JP2003529773A - 電極配置を用いた巨大分子生体高分子の検出方法 - Google Patents
電極配置を用いた巨大分子生体高分子の検出方法Info
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Abstract
Description
0は、金からなる2つの電極201,202を備えており、これらの電極は、絶
縁材料からなる絶縁層203に埋設されている。電極201,202には、電極
201,202に印加された電位を供給することが可能な電極端子204,20
5が接続されている。電極201,202は、プレーナ型電極として配置されて
いる。各電極201,202上には、DNAプローブ分子206が固着されてい
る(図2a参照)。固着は、いわゆる金−硫黄−結合によって行われる。電極2
01,202上には、調査するべき分析質、例えば、電解液207が塗布される
。
208の配列が含まれている場合、これらDNA鎖208は、DNAプローブ分
子206とハイブリダイズする(図2b参照)。
各DNAプローブ分子206の配列と対応するDNA鎖208の配列とが相互に
相補的である場合にのみ起こる。そうでない場合、ハイブリダイズは起こらない
。それゆえ、事前に決定された配列のDNAプローブ分子は、特定のDNA鎖、
つまり相補的な配列を有するDNA鎖のみと結合、つまりハイブリダイズするこ
とができる。
との間のインピーダンスの値が変化する。この変化したインピーダンスは、約5
0mVの振幅を有する交流電圧を電極端子204,205に印加し、そしてその
結果として生じる電流を、接続されている測定装置(図示せず)を用いて測定す
ることにより決定される。
ャパシタンス成分が減少する。この原因は、DNAプローブ分子206と、妥当
な場合にDNAプローブ分子206とハイブリダイズするDNA鎖208とが、
共に非導電性であり、それゆえ、各電極201,202は、明らかにある程度電
気的に遮蔽されているからである。
を並列接続することが[4]からも知られている。これらは、相互にはっきりと
噛み合って配置されており、その結果、いわゆるインターデジタル電極300と
なる。電極の寸法および電極の間の距離は、おおよそ検出されるべき分子程度の
長さ、つまり、DNA鎖208またはそれ以下の、例えば200nmまたはそれ
以下の範囲となる。
更なる手法が、[2]によって知られている。この手法では、所望の配列を有する
DNA鎖がマーキングされ、マーキングされた分子の反射特質に基づいてその存
在が決定される。反射率に基づいて、つまり、特に、検出され、反射光ビームの
照射に基づいて、事前に決定された対応する配列を有する実証されるべきDNA
鎖が、電解質に含有されているかいないかが決定される。
鎖の反射率に関する正確な知識を必要とし、更に、この手法を始める前にDNA
鎖をマーキングする必要があるためである。
ムを検出するための検出手段の極めて正確な調整が不可欠である。
めて受けやすい。このことから、測定結果は、大変容易に質の低いものとなる。
するために、固着された低分子量の分子、特に高特異性および高親和性を有する
リガンドを使用することが、アフィニティークロマトグラフィー([3])から
知られている。
パシタンス、もしくは、二つの電極のインピーダンスである。
ューム(Volumen)において二つの電極の間に、できる限り多数のフィールドラ
イン(Feldlinien)を配置することが望ましい。上記ボリュームでは、事前に決
定された配列を有するDNA鎖とDNAプローブ分子とのハイブリダイズ、一般
には、固着されたDNAプローブ分子への巨大分子生体高分子の結合が起こる。
ブ分子が、検出すべきDNA鎖とハイブリダイズしている場合と、DNAプロー
ブ分子のみが存在している場合とにおける、その変化によって検出される。
大まかな測定信号を用いて達成される。つまり、電極上に、1つのホールディン
グ分子ももたらされていない、あるいは、ホールディング分子のみもたらされて
いる状態と、実証されるべき巨大分子生体高分子との結合が、少なくとも部分的
に起こっている状態との間のインピーダンス信号のより大きな変化を用いて達成
される。
第1電極は、第1タイプの巨大分子生体高分子と結合することができる第1分子
が、物理的に(つまり、吸着によって)または化学的に(つまり、共有結合を介
して)備えられている。第2電極は、第2タイプの巨大分子生体高分子と結合す
ることができる第2分子が、物理的または化学的に備えられている。
れた配列のDNA鎖とも解釈する。
分子と第2分子とは、リガンド、例えば、検出されるべき蛋白質またはペプチド
を、対応するリガンドが配置されている各電極に、結合することが可能な結合作
