アーク放電法、化学気相成長法（ＣＶＤ法）、及びレーザー・アブレーション法等により得ることができる。
【００８４】
また、ＣＮＴは半導体型ＣＮＴを８０重量％以上含むことがより好ましい。さらに好ましくは半導体型ＣＮＴを９５重量％以上含むことである。半導体型８０重量％以上のＣＮＴを得る方法としては、既知の方法を用いることができる。例えば、密度勾配剤の共存下で超遠心する方法、特定の化合物を選択的に半導体型もしくは金属型ＣＮＴの表面に付着させ、溶解性の差を利用して分離する方法、電気的性質の差を利用し電気泳動等により分離する方法などが挙げられる。半導体型ＣＮＴの含有率を測定する方法としては、可視−近赤外吸収スペクトルの吸収面積比から算出する方法や、ラマンスペクトルの強度比から算出する方法等が挙げられる。
【００８５】
本発明において、ＣＮＴの長さは、適用される半導体素子やセンサにおける第１電極と第２電極間の距離よりも短いことが好ましい。具体的には、ＣＮＴの平均長さは、チャネル長によるが、好ましくは２μｍ以下、より好ましくは１μｍ以下である。ＣＮＴの平均長さとは、ランダムにピックアップした２０本のＣＮＴの長さの平均値を言う。ＣＮＴ平均長さの測定方法としては、原子間力顕微鏡、走査型電子顕微鏡、又は透過型電子顕微鏡等で得た画像の中から、２０本のＣＮＴをランダムにピックアップし、それらの長さの平均値を得る方法が挙げられる。
【００８６】
一般に市販されているＣＮＴは長さに分布があり、電極間よりも長いＣＮＴが含まれることがあるため、ＣＮＴを電極間距離よりも短くする工程を加えることが好ましい。例えば、硝酸、硫酸などによる酸処理、超音波処理、または凍結粉砕法などにより短繊維状にカットする方法が有効である。またフィルターによる分離を併用することは、純度を向上させる点でさらに好ましい。
【００８７】
また、ＣＮＴの直径は特に限定されないが、１ｎｍ以上１００ｎｍ以下が好ましく、より好ましくは５０ｎｍ以下である。
【００８８】
本発明では、ＣＮＴを溶媒中に均一分散させ、分散液をフィルターによってろ過する工程を設けることが好ましい。フィルター孔径よりも小さいＣＮＴを濾液から得ることで、電極間よりも短いＣＮＴを効率よく得られる。この場合、フィルターとしてはメンブレンフィルターが好ましく用いられる。ろ過に用いるフィルターの孔径は、チャネル長よりも小さければよく、０．５μｍ以上１０μｍ以下が好ましい。
他にＣＮＴを短小化する方法として、酸処理、及び凍結粉砕処理などが挙げられる。
本発明の半導体層中には、移動度が大きく、比表面積が大きい、カーボンナノチューブが含有されていることが好ましい。
【００８９】
（共役系重合体）
本発明において、ＣＮＴ表面の少なくとも一部に共役系重合体が付着していることが好ましい。共役系重合体は、半導体成分が直接試料溶液に触れることによって予期せぬ電気特性変化が起こることを防ぐとともに、共役系によって半導体成分の電子伝達を補助する役割も担う。
【００９０】
共役系重合体としては、例えば、ポリチオフェン系重合体、ポリピロール系重合体、ポリアニリン系重合体、ポリアセチレン系重合体、ポリ−ｐ−フェニレン系重合体、及びポリ−ｐ−フェニレンビニレン系重合体などが挙げられるが、特に限定されない。上記重合体は単一のモノマーユニットが並んだものが好ましく用いられるが、異なるモノマーユニットをブロック共重合したもの、ランダム共重合したものも用いられる。また、グラフト重合したものも用いることができる。
【００９１】
本発明においては、上記重合体の中でも、ＣＮＴへの付着が容易であり、ＣＮＴと複合体を形成しやすいポリチオフェン系重合体が特に好ましい。共役系重合体の好ましい分子量は数平均分子量で８００以上１００，０００以下である。また、上記重合体は必ずしも高分子量である必要はなく、直鎖状共役系からなるオリゴマーであってもよい。
【００９２】
また、共役系重合体が側鎖を含有し、その側鎖の少なくとも一部にヒドロキシル基、カルボキシ基、アミノ基、メルカプト基、スルホ基、ホスホン酸基、それらの有機塩もしくは無機塩、ホルミル基、マレイミド基およびスクシンイミド基からなる群より選ばれる少なくとも一つの官能基を含有することが好ましく、アミノ基、マレイミド基およびスクシンイミド基からなる群より選ばれる少なくとも一つの官能基を含有することが特に好ましい。これにより、センシング対象物質と選択的に相互作用する生体関連物質を固定しやすくなる。
【００９３】
上記官能基のうちアミノ基、マレイミド基、スクシンイミド基は置換基を有していても、有していなくてもよい。置換基は、例えば、アルキル基などが挙げられ、この置換基はさらに置換されていてもよい。これらの官能基どうしが結合して環を形成していてもよい。さらに前記官能基を有する他の化合物がＣＮＴ表面の少なくとも一部に付着していていもよい。
【００９４】
本発明における側鎖とは、共役系重合体の主鎖を構成する原子に置換して連結された少なくとも一つの炭素原子を含む鎖を示す。また、側鎖に官能基を含むとは、側鎖の末端に上記官能基を含むことや、側鎖から枝分かれして上記官能基を含むことをいう。そして鎖とは２つ以上の原子が直列して連結したものをいう。このとき、上記官能基に含まれる原子の１つを、分子鎖を構成する原子に含めることができる。したがって、例えば、主鎖にＣＨ２−ＣＯＯＨで表される基が連結している場合、これはカルボキシ基を含有する側鎖である。
【００９５】
この側鎖はアルキレン基を鎖の少なくとも一部に含有することが好ましい。アルキレン基は主鎖である共役系重合体を構成する原子に直接結合していてもよいし、エーテル結合、エステル結合などを介して結合していてもよい。
【００９６】
ここでアルキレン基とは、例えば、メチレン基、エチレン基、ｎ−プロピレン基、イソプロピレン基、ｎ−ブチレン基、ｓｅｃ−ブチレン基、ｔｅｒｔ−ブチレン基、シクロプロピレン基、シクロヘキシレン基、及びノルボルニレン基などの２価の飽和脂肪族炭化水素基を示し、これは置換基を有していても有していなくてもよい。置換基を有している場合の追加の置換基には特に制限はなく、例えば、アルキル基やメトキシ基、エトキシ基などのアルコキシ基などを挙げることができ、これらはさらに置換基を有していてもよい。また、アルキレン基の炭素数は、特に限定されないが、入手の容易性やコストの点から、１以上２０以下が好ましく、より好ましくは１以上８以下である。
【００９７】
上記官能基を側鎖に有する共役系重合体として、具体的に下記のような構造が挙げられる。なお、各構造中のｎは繰り返し数を示し、２以上１０００以下の範囲である。また、共役系重合体は各構造の単一の重合体でもよく、共重合体でもよい。また、各構造と、その構造で側鎖を有しないものとの共重合体であってもよい。
【００９８】
【化１】
2017082253.tif 000003
【００９９】
【化２】
2017082253.tif 000004
【０１００】
【化３】
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【０１０１】
【化４】
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【０１０２】
【化５】
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【０１０３】
【化６】
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【０１０４】
【化７】
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【０１０５】
本発明で用いられる共役系重合体は公知の方法により合成することができる。モノマーを合成するには、例えば、チオフェンとカルボキシ基を末端に有するアルキル基を側鎖に導入したチオフェン誘導体を連結する方法として、ハロゲン化したチオフェン誘導体とチオフェンボロン酸またはチオフェンボロン酸エステルをパラジウム触媒下でカップリングする方法、及びハロゲン化したチオフェン誘導体とチオフェングリニヤール試薬をニッケルまたはパラジウム触媒下でカップリングする方法が挙げられる。また、官能基を導入した他のユニットとチオフェンを連結する場合も、ハロゲン化したユニットを用い同様の方法でカップリングすることができる。また、そのようにして得られたモノマーの末端に重合性置換基を導入し、パラジウム触媒やニッケル触媒下で重合を進行させることで共役系重合体を得ることができる。
