JPH112632A - ヘモグロビンａ１抗体を測定する方法 - Google Patents
ヘモグロビンａ１抗体を測定する方法Info
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- JPH112632A JPH112632A JP9157226A JP15722697A JPH112632A JP H112632 A JPH112632 A JP H112632A JP 9157226 A JP9157226 A JP 9157226A JP 15722697 A JP15722697 A JP 15722697A JP H112632 A JPH112632 A JP H112632A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 糖尿病の指標である糖化ヘモグロビン、特に
糖化ヘモグロビンＡ1ｃ抗体を、簡便、迅速に測定する
ことのできる糖化ヘモグロビンの測定方法を提供するこ
とを課題とする。 【解決手段】 本出願人が先に出願した表面プラズモン
共鳴バイオセンサー（ＳＰＲセンサー）用測定チップを
利用することが極めて有効であることを見出した。
糖化ヘモグロビンＡ1ｃ抗体を、簡便、迅速に測定する
ことのできる糖化ヘモグロビンの測定方法を提供するこ
とを課題とする。 【解決手段】 本出願人が先に出願した表面プラズモン
共鳴バイオセンサー（ＳＰＲセンサー）用測定チップを
利用することが極めて有効であることを見出した。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】抗原抗体反応に基づく表面プ
ラズモン共鳴バイオセンサー（ＳＰＲセンサー）用測定
チップを用いて、ヘモグロビンＡ1ｃ抗体を測定する方
法に関する。
ラズモン共鳴バイオセンサー（ＳＰＲセンサー）用測定
チップを用いて、ヘモグロビンＡ1ｃ抗体を測定する方
法に関する。
【０００２】
【従来の技術】糖尿病の患者は、世界人口の５％以上に
達していると言われ、日本国内だけでも６００万人い
る。この病気は、グルコースや他の栄養素を代謝するイ
ンシュリンが欠乏していることを特徴としている。従っ
て、この病気を治療するにはインシュリンを、人体の外
部から必要量を投与する方法があるが、その必要量は血
液中のグルコースを測定し可能な限り正常値に近づける
ような量である。
達していると言われ、日本国内だけでも６００万人い
る。この病気は、グルコースや他の栄養素を代謝するイ
ンシュリンが欠乏していることを特徴としている。従っ
て、この病気を治療するにはインシュリンを、人体の外
部から必要量を投与する方法があるが、その必要量は血
液中のグルコースを測定し可能な限り正常値に近づける
ような量である。
【０００３】そこで、まず血液中のグルコース量を測定
することが肝要であるが、血液中の糖化ヘモグロビン
（ＨｂＡ1）、特にヘモグロビンＡ1ｃ（ＨｂＡ1ｃ）
は、糖尿病患者においてその血中濃度が増加することが
知られており、糖化ヘモグロビンの測定は血糖値測定と
併用して糖尿病の診断及び進行度の測定に利用されてい
る。糖化ヘモグロビン（ＨｂＡ1）はヘモグロビンの酵
素的ではない糖結合により起こる。正常では血中のＨｂ
Ａ1の濃度は全ヘモグロビンに対して約４.５％以内であ
るが、糖尿病患者の場合この濃度は２〜４倍に上昇す
る。
することが肝要であるが、血液中の糖化ヘモグロビン
（ＨｂＡ1）、特にヘモグロビンＡ1ｃ（ＨｂＡ1ｃ）
は、糖尿病患者においてその血中濃度が増加することが
知られており、糖化ヘモグロビンの測定は血糖値測定と
併用して糖尿病の診断及び進行度の測定に利用されてい
る。糖化ヘモグロビン（ＨｂＡ1）はヘモグロビンの酵
素的ではない糖結合により起こる。正常では血中のＨｂ
Ａ1の濃度は全ヘモグロビンに対して約４.５％以内であ
るが、糖尿病患者の場合この濃度は２〜４倍に上昇す
る。
【０００４】糖化ヘモグロビン（ＨｂＡ1）が糖尿病の
指標に選択された理由は、ＨｂＡ1の濃度は過去１〜２
ヶ月の血液中の平均的な糖濃度を反映しており、血糖値
や尿糖値に比べ生理的要因に左右されにくいということ
で、ＨｂＡ1 の濃度は長期間にわたる糖尿病患者の血中
平均グルコース濃度を比較的正確に表すものだからであ
る。このＨｂＡ1 の濃度を測定する方法としては、過去
に於いて種々開発されてきている。
指標に選択された理由は、ＨｂＡ1の濃度は過去１〜２
ヶ月の血液中の平均的な糖濃度を反映しており、血糖値
や尿糖値に比べ生理的要因に左右されにくいということ
で、ＨｂＡ1 の濃度は長期間にわたる糖尿病患者の血中
平均グルコース濃度を比較的正確に表すものだからであ
る。このＨｂＡ1 の濃度を測定する方法としては、過去
に於いて種々開発されてきている。
【０００５】その一つとして、蛍光測定あるいは光度測
定と称されるものがある。この方法は、糖化ヘモグロビ
ンと非糖化ヘモグロビンとの識別をハプトグロブリンを
用いて実施し、ハプトグロブリンに対する糖化ヘモグロ
ビンの結合を蛍光測定又は光度測定により測定するもの
である（特公平１−５３７４８号公報）。
定と称されるものがある。この方法は、糖化ヘモグロビ
ンと非糖化ヘモグロビンとの識別をハプトグロブリンを
用いて実施し、ハプトグロブリンに対する糖化ヘモグロ
ビンの結合を蛍光測定又は光度測定により測定するもの
である（特公平１−５３７４８号公報）。
【０００６】また、別の方法として、高速液体クロマト
グラフィーを用いる方法がある。これは、糖化ヘモグロ
ビンと非糖化ヘモグロビンとの識別を高速液体クロマト
グラフィーを用いて行うものであるが、ｐＨ値、温度、
イオン濃度の変化に対して非常に敏感であるから、注意
深く実施することが必要なばかりでなく、装置が大変大
型で高価であるという欠点がある。
グラフィーを用いる方法がある。これは、糖化ヘモグロ
ビンと非糖化ヘモグロビンとの識別を高速液体クロマト
グラフィーを用いて行うものであるが、ｐＨ値、温度、
イオン濃度の変化に対して非常に敏感であるから、注意
深く実施することが必要なばかりでなく、装置が大変大
型で高価であるという欠点がある。
【０００７】更に別法として、イオン交換クロマトグラ
フィーで測定する方法（特公平７−６９８９号公報）や
カラムクロマトを用いる方法（特開平５−１１３４４０
号公報）等が挙げられるが、これらは、まず全血を遠心
分離し、血球中のＨｂを溶血した上でカラム測定するも
ので、操作が煩雑であった。
フィーで測定する方法（特公平７−６９８９号公報）や
カラムクロマトを用いる方法（特開平５−１１３４４０
号公報）等が挙げられるが、これらは、まず全血を遠心