用を有する作用物質である。
抗体または蛋白質またはペプチドと特異的に結合する能力を有するなんらかの分
子を含む。
解釈する。
タル電極配置も可能である。
中心を同じくして相互の周りにそれぞれ配置されており、例えば、適切な誘電体
を用いて電気的に相互から絶縁されているシリンダー型の要素として電極を構成
することが可能である。その結果、電極の間に電場が形成される。
子生体高分子として使用される場合、電極配置によって、事前に決定された第1
配列のDNA鎖は、第1電極上の第1分子として、第1配列に対して相補的な配
列を有するDNAプローブ分子とハイブリダイズすることが可能である。第2電
極上の第2分子を用いて、事前に決定された第2配列のDNA鎖を検出するため
に、DNAプローブ分子が、DNA鎖の第2配列に対して相補的な配列を示す第
2分子として使用される。
気的な測定の間に、第1分子または/および第2分子は、電極上に既に配置され
ていることも、またそうでないことも可能である。
1タイプの巨大分子生体高分子が存在する場合、これらは第1分子に結合される
ことが可能であり、媒体に第2タイプの巨大分子生体高分子が存在する場合、こ
れらは第2分子に結合されることが可能であるように行われる。
合し、第2タイプの巨大分子生体高分子は、第2電極の第2分子にのみ結合する
。
子に結合することができた後、結合されていない第1分子または第2分子が、そ
れらが存在する各電極上から除去される。
択的に分解する酵素を用いて、酵素的に行われる。この際、1本鎖DNAを分解
する酵素の選択性を考慮に入れることができる。ハイブリダイズされていないD
NA1本鎖を分解するために選択された酵素が、この選択性を備えていない場合
、検出されるべき、ハイブリダイズされた2本鎖DNAも、望ましくなく共に分
解されてしまう。
去するために、DNAヌクレアーゼ、例えば、マグビーンヌクレアーゼ、ヌクレ
アーゼP1またはヌクレアーゼS1を使用することができる。5'→3'または3
'→5'エキソヌクレアーゼ活性に基づき、1本鎖DNAを分解することが可能な
DNAポリメラーゼの使用を、同様に利用することができる。
い場合、酵素的にも除去される。
合を介して、共有結合的に電極と結合している。
キシルエステル加水分解酵素(エステラーゼ)が使用される。この酵素は、電極
とペプチドまたは蛋白質によって結合されていない各リガンド分子との間のエス
テル結合を加水分解する。これに対して、電極とそのペプチドまたは蛋白質との
結合相互作用が行われた分子との間のエステル結合は、無傷のまま残る。その根
拠は、結合されたペプチドまたは蛋白質の分子量によって生じる、減少されたス
テアリン酸の接触性のためである。
な測定が電極において行われる。
に比較される。そして、キャパシタンス値がある程度異なっており、測定された
値の差が事前に設定された閾値よりも大きい場合、巨大分子生体高分子は、プロ
ーブ分子と、もしくは、一般に第1または第2分子と結合していると考えられる
。このことから、電極における電気的信号の変化が生じる。
よりも大きい場合、結果として、対応する第1分子もしくは第2分子と特異的に
結合する巨大分子生体高分子が結合されており、従って、対応する巨大分子生体
高分子は媒体に含有されていたということが明らかにされる。
を測定することによって行われる。
ピーダンスの測定が行われ、その範囲内では、電極の間のキャパシタンスも、電
気抵抗も測定される。
分子または第2分子を、各電極から除去することにより、巨大分子生体高分子の
結合の際の第1の電気的な測定と第2の電気的な測定との間において測定された
電気的信号値の差は、測定結果の質を低下させる結合されていない分子が、もは
や測定結果を妨害する影響がないことによって更に拡大される。
して、本発明の実施形態による方法を説明する。図2a−bは、2つのプレーナ
型電極の略図を示し、これらによって電解液中の検出されるべきDNA鎖の存在
(図2a)もしくはその不在(図2b)を実証することができる。図3は、従来
技術によるインターデジタル電極を示す。図4は、第2実施形態の範囲で使用さ
れる電極配置の略図を示す。図5は、本発明の実施形態によるバイオセンサーを
示す。図6は、インターデジタル電極配置として配置されている2つの電極を有
するバイオセンサーの断面図を示す。図7a−dは、本発明の実施形態に基づく
バイオセンサーの製造方法における4つの方法状態のインターデジタル電極の断
面図を示す。図8a−cは、本発明の更なる実施形態に基づくバイオセンサーの
電極の製造方法の個々の方法工程の間のバイオセンサーの断面図を示す。図9a
−cは、本発明の更なる実施形態に基づくバイオセンサーの電極の製造方法の個