【０１０６】
本発明で用いられる共役系重合体は、合成過程で使用した原料や副生成物などの不純物を除去することが好ましい。例えば、シリカゲルカラムグラフィー法、ソクスレー抽出法、ろ過法、イオン交換法、及びキレート法などを用いることができる。これらの方法を２種以上組み合わせてもよい。
【０１０７】
本発明中の半導体層中の半導体成分としてＣＮＴ複合体を用いた場合、ＣＮＴ表面の少なくとも一部に有機物を付着させることにより、ＣＮＴの保有する高い電気的特性を損なうことなくＣＮＴを溶液中に均一に分散することが可能になる。また、ＣＮＴが均一に分散した溶液から塗布法により、均一に分散したＣＮＴ膜を形成することが可能になる。これにより、高い半導体特性を実現できる。
【０１０８】
ＣＮＴに有機物を付着させる方法は、例えば、（Ｉ）溶融した有機物中にＣＮＴを添加して混合する方法、（ＩＩ）有機物を溶媒中に溶解させ、この中にＣＮＴを添加して混合する方法、（ＩＩＩ）ＣＮＴをあらかじめ超音波等で予備分散させておき、そこへ有機物を添加し混合する方法、及び（ＩＶ）溶媒中に有機物とＣＮＴを入れ、この混合系へ超音波を照射して混合する方法などが挙げられる。本発明では、いずれの方法を用いてもよく、いずれかの方法を組み合わせてもよい。
【０１０９】
有機物としては、特に限定されるものではないが、具体的にはポリビニルアルコール、及びカルボキシメチルセルロールなどのセルロース類、ポリエチレングリコールなどのポリアルキレングリコール類、及びポリヒドロキシメチルメタクリレートなどのアクリル樹脂、ポリ−３−ヘキシルチオフェンなどの共役系重合体、アントラセン誘導体、及びピレン誘導体などの多環芳香族化合物、ドデシル硫酸ナトリウム、及びコール酸ナトリウムなどの長鎖アルキル有機塩などが挙げられる。
【０１１０】
ＣＮＴとの相互作用の観点から、アルキル基、及び芳香族炭化水素基などの疎水基を有するものや共役構造を有するものが好ましく、共役系重合体が特に好ましい。共役系重合体であれば、ＣＮＴの保有する高い電気的特性を損なうことなくＣＮＴを溶液中に均一に分散する効果や高い半導体特性といった効果がより向上する。
【０１１１】
（保護剤）
本発明の半導体素子を含有するセンサを利用する場合、半導体層に、検出対象物質以外の物質の接近、吸着を妨げるための試薬（「保護剤」という）による処理を施してもよい。これにより、検出対象物質を選択的に検出できるようになる。保護剤は、半導体層に物理的に吸着させてもよいし、半導体層中のどこかに結合を介して導入してもよい。
【０１１２】
半導体層に保護剤を付着させる方法としては、例えば、（Ｉ）半導体成分をあらかじめ超音波等で予備分散させておき、そこへ保護剤を添加し混合する方法、（ＩＩ）溶媒中に保護剤と半導体成分を入れ、この混合系へ超音波を照射して混合する方法、（ＩＩＩ）溶融した保護剤に、基板上に塗布した半導体成分を浸漬する方法、及び（ＩＶ）保護剤を溶媒中に溶解させ、この中に基板上に塗布した半導体成分を浸漬する方法などが挙げられる。本発明では、いずれの方法を用いてもよく、いずれかの方法を組み合わせてもよい。検出感度の観点から、（ＩＩＩ）や（ＩＶ）といった固液反応を利用して半導体成分に保護剤を付着させる方法が好ましい。
【０１１３】
共役系重合体と保護剤は同一の化合物でも異なる化合物でもかまわない。検出感度の観点から、異なる化合物であることが好ましい。保護剤の例としては、ウシ血清アルブミン、カゼイン、及びスキムミルクなどのタンパク質、カルボキシメチルセルロールなどのセルロース類、ポリエチレングリコールなどのポリアルキレングリコール類、エタノールアミン、及びポリビニルアルコール、などが挙げられる。
共役系重合体と保護剤を半導体成分に付着させる順序は特に限定されるものではないが、共役系重合体を付着させた後に保護剤を付着させることが好ましい。
【０１１４】
（別の生体関連物質）
本発明のセンサはセンシング対象物質である生体関連物質と選択的に相互作用する別の生体関連物質が半導体層に固定されていることが好ましい。以下、別の生体関連物質を「レセプター」と称する。
【０１１５】
レセプターとしては、センシング対象物質と選択的に相互作用できるものであれば特に限定されず、任意の物質を用いることができる。具体的には、酵素、抗原、抗体、ハプテン、ハプテン抗体、ペプチド、オリゴペプチド、ポリペプチド（タンパク質）、ホルモン、核酸、オリゴヌクレオチド、ビオチン、ビオチン化タンパク、アビジン、ストレプトアビジン、糖、オリゴ糖、及び多糖などの糖類、低分子化合物、高分子化合物、無機物質およびこれらの複合体、ウイルス、細菌、細胞、生体組織およびこれらを構成する物質などが挙げられる。
【０１１６】
中でも、抗体、アプタマー、酵素、低分子化合物、タンパク質、及びオリゴヌクレオチドが好ましく、より好ましくは低分子化合物、抗体、アプタマー、及び酵素であり、特に好ましくは、ビオチン、抗体及びアプタマーである。
【０１１７】
低分子化合物としては、例えば、分子量１００から１０００程度の化合物が挙げられ、ビオチン、ピレンブタン酸スクシンイミドエステル、ピレンブタン酸マレイミドエステルなどが挙げられる。
【０１１８】
抗体としては、例えば、ａｎｔｉ−ＰＳＡ、ａｎｔｉ−ｈＣＧ、ａｎｔｉ−ＩｇＥ、ａｎｔｉ−ＢＮＰ、ａｎｔｉ−ＮＴ−ｐｒｏＢＮＰ、ａｎｔｉ−ＡＦＰ、ａｎｔｉ−ＣＫ−ＭＢ、ａｎｔｉ−ＰＩＶＫＡ  ＩＩ、ａｎｔｉ−ＣＡ１５−３、ａｎｔｉ−ＣＹＦＲＡ、ａｎｔｉ−ＨＩＶ、ａｎｔｉ−トロポニンＴ、ａｎｔｉ−プロカルシトニン、ａｎｔｉ−ＨｂＡ１ｃ、ａｎｔｉ−アポリポ蛋白、及びａｎｔｉ−Ｃ反応性蛋白（ＣＲＰ）などが挙げられる。中でも、ＩｇＧタイプが好ましく、特に、可変部位（Ｆａｂ）フラグメントのみの抗体が好ましい。
【０１１９】
アプタマーとしては、例えば、オリゴヌクレオチドアプタマーやペプチドアプタマーが挙げられる。具体的には、ＩｇＥアプタマー、ＰＳＡアプタマー、及びトロンビンアプタマーなどが挙げられる。酵素としては、例えば、グルコースオキシダーゼ、及びペルオキシダーゼなどが挙げられる。中でもビオチン、ａｎｔｉ−ＩｇＥ、ａｎｔｉ−ＰＳＡ、及びＩｇＥアプタマーがより好ましい。
【０１２０】
レセプターを半導体層へ固定する方法としては、特に限定されるものではないが、グルコース以外の生体関連物質と半導体層が含有する官能基、すなわち、ヒドロキシル基、カルボキシ基、アミノ基、メルカプト基、スルホ基、ホスホン酸基、それらの有機塩もしくは無機塩、ホルミル基、マレイミド基およびスクシンイミド基からなる群より選ばれる少なくとも一つの官能基との反応もしくは相互作用を利用することが好ましい。
【０１２１】
固定化の強さの観点から、グルコース以外の生体関連物質と半導体層が含有する官能基との反応もしくは相互作用を利用することが好ましい。例えば、グルコース以外の生体関連物質にアミノ基が含まれる場合は、カルボキシ基、アルデヒド基、及びスクシンイミド基が挙げられる。チオール基の場合は、マレイミド基等が挙げられる。
【０１２２】
上記の中でも、カルボキシ基およびアミノ基はレセプターとの反応もしくは相互作用を利用しやすく、レセプターを半導体層へ固定するのを容易とする。したがって、ＣＮＴの少なくとも一部に含まれる官能基はカルボキシ基およびアミノ基であることが好ましい。
【０１２３】
反応もしくは相互作用の具体例としては、化学結合、水素結合、イオン結合、配位結合、静電気力、及びファンデルワールス力などが挙げられるが特に限定されず、官能基の種類とレセプターの化学構造に応じて適切に選択すればよい。また、必要に応じて官能基および／またはレセプターの一部を別の適当な官能基に変換してから固定してもよい。また、官能基とレセプターの間にテレフタル酸などのリンカーを活用しても構わない。
【０１２４】