分離し、血球中のＨｂを溶血した上でカラム測定するも
ので、操作が煩雑であった。
【０００８】すなわち、上記の方法はいずれも、検体
（溶血成分の中から分離した抽出液）中のヘモグロビン
を固相に直接結合させ、洗浄し、標識した抗ヘモグロビ
ン抗体、特に抗ヘモグロビンＡ1ｃ抗体を反応させ、再
度洗浄し、前記標識を測定することにより行われてい
る。しかしながら、この方法ではそれぞれの検体液中の
糖化ヘモグロビンを固相に直接反応させる前処理が必要
で、これには時間がかかり、大量の検体を迅速に測定す
ることが不可能である。このように、従来の技術では操
作が煩雑であったり、精度が甘かったり、高価な装備が
必要であったり、あるいは大型で測定が容易に行えない
等の欠点を有していた。そこで、より簡便に正確に、小
型の安い機器で測定が行える方法が望まれていたところ
である。
（溶血成分の中から分離した抽出液）中のヘモグロビン
を固相に直接結合させ、洗浄し、標識した抗ヘモグロビ
ン抗体、特に抗ヘモグロビンＡ1ｃ抗体を反応させ、再
度洗浄し、前記標識を測定することにより行われてい
る。しかしながら、この方法ではそれぞれの検体液中の
糖化ヘモグロビンを固相に直接反応させる前処理が必要
で、これには時間がかかり、大量の検体を迅速に測定す
ることが不可能である。このように、従来の技術では操
作が煩雑であったり、精度が甘かったり、高価な装備が
必要であったり、あるいは大型で測定が容易に行えない
等の欠点を有していた。そこで、より簡便に正確に、小
型の安い機器で測定が行える方法が望まれていたところ
である。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】糖尿病の指標である糖
化ヘモグロビン、特に糖化ヘモグロビンＡ1ｃ抗体を、
簡便、迅速に測定することのできる糖化ヘモグロビンの
測定方法を提供することを課題とする。
化ヘモグロビン、特に糖化ヘモグロビンＡ1ｃ抗体を、
簡便、迅速に測定することのできる糖化ヘモグロビンの
測定方法を提供することを課題とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決する手段
として、本発明者等が鋭意努力した結果、本出願人が先
に出願した表面プラズモン共鳴バイオセンサー（ＳＰＲ
センサー）用測定チップを利用することが極めて有効で
あることを見出した。本出願人の出願である先願（特願
平９−７３６４６）に記載しているように、本発明に用
いるＳＰＲセンサー用の測定チップは、透明基板、該透
明基板上に配置される金属膜、該金属膜上に配置される
有機ケイ素膜、及び該有機ケイ素膜上に配置されるＨｂ
Ａ1ｃを備えていることを特徴とするものである。
として、本発明者等が鋭意努力した結果、本出願人が先
に出願した表面プラズモン共鳴バイオセンサー（ＳＰＲ
センサー）用測定チップを利用することが極めて有効で
あることを見出した。本出願人の出願である先願（特願
平９−７３６４６）に記載しているように、本発明に用
いるＳＰＲセンサー用の測定チップは、透明基板、該透
明基板上に配置される金属膜、該金属膜上に配置される
有機ケイ素膜、及び該有機ケイ素膜上に配置されるＨｂ
Ａ1ｃを備えていることを特徴とするものである。
【００１１】従来の測定方法では、全血を遠心分離し、
血球成分を取り出した後に、溶血し糖化ヘモグロビンの
含まれる抽出液を採取しなければならなかったが、この
チップを使用することによって、全血を直接溶血してそ
のままセンサーチップに投与することができる。これ
は、抗原抗体反応に基づき抗原が抗体と特異的結合を形
成するが、抗原以外はリンスで除くことができる上、Ｓ
ＰＲセンサーチップの表面の金あるいは抗体の極めて近
傍の情報のみが共鳴シグナルとして忠実に反映されると
いう理由に起因するからである。
血球成分を取り出した後に、溶血し糖化ヘモグロビンの
含まれる抽出液を採取しなければならなかったが、この
チップを使用することによって、全血を直接溶血してそ
のままセンサーチップに投与することができる。これ
は、抗原抗体反応に基づき抗原が抗体と特異的結合を形
成するが、抗原以外はリンスで除くことができる上、Ｓ
ＰＲセンサーチップの表面の金あるいは抗体の極めて近
傍の情報のみが共鳴シグナルとして忠実に反映されると
いう理由に起因するからである。
【００１２】
【発明の実施の形態】以下、本発明を詳細に説明する。
本発明において用いる表面プラズモン共鳴バイオセンサ
ー用測定チップ（以下、単に「測定チップ」という）と
は、表面プラズモン共鳴バイオセンサーに使用されるチ
ップであって、該センサーより照射された光を透過及び
反射する部分、並びにＨｂＡ1ｃ及びそれを固定化する
部分とを含む部材をいい、該センサーの本体に固着され
るものであってもよく、また脱着可能なものであっても
よい。
本発明において用いる表面プラズモン共鳴バイオセンサ
ー用測定チップ（以下、単に「測定チップ」という）と
は、表面プラズモン共鳴バイオセンサーに使用されるチ
ップであって、該センサーより照射された光を透過及び
反射する部分、並びにＨｂＡ1ｃ及びそれを固定化する
部分とを含む部材をいい、該センサーの本体に固着され
るものであってもよく、また脱着可能なものであっても
よい。
【００１３】本発明で用いる測定チップは、透明基板、
該透明基板上に配置される金属膜、該金属膜上に配置さ
れる有機ケイ素膜、及び該有機ケイ素膜上に配置される
ＨｂＡ1ｃを備えている。ここで、「透明基板上に配置
される金属膜」とは、金属膜が直接接して透明基板上に
配置されている場合のほか、金属膜が透明基板に直接接
することなく、他の層を介して配置されている場合をも
含む意である。「金属膜上に配置される有機ケイ素膜」
及び「有機ケイ素膜上に配置されるＨｂＡ1ｃ」も上記
と同様の意味である。
該透明基板上に配置される金属膜、該金属膜上に配置さ
れる有機ケイ素膜、及び該有機ケイ素膜上に配置される
ＨｂＡ1ｃを備えている。ここで、「透明基板上に配置
される金属膜」とは、金属膜が直接接して透明基板上に
配置されている場合のほか、金属膜が透明基板に直接接
することなく、他の層を介して配置されている場合をも
含む意である。「金属膜上に配置される有機ケイ素膜」
及び「有機ケイ素膜上に配置されるＨｂＡ1ｃ」も上記
と同様の意味である。
【００１４】本発明の一例による測定チップの断面概略
図を図１に示す。本実施例により用いられる測定チップ
は、透明基板１と、透明基板１上に形成された金属膜２
と、金属膜２の上に形成された有機ケイ素膜３と、有機
ケイ素膜３の表面に固定化されたＨｂＡ1ｃ４とを有す
る。透明基板１としては、通常表面プラズモン共鳴バイ
オセンサー用の測定チップに使用されるものであればど