々の方法工程の間のバイオセンサーの断面図を示す。図10a−cは、本発明の
更なる実施形態に基づく製造方法の間の様々な時点でのバイオセンサーの各断面
図を示す。図11は、シリンダー型の電極を有する本発明の実施形態に基づくバ
イオセンサーアレイの平面図を示す。図12は、直方体形の電極を有する本発明
の実施形態に基づくバイオセンサーアレイの平面図を示す。図13は、本発明の
更なる実施形態に基づくバイオセンサーの断面図を示す。図14は、本発明の更
なる実施形態に基づくバイオセンサーの断面図を示す。図15a−gは、本発明
の更なる実施形態に基づく製造方法の個々の方法工程の間のバイオセンサーの断
面図を示す。
第2電極102とを有する電極配置100を示す。
02には、第2電気的端子105が備えられている。
る。これらは、プローブ分子をその上に固着するのに適している材料によって被
膜されている。
ン (3-N,N-bis(2-hydroxyethyl)aminopropyltriethoxysilan) のような周知のアルコキシシラン誘導体、または、その一末端によって、酸化シ
リコンの表面に共有結合を行うことができ、その他方の末端によって、固着され
るべきプローブ分子との反応のための、エポキシラジカル、アセトキシラジカル
、アミンラジカルまたはヒドロキシラジカルのような化学的反応基を提供するこ
とができる類似種の物質を使用することが可能である。
有結合リンカーの一種として選択された材料によって、電極の被膜の表面上に固
着される。
7がもたらされている。
列を有する第1DNAプローブ分子106がもたらされている。 第2電極102上には、事前に決定された第2DNA配列に対して相補的な配
列を有する第2DNAプローブ分子107がもたらされている。
ミジン塩基であるアデニン(A)、グアニン(G)、チミン(T)、またはシト
シン(C)と、通常の方法、つまり、AとTとの間もしくはCとGとの間の水素
結合を介した塩基対によってハイブリダイズすることができる。
7によって接触される電解液108を示す。
決定された第1配列を有するDNA鎖109が、電解液108に含まれている場
合の電極配置100を示す。
電極101上に適用されている第1DNAプローブ分子106とハイブリダイズ
する。
で、第1DNAプローブ分子に対して相補的なDNA鎖は、第2DNAプローブ
分子107とはハイブリダイズしない。
01上に、ハイブリダイズされた分子、つまり、2本鎖DNA分子がもたらされ
ている。第1電極上には、第2DNAプローブ分子107のみが、引き続き1本
鎖分子として存在している。
NAヌクレアーゼを用いて、第2電極102の1本鎖DNAプローブ分子107
の加水分解が行われる。
。ハイブリダイズされていないDNA1本鎖を分解するために選択された酵素が
、この選択度を備えていない場合、検出されるべき、ハイブリダイズされた2本
鎖DNAも望ましくなく共に分解されてしまうかもしれず、このことは、測定結
果の精度低下に繋がることになるだろう。
分子107を除去した後、第1DNAプローブ分子106の第1配列に対して相
補的な配列を有する、ハイブリダイズされたDNA鎖の2本鎖分子のみが存在す
る(図1c参照)。
下の物質の1つを添加することができる: ・マグビーンヌクレアーゼ、 ・ヌクレアーゼ P1、または ・ヌクレアーゼ S1 5'→3'エキソヌクレアーゼ作用、または3'→5'エキソヌクレアーゼ活性に
基づき、1本鎖DNAを分解することが可能であるDNAポリメラーゼは、この
目的のために、同様に利用することができる。
るDNA鎖を含むプローブ分子が、電解液に加えられると、第2DNAプローブ
分子107に対して相補的な配列の、加えられたDNA鎖は、第2DNAプロー
ブ分子107とハイブリダイズする。また、第1DNAプローブ分子106は、
1本鎖プローブ分子として第1電極上に残る。
化学方法を用いて除去される。
施形態に基づき、電極101,102の間のキャパシタンス測定が図1aに示す
状態、つまり、ハイブリダイズされていない状態において行われる。
リー(図示せず)に蓄積される。
除去された後に行われる。
シタンス測定によって、基準キャパシタンス値と比較されるキャパシタンス値が
測定される。
場合、電解液108に、第1DNAプローブ分子もしくは第2DNAプローブ分
子とハイブリダイズしているDNA鎖が含有されていたことを意味する。
る。
除去するために使用する物質次第で、ハイブリダイズされたDNA鎖109の1
本鎖部分は、含有されたまま残る、あるいは、除去されることが可能である。
ス測定が行われるセンサー構造400を示す。
補的なDNA鎖が、第1DNAプローブ分子107と既にハイブリダイズしてお