ＣＮＴが含有する官能基の長さは、レセプターが半導体成分の近くに繋ぎ留められるよう、短い方が好ましい。これは、レセプターによるセンシング対象物質の捕捉が半導体層のより近くで起こり、検出シグナルが大きくなるからである。より具体的には、ＣＮＴが含有する官能基の長さは０．１ｎｍ以上５ｎｍ以下が好ましく、０．１５ｎｍ以上３．１ｎｍ以下がより好ましく、０．３ｎｍ以上１．６ｎｍ以下が特に好ましい。
【０１２５】
試料溶液中でのＣＮＴが含有する官能基の可動性を確保するために、ＣＮＴが含有する官能基中に水との親和性が大きい結合が含まれていることが好ましい。そのような結合として、例えば、エーテル結合、チオエーテル結合、エステル結合、アミド結合、チオエステル結合、ジチオエステル結合、酸無水物結合、及びイミド結合などが挙げられる。これらの中でも、安定性や水との親和性の観点から、エーテル結合、エステル結合、アミド結合、及びイミド結合が特に好ましい。また、ＣＮＴが含有する官能基中に環構造が存在していてもよい。
【０１２６】
固定するプロセスとしては、特に限定されないが、ＣＮＴを含む半導体層上にレセプターを含む溶液を滴下し、必要に応じて加熱、冷却、振動等を加えながらレセプターを固定させた後、余剰な成分を洗浄または乾燥により除去するプロセス等が挙げられる。
【０１２７】
本発明のセンサの第二の検出素子において、ＣＮＴに含まれる官能基／レセプター／センシング対象物質の組み合わせとしては、例えば、カルボキシ基／Ｔ−ＰＳＡ−ｍＡｂ（前立腺特異抗原用のモノクローナル抗体）／ＰＳＡ（前立腺特異抗原）、カルボキシ基／ａｎｔｉ−ｈＣＧ−ｍＡｂ（抗ヒト絨毛性ゴナドトロピン抗体）／ｈＣＧ（ヒト絨毛性ゴナドトロピン）、カルボキシ基／人工オリゴヌクレオチド／ＩｇＥ（免疫グロブリンＥ）、カルボキシ基／ジイソプロピルカルボジイミド／ＩｇＥ、カルボキシ基／アミノ基末端ＲＮＡ／ＨＩＶ−１（ヒト免疫不全ウイルス）、カルボキシ基／抗ナトリウム利尿ペプチド抗体／ＢＮＰ（脳性ナトリウム利尿ペプチド）、カルボキシ基／抗ＡＦＰポリクローナル抗体（ヒト組織免疫染色用抗体）／αフェトプロテイン、カルボキシ基／ａｎｔｉ−トロポニンＴ（抗トロポニンＴ抗体）／トロポニンＴ、カルボキシ基／ａｎｔｉ−ＣＫ−ＭＢ（抗クレアチニンキナーゼＭＢ抗体）／ＣＫ−ＭＢ（クレアチニンキナーゼＭＢ）、カルボキシ基／ａｎｔｉ−ＰＩＶＫＡ−ＩＩ（抗ｐｒｏｔｅｉｎ  ｉｎｄｕｃｅｄ  ｂｙ  ｖｉｔａｍｉｎ  Ｋ  ａｂｓｅｎｃｅ  ｏｒ  ａｎｔａｇｏｎｉｓｔ（ＰＩＶＫＡ）−ＩＩ抗体）／ＰＩＶＫＡ−ＩＩ、カルボキシ基／ａｎｔｉ−ＣＡ１５−３（乳癌Ｃ腫瘍マーカー）抗体／ＣＡ１５−３、カルボキシ基／ａｎｔｉ−ＣＥＡ（抗癌胎児性抗原抗体）／ＣＥＡ（癌胎児性抗原）、ａｎｔｉ−ＣＹＦＲＡ（抗サイトケラチン１９フラグメント抗体）／ＣＹＦＲＡ（サイトケラチン１９フラグメント）、カルボキシ基／ａｎｔｉ−ｐ５３（抗ｐ５３タンパク質抗体）／ｐ５３（ｐ５３タンパク質）、カルボキシ基／抗ヒトヘモグロビンモノクローナル抗体／ヘモグロビン、カルボキシ基／抗マウスヘモグロビンＡ１ｃモノクローナル抗体／ＨｂＡ１ｃ、カルボキシ基／抗ヒトアルブミン抗体／アルブミン、カルボキシ基／抗グリコアルブミン抗体／グリコアルブミン、アミノ基／ＲＮＡ／ＨＩＶ−１、アミノ基／ビオチン／アビジン、メルカプト基／Ｔ−ＰＳＡ−ｍＡｂ／ＰＳＡ、メルカプト基／ｈＣＧ−ｍＡｂ／ｈＣＧ、スルホ基／Ｔ−ＰＳＡ−ｍＡｂ／ＰＳＡ、スルホ基／ｈＣＧ−ｍＡｂ／ｈＣＧ、ホスホン酸基／Ｔ−ＰＳＡ−ｍＡｂ／ＰＳＡ、ホスホン酸基／ｈＣＧ−ｍＡｂ／ｈＣＧ、アルデヒド基／オリゴヌクレオチド／核酸、アルデヒド基／抗ＡＦＰポリクローナル抗体（ヒト組織免疫染色用抗体）／αフェトプロテイン、マレイミド基／システイン／、及びスクシンイミドエステル／ストレプトアビジン／ビオチン等が挙げられる。
【０１２８】
また、レセプターが官能基を含有する場合には、官能基を含有する化合物（＝別の生体関連物質）／センシング対象物質の組み合わせも好ましく用いることができ、具体的には、ＩｇＥアプタマー／ＩｇＥ、ビオチン／アビジン、ストプレトアビジン／ビオチン、ナトリウム利尿ペプチド受容体／ＢＮＰ（脳性ナトリウム利尿ペプチド）などの組み合わせが挙げられる。これらの中でも、本発明のセンサにおいて、グルコースと共に検出する意義の大きなターゲット物質は、ヘモグロビン、ＨｂＡ１ｃとグリコアルブミンであり、これらを検出対象としたセンサとすることが特に好ましい。
【０１２９】
（センサ）
本発明のセンサは、上述の通り、少なくとも、生体液中のグルコースを検出する第一の検出素子と、グルコース以外の生体関連物質を検出する第二の検出素子とを有し、第二の検出素子が半導体素子を含む、同一基板上で測定できる小型のセンサである。さらに、第三の検出素子が半導体素子を含む場合も、同一基板上で測定できる小型のセンサである。特に半導体素子を含有するセンサ部分について詳細を記載すると、基板、第１電極、第２電極および半導体層を含有し、前記第１電極、前記第２電極および前記半導体層が前記基板上に形成され、前記半導体層が前記第１電極と前記第２電極の間に配置された半導体素子を含有する。さらに、半導体層にグルコース以外の生体関連物質と選択的に相互作用する別の生体関連物質を有することが好ましい。
【０１３０】
図２のように形成された半導体素子を含有するセンサは、検出対象物質またはそれを含む溶液、気体もしくは固体が半導体層１１１の近傍に配置されたときに、第１電極１０３と第２電極１０４との間に流れる電流値または電気抵抗値が変化する。その変化を測定することによって、検出対象物質の検出を行うことができる。
【０１３１】
また、図３の半導体素子を含有するセンサにおいては、半導体層１１１に流れる電流値を第３電極１０５の電圧により制御できる。従って、第３電極１０５の電圧を変化させた際の第１電極１０３と第２電極１０４との間に流れる電流値を測定すると２次元のグラフ（Ｉ−Ｖグラフ）が得られる。
【０１３２】
その一部または全部の特性値を用いて検出対象物質の検出を行ってもよいし、最大電流と最小電流の比すなわちオンオフ比を用いて検出対象物質の検出を行ってもよい。さらに、抵抗値、閾値電圧変化、インピーダンス、相互コンダクタンス、キャパシンタンス等、半導体素子から得られる既知の電気特性を用いても構わない。
【０１３３】
検出対象物質はそれ単独で用いてもよいし、他の物質や溶媒と混合されていてもよい。検出対象物質またはそれを含む溶液、気体もしくは固体は、半導体層１１１の近傍に配置される。前述したとおり、半導体層１１１と検出対象物質が相互作用することにより、半導体層１１１の電気特性が変化し、上記のいずれかの電気信号の変化として検出される。
【０１３４】
本発明のセンサは、さらに基板上に、当該基板の少なくとも一部を覆う覆い部材を備えることが好ましい。例えば、図４に示されるような構成の変形例として、図５Ａ、図５Ｂに示すように、基板１０の上に当該基板１０との間に内部空間を形成する上基板２０を備えることが好ましい。図５Ａでの上基板２０中の破線は上基板２０と内部空間との境を示す。図５Ｂは図５Ａの線ＣＣ’での断面図であり、基板１０と上基板２０との間に内部空間１０８が示される。
【０１３５】
また、図４に示されるような構成の別の変形例として、図６Ａ、図６Ｂに示すように、基板１０の上に半導体層１１１を取り囲む空間１０８を形成する覆い部材２１を備えることが好ましい。図６Ｂは図６Ａの線ＤＤ’での断面図である。これにより、半導体層１１１と検出対象物質を含む液体を効率的に接触させることが可能となる。
【０１３６】
本発明のセンサの別の実施態様としては、基板上に前述の上基板または覆い部材を有し、その上基板または覆い部材の、半導体層と対向する面に第３電極を備えることが好ましい。すなわち、基板、第１電極、第２電極および前記第１電極と前記第２電極の間に形成されてなる半導体層を含有し、さらに前記基板上に上基板または覆い部材を含有し、前記上基板または覆い部材の前記半導体層と対向する面に第３電極を備え、前記半導体層に、グルコース以外の生体関連物質と選択的に相互作用する別の生体関連物質を有することが好ましい。第１電極、第２電極および半導体層と第３電極との間の空間には気体層、液体層、固体層のいずれか、あるいはこれらの組み合わせが存在していてもよく、真空であってもよい。