のようなものでもよく、一般的にはガラス、ポリエチレ
ンテレフタレート、ポリカーボネートなどのレーザー光
に対して透明な材料からなるものが使用でき、偏光に対
して異方性を示さず、かつ加工性の優れた材料が望まし
く、その厚さは 0.1〜20mm程度である。
図を図１に示す。本実施例により用いられる測定チップ
は、透明基板１と、透明基板１上に形成された金属膜２
と、金属膜２の上に形成された有機ケイ素膜３と、有機
ケイ素膜３の表面に固定化されたＨｂＡ1ｃ４とを有す
る。透明基板１としては、通常表面プラズモン共鳴バイ
オセンサー用の測定チップに使用されるものであればど
のようなものでもよく、一般的にはガラス、ポリエチレ
ンテレフタレート、ポリカーボネートなどのレーザー光
に対して透明な材料からなるものが使用でき、偏光に対
して異方性を示さず、かつ加工性の優れた材料が望まし
く、その厚さは 0.1〜20mm程度である。
【００１５】金属膜２としては、表面プラズモン共鳴が
生じ得るようなものであれば特に限定されない。この金
属膜２に使用することのできる金属の種類としては、
金、銀、銅、アルミニウム、白金等が挙げられ、それら
を単独で又は組み合わせて使用することができる。ま
た、上記透明基板１への付着性を考慮して、透明基板１
と金、銀等からなる層との間にクロム等からなる介在層
を設けてもよい。金属膜２の膜厚は、 100〜2000Åであ
るのが好ましく、特に 200〜600 Åであるのが好まし
い。3000Åを超えると、媒質の表面プラズモン現象を十
分検出することができない。また、クロム等からなる介
在層を設ける場合、その介在層の厚さは、５〜50Åであ
るのが好ましい。
生じ得るようなものであれば特に限定されない。この金
属膜２に使用することのできる金属の種類としては、
金、銀、銅、アルミニウム、白金等が挙げられ、それら
を単独で又は組み合わせて使用することができる。ま
た、上記透明基板１への付着性を考慮して、透明基板１
と金、銀等からなる層との間にクロム等からなる介在層
を設けてもよい。金属膜２の膜厚は、 100〜2000Åであ
るのが好ましく、特に 200〜600 Åであるのが好まし
い。3000Åを超えると、媒質の表面プラズモン現象を十
分検出することができない。また、クロム等からなる介
在層を設ける場合、その介在層の厚さは、５〜50Åであ
るのが好ましい。
【００１６】金属膜２の形成は常法によって行えばよ
く、例えば、スパッタ法、蒸着法、イオンプレーティン
グ法、電気めっき法、無電解めっき法等によって行うこ
とができる。これらの方法の中でもスパッタ法を用いる
のが好ましい。有機ケイ素膜３とは、Ｓｉ−Ｏ及びＳｉ
−Ｃ結合を分子内に含む高分子からなる膜をいう。該有
機ケイ素膜３は、例えば、シランカップリング剤を用い
て形成させることができる。シランカップリング剤と
は、その分子中にビニル基、エポキシ基、アミノ基、メ
ルカプト基のような有機材料と親和性のある有機官能基
と、メトキシ基、エトキシ基のような無機材料と親和性
のある加水分解基を有する有機ケイ素化合物のことをい
う。シランカップリング剤中の加水分解基は、金属膜２
中の金属原子と結合し、有機官能基はＨｂＡ1ｃ４と結
合する。これにより金属膜２、有機ケイ素膜３及びＨｂ
Ａ1ｃ４の三者は強固に固定化される。本発明に使用で
きるシランカップリング剤は、上記定義に該当するもの
であればいかなるものでもよく、３−アミノプロピルト
リエトキシシラン、３−アミノプロピルトリメトキシシ
ラン、３−アミノプロピルジエトキシメチルシラン、３
−（２−アミノエチルアミノプロピル）トリメトキシシ
ラン、３−（２−アミノエチルアミノプロピル）ジメト
キシメチルシラン、３−メルカプトプロピルトリメトキ
シシラン、ジメトキシ−３−メルカプトプロピルメチル
シランなどを単独又は組み合わせて使用することができ
る。
く、例えば、スパッタ法、蒸着法、イオンプレーティン
グ法、電気めっき法、無電解めっき法等によって行うこ
とができる。これらの方法の中でもスパッタ法を用いる
のが好ましい。有機ケイ素膜３とは、Ｓｉ−Ｏ及びＳｉ
−Ｃ結合を分子内に含む高分子からなる膜をいう。該有
機ケイ素膜３は、例えば、シランカップリング剤を用い
て形成させることができる。シランカップリング剤と
は、その分子中にビニル基、エポキシ基、アミノ基、メ
ルカプト基のような有機材料と親和性のある有機官能基
と、メトキシ基、エトキシ基のような無機材料と親和性
のある加水分解基を有する有機ケイ素化合物のことをい
う。シランカップリング剤中の加水分解基は、金属膜２
中の金属原子と結合し、有機官能基はＨｂＡ1ｃ４と結
合する。これにより金属膜２、有機ケイ素膜３及びＨｂ
Ａ1ｃ４の三者は強固に固定化される。本発明に使用で
きるシランカップリング剤は、上記定義に該当するもの
であればいかなるものでもよく、３−アミノプロピルト
リエトキシシラン、３−アミノプロピルトリメトキシシ
ラン、３−アミノプロピルジエトキシメチルシラン、３
−（２−アミノエチルアミノプロピル）トリメトキシシ
ラン、３−（２−アミノエチルアミノプロピル）ジメト
キシメチルシラン、３−メルカプトプロピルトリメトキ
シシラン、ジメトキシ−３−メルカプトプロピルメチル
シランなどを単独又は組み合わせて使用することができ
る。
【００１７】有機ケイ素膜３は、ケイ素原子が上下方向
に重ならない単分子層膜であることが好ましい。単分子
層膜にすることにより、ＨｂＡ1ｃと相互作用する測定
対象物と、入射した光が反射する面との距離を短くする
ことができ、良好な感度が得られるとともに、使用する
シランカップリング剤の量を必要最小限に抑え、コスト
の低減化を図ることができる。
に重ならない単分子層膜であることが好ましい。単分子
層膜にすることにより、ＨｂＡ1ｃと相互作用する測定
対象物と、入射した光が反射する面との距離を短くする
ことができ、良好な感度が得られるとともに、使用する
シランカップリング剤の量を必要最小限に抑え、コスト
の低減化を図ることができる。
【００１８】また、有機ケイ素膜３は、細密充填構造を
とるのが好ましい。細密充填構造とは、有機ケイ素膜３
を構成するＳｉ及びＯの網目構造中に他の分子が貫入す
る余地のないほど、網目構造が緻密であることをいう。
細密充填構造をとることにより、ＨｂＡ1ｃを高い密度
で均等に固定することができ、測定感度を向上させるこ
とができる。有機ケイ素膜３が細密充填構造をとるかど
うかは、以下の方法により確認することができる。
とるのが好ましい。細密充填構造とは、有機ケイ素膜３
を構成するＳｉ及びＯの網目構造中に他の分子が貫入す
る余地のないほど、網目構造が緻密であることをいう。