り、ハイブリダイズしていない第2DNAプローブ分子107が、第2電極10
2から除去された後の状態を示す。
ている。これらは、DNAプローブ分子106,107が、これら基準電極40
1,402に付着しないように設置されている。
ることによって、保証される。
、あらかじめ基準電極上には付与しないことによって、DNAプローブ分子の基
準電極上への望ましくない付着を阻止することができる。従って、普段は、DN
Aプローブ分子と共有結合を行い、それゆえ、これら分子がそこに固着されるで
あろう化学的反応基が、基準電極上には生じない。
れる。このことから、負に帯電されたDNAプローブ分子106,107は、基
準電極401,402に付着しないことが確実とされる。
いる。
、つまり、例えば、電極101,102上に、プローブ分子106,107がな
い、または、ハイブリダイズされていないDNAプローブ分子106,107が
ある状態で行われる。
NAプローブ分子106,107が、事前に決定された、各DNAプローブ分子
106,107に対して相補的な配列のDNA鎖とハイブリダイズした後、第2
のインピーダンス測定が周知の方法によって行われ、変化されていることもある
インピーダンスの値に基づいて、プローブ分子106,107と、それぞれ相補
的な配列を有するDNA鎖109とのハイブリダイズが生じているかいないかが
測定される。
されたプレート型電極配置に制限されない。
、または、異なる配列を有する、異なるDNAプローブ分子がもたらされている
、任意な数の異なる電極に行うことも可能である。このことから、異なる配列を
有する多数の異なるDNA鎖を、アレイ状に検出することが可能である。
的に湾曲していないフィールドラインを、第1固定領域と第2固定領域の間に構
成することができるように、第1電極および第2電極が相対的に向かい合って配
置されている電極配置においても使用されることができる。
ており、第1電極501と第2電極502とは、相互に電気的に絶縁されるよう
に絶縁層503上に配置されている。
、第2電気的端子505と連結している。
1電極面506と第2電極502の第1電極面507とは、ほぼ平行に相互に向
かい合うようにして設置されている。
508に対して垂直な、第1電極501の第1電極面506、もしくは、第2電
極502の第1電極面507を構成する側壁506,507を備えていることに
よって達成される。
行に設置された電極面506,507によって、表面506,507の間でほぼ
湾曲していないフィールドライン509を有するフィールドライン経路が生成さ
れる。
上部表面および電極501,502の間の縁領域513を構成する、第1電極5
01の第2電極面511と第2電極面502の第2電極面512との間にのみ生
じている。
ための固定領域として、バイオセンサー500を用いて検出することができる巨
大分子生体高分子を結合することができる。
合を構成するための硫黄は、硫化物、またはチオールの形状で存在する。
機能性は、燐アミド化学を用いて、自動化されたDNA合成方法の間に、固着さ
れるべきDNA鎖の3'末端または5'末端において形成される調製ヌクレオチド
の部分である。従って、DNAプローブ分子は、その3'末端またはその5'末端
に固着される。
カーまたはアルキレンリンカーの一末端によって構成され、その他方の末端は、
リガンドの共有結合のために適切な化学的官能基、例えば、ヒドロキシラジカル
、アセトキシラジカル、または、スクシニミドエステルラジカルを備えている。
査するべき溶液によって被覆されている。
前に決定された配列を有し、電極上に固着されたDNAプローブ分子をハイブリ
ダイズすることができる検出されるべきDNA鎖が含まれている場合、DNA鎖
は、DNAプローブ分子とハイブリダイズする。
列を有するDNA鎖が含有されていない場合、調査されるべき溶液514に属す
るDNA鎖は、電極501,502上のDNAプローブ分子とハイブリダイズで
きない。
サー600を示す。
ー500の場合と同様に、絶縁層503上に付与された2つの電極501,50
2が備えられている。
されたバイオセンサー600に基づく2つの電極は、多数の、それぞれ交互に配
置され、並列接続された電極として、周知のインターデジタル電極回路の形状で
配置されている。
れた概略の電気的等価回路図を示す。
07の間に、図7に示されたように、基本的には湾曲していないフィールドライ
ンが、絶縁層503の表面508に対して生じるので、湾曲しているフィールド
ライン510によって生成される、第2キャパシタンス604と第2アドミタン
ス605に比較して、湾曲していないフィールドラインによって生成される第1