【０１３７】
図７は、本発明の半導体素子を含有するセンサ部分の例を示す模式断面図である。図７のセンサは基板１０の上に第１電極１０３と第２電極１０４が形成され、第１電極１０３と第２電極１０４の間に半導体層１１１が配置され、さらに上基板２０が基板１０上に配置された第１電極１０３、第２電極１０４および半導体層１１１と同じ側に配置され、上基板２０上に第３電極１０５が配置されている。上基板２０上での第３電極１０５の配置は、前記半導体層の直上に限らず、斜め上側などでもよい。また、上基板２０のうち半導体層から見て上面の部分には限られず、側面上に配置されてもよい。第３電極１０５は上基板２０上での配置に限らず、基板１０上に配置してもよい。
【０１３８】
上基板２０または覆い部材に用いる材料としては、例えば、シリコンウエハ、ガラス、アルミナ焼結体等の無機材料、ポリイミド、ポリエステル、ポリカーボネート、ポリスルホン、ポリエーテルスルホン、ポリエチレン、ポリフェニレンスルフィド、及びポリパラキシレン等の有機材料が挙げられるが、これらに限定されるものではない。これらの材料は、単独で用いてもよいが、複数の材料を積層または混合して用いてもよい。
【０１３９】
（センサの製造方法）
図１に示す第一の検出素子４０１と第二の検出素子４０２を含有するセンサの製造方法を示す。このセンサの製造方法は、半導体成分を基板上に塗布および乾燥して半導体層を形成する工程を含む。なお、製造方法は下記に限定されるものではない。
【０１４０】
特に半導体素子を含有するセンサ部分について詳細を記載すると、基板１０に第１電極１０３および第２電極１０４を形成する。形成方法は、例えば金属蒸着やスピンコート法、ブレードコート法、スリットダイコート法、スクリーン印刷法、バーコーター法、鋳型法、印刷転写法、浸漬引き上げ法、及びインクジェット法などの公知の方法が挙げられる。なお、マスクなどを用いて直接パターン形成してもよいし、基板上にレジストを塗布し、レジスト膜を所望のパターンに露光・現像後、エッチングすることによりゲート電極をパターニングすることも可能である。ここで、第１電極および第２電極の形成方法と同一の形成方で接続部１０２と配線１０７が形成されてもよく、それぞれが一括で形成されてもよい。
【０１４１】
接続部１０２および配線１０７および第１電極１０３は半導体層１１１を介して、第２電極１０４および配線１０７および接続部１０２により電気的に接続されている。接続部１０２には、図示しないが、電源や検出部を接続する。この接続を利用して、電源から電極間に電圧を印加したり、半導体層で生じた電気信号を接続部から取り出したりすることができる。
【０１４２】
次に半導体層１１１を形成する。半導体層を、半導体層に連結基を含む化合物を付着させる工程と、生体関連物質と選択的に相互作用する別の生体関連物質と連結基との間に結合を形成させる工程とを含む製造方法が好ましい。
【０１４３】
半導体層に連結基を含む化合物を付着させる方法としては、例えば、真空中で連結基を含む化合物を蒸着する方法、半導体層を、連結基を含む化合物が溶解した溶液に浸漬することによって付着させる方法、半導体層に連結基を含む化合物を塗布する方法、及び半導体層に連結基を含む化合物が溶解した溶液を塗布する方法などが挙げられる。
【０１４４】
生体関連物質と選択的に相互作用する別の生体関連物質と連結基との間に結合を形成させる工程としては、例えば、真空中で半導体層に別の生体関連物質を衝突させて反応させる方法、半導体層を別の生体関連物質が溶解した溶液に浸漬する方法、及び半導体層に別の生体関連物質が溶解した溶液を塗布する方法などが挙げられる。
【０１４５】
半導体層の形成と別の生体関連物質の固定は別々に行ってもよいし、一括して行ってもよい。一括して行うには、例えば、あらかじめ別の生体関連物質が連結基を介して結合または付着している半導体成分を用いて半導体層を形成する方法等が挙げられる。
【０１４６】
（センサの形状）
センサの形状として、本発明の図１で示される形状が好ましい。具体的な形状としては、血糖値センサで使われるセンサーチップのような形状や、持ち運び可能なカセット型などが挙げられる。これらの形状であれば、接続される電源および解析アルゴリズムを有する本体のサイズを小型化できるため、好ましい。
【０１４７】
従来の光を用いた装置では、光源が必要であり、さらに光源が発する熱を拡散するユニットが必要であるために装置が大型化してしまうが、本発明によれば、光源を用いないため、従来装置よりも小型化が可能となる。
【０１４８】
（ヘモグロビン、糖化ヘモグロビンおよび糖化アルブミン等を検出するセンサ）
本発明の別の実施形態として、ヘモグロビン、糖化ヘモグロビンおよび糖化アルブミンからなる群より選ばれる少なくとも１種を検出する検出素子を有し、その検出素子が半導体素子を含むセンサが挙げられる。これは、上述した第二の検出素子部分を単独のセンサとして適用したものである。従って、このセンサの構造、このセンサに用いられる材料、およびこのセンサの作用等は上述した説明と共通する。
【０１４９】
なお、本実施形態において、半導体素子内のＣＮＴ複合体に含まれる官能基／レセプター／センシング対象物質の組み合わせとしては、例えば、カルボキシ基／抗ヒトヘモグロビンモノクローナル抗体／ヘモグロビン、カルボキシ基、カルボキシ基／抗マウスヘモグロビンＡ１ｃモノクローナル抗体／グリコヘモグロビン、カルボキシ基／抗ヒトアルブミン抗体／アルブミン、及びカルボキシ基／抗グリコアルブミン抗体／グリコアルブミン等が挙げられる。
【実施例】
【０１５０】
以下に、本発明のセンサを用いて血液中のグルコース、糖化ヘモグロビンまたは糖化アルブミン、およびヘモグロビンを検出する場合の具体的な実施例を挙げる。なお、以下の実施例は本発明の一例であり、半導体層に用いられる材料や溶血剤などの種類を、本明細書に記載のごとく適宜変更することが可能である。また、第二の検出素子および第三の検出素子で検出する生体関連物質の種類に応じて、本明細書に記載の如く種々の変更を加えることも可能である。【０１５１】
まず、測定試料である血液を注入口３０１からセンサ内に注入する。注入された血液は、経路３０２を流れていき、途中で、第一の検出素子方面と第二の検出素子方面に分岐する。
第一の検出素子方面に流れる血液が反応層１１０に到達すると、血液中のグルコースと反応層１１０におけるグルコース分解酵素が反応する。これを利用してグルコース濃度が測定される。【０１５２】
第二の検出素子方面に流れる血液は、途中の空間３０３で溶血剤と混合される。これにより赤血球細胞内からＨｂＡ１ｃが取り出される。
第二の検出素子において、半導体層１１１にはＣＮＴ複合体が含まれ、そのＣＮＴ複合体にはＨｂＡ１ｃと選択的に相互作用する抗マウスヘモグロビンＡ１ｃモノクローナル抗体が固定化されている。空間３０３で赤血球細胞内から取り出されたＨｂＡ１ｃが半導体層１１１に到達すると、抗マウスヘモグロビンＡ１ｃモノクローナル抗体との相互作用により、半導体層１１１を流れる電流値が変化する。これを利用してＨｂＡ１ｃ濃度が測定される。【０１５３】
第三の検出素子方面に流れる血液は、途中の空間３０３で溶血剤と混合される。これにより赤血球細胞内からヘモグロビンが取り出される。
第三の検出素子において、半導体層２０１にはＣＮＴ複合体が含まれ、そのＣＮＴ複合体にはヘモグロビンと選択的に相互作用する抗ヘモグロビン抗体が固定化されている。空間３０３で赤血球細胞内から取り出されたヘモグロビンが半導体層２０１に到達すると、抗ヘモグロビン抗体との相互作用により、半導体層２０１を流れる電流値が変化する。これを利用してヘモグロビン濃度が測定される。【０１５４】
以下、本発明を実施例に基づいてさらに具体的に説明する。なお、本発明は下記実施例に限定されるものではない。なお、用いたＣＮＴは次の通りである。
ＳＷＣＮＴ：名城ナノカーボン社製、単層ＣＮＴ、半導体型ＣＮＴ純度＞９５％
ＤＷＣＮＴ：東レ社製、２層ＣＮＴ
ＭＷＣＮＴ：名城ナノカーボン社製、多層ＣＮＴ【０１５５】