細密充填構造をとることにより、ＨｂＡ1ｃを高い密度
で均等に固定することができ、測定感度を向上させるこ
とができる。有機ケイ素膜３が細密充填構造をとるかど
うかは、以下の方法により確認することができる。
【００１９】プロピルエトキシシラン（シランカップリ
ング剤である３−アミノプロピルトリエトキシシランの
アミノ基を水素原子で置換した化合物）を用いて金属膜
２上に有機ケイ素膜３を形成させる。プロピルエトキシ
シランは、強い疎水性を有する化合物なので、有機ケイ
素膜２の表面の濡れ程度により、プロピルエトキシシラ
ンの密度（即ち、有機ケイ素膜３の細密充填の程度）を
知ることができる。即ち、シリンジにより蒸留水を滴下
した際に表面が一様に水滴を弾くのであれば有機ケイ素
膜３は細密充填構造をとっており、表面が部分的にしか
水を弾かないのであれば、細密充填構造をとっておら
ず、Ｓｉ及びＯの網目構造に空隙が存在することが推測
される。
ング剤である３−アミノプロピルトリエトキシシランの
アミノ基を水素原子で置換した化合物）を用いて金属膜
２上に有機ケイ素膜３を形成させる。プロピルエトキシ
シランは、強い疎水性を有する化合物なので、有機ケイ
素膜２の表面の濡れ程度により、プロピルエトキシシラ
ンの密度（即ち、有機ケイ素膜３の細密充填の程度）を
知ることができる。即ち、シリンジにより蒸留水を滴下
した際に表面が一様に水滴を弾くのであれば有機ケイ素
膜３は細密充填構造をとっており、表面が部分的にしか
水を弾かないのであれば、細密充填構造をとっておら
ず、Ｓｉ及びＯの網目構造に空隙が存在することが推測
される。
【００２０】有機ケイ素膜３は、例えば、シランカップ
リング剤を用いることにより形成させることができる。
具体的には、シランカップリング剤の飽和蒸気中に金属
膜２を一定時間暴露する方法（飽和蒸気法）、シランカ
ップリング剤を含む溶液中に金属膜２を一定時間浸漬す
る方法（浸漬法）、スピンコータを用いる方法（スピン
コーティング法）、グラビア印刷機を用いる方法（グラ
ビア法）などにより成膜することができる。本発明にお
いては、これらのいずれの方法を用いてもよいが、細密
充填構造をとる単分子層膜を形成させるためには、飽和
蒸気法を用いるのが好ましい。
リング剤を用いることにより形成させることができる。
具体的には、シランカップリング剤の飽和蒸気中に金属
膜２を一定時間暴露する方法（飽和蒸気法）、シランカ
ップリング剤を含む溶液中に金属膜２を一定時間浸漬す
る方法（浸漬法）、スピンコータを用いる方法（スピン
コーティング法）、グラビア印刷機を用いる方法（グラ
ビア法）などにより成膜することができる。本発明にお
いては、これらのいずれの方法を用いてもよいが、細密
充填構造をとる単分子層膜を形成させるためには、飽和
蒸気法を用いるのが好ましい。
【００２１】飽和蒸気法においては、暴露時の温度、湿
度なども単分子層構造及び細密充填構造の形成に影響を
与えるが、暴露時間が最も重要な要素である。暴露時間
が長すぎると単分子層構造が得られず、また、暴露時間
が短すぎると細密充填構造が得られない。暴露時間は、
通常、１〜600 分とするのが好ましく、15〜90分とする
のが更に好ましい。本発明における有機ケイ素膜３は、
以下のような利点を有する。
度なども単分子層構造及び細密充填構造の形成に影響を
与えるが、暴露時間が最も重要な要素である。暴露時間
が長すぎると単分子層構造が得られず、また、暴露時間
が短すぎると細密充填構造が得られない。暴露時間は、
通常、１〜600 分とするのが好ましく、15〜90分とする
のが更に好ましい。本発明における有機ケイ素膜３は、
以下のような利点を有する。
【００２２】 ＨｂＡ1ｃ４を金属膜２に極めて近い
位置に固定化することができるので、従来の測定チップ
を使用する場合よりも大幅に測定感度を向上させること
ができる。 成膜が容易であり、また、一度に大量の成膜処理が
できる。 シランカップリング剤の種類を変えることにより、
膜厚だけでなく、表面改質、官能基導入などの化学修飾
が可能となる。
位置に固定化することができるので、従来の測定チップ
を使用する場合よりも大幅に測定感度を向上させること
ができる。 成膜が容易であり、また、一度に大量の成膜処理が
できる。 シランカップリング剤の種類を変えることにより、
膜厚だけでなく、表面改質、官能基導入などの化学修飾
が可能となる。
【００２３】通常は図１に示されるように抗体のＦｃフ
ラグメントが有機ケイ素膜３の表面のみに固定化され、
抗体は単分子層状態に形成される。但し、抗体のＦａｂ
フラグメントが有機ケイ素膜３から離れる程、感度や反
応速度が低下するため、図２に示すようにＦａｂフラグ
メント（図２(a) ）又はＦ(ａｂ')2 フラグメント（図
２(b) ）を直接有機ケイ素膜３に固定化して、感度や反
応速度を向上させてもよい。
ラグメントが有機ケイ素膜３の表面のみに固定化され、
抗体は単分子層状態に形成される。但し、抗体のＦａｂ
フラグメントが有機ケイ素膜３から離れる程、感度や反
応速度が低下するため、図２に示すようにＦａｂフラグ
メント（図２(a) ）又はＦ(ａｂ')2 フラグメント（図
２(b) ）を直接有機ケイ素膜３に固定化して、感度や反
応速度を向上させてもよい。
【００２４】ＨｂＡ1ｃ４の厚さは、使用するＨｂＡ1ｃ
自体の大きさにもよるが、100 〜3000Åであるのが好ま
しく、特に100 〜1000Åであるのが好ましい。ＨｂＡ1
ｃの固定化方法は常法によって行えばよく、例えば、所
定量のＨｂＡ1ｃ４を有機ケイ素膜３に所定時間接触さ
せることにより固定化することができる。また、フロー
セル型の表面プラズモン共鳴バイオセンサーに有機ケイ
素膜３を形成させた透明基板１を設置して一定流量のＨ
ｂＡ1ｃ４を所定時間（所定量）流すことによっても固
定化できる。
自体の大きさにもよるが、100 〜3000Åであるのが好ま
しく、特に100 〜1000Åであるのが好ましい。ＨｂＡ1
ｃの固定化方法は常法によって行えばよく、例えば、所
定量のＨｂＡ1ｃ４を有機ケイ素膜３に所定時間接触さ
せることにより固定化することができる。また、フロー
セル型の表面プラズモン共鳴バイオセンサーに有機ケイ
素膜３を形成させた透明基板１を設置して一定流量のＨ
ｂＡ1ｃ４を所定時間（所定量）流すことによっても固
定化できる。
【００２５】ＨｂＡ1ｃのＦａｂフラグメントを直接有
機ケイ素膜３に固定化する場合には、パパインを用いて
ＨｂＡ1ｃを部分分解した後、同様の処理を行えばよ
い。一方、ＨｂＡ1ｃのＦ(ａｂ')2 フラグメントを直接
有機ケイ素膜３に固定化する場合には、ペプシンを用い
てＨｂＡ1ｃを部分分解した後、同様の処理を行えばよ
い。