キャパシタンス602と第1アドミタンス603の割合は大きい。
アドミタンス603および第2アドミタンス605の合計から生じる全アドミタ
ンスにおける、第1キャパシタンス602と第1アドミタンス603との極めて
大きな割合は、バイオセンサー600の状態が変化する際、つまり、調査される
べき溶液514のDNA鎖が、電極面506,507上の固定領域に固着された
DNAプローブ分子601とハイブリダイズする際に、バイオセンサー600の
感度が、著しく高められるということに繋がる。
活性領域が同じ寸法の場合、つまり、電極面上の固定領域の同じ面では、検出さ
れるべきDNA鎖が調査されるべき溶液514に含まれている場合、プレーナ型
電極配置の場合よりも、電極501,502の間における、供給された電場のフ
ィールドラインの極めて大きな成分が、ハイブリダイズが生じているボリューム
に含まれていることが明らかである。
スは、プレーナ型電極配置の場合の一チップ面毎のキャパシタンスよりも、明ら
かに大きいことを意味している。
能性のいくつかを詳述する。
極の第1形成方法) 図7aは、周知のCMOSプロセスのために製造されるような、シリコン基板
700を示す。
シリコン基板700上に、不動態化層としても機能する絶縁層701が、十分な
厚さ、本実施形態では、500nmの厚さに、CVD法を用いて付与される。
することも可能である。
トリソグラフィーを用いて、絶縁層701上に規定される。
て、絶縁層701に、段702が本実施形態では最低限約100nmの高さ70
3に生成、つまり、エッチングされる。
スのために十分大きくなければならない。
使用することも可能である。
十分に鋭い角705を構成することに注意しなければならない。絶縁層701の
表面に対してしかるべき段横側の角度706は、本実施形態では少なくとも50
°に達するべきである。
照)が段状の絶縁層701に塗布される。
たはモリブデンであることも可能である。
07は、段702の角705に、段が移行する表面の更なる方法工程において、
各1つの割れ目708を、全面的に付着された金の層707にエッチングするこ
とができるように多孔性に成長することが保証される。
れる。
する。
果、金の層707は多孔性の円柱に成長することだけが保証される。
、割れ目が構成される(図7c参照)。
gのスーパーストリップ100TM(Super Strip 100TM Firma Lea Ronal GmbH,
Deutschlandの商標名)と20gのKCNを含有するエッチング溶液が使用され
る。
間、異方性エッチングが達成され、その結果、金の表面侵食は、約1:3の比に
行われる。
に応じて構成される。
電極710,711の間の間隔709を決定することを意味している。
09が達成された後、ウエットエッチングは終了する(図7d参照)。
、絶縁層701の表面に対して垂直な方向へよりも、はるかにより速くエッチン
グされる。
な他の貴金属を使用することも可能である。なぜなら、これら材料は、固着され
たDNAプローブ分子を固定するため、または、一般にプローブ分子を固定する
ために、同様に固定領域を備えること、もしくは、適切な材料によって被覆され
ることができ、蒸着の際に円柱状の成長を示すからである。
されなければならない場合、このことは、同様に自己配列的に、金の電極710
,711をエッチングマスクとして使用することによって行われる。
705を超える金の層707の自己配列された開口部によって、電極710,7
11の間の間隔は、製造プロセスの最小限の解決に拘束されず、つまり、電極7
10、711の間の間隔709は、大変狭いまま保持されるという利点がある。
サー600が、この製造によって得られる。
2製造方法) 図8aから図8cに示す製造方法の場合、基板801、例えばシリコン基板ウ
エハー(図8a参照)から始まり、その上にメタライゼーション802が電気的
端子として既に備えられている。このとき、基板801上には、窒化シリコンS
i3N4からなるエッチストップ層803が既に付与されている。
て付与される。
層803上に付与するために使用することも可能である。
でいる。
05が、CVD方法(あるいは、蒸着方法またはスパッタ方法)を用いて付与さ
れる。
ジスト構造、例えば、直方体形の構造が構成され、これは、構成するべき電極の
形状のレジスト構造に相当している。
場合、フォトリソグラフィーを用いて、レジスト構造が生成される。このレジス
ト構造の形状は、バイオセンサーアレイを構成する、構成されるべき電極に相当
している。
れるべきセンサー電極の寸法に相当していることを具体的に意味している。
極の高さにほぼ相当している。
、「現像」されていない、つまり、感光されていない領域のレジスト層が、例え