また、実施例及び比較例に用いた化合物のうち略語を使用したものについて、以下に示す。
Ｐ３ＨＴ：ポリ−３−ヘキシルチオフェン
ＰＢＳ：リン酸塩緩衝生理食塩水
ＢＳＡ：牛血清アルブミン
ＩｇＥ：免疫グロブリンＥ
ＦＢＳ：ウシ胎児血清
ＮＴ−ｐｒｏＢＮＰ：ヒト脳性ナトリウム利尿ペプチド前駆体Ｎ端フラグメント
ＰＢＳＥ：１−ピレンブタン酸−Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドエステル
ＰＥＴ：ポリエチレンテレフタレート
ＰＥＮ：ポリエチレンナフタレート
ｏ−ＤＣＢ：ｏ−ジクロロベンゼン
さらに、実施例１〜１３においては図１に示すセンサを作製し、実施例１４〜２７においては図９に示すセンサを作製し、評価に用いた。また、実施例１〜２７において、第一の検出素子は従来の血糖値センサの作製方法と同様にして作製し、検出可能であることを確認した。【０１５６】
実施例１
（１）半導体溶液の作製
ＣＮＴを１．５ｍｇと、Ｐ３ＨＴ１．５ｍｇを１５ｍＬのクロロホルム中に加え、氷冷しながら超音波ホモジナイザー（東京理化器械（株）製ＶＣＸ−５００）を用いて出力２５０Ｗで３０分間超音波撹拌し、ＣＮＴ分散液Ａ（溶媒に対するＣＮＴ複合体濃度０．１ｇ／ｌ）を得た。
次に、半導体層を形成するための半導体溶液の作製を行った。上記ＣＮＴ分散液Ａをメンブレンフィルター（孔径１０μｍ、直径２５ｍｍ、ミリポア社製オムニポアメンブレン）を用いてろ過を行った後、さらにメンブレンフィルター（孔径３μｍ、直径２５ｍｍ、ミリポア社製オムニポアメンブレン）を用いてろ過を行った。得られた濾液５ｍＬにｏ−ＤＣＢ４５ｍＬを加え、半導体溶液Ａ（溶媒に対するＣＮＴ複合体濃度０．０１ｇ／ｌ）とした。【０１５７】
（２）絶縁層用ポリマー溶液の作製
メチルトリメトキシシラン６１．２９ｇ（０．４５モル）、β−（３，４−エポキシシクロヘキシル）エチルトリメトキシシラン１２．３１ｇ（０．０５モル）、およびフェニルトリメトキシシラン９９．１５ｇ（０．５モル）をプロピレングリコールモノブチルエーテル（沸点１７０℃）２０３．３６ｇに溶解し、これに、水５４．９０ｇ、リン酸０．８６４ｇを撹拌しながら加えた。得られた溶液をバス温１０５℃で２時間加熱し、内温を９０℃まで上げて、主として副生するメタノールからなる成分を留出せしめた。次いでバス温１３０℃で２．０時間加熱し、内温を１１８℃まで上げて、主として水とプロピレングリコールモノブチルエーテルからなる成分を留出せしめた後、室温まで冷却し、固形分濃度２６．０重量％のポリマー溶液Ａを得た。
得られたポリマー溶液Ａを５０ｇはかり取り、プロピレングリコールモノブチルエーテル（沸点１７０℃）１６．６ｇを混合して、室温にて２時間撹拌し、ポリマー溶液Ｂ（固形分濃度１９．５重量％）を得た。【０１５８】
（３）半導体素子の作製
図３に示す半導体素子を作製した。ガラス製の基板１０（膜厚０．７ｍｍ）上に、抵抗加熱法により、マスクを通して金を５０ｎｍ真空蒸着し、第１電極１０３、第２電極１０４を形成した。第１電極および第２電極の幅（チャネル幅）４００μｍ、第１電極および第２電極の間隔（チャネル長）は６０μｍとした。
電極が形成された有機膜上に上記（１）に記載の方法で作製した半導体溶液Ａをインクジェット装置（クラスターテクノロジー（株）製）を用いて４００ｐｌ滴下して半導体層１１１を形成し、ホットプレート上で窒素気流下、１２０℃で３０分の熱処理を行い、半導体素子Ａを得た。
次に、Ａｎｔｉ−ＨｂＡ１ｃ（フナコシ製）を０．０１Ｍ  ＰＢＳにより１００ｕｇ／ｍＬとした溶液に半導体層を４℃一晩浸した。その後、半導体層を０．０１Ｍ  ＰＢＳで十分にすすいだ。次にＢＳＡ（和光純薬工業（株）製）５．０ｍｇの０．０１Ｍ  ＰＢＳ５．０ｍＬ溶液に２時間浸した。その後、半導体層を０．０１Ｍ  ＰＢＳで十分にすすぎ、半導体層をセンシング対象物質と選択的に相互作用する生体関連物質であるＡｎｔｉ−ＨｂＡ１ｃおよび保護剤であるＢＳＡで修飾した半導体素子を得た。【０１５９】
（４）センサとしての評価
作製した半導体素子の半導体層を０．０１Ｍ  ＰＢＳ１００μｌに浸し、第１電極と第２電極の間に流れる電流値を測定した。測定には半導体特性評価システム４２００−ＳＣＳ型（ケースレーインスツルメンツ（株）製）を用いた。第１電極・第２電極間電圧（Ｖｓｄ）＝−０．２Ｖ、第１電極・第３電極間電圧（Ｖｇ）＝−０．７Ｖで測定した。測定開始から６０分後に５μｇ／ｍＬ  ＢＳＡ−０．０１Ｍ  ＰＢＳ溶液２０μｌ、７５分後に５μｇ／ｍＬ  アビジン（和光純薬工業（株）製）−０．０１Ｍ  ＰＢＳ溶液２０μｌ、９０分後に５μｇ／ｍＬ  ＨｂＡ１ｃ（フナコシ製）−０．０１Ｍ  ＰＢＳ溶液２０μｌを半導体層に浸した０．０１Ｍ  ＰＢＳに添加した。その結果を表１に示す。ＨｂＡ１ｃ添加の時のみ添加前の電流値から５．０％の電流値増加が見られた。【０１６０】
実施例２
（１）半導体素子の作製
実施例１と同様にして半導体素子Ａを作製した。
次に、１−ピレンブタン酸−Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドエステル（アナスペック（株）製、ＰＢＳＥ）６．０ｍｇのアセトニトリル（和光純薬工業（株）製）１．０ｍＬ溶液に半導体層を１時間浸した。その後、半導体層をアセトニトリル及びメタノール（和光純薬工業（株）製）で十分にすすいだ。Ａｎｔｉ−ＨｂＡ１ｃ（フナコシ製）を０．０１Ｍ  ＰＢＳにより１００ｕｇ／ｍＬとした溶液に半導体層を４℃一晩浸した。その後、半導体層を０．０１Ｍ  ＰＢＳで十分にすすいだ。次にＢＳＡ（和光純薬工業（株）製）５．０ｍｇの０．０１Ｍ  ＰＢＳ５．０ｍＬ溶液に３０分浸した。その後、半導体層を０．０１Ｍ  ＰＢＳで十分にすすぎ、半導体層をセンシング対象物質と選択的に相互作用する生体関連物質であるＡｎｔｉ−ＨｂＡ１ｃおよび保護剤であるＢＳＡで修飾した半導体素子を得た。【０１６１】
（２）センサとしての評価
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ＨｂＡ１ｃ添加の時のみ添加前の電流値から４．８％の電流値増加が見られた。【０１６２】
実施例３
（１）半導体素子の作製
図３に示す半導体素子を作製した。ガラス製の基板１０（膜厚０．７ｍｍ）を３０分間紫外線オゾン処理（ｐｈｏｔｏ  ｓｕｒｆａｃｅ  ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ，ＰＬ３０−２００，ＳＥＮ  ＬＩＧＨＴＳ  ＣＯＲＰ．製）し、ポリエチレングリコール鎖含有シランカップリング剤（ＳＩＨ６１８８、Ｇｅｌｅｓｔ製）の１０重量％エタノール溶液に１時間浸漬した。エタノールで３０秒間洗浄後、１２０℃で３０分間乾燥することで、有機膜１０６を形成した。有機膜上に、金を膜厚５０ｎｍになるようにマスク蒸着することで第１電極１０３、第２電極１０４を形成した。第１電極および電２電極の幅（チャネル幅）は４００μｍ、第１電極および電２電極の間隔（チャネル長）は６０μｍとした。
電極が形成された有機膜上に上記（１）に記載の方法で作製した半導体溶液Ａをインクジェット装置（クラスターテクノロジー（株）製）を用いて４００ｐｌ滴下して半導体層４を形成し、ホットプレート上で窒素気流下、１５０℃で３０分の熱処理を行い、半導体素子Ｂを得た。
次に、１−ピレンブタン酸−Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドエステル（アナスペック（株）製）６．０ｍｇのアセトニトリル（和光純薬工業（株）製）１．０ｍＬ溶液に半導体層を１時間浸した。その後、半導体層をアセトニトリル及びメタノール（和光純薬工業（株）製）で十分にすすいだ。Ａｎｔｉ−ＨｂＡ１ｃ（フナコシ製）を０．０１Ｍ  ＰＢＳにより１００ｕｇ／ｍＬとした溶液に半導体層を４℃一晩浸した。その後、半導体層を０．０１Ｍ  ＰＢＳで十分にすすいだ。次にＢＳＡ（和光純薬工業（株）製）５．０ｍｇの０．０１Ｍ  ＰＢＳ５．０ｍＬ溶液に３０分浸した。その後、半導体層を０．０１Ｍ  ＰＢＳで十分にすすぎ、半導体層をセンシング対象物質と選択的に相互作用する生体関連物質であるＡｎｔｉ−ＨｂＡ１ｃおよび保護剤であるＢＳＡで修飾した半導体素子を得た。【０１６３】