機ケイ素膜３に固定化する場合には、パパインを用いて
ＨｂＡ1ｃを部分分解した後、同様の処理を行えばよ
い。一方、ＨｂＡ1ｃのＦ(ａｂ')2 フラグメントを直接
有機ケイ素膜３に固定化する場合には、ペプシンを用い
てＨｂＡ1ｃを部分分解した後、同様の処理を行えばよ
い。
【００２６】本発明の他の一例による測定チップの概略
断面図を図３に示す。本実施例による測定チップは、上
記測定チップとほぼ同様の構成を有するが、有機ケイ素
膜３の上にさらに水溶性二価性試薬により形成した膜
（これを「共有結合膜」という。）６が設けられてお
り、ＨｂＡ1ｃ４がこの共有結合膜６を介して有機ケイ
素膜３に固定されている。
断面図を図３に示す。本実施例による測定チップは、上
記測定チップとほぼ同様の構成を有するが、有機ケイ素
膜３の上にさらに水溶性二価性試薬により形成した膜
（これを「共有結合膜」という。）６が設けられてお
り、ＨｂＡ1ｃ４がこの共有結合膜６を介して有機ケイ
素膜３に固定されている。
【００２７】共有結合膜６を形成する水溶性二価性試薬
は、ＨｂＡ1ｃ４を共有結合的に強固に固定化できるも
のであれば、特に限定されない。そのような水溶性二価
性試薬としては、例えばグルタルアルデヒド、過ヨウ素
酸、Ｎ，Ｎ'−ｏ−フェニレンジマレイミド、Ｎ−スク
シニミジル−４−（Ｎ−マレイミドメチル）シクロヘキ
サン−１−カルボキシレート、Ｎ−スクシニミジルマレ
イミド酢酸、Ｎ−スクシニミジル−４−マレイミド酪
酸、Ｎ−スクシニミジル−６−マレイミドヘキサン酸、
Ｎ−スルホスクシニミジル−４−マレイミドメチルシク
ロヘキサン−１−カルボン酸、Ｎ−スルホスクシニミジ
ル−３−マレイミド安息香酸、Ｎ−（４−マレイミドブ
チリロキシ）スルホスクシンイミド・ナトリウム塩、Ｎ
−（６−マレイミドカプロイロキシ）スルホスクシンイ
ミド・ナトリウム塩、Ｎ−（８−マレイミドカプリロキ
シ）スルホスクシンイミド・ナトリウム塩、Ｎ−（11−
マレイミドウンデカノイロキシ）スルホスクシンイミド
・ナトリウム塩、Ｎ［２−（１−ピペラジニル）エチ
ル］マレイミド・二塩酸等が挙げられ、それぞれ単独で
又は組み合わせて使用することができる。これらの中で
も、汎用性が高く、取扱いの容易なグルタルアルデヒド
が好ましい。
は、ＨｂＡ1ｃ４を共有結合的に強固に固定化できるも
のであれば、特に限定されない。そのような水溶性二価
性試薬としては、例えばグルタルアルデヒド、過ヨウ素
酸、Ｎ，Ｎ'−ｏ−フェニレンジマレイミド、Ｎ−スク
シニミジル−４−（Ｎ−マレイミドメチル）シクロヘキ
サン−１−カルボキシレート、Ｎ−スクシニミジルマレ
イミド酢酸、Ｎ−スクシニミジル−４−マレイミド酪
酸、Ｎ−スクシニミジル−６−マレイミドヘキサン酸、
Ｎ−スルホスクシニミジル−４−マレイミドメチルシク
ロヘキサン−１−カルボン酸、Ｎ−スルホスクシニミジ
ル−３−マレイミド安息香酸、Ｎ−（４−マレイミドブ
チリロキシ）スルホスクシンイミド・ナトリウム塩、Ｎ
−（６−マレイミドカプロイロキシ）スルホスクシンイ
ミド・ナトリウム塩、Ｎ−（８−マレイミドカプリロキ
シ）スルホスクシンイミド・ナトリウム塩、Ｎ−（11−
マレイミドウンデカノイロキシ）スルホスクシンイミド
・ナトリウム塩、Ｎ［２−（１−ピペラジニル）エチ
ル］マレイミド・二塩酸等が挙げられ、それぞれ単独で
又は組み合わせて使用することができる。これらの中で
も、汎用性が高く、取扱いの容易なグルタルアルデヒド
が好ましい。
【００２８】このような共有結合膜６を設け、ＨｂＡ1
ｃ４を共有結合で強固に固定化することにより、当該測
定チップを洗浄してもＨｂＡ1ｃ４の固定化を維持でき
るため、繰り返し測定に使用することができるという利
点が得られる。共有結合膜６の厚さは、10〜100 Åであ
るのが好ましく、特に10〜20Åであるのが好ましい。共
有結合膜６は、水溶性二価性試薬を有機ケイ素膜３に接
触させることにより形成することができる。共有結合膜
６にＨｂＡ1ｃ４を固定化する方法は、ＨｂＡ1ｃ４を有
機ケイ素膜３に固定化する場合と同様にして行うことが
できる。本発明の測定チップは、例えば、図４に示され
るような表面プラズモン共鳴バイオセンサーに使用する
ことができる。
ｃ４を共有結合で強固に固定化することにより、当該測
定チップを洗浄してもＨｂＡ1ｃ４の固定化を維持でき
るため、繰り返し測定に使用することができるという利
点が得られる。共有結合膜６の厚さは、10〜100 Åであ
るのが好ましく、特に10〜20Åであるのが好ましい。共
有結合膜６は、水溶性二価性試薬を有機ケイ素膜３に接
触させることにより形成することができる。共有結合膜
６にＨｂＡ1ｃ４を固定化する方法は、ＨｂＡ1ｃ４を有
機ケイ素膜３に固定化する場合と同様にして行うことが
できる。本発明の測定チップは、例えば、図４に示され
るような表面プラズモン共鳴バイオセンサーに使用する
ことができる。
【００２９】この表面プラズモン共鳴バイオセンサー
は、カートリッジブロック７と、光源８と、検出器９と
を有し、カートリッジブロック７の上に本発明の測定チ
ップ10を設置して使用する。測定チップ10は、透明基板
が上になるように設置する。カートリッジブロック７の
上面には凹部が設けられており、この凹部と上記測定チ
ップ10とで測定セル71が構成される。測定セル71は、流
路72、73によりカートリッジブロック７の外部に連通し
ており、試料は流路72を通じて測定セル71中に流れ込
み、測定に供された後流路73を通じて外部に排出され
る。
は、カートリッジブロック７と、光源８と、検出器９と
を有し、カートリッジブロック７の上に本発明の測定チ
ップ10を設置して使用する。測定チップ10は、透明基板
が上になるように設置する。カートリッジブロック７の
上面には凹部が設けられており、この凹部と上記測定チ
ップ10とで測定セル71が構成される。測定セル71は、流
路72、73によりカートリッジブロック７の外部に連通し
ており、試料は流路72を通じて測定セル71中に流れ込
み、測定に供された後流路73を通じて外部に排出され
る。
【００３０】光源８からは、測定チップ10の透明基板に
向かって単色光が照射され（入射光80）、測定チップ10
の裏面に設けられた金属膜で反射したその反射光90が、
検出器９に入光する。検出器９では、反射光90の強度を
検出することができる。
向かって単色光が照射され（入射光80）、測定チップ10
の裏面に設けられた金属膜で反射したその反射光90が、
検出器９に入光する。検出器９では、反射光90の強度を
検出することができる。
【００３１】上記のような構造によって、ある入射角θ
に対して谷を形成する反射光強度曲線が得られる。反射