ば、灰化によって、あるいは、湿式化学によって除去される。
エットエッチング方法を用いて除去される。
08,809を、電極材料によって、本実施形態では金によって、被覆するよう
に、電極層として更なる金属層807が、余剰補助層805上に一貫して付与さ
れる(図8b参照)。
て行うことが可能である。
金属層804,807の集中的なオーバーエッチングによって、電極810の望
ましい構造が構成される。
において、エッチングによって取り除かれていないスペーサー811,812、
ならびに、残っている補助層805の下に直接配置されており、エッチング工程
を経てもエッチングによって取り除かれていない第1金属層804の部分を備え
ている。
結している。
えばプラズマによって、または、湿式化学的に、エッチストップ層803に対す
る選択度が与えられている方法を用いて除去することが可能である。
チストップ層803が窒化シリコンである場合に、保証されている。
11,812とエッチストップ層803の表面814との間の角度813によっ
て表され、従って、残っている補助層805の側面の傾斜、つまり、特に、構造
化されたレジスト層806のレジスト側面815,186の傾斜によって決定さ
れる。
第3製造方法) 図9aから図9cでは、ほぼ垂直な壁を有する電極を製造するための更なる可
能性を示す。
ら始まり、その上にメタライゼーション902が、バイオセンサーの構成するべ
き電気的端子のために既に備えられている。
る。この際、金属層903は、電極のために使用されるべき材料であり、本実施
形態では金である。
を用いて、またはCVD方法を用いて、基板901上に付与することも可能であ
る。
ィー技術を用いて現像し、現像された領域を除去した後、構成されるべき電極、
または、一般に、構成されるべきバイオセンサーアレイの横からの寸法に相当す
るレジスト構造が生じるように構造化される。
。
ガスとして、例えば、アルゴンを用いる不活性ガスプラズマによる構造化の際に
、材料の侵食が、本実施形態では物理的スパッタ侵食によって行われる。
、906上に再析出プロセスにより層903からスパッタされる。このレジスト
要素は、現像されたレジスト構造を灰化した後も除去されず、もはや更なるスパ
ッタの影響にさらされることはない。
を防ぐ。
らなる電極材料の側面層907,908が構成される。
ており、除去されていない金属層903の部分909およびメタライゼーション
903と更に電気的に連結されている(図9b参照)。
908および余剰金属層909によって構成されたボリュームで見出されるフォ
トレジストが、灰化によって、または、湿式化学によって除去される。
らびに電極構造の底を構成し、メタライゼーション903と電気的に連結されて
いる除去されていない部分909から構成される。
傾斜は、本方法では、レジスト側面905,906の傾斜によって決定される。
を有する本発明の更なる実施形態を示す。
ダー型の電極を有するバイオセンサー1000の製造のために、金属層1002
が、望ましい電極材料、例示の実施形態によれば金の電極層として蒸着方法によ
り付与される。
マスクを用いて、感光されていない領域を除去した後、図10aに示すシリンダ
ー型の構造1003が金属層1002上に生じるように感光される。
レジスト円環面1004を同心として配置されているシリンダー型のフォトレジ
スト環1005を備えている。
、灰化によってまたは湿式化学的にフォトレジストが除去される。
関連でのように、再析出プロセスを用いて、フォトレジスト円環面1004の周
りに金属層1006が付与される。
る(図10b参照)。
湿式化学的に除去され、その結果、2つのシリンダー型の電極1008,100
9が構成される。
ッチングプロセスを用いて、基板のメタライゼーションが露出し、シリンダー型
の電極と電気的に連結するまで除去される。
に連結しており、外部シリンダー型電極1009は、第2電気的端子1011と
電気的に連結している。
ていなかった残りの金属層1002は、最終工程において、スパッタエッチング
プロセスを用いて除去される。金属層1002もこの様に除去される。
1のためのメタライゼーションが、基板1001に、方法の始めに既に備えられ
ている。
サーアレイ1100の平面図を示す。
1電極1101と相関して負の電位を備えている。
極1102とが相互に配置されている。つまり、第1電極1101のすぐ傍には
、それぞれ行1103または列1104に第2電極1102が配置されており、
第2電極1102の傍には、それぞれ行1103または列1104に第1電極1
101が配置されている。
していないフィールドラインを有する電場が、個々の電極の間に形成されること