（２）センサとしての評価
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ＨｂＡ１ｃ添加の時のみ添加前の電流値から６．０％の電流値増加が見られた。【０１６４】
実施例４
（１）半導体素子の作製
Ａｎｔｉ−ＨｂＡ１ｃの代わりにＡｎｔｉ−ＨｂＡ１ｃフラグメント抗体（Ｆａｂ）を用いたこと以外は、実施例３と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を得た。
（２）センサとしての評価
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ＨｂＡ１ｃ添加の時のみ添加前の電流値から６．５％の電流値増加が見られた。【０１６５】
実施例５
（１）半導体素子の作製
金の代わりに金属型を９０重量％含む単層カーボンナノチューブ（ＳＷＣＮＴ）を用いたこと以外は、実施例４と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を得た。
（２）センサとしての評価
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ＨｂＡ１ｃ添加の時のみ添加前の電流値から５．８％の電流値増加が見られた。【０１６６】
実施例６
（１）半導体素子の作製
金の代わりに二層カーボンナノチューブ（ＤＷＣＮＴ）を用いたこと以外は、実施例４と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を得た。
（２）センサとしての評価
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ＨｂＡ１ｃ添加の時のみ添加前の電流値から６．０％の電流値増加が見られた。【０１６７】
実施例７
（１）半導体素子の作製
金の代わりに多層カーボンナノチューブ（ＭＷＣＮＴ）を用いたこと以外は、実施例４と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を得た。
（２）センサとしての評価
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ＨｂＡ１ｃ添加の時のみ添加前の電流値から５．７％の電流値増加が見られた。【０１６８】
実施例８
（１）半導体溶液の作製
Ｐ３ＨＴの代わりに、式（６９）で示される化合物を用いたこと以外は、実施例１と同様にして半導体溶液Ｂ（溶媒に対するＣＮＴ複合体濃度０．０１ｇ／ｌ）とした。
（２）半導体素子の作製
半導体溶液Ａの代わりに半導体溶液Ｂを用いたこと以外は、実施例４と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を得た。
（３）センサとしての評価
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ＨｂＡ１ｃ添加の時のみ添加前の電流値から６．６％の電流値増加が見られた。【０１６９】
実施例９
（１）半導体溶液の作製
Ｐ３ＨＴの代わりに、式（７１）で示される化合物を用いたこと以外は、実施例１と同様にして半導体溶液Ｃ（溶媒に対するＣＮＴ複合体濃度０．０１ｇ／ｌ）とした。
（２）半導体素子の作製
半導体溶液Ａの代わりに半導体溶液Ｃを用いたこと以外は、実施例４と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を得た。
（３）センサとしての評価
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ＨｂＡ１ｃ添加の時のみ添加前の電流値から６．９％の電流値増加が見られた。【０１７０】
実施例１０
（１）半導体素子の作製
Ａｎｔｉ−ＨｂＡ１ｃの代わりに抗グリコアルブミンを用いたこと以外は、実施例９と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を得た。
（２）センサとしての評価
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１０と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。グリコアルブミン添加の時のみ添加前の電流値から８．１％の電流値増加が見られた。【０１７１】
実施例１１
（１）半導体素子の作製
ＰＢＳＥを用いなかったこと以外は、実施例１０と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を得た。
（２）センサとしての評価
作製した半導体素子の半導体層を０．０１Ｍ  ＰＢＳ１００μｌに浸し、第１電極と第２電極の間に流れる電流値を測定した。測定には半導体特性評価システム４２００−ＳＣＳ型（ケースレーインスツルメンツ（株）製）を用いた。第１電極・第２電極間電圧（Ｖｓｄ）＝−０．２Ｖ、第１電極・第３電極間電圧（Ｖｇ）＝−０．７Ｖで測定した。測定開始から６０分後に５μｇ／ｍＬ  ＢＳＡ−０．０１Ｍ  ＰＢＳ溶液２０μｌ、７５分後に５μｇ／ｍＬ  ＨｂＡ１ｃ（フナコシ製）−０．０１Ｍ  ＰＢＳ溶液２０μｌ、９０分後に５μｇ／ｍＬ  グリコアルブミン（フナコシ製）−０．０１Ｍ  ＰＢＳ溶液２０μｌを半導体層に浸した０．０１Ｍ  ＰＢＳに添加した。その結果を表１に示す。グリコアルブミン添加の時のみ添加前の電流値から９．８％の電流値増加が見られた。【０１７２】
実施例１２
（１）半導体素子の作製
抗グリコアルブミンの代わりに抗ＮＴ−ｐｒｏＢＮＰを用いたこと以外は、実施例１１と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を得た。
（２）センサとしての評価
作製した半導体素子の半導体層を０．０１Ｍ  ＰＢＳ１００μｌに浸し、第１電極と第２電極の間に流れる電流値を測定した。測定には半導体特性評価システム４２００−ＳＣＳ型（ケースレーインスツルメンツ（株）製）を用いた。第１電極・第２電極間電圧（Ｖｓｄ）＝−０．２Ｖ、第１電極・第３電極間電圧（Ｖｇ）＝−０．７Ｖで測定した。測定開始から６０分後に５μｇ／ｍＬ  ＢＳＡ−０．０１Ｍ  ＰＢＳ溶液２０μｌ、７５分後に５μｇ／ｍＬ  ＨｂＡ１ｃ（フナコシ製）−０．０１Ｍ  ＰＢＳ溶液２０μｌ、９０分後に５μｇ／ｍＬ  ＮＴ−ｐｒｏＢＮＰ（フナコシ製）−０．０１Ｍ  ＰＢＳ溶液２０μｌを半導体層に浸した０．０１Ｍ  ＰＢＳに添加した。その結果を表１に示す。ＮＴ−ｐｒｏＢＮＰ添加の時のみ添加前の電流値から７．７％の電流値増加が見られた。【０１７３】
実施例１３
（１）半導体素子の作製
抗グリコアルブミンの代わりに抗ＮＴ−ｐｒｏＢＮＰを用いたこと以外は、実施例１０と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を得た。
（２）センサとしての評価
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１２と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ＮＴ−ｐｒｏＢＮＰ添加の時のみ添加前の電流値から７．５％の電流値増加が見られた。【０１７４】
実施例１４
（１）半導体素子の作製
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、抗グリコアルブミンの代わりに抗ヘモグロビンを用いたこと以外は、実施例１０と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
（第二の検出素子）
実施例９と同様の結果を得た。
（第三の検出素子）