光強度曲線における谷は、表面プラズモン共鳴によるも
のである。即ち、光が測定チップ10の透明基板と外との
界面で全反射するときに、その界面にエバネッセント波
といわれる表面波が生じ、一方、金属膜にも表面プラズ
モンといわれる表面波が生じる。この２つの表面波の波
数が一致すると共鳴が起こり、光のエネルギーの一部が
表面プラズモンを励起するために使用され、反射光の強
度が低下する。ここで、表面プラズモンの波数は、金属
膜表面のごく近くにある媒質の屈折率の影響を受けるた
め、測定対象物質と生理活性物質との相互作用により媒
質の屈折率が変化すると、表面プラズモン共鳴が生じる
入射角θが変化する。従って、反射光強度曲線の谷のず
れによって、測定対象物質の濃度の変化を検知すること
ができる。入射角θの変化量は共鳴シグナルといわれ、
10-4°の変化を１RUとして表す。
に対して谷を形成する反射光強度曲線が得られる。反射
光強度曲線における谷は、表面プラズモン共鳴によるも
のである。即ち、光が測定チップ10の透明基板と外との
界面で全反射するときに、その界面にエバネッセント波
といわれる表面波が生じ、一方、金属膜にも表面プラズ
モンといわれる表面波が生じる。この２つの表面波の波
数が一致すると共鳴が起こり、光のエネルギーの一部が
表面プラズモンを励起するために使用され、反射光の強
度が低下する。ここで、表面プラズモンの波数は、金属
膜表面のごく近くにある媒質の屈折率の影響を受けるた
め、測定対象物質と生理活性物質との相互作用により媒
質の屈折率が変化すると、表面プラズモン共鳴が生じる
入射角θが変化する。従って、反射光強度曲線の谷のず
れによって、測定対象物質の濃度の変化を検知すること
ができる。入射角θの変化量は共鳴シグナルといわれ、
10-4°の変化を１RUとして表す。
【００３２】
【実施例】以下、実施例により本発明を更に具体的に説
明するが、本発明の範囲はこれらの実施例に限定される
ものではない。
明するが、本発明の範囲はこれらの実施例に限定される
ものではない。
【００３３】〔実施例１〕本実施例では、図１に示され
るような構成を有する測定チップを作製した。透明基板
としては、18mm×18mm、厚さ0.17mmのカバーグラス（松
浪硝子工業社製）を使用した。この透明基板上に、スパ
ッタリングによりクロムからなる層、次いで金からなる
層を形成した。スパッタリングは、クロムについては10
0 Ｗ，30秒間、金については100 Ｗ，150 秒間で行っ
た。得られたクロム層の厚さは32.2Åであり、金層の厚
さは474 Åであった。
るような構成を有する測定チップを作製した。透明基板
としては、18mm×18mm、厚さ0.17mmのカバーグラス（松
浪硝子工業社製）を使用した。この透明基板上に、スパ
ッタリングによりクロムからなる層、次いで金からなる
層を形成した。スパッタリングは、クロムについては10
0 Ｗ，30秒間、金については100 Ｗ，150 秒間で行っ
た。得られたクロム層の厚さは32.2Åであり、金層の厚
さは474 Åであった。
【００３４】上記の金属膜を有する透明基板を、シラン
カップリング剤の飽和蒸気中に暴露し、金属膜上に有機
ケイ素膜を形成させた。まず、φ200のガラスシャーレ
に原液のままのγ−アミノプロピルエトキシシラン（H2
N-(CH2)3Si(OEt)3、東芝シリコーン（株）TSL 8331 ）
を30ｍl 入れ、室温で24時間放置し、シャーレ内部をγ
−アミノプロピルエトキシシランの飽和蒸気で満たし
た。次に、上記で作製した透明基板を金属膜部分が露出
するようにアルミ製のマスク（支持具）に固定し、この
マスクをシャーレの開口部に載せ、60分間放置し、カバ
ーグラスの金属膜上に有機ケイ素膜を形成させ、測定チ
ップを作製した。
カップリング剤の飽和蒸気中に暴露し、金属膜上に有機
ケイ素膜を形成させた。まず、φ200のガラスシャーレ
に原液のままのγ−アミノプロピルエトキシシラン（H2
N-(CH2)3Si(OEt)3、東芝シリコーン（株）TSL 8331 ）
を30ｍl 入れ、室温で24時間放置し、シャーレ内部をγ
−アミノプロピルエトキシシランの飽和蒸気で満たし
た。次に、上記で作製した透明基板を金属膜部分が露出
するようにアルミ製のマスク（支持具）に固定し、この
マスクをシャーレの開口部に載せ、60分間放置し、カバ
ーグラスの金属膜上に有機ケイ素膜を形成させ、測定チ
ップを作製した。
【００３５】この測定チップを、市販の表面プラズモン
共鳴バイオセンサー（ファルマシアバイオセンサー社
製、BIAcore2000 ）のカートリッジブロック上に設置し
た。このセンサーは図４に示すような構造を有する。こ
のセンサーの測定セルに５％グルタルアルデヒドを流速
１μl/分で20分間流し込み、次いで、１mg/ml の抗ヒト
ヘモグロビンＡ1ｃ抗体を流速１μl/分で10時間流し込
み、有機ケイ素膜の表面に抗ヒトヘモグロビンＡ1ｃ抗
体を固定化した。その後固定化した抗体をブロッキング
するために常法に基づきＢＳＡを用いた。次いで固定さ
れていない余分な抗体を洗い流すために、0.1 Ｎの塩酸
５μl を流速５μl/min で測定セルに流し込んだ。
共鳴バイオセンサー（ファルマシアバイオセンサー社
製、BIAcore2000 ）のカートリッジブロック上に設置し
た。このセンサーは図４に示すような構造を有する。こ
のセンサーの測定セルに５％グルタルアルデヒドを流速
１μl/分で20分間流し込み、次いで、１mg/ml の抗ヒト
ヘモグロビンＡ1ｃ抗体を流速１μl/分で10時間流し込
み、有機ケイ素膜の表面に抗ヒトヘモグロビンＡ1ｃ抗
体を固定化した。その後固定化した抗体をブロッキング
するために常法に基づきＢＳＡを用いた。次いで固定さ
れていない余分な抗体を洗い流すために、0.1 Ｎの塩酸
５μl を流速５μl/min で測定セルに流し込んだ。
【００３６】抗体を固定化した測定チップを設置した測
定セルに、0.01、0.1、1、10、又は100ppm のヒトヘモ
グロビンＡ1ｃ（ＨｂＡ1ｃ）を各々流速５μl/分で10分
間流しながら光強度を測定し、共鳴シグナル（RU）を求
めた。この結果を図６に示す。図中、●は本発明による
チップでＨｂＡ1ｃを測定した場合（実施例１）であ
る。■は市販の測定チップでＨｂＡ1ｃを測定した場合
（比較例１）である。
定セルに、0.01、0.1、1、10、又は100ppm のヒトヘモ
グロビンＡ1ｃ（ＨｂＡ1ｃ）を各々流速５μl/分で10分
間流しながら光強度を測定し、共鳴シグナル（RU）を求
めた。この結果を図６に示す。図中、●は本発明による
チップでＨｂＡ1ｃを測定した場合（実施例１）であ
る。■は市販の測定チップでＨｂＡ1ｃを測定した場合