ができる、ということを保証している。
。
に塗布されると、DNA鎖は、電極に固着された、それと相補的なDNAプロー
ブ分子とハイブリダイズする。
を用いて、同様に、調査されるべき溶液中に、事前に決定された配列を有するD
NA鎖が存在しているか、存在していないかを、バイオセンサーアレイ1100
を用いて検出することができる。
アレイ1200の更なる実施形態を示す。
れたように、シリンダー型の電極1201,1202の配置に相当している。
極配置を示す。
気的に連結されている。
と電気的に連結されている。
2電極とは異なる形状を示している。
T型に形成されている。
ている、第1辺1301を備えている。
辺1302を備えている。これらは、各第1電極501の表面1303上に少な
くとも部分的に配置されている。
、並列接続されている。その結果、第2電極502のT型構造に基づき、中空空
間1304が構成される。これは、2つの相互に並んで配置されている第2電極
502、第1電極501および絶縁層503によって構成される。
ら電気的に絶縁されている。
に開口部1305が備えられている。この開口部は、十分に大きく、その結果、
電解液1306をバイオセンサー1300上に塗布する際に、電解液と、場合に
よっては調査されるべき溶液1306、例えば電解液、に含有されているDNA
鎖が、開口部1305を通過して、中間空間1304に到達することができる。
れ、これらは、事前に決定された配列の、対応する、検出されるべきDNA鎖を
有するDNA鎖とハイブリダイズすることができる。
設置されており、DNAプローブ分子1309を固定するための固定領域が備え
られている第2電極1308もしくは第1電極1303の表面に基づいて、基本
的には湾曲していないフィールドラインが、第1電極501と第2電極502と
の間に電場を供給する際に構成される。
に示した1300にほぼ相当するが、異なる点は、第2電極502の第1辺13
01の側壁に、固着されたDNAプローブ分子1309を有する固定領域が備え
られておらず、第2電極502の第1辺1301の表面1401が、絶縁層50
3の絶縁材料または更なる絶縁層によって被覆されていることである。
の固定領域は、直接相互に積み重なっている電極の表面、つまり、第2電極50
2の第2辺の表面1402および第1電極501の表面1403のみである。
と第2電極502を形成するための個々の方法工程を示す。
、例えば、フォトレジストを用いて、構造が、絶縁層503にエッチングされ、
その形状は、構成するべき第1電極501に相当している。
らなる層は、あらかじめエッチングされた構造1501(図15a参照)が、少
なくとも完全に充填されるように、絶縁層503上に全面的に付与される。この
とき、構造1501は、過剰に充填されていることも可能である(図15b参照
)。
された構造1501の外側に存在する電極材料1502、好ましくは金が除去さ
れる。
じ高さに埋設される。
501の間以外に残留しないように除去される。
、例えば、CVD方法、スパッタ方法または蒸着方法のような適切な被覆方法を
用いて付与することができる(図15d参照)。
1電極1501およびその上に存在する被覆層1503を示す。
が付与される。
は、例えば、酸化シリコン、窒化シリコンまたはフォトレジストからなり、第2
電極層1504から構成されるべきである。このマスク層1506の構造化が行
われた後、図12または図13示すバイオセンサー1300,1400では、望
ましい中空空間1304が、等方性エッチング方法(ドライエッチング方法、例
えばダウンストリームプラズマ、または、ウエットエッチング方法)によって、
第1電極層1502上の第2電極層1504に構成される(図15g参照)。
間1304の構成の際に、第1電極501を表層エッチングから保護するために
は有効である。
501を構成した後、更なる絶縁層が、CVD方法もしくはほかの適切な被覆方
法を用いて、第1絶縁層上、もしくは、被覆層1503が存在する場合は被覆層
1503の上に構成されることによって、第2電極502のT型の構造を形成す
ることができる。続いて、被服層1503に、第2電極502のT型構造の第1
辺1301を受け入れるのに役立つ、相当するトレンチが形成される。これらト
レンチは、ダマスク方法(Damascene-Verfahren)によると、電極材料、金、に
よって充填される。そして、トレンチと第2絶縁層の上部とに構成されている電
極材料が、化学機械研磨によって、第2電極502のT型の第2辺1302の高
さに相当する、事前に設定された高さまで除去される。
成され、続いて、絶縁材料が、ダウンストリームプラズマのドライエッチング方