作製した半導体素子の半導体層を０．０１Ｍ  ＰＢＳ１００μｌに浸し、第１電極と第２電極の間に流れる電流値を測定した。測定には半導体特性評価システム４２００−ＳＣＳ型（ケースレーインスツルメンツ（株）製）を用いた。第１電極・第２電極間電圧（Ｖｓｄ）＝−０．２Ｖ、第１電極・第３電極間電圧（Ｖｇ）＝−０．７Ｖで測定した。測定開始から６０分後に５μｇ／ｍＬ  ＢＳＡ−０．０１Ｍ  ＰＢＳ溶液２０μｌ、７５分後に５μｇ／ｍＬ  ＨｂＡ１ｃ（フナコシ製）−０．０１Ｍ  ＰＢＳ溶液２０μｌ、９０分後に５μｇ／ｍＬ  ヘモグロビン（フナコシ製）−０．０１Ｍ  ＰＢＳ溶液２０μｌを半導体層に浸した０．０１Ｍ  ＰＢＳに添加した。その結果を表１に示す。ヘモグロビン添加の時のみ添加前の電流値から３．２％の電流値増加が見られた。【０１７５】
実施例１５
（１）半導体素子の作製
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、第１電極および電２電極の幅（チャネル幅）を４００μｍ、第１電極および電２電極の間隔（チャネル長）を４０μｍとした以外は、実施例１４と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
（第二の検出素子）
実施例９と同様の結果を得た。
（第三の検出素子）
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１４と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ヘモグロビン添加の時のみ添加前の電流値から４．０％の電流値増加が見られた。【０１７６】
実施例１６
（１）半導体素子の作製
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、第１電極および電２電極の幅（チャネル幅）を４００μｍ、第１電極および電２電極の間隔（チャネル長）を３０μｍとした以外は、実施例１４と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
（第二の検出素子）
実施例９と同様の結果を得た。
（第三の検出素子）
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１４と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ヘモグロビン添加の時のみ添加前の電流値から４．８％の電流値増加が見られた。【０１７７】
実施例１７
（１）半導体素子の作製
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、第１電極および電２電極の幅（チャネル幅）を４００μｍ、第１電極および電２電極の間隔（チャネル長）を２５μｍとした以外は、実施例１４と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
（第二の検出素子）
実施例９と同様の結果を得た。
（第三の検出素子）
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１４と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ヘモグロビン添加の時のみ添加前の電流値から５．１％の電流値増加が見られた。【０１７８】
実施例１８
（１）半導体素子の作製
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、基板をガラスとした以外は実施例１６と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
（第二の検出素子）
実施例９と同様の結果を得た。
（第三の検出素子）
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１４と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ヘモグロビン添加の時のみ添加前の電流値から４．５％の電流値増加が見られた。【０１７９】
実施例１９
（１）半導体素子の作製
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、基板をＰＥＴフィルムとした以外は実施例１６と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
（第二の検出素子）
実施例９と同様の結果を得た。
（第三の検出素子）
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１４と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ヘモグロビン添加の時のみ添加前の電流値から４．７％の電流値増加が見られた。【０１８０】
実施例２０
（１）半導体素子の作製
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、基板をＰＥＮフィルムとした以外は実施例１６と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
（第二の検出素子）
実施例９と同様の結果を得た。
（第三の検出素子）
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１４と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ヘモグロビン添加の時のみ添加前の電流値から４．６％の電流値増加が見られた。【０１８１】
実施例２１
（１）半導体素子の作製
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、実施例１６と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
（第二の検出素子）
実施例９と同様の結果を得た。
（第三の検出素子）
作製した半導体素子の半導体層をＦＢＳ（ＢｉｏＷｅｓｔ社製）１００μｌに浸し、第１電極と第２電極の間に流れる電流値を測定した。測定には半導体特性評価システム４２００−ＳＣＳ型（ケースレーインスツルメンツ（株）製）を用いた。第１電極・第２電極間電圧（Ｖｓｄ）＝−０．２Ｖ、第１電極・第３電極間電圧（Ｖｇ）＝−０．７Ｖで測定した。測定開始から６０分後に５μｇ／ｍＬ  ＢＳＡ−ＦＢＳ溶液２０μｌ、７５分後に５μｇ／ｍＬ  ＨｂＡ１ｃ（フナコシ製）−ＦＢＳ溶液２０μｌ、９０分後に健常人血液２０μｌを半導体層に浸したＦＢＳに添加した。その結果を表１に示す。健常人血液添加の時のみ添加前の電流値から５．２％の電流値増加が見られ、血中ヘモグロビンを選択的に検出した。【０１８２】
実施例２２
（１）半導体素子の作製
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、実施例１６と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
（第二の検出素子）
作製した半導体素子の半導体層をＦＢＳ（ＢｉｏＷｅｓｔ社製）１００μｌに浸し、第１電極と第２電極の間に流れる電流値を測定した。測定には半導体特性評価システム４２００−ＳＣＳ型（ケースレーインスツルメンツ（株）製）を用いた。第１電極・第２電極間電圧（Ｖｓｄ）＝−０．２Ｖ、第１電極・第３電極間電圧（Ｖｇ）＝−０．７Ｖで測定した。測定開始から６０分後に５μｇ／ｍＬ  ＢＳＡ−ＦＢＳ溶液２０μｌ、７５分後に健常人血液２０μｌを半導体層に浸したＦＢＳに添加した。その結果を表１に示す。健常人血液添加の時のみ添加前の電流値から８．０％の電流値増加が見られ、血中ＨｂＡ１ｃを選択的に検出した。
（第三の検出素子）
作製した半導体素子の半導体層をＦＢＳ（ＢｉｏＷｅｓｔ社製）１００μｌに浸し、第１電極と第２電極の間に流れる電流値を測定した。測定には半導体特性評価システム４２００−ＳＣＳ型（ケースレーインスツルメンツ（株）製）を用いた。第１電極・第２電極間電圧（Ｖｓｄ）＝−０．２Ｖ、第１電極・第３電極間電圧（Ｖｇ）＝−０．７Ｖで測定した。測定開始から６０分後に５μｇ／ｍＬ  ＢＳＡ−ＦＢＳ溶液２０μｌ、７５分後に健常人血液２０μｌを半導体層に浸したＦＢＳに添加した。その結果を表１に示す。健常人血液添加の時のみ添加前の電流値から５．３％の電流値増加が見られ、血中ヘモグロビンを選択的に検出した。【０１８３】