（比較例１）である。
【００３７】図６に示すように、試料濃度と共鳴シグナ
ルに正比例に類似した右肩上がりの関係がみられた。こ
れは、抗体の特異的反応に起因するものであるものと推
測される。これより、本実施例による測定チップを用い
れば、共鳴シグナルの値を測定することにより抗原を定
量することができる。
ルに正比例に類似した右肩上がりの関係がみられた。こ
れは、抗体の特異的反応に起因するものであるものと推
測される。これより、本実施例による測定チップを用い
れば、共鳴シグナルの値を測定することにより抗原を定
量することができる。
【００３８】（比較例１）実施例１で使用したバイオセ
ンサーに、該センサー用の市販の測定チップ（抗体未固
定）をカートリッジブロックに設置した。この測定チッ
プは、図５に示されるような構造を有する。この測定チ
ップが有する多孔性材料（カルボキシメチルデキストラ
ン）を活性化するために、１−エチル−２，３−ジメチ
ルアミノプロピルカルボジイミド（400 mM／H2O ）とＮ
−ヒドロキシスクシンイミド（100 mM／H2O ）との混合
物35μl を流速５μl/min で測定セルに流し込んだ。次
いで、50μg/mlの抗ヒトヘモグロビンＡ1ｃ抗体35μl
を流速５μl/min で測定セルに流し込み、カルボキシメ
チルデキストランに抗ヒトヘモグロビンＡ1ｃ抗体を固
定化した。その後、固定化した抗体をブロッキングする
ためにエタノールアミン35μl を流速５μl/min で測定
セルに流し込み、次いで固定化されていない余分な抗体
を洗い流すために、0.1 Ｎの塩酸５μl を流速５μl/mi
n で測定セルに流し込んだ。
ンサーに、該センサー用の市販の測定チップ（抗体未固
定）をカートリッジブロックに設置した。この測定チッ
プは、図５に示されるような構造を有する。この測定チ
ップが有する多孔性材料（カルボキシメチルデキストラ
ン）を活性化するために、１−エチル−２，３−ジメチ
ルアミノプロピルカルボジイミド（400 mM／H2O ）とＮ
−ヒドロキシスクシンイミド（100 mM／H2O ）との混合
物35μl を流速５μl/min で測定セルに流し込んだ。次
いで、50μg/mlの抗ヒトヘモグロビンＡ1ｃ抗体35μl
を流速５μl/min で測定セルに流し込み、カルボキシメ
チルデキストランに抗ヒトヘモグロビンＡ1ｃ抗体を固
定化した。その後、固定化した抗体をブロッキングする
ためにエタノールアミン35μl を流速５μl/min で測定
セルに流し込み、次いで固定化されていない余分な抗体
を洗い流すために、0.1 Ｎの塩酸５μl を流速５μl/mi
n で測定セルに流し込んだ。
【００３９】抗体を固定化した測定チップを設置した測
定セルに、実施例１と同様にしてＨｂＡ1ｃを流しなが
ら光強度を測定し、共鳴シグナル（RU）を求めた。この
結果を図６に示す。試料濃度と共鳴シグナルの間にほぼ
正比例の関係がみられた。これは、抗体の特異的反応に
起因するものであるものと推測される。
定セルに、実施例１と同様にしてＨｂＡ1ｃを流しなが
ら光強度を測定し、共鳴シグナル（RU）を求めた。この
結果を図６に示す。試料濃度と共鳴シグナルの間にほぼ
正比例の関係がみられた。これは、抗体の特異的反応に
起因するものであるものと推測される。
【００４０】図６において、比較例１の測定チップを使
用した場合と実施例１の測定チップを使用した場合の共
鳴シグナルを比較すると、実施例１の測定チップを使用
した場合には、比較例１の測定チップを使用した場合の
ほぼ２倍の共鳴シグナル（RU）が計測された。従って、
実施例１の測定チップを使用することにより、約２倍の
感度で抗原等の定量が可能である。
用した場合と実施例１の測定チップを使用した場合の共
鳴シグナルを比較すると、実施例１の測定チップを使用
した場合には、比較例１の測定チップを使用した場合の
ほぼ２倍の共鳴シグナル（RU）が計測された。従って、
実施例１の測定チップを使用することにより、約２倍の
感度で抗原等の定量が可能である。
【００４１】〔試験例１〕実施例１で作製した測定チッ
プ及び比較例で用いた測定チップに対して、入射角θに
対応する反射光の強度を測定した。この結果を図７に示
す。図中の───が実施例１で作製した測定チップの反
射光強度曲線であり、……が比較例１で用いた測定チッ
プの反射光強度曲線である。図７に示すように、どちら
の場合でも充分な程度の表面プラズモン共鳴が生じるこ
とがわかる。
プ及び比較例で用いた測定チップに対して、入射角θに
対応する反射光の強度を測定した。この結果を図７に示
す。図中の───が実施例１で作製した測定チップの反
射光強度曲線であり、……が比較例１で用いた測定チッ
プの反射光強度曲線である。図７に示すように、どちら
の場合でも充分な程度の表面プラズモン共鳴が生じるこ
とがわかる。
【００４２】
【発明の効果】本発明は、良好な感度で小型であり、全
血を遠心分離することなく、すなわち操作も簡単で精度
高く、糖尿病の指標物質であるヘモグロビンＡ1ｃ（Ｈ
ｂＡ1ｃ）をノンラベルで測定することができる。
血を遠心分離することなく、すなわち操作も簡単で精度
高く、糖尿病の指標物質であるヘモグロビンＡ1ｃ（Ｈ
ｂＡ1ｃ）をノンラベルで測定することができる。
【図１】本発明の一例による測定チップの概略断面図で
ある。
ある。
【図２】本発明の他のによる測定チップの概略断面図で
ある。(a) は抗体のＦａｂフラグメントを固定化した
例、(b) は抗体のＦ(ａｂ')2 フラグメントを固定化し
た例を示す図である。
ある。(a) は抗体のＦａｂフラグメントを固定化した
例、(b) は抗体のＦ(ａｂ')2 フラグメントを固定化し
た例を示す図である。
【図３】本発明の別の例による測定チップの概略断面図
である。
である。
【図４】本発明の測定チップに使用する表面プラズモン
共鳴バイオセンサーの概念図である。
共鳴バイオセンサーの概念図である。
【図５】比較例１で使用した測定チップの概略断面図で
ある。
ある。
【図６】実施例１及び比較例１で得られた、ＨｂＡ1ｃ
濃度と共鳴シグナルとの関係を示すグラフである。
濃度と共鳴シグナルとの関係を示すグラフである。
【図７】測定チップの反射光強度曲線を示すグラフであ
る。
る。
１，１'…透明基板 ２…金属膜 ２'…金属膜 ３…有機ケイ素膜 ４…ヘモグロビンＡ1抗体 ６…共有結合膜 ７…カートリッジブロック 71…測定セル 72，73…流路 ８…光源 80…入射光 ９…検出器 90…反射光 10…測定チップ
Claims (13)
- 【請求項１】 透明基板、該透明基板上に配置される金
属膜、該金属膜上に配置される有機ケイ素膜、及び該有