法を用いて、中間空間1304として構成されるべきボリュームから、少なくと
も部分的に除去される。
ている電極に制限されない。あるいは、電極が、材料、例えば、一酸化シリコン
または二酸化シリコンによって固定領域に被膜されていることも可能である。こ
れら材料は、プローブ分子を固着させるため、本変形では特にリガンドを固着さ
せるために、上記に記述されたアミン残基、アセトキシ残基、イソシアネート残
基、アルキシラン残基と共有結合を構成することが可能である。
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法の状態の電極配置図である。
不在(図2b)を実証することができる2つのプレーナ型電極の略図である。
ンサーの断面図である。
の方法状態のインターデジタル電極の断面前面図である。
の個々の方法工程の間のバイオセンサーの断面前面図である。
の個々の方法工程の間のバイオセンサーの断面前面図である。
イオセンサーの各断面図である。
の平面図である。
面図である。
バイオセンサーの断面前面図である。
Claims (12)
- 【請求項1】 電極配置を用いた巨大分子生体高分子の検出方法であり、上記電極配置は、第
1電極と第2電極とを備え、第1電極には、第1タイプの巨大分子生体高分子と
結合することができる第1分子が備えられており、第2電極には、第2タイプの
巨大分子生体高分子と結合することができる第2分子が備えられており、 ・第1Fの電気的な測定が、電極上にて行われ、第1の電気的な測定の際、第1
分子および/または第2分子は、電極上に存在するかしないかであり、 ・媒体を、 a)第1タイプの巨大分子生体高分子が、媒体に含有されている場合には、これ
らが、第1分子に結合することができる、 b)第2タイプの巨大分子生体高分子が、媒体に含有されている場合には、これ
らが、第2分子に結合することができる、 ように電極と接触させ、 ・結合していない第1分子または第2分子が、各電極から除去され、 ・続いて、第2の電気的な測定が電極の間で行われ、 ・電極での2つの電気的な測定の結果の比較に応じて、巨大分子生体高分子が検
出される方法。 - 【請求項2】 ・巨大分子高分子として蛋白質またはペプチドが検出され、 ・第1および第2分子として、蛋白質またはペプチドと特異的に結合することが
可能なリガンドが使用される、請求項1に記載の方法。 - 【請求項3】 結合されていない第1リガンドまたは第2リガンドが、リガンドと電極との間
の化学的結合を加水分解することが可能な物質を電極に接触させることによって
、各電極から除去される請求項2に記載の方法。 - 【請求項4】 電極に接触される物質が、酵素である請求項3に記載の方法。
- 【請求項5】 電極に接触される酵素が、カルボキシルエステル加水分解酵素(エステラーゼ
)である請求項4に記載の方法。 - 【請求項6】 ・第1タイプの巨大分子生体高分子として、事前に決定された第1配列のDNA
1本鎖が検出されるようになっており、 ・第2タイプの巨大分子生体高分子として、事前に決定された第2配列のDNA
1本鎖が検出されるようになっており、 ・第1分子として、第1配列と相補的な配列を有するDNAプローブ分子が使用
され、また、 ・第2分子として、第2配列と相補的な配列を有するDNAプローブ分子が使用
される、請求項1に記載の方法。 - 【請求項7】 結合されていない第1DNA分子または第2DNA分子が、ヌクレアーゼ活性
を有する酵素を電極と接触させることによって、各電極から除去される、請求項
6に記載の方法。 - 【請求項8】 ヌクレアーゼ活性を有する酵素として、以下の物質: ・マグビーンヌクレアーゼ、 ・ヌクレアーゼP1、 ・ヌクレアーゼS1、もしくは ・5'→3'エキソヌクレアーゼ活性または3'→5'エキソヌクレアーゼ活性に基
づき、1本鎖DNAを分解することが可能なDNAポリメラーゼ のうちの少なくとも1つが使用される、請求項7に記載の方法。 - 【請求項9】 媒体として電解液が使用される、請求項1から8のいずれか1項に記載の方法
。 - 【請求項10】 第1の電気的な測定および第2の電気的な測定の際に、電極の間のキャパシタ
ンスが測定される、請求項1から9のいずれか1項に記載の方法。 - 【請求項11】 第1の電気的な測定および第2の電気的な測定の際に、電極の電気抵抗が測定
される、請求項1から9のいずれか1項に記載の方法。 - 【請求項12】 第1の電気的な測定および第2の電気的な測定の際に、インピーダンスの測定
が行われる、請求項1から11のいずれか1項に記載の方法。
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