実施例２３
（１）半導体素子の作製
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、Ａｎｔｉ−ＨｂＡ１ｃの代わりに抗ヘモグロビンを用い、第１電極および電２電極の幅（チャネル幅）を４００μｍ、第１電極および電２電極の間隔（チャネル長）を１２０μｍとした以外は、実施例１４と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
（第二の検出素子）
実施例９と同様の結果を得た。
（第三の検出素子）
上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１４と同様にして測定を行った。その結果を表１に示す。ヘモグロビン添加の時のみ添加前の電流値から１．７％の電流値増加が見られた。【０１８４】
実施例２４
（１）半導体素子の作製
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、第１電極および電２電極の幅（チャネル幅）を４００μｍ、第１電極および電２電極の間隔（チャネル長）を６００μｍとした以外は、実施例１４と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
（第二の検出素子）
実施例９と同様の結果を得た。
（第三の検出素子）上記で作製した半導体素子をセンサとして評価するため実施例１４と同様にして測定を行った。ＢＳＡ、ＨｂＡ１ｃ、ヘモグロビン添加のそれぞれで添加前の電流値から０．３％の電流値増加が見られた。その結果を表１に示す。【０１８５】
実施例２５
（１）半導体素子の作製
第一の検出素子は既存の血糖値センサと同様の製法で作製した。
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、実施例１６と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
図９に示すセンサを作製し、流路にＦＢＳ（ＢｉｏＷｅｓｔ社製）２００μｌを充填し、第二の検出素子、第三の検出素子のそれぞれの電極間に流れる電流値を測定した。測定には半導体特性評価システム４２００−ＳＣＳ型（ケースレーインスツルメンツ（株）製）を用いた。第二の検出素子、第三の検出素子のそれぞれの第１電極・第２電極間電圧（Ｖｓｄ）＝−０．２Ｖ、第１電極・第３電極間電圧（Ｖｇ）＝−０．７Ｖで測定した。測定開始から６０分後に健常人血液２０μｌをＦＢＳに添加した。血液は流路中の空間で溶血を行った後に、それぞれの検出素子に到達した。その結果を表１に示す。第一の検出素子からは血糖値由来の電流値変化が得られ、また、第二の検出素子からは添加前の電流値から８．４％の電流値増加が見られ、血中ＨｂＡ１ｃを選択的に検出した。さらに、第三の検出素子からは加前の電流値から５．５％の電流値増加が見られ、血中ヘモグロビンを選択的に検出した。【０１８６】
実施例２６
（１）半導体素子の作製
第一の検出素子は既存の血糖値センサと同様の製法で作製した。
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、実施例１７と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
図９に示すセンサを作製し、流路にＦＢＳ（ＢｉｏＷｅｓｔ社製）２００μｌを充填し、第二の検出素子、第三の検出素子のそれぞれの電極間に流れる電流値を測定した。測定には半導体特性評価システム４２００−ＳＣＳ型（ケースレーインスツルメンツ（株）製）を用いた。第二の検出素子、第三の検出素子のそれぞれの第１電極・第２電極間電圧（Ｖｓｄ）＝−０．２Ｖ、第１電極・第３電極間電圧（Ｖｇ）＝−０．７Ｖで測定した。測定開始から６０分後に健常人血液２０μｌをＦＢＳに添加した。その結果を表１に示す。
第一の検出素子からは血糖値由来の電流値変化が得られ、また、第二の検出素子からは添加前の電流値から８．５％の電流値増加が見られ、血中ＨｂＡ１ｃを選択的に検出した。さらに、第三の検出素子からは加前の電流値から５．８％の電流値増加が見られ、血中ヘモグロビンを選択的に検出した。【０１８７】
実施例２７
（１）半導体素子の作製
第一の検出素子は既存の血糖値センサと同様の製法で作製した。
第二の検出素子は実施例９と同様にして作製した。
また、実施例１４と同様にして半導体層を形成し、半導体素子を作製し、第三の検出素子を得た。
（２）センサとしての評価
図９に示すセンサを作製し、流路にＦＢＳ（ＢｉｏＷｅｓｔ社製）２００μｌを充填し、第二の検出素子、第三の検出素子のそれぞれの電極間に流れる電流値を測定した。測定には半導体特性評価システム４２００−ＳＣＳ型（ケースレーインスツルメンツ（株）製）を用いた。第二の検出素子、第三の検出素子のそれぞれの第１電極・第２電極間電圧（Ｖｓｄ）＝−０．２Ｖ、第１電極・第３電極間電圧（Ｖｇ）＝−０．７Ｖで測定した。測定開始から６０分後に健常人血液２０μｌをＦＢＳに添加した。その結果を表１に示す。
第一の検出素子からは血糖値由来の電流値変化が得られ、また、第二の検出素子からは添加前の電流値から８．５％の電流値増加が見られ、血中ＨｂＡ１ｃを選択的に検出した。さらに、第三の検出素子からは加前の電流値から３．７％の電流値増加が見られ、血中ヘモグロビンを選択的に検出した。【０１８８】
比較例１
第二の検出素子と第三の検出素子に半導体素子を用いることなく、日本国特開２０１５−１６５８２７の実施例記載の７１８０形日立自動分析装置を用いてＨｂＡ１ｃ、ヘモグロビンを測定した。その結果、前記分析装置が光学機器であることと措置が大型であるために、グルコース測定との同一チップ化による電気的測定が困難であった。【０１８９】
【表１】
2017082253.tif 000010
【０１９０】
本発明を特定の態様を用いて詳細に説明したが、本発明の意図と範囲を離れることなく様々な変更および変形が可能であることは、当業者にとって明らかである。なお本出願は、２０１５年１１月９日付で出願された日本特許出願（特願２０１５−２１９２０７）に基づいており、その全体が引用により援用される。
【産業上の利用可能性】
【０１９１】
本発明を用いたセンサは、化学分析、物理分析、生物分析などの多種多様なセンシングに応用することができ、特に医療用センサやバイオセンサとして好適に用いられる。
【符号の説明】
【０１９２】
１０  基板
２０  上基板
２１  覆い部材
１０１  電極
１０２  接続部
１０３  第１電極
１０４  第２電極
１０５  第３電極
１０６  絶縁層
１０７  配線
１０８  内部空間
１１０  反応層
１１１  半導体層
１１２  反応層
１２１  電極
１２２  第１電極
１２３  第２電極
２００  半導体素子
２０１  半導体層
２０２  半導体素子
３０１  注入口
３０２  経路
３０３  空間
３０４  窪み
４０１  第一の検出素子
４０２  第二の検出素子
４０３  第三の検出素子
【図１】
2017082253.tif 000011
【図２】
2017082253.tif 000012
【図３】
2017082253.tif 000013
【図４】
2017082253.tif 000014
【図５Ａ】
2017082253.tif 000015
【図５Ｂ】
2017082253.tif 000016
【図６Ａ】
2017082253.tif 000017
【図６Ｂ】
2017082253.tif 000018
【図７】
2017082253.tif 000019
【図８】
2017082253.tif 000020
【図９】
2017082253.tif 000021
【国際調査報告】
2017082253.tif 000022
2017082253.tif 000023
2017082253.tif 000024
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