機ケイ素膜上に配置されるヘモグロビンＡ1抗体を備え
ていることを特徴とする表面プラズモン共鳴バイオセン
サー用測定チップ。 - 【請求項２】 前記有機ケイ素膜がシランカップリング
剤により形成された膜であることを特徴とする、請求項
１記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定チッ
プ。 - 【請求項３】 前記シランカップリング剤が３−アミノ
プロピルトリエトキシシラン、３−アミノプロピルトリ
メトキシシラン、３−アミノプロピルジエトキシメチル
シラン、３−（２−アミノエチルアミノプロピル）トリ
メトキシシラン、３−（２−アミノエチルアミノプロピ
ル）ジメトキシメチルシラン、３−メルカプトプロピル
トリメトキシシラン及びジメトキシ−３−メルカプトプ
ロピルメチルシランからなる群から選ばれた少なくとも
１種であることを特徴とする、請求項２記載の表面プラ
ズモン共鳴バイオセンサー用測定チップ。 - 【請求項４】 前記有機ケイ素膜と前記ヘモグロビンＡ
1抗体との間に、さらに水溶性二価性試薬により形成し
た層が設けられていることを特徴とする、請求項１記載
の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定チップ。 - 【請求項５】 前記水溶性二価性試薬が、グルタルアル
デヒド、過ヨウ素酸、Ｎ，Ｎ'−ｏ−フェニレンジマレ
イミド、Ｎ−スクシニミジル−４−（Ｎ−マレイミドメ
チル）シクロヘキサン−１−カルボキシレート、Ｎ−ス
クシニミジルマレイミド酢酸、Ｎ−スクシニミジル−４
−マレイミド酪酸、Ｎ−スクシニミジル−６−マレイミ
ドヘキサン酸、Ｎ−スルホスクシニミジル−４−マレイ
ミドメチルシクロヘキサン−１−カルボン酸、Ｎ−スル
ホスクシニミジル−３−マレイミド安息香酸、Ｎ−（４
−マレイミドブチリロキシ）スルホスクシンイミド・ナ
トリウム塩、Ｎ−（６−マレイミドカプロイロキシ）ス
ルホスクシンイミド・ナトリウム塩、Ｎ−（８−マレイ
ミドカプリロキシ）スルホスクシンイミド・ナトリウム
塩、Ｎ−（11−マレイミドウンデカノイロキシ）スルホ
スクシンイミド・ナトリウム塩及びＮ［２−（１−ピペ
ラジニル）エチル］マレイミド・二塩酸からなる群から
選ばれた少なくとも１種であることを特徴とする、請求
項４記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定チ
ップ。 - 【請求項６】 透明基板上に金属膜を配置した後、該金
属膜の上に有機ケイ素膜を配置し、次いで該有機ケイ素
膜上にヘモグロビンＡ1抗体を配置することを特徴とす
る、表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定チップの
製造方法。 - 【請求項７】 請求項６に記載のヘモグロビンＡ1抗体
がヘモグロビンＡ1ｃ抗体であることを特徴とする表面
プラズモン共鳴バイオセンサー用測定チップの製造方
法。 - 【請求項８】 前記有機ケイ素膜をシランカップリング
剤を用いて形成させることを特徴とする、請求項６記載
の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定チップの製
造方法。 - 【請求項９】 シランカップリング剤が、３−アミノプ
ロピルトリエトキシシラン、３−アミノプロピルトリメ
トキシシラン、３−アミノプロピルジエトキシメチルシ
ラン、３−（２−アミノエチルアミノプロピル）トリメ
トキシシラン、３−（２−アミノエチルアミノプロピ
ル）ジメトキシメチルシラン、３−メルカプトプロピル
トリメトキシシラン及びジメトキシ−３−メルカプトプ
ロピルメチルシランからなる群から選ばれた少なくとも
１種であることを特徴とする、請求項７記載の表面プラ
ズモン共鳴バイオセンサー用測定チップの製造方法。 - 【請求項１０】 請求項１に記載の測定用チップを用い
てヘモグロビンＡ1抗体を測定する方法。 - 【請求項１１】 請求項１０に記載のヘモグロビンＡ1
抗体がヘモグロビンＡ1ｃ抗体であることを特徴とする
測定方法。 - 【請求項１２】 全血を直接溶血してそのまま表面プラ
ズモン共鳴バイオセンサー用測定チップに投与すること
を特徴とする請求項１０に記載のヘモグロビンＡ1抗体
を測定する方法。 - 【請求項１３】 請求項１又は４に記載のヘモグロビン
Ａ1 抗体がヘモグロビンＡ1ｃ抗体であることを特徴と
する表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定チップ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9157226A JPH112632A (ja) | 1997-06-13 | 1997-06-13 | ヘモグロビンａ１抗体を測定する方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9157226A JPH112632A (ja) | 1997-06-13 | 1997-06-13 | ヘモグロビンａ１抗体を測定する方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH112632A true JPH112632A (ja) | 1999-01-06 |
Family
ID=15644991
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9157226A Pending JPH112632A (ja) | 1997-06-13 | 1997-06-13 | ヘモグロビンａ１抗体を測定する方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH112632A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN115753683A (zh) * | 2022-11-17 | 2023-03-07 | 南京邮电大学 | D型双芯pcf-spr折射率传感器及检测系统 |
-
1997
- 1997-06-13 JP JP9157226A patent/JPH112632A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN115753683A (zh) * | 2022-11-17 | 2023-03-07 | 南京邮电大学 | D型双芯pcf-spr折射率传感器及检测系统 |
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