JP2004511779A

JP2004511779A - Sample detection system

Info

Publication number: JP2004511779A
Application number: JP2002534838A
Authority: JP
Inventors: バウアー　アラン　ジョセフ
Original assignee: バイオセンサー　システムズ　デザイン　インコーポレイテッド
Priority date: 2000-10-12
Filing date: 2001-09-25
Publication date: 2004-04-15
Also published as: WO2002031504A1; EP1325330A1; AU2001294656A1; EP1325330A4

Abstract

自然または合成の高分子（７４０）が電気的に導電性の基本部分（７２０）上で固定化されて、検体と高分子の反応がセンサ回路（７２０、７７０、１９８）に変更された新規な電気信号をもたらすことを保証する当該検体を検出するセンサ（７００）である。A new natural or synthetic polymer (740) is immobilized on an electrically conductive base (720) and the reaction between the analyte and the polymer is changed to a sensor circuit (720, 770, 198). A sensor (700) for detecting the analyte to ensure that it produces an electrical signal.

Description

【０００１】
【発明の分野】
本発明は検体を検出または定量化するセンサ及び方法に関する。更に具体的には、本発明は、固定化高分子結合剤とのある新規な電気的反応による検体検出と、かかる反応の結果もたらされる効果の分析とを方向づける。
【０００２】
【関連技術の説明】
化学センサ及び生物学センサは、目標とされた検体と、酵素、レセプタ、ＤＮＡらせん構造、重金属キレート化剤、または抗体などの高分子結合剤との間の反応の力によって検体を検出または定量化することができる装置である。かかるセンサは人事の及ぶ多くの領域で実際に用いられる。例えば、生物学センサ及び化学センサは、糖尿病に対する血糖監視、腐った食物または汚染された食物に一般に結びつく病原体の検出、遺伝子検査、及び環境実験の多様な分野において潜在的な有用性を有している。
【０００３】
化学センサ及び生物学センサは２つの特徴に基づいて通常分類される。即ち、結合剤として利用される物質のタイプ、及び結合剤と目標とされた１つまたは複数の検体との間の反応を検出する手段である。バイオセンサの主なクラスは酵素（または触媒）バイオセンサ、免疫センサ、及びＤＮＡバイオセンサを含む。化学センサは対象検体の検出に対して合成高分子を利用する。いくつかの一般的な検出方法は、電子移動、発色団または蛍光を運ぶもの（ｆｌｕｏｒｏｐｈｏｒｅｓ）の生成、光学的または音響的特性における変化、または電気信号が検出システムに用いられるときの電気特性における変化に基づいている。
【０００４】
酵素（または触媒）バイオセンサは、高分子結合剤として１つ以上の酵素のタイプを利用し、選択された酵素及び目標とされた検体の補完的な形状を利用する。酵素は、生態系におけるほとんどの触媒機能を成すタンパク質であって、高い固有の触媒機能で知られている。特定の酵素の形状及び反応性によって、その触媒作用は大変少数の基質が可能なものに限定される。酵素は、酵素分子毎に１秒で１０，０００変換という高い割合で働く速度でも知られている。酵素バイオセンサは、目標とされた検体の出現を判定する手段として酵素／検体反応に関係する固有の化学変化に依存する。例えば、酵素は、検体と反応して、当該触媒酵素反応の結果として電子、染色された発色団、またはｐＨの変化（陽子の放出による）を成す。代わりに、検体と反応して、酵素は、適当な検出システムによって記録され得る蛍光性信号あるいは化学ルミネッセンス信号の変化を生じる。
【０００５】
免疫センサは結合剤として抗体を利用する。抗体は、病状と関係し得る抗原と呼ばれる特有の異質の材料体（ｅｎｔｉｔｉｅｓ）、と結合するタンパク質の分子である。抗体は抗原に付着して、宿主から抗原を除去し、かつ／または免疫反応を誘因する。抗体は、反応において全く固有であって、酵素とは異なる。抗体は単細胞などの大変大きな組織を認識し選択的に結合できる。よって、抗体に基づくバイオセンサは危険な菌種などの特定の病原体を識別することができる。抗体は接触反応をなさないので、対象検体と認知剤抗体との間の反応の瞬間を記録する特別な方法が必要である。質量変化（表層プラズモン現象、音響検出）はしばしば記録される。他のシステムは抗体と抗原との間の反応に反応する信号を与える蛍光性測定用電極（ｐｒｏｂｅ）に依存する。代わりに、抗体に結合した酵素が、色素または電子の生成を通して信号を与えるために用いられ得る。酵素免疫測定法（ＥＬＩＳＡ）はかかる方法にもとづいている。
【０００６】
ＤＮＡバイオセンサは核酸二本鎖の補完的な特性を利用し、特定のバクテリア、ウィルス、または所定の病状と通常関係するＤＮＡ配列またはＲＡＮ配列に対して設計されている。センサは結合剤として二重鎖ＤＮＡからの一本鎖を通常用いる。所定のテストサンプル中の核酸物質が変性されて結合剤に曝露される。テストサンプル中のらせん構造が結合剤として用いられる一本鎖に補完的であれば、その２つは反応する。反応はセンサ面での質量変化や蛍光性信号または放射性信号の出現などの様々な手段によって監視され得る。代替構成は、当該サンプルのセンサへの結合と、標識核酸の測定用電極での次の処理を設け、当該配列の識別を可能にする。
【０００７】
化学センサは結合剤として非生物高分子を利用する。結合剤は、高分子自身の適当な化学的機能性の力によって目標とされた検体への特異度を示す。主用途には気体監視または重金属検出が含まれる。検体の結合はセンサ面の導電性を変化させるかまたは適当な電解効果トランジスタ（ＦＥＴ）によって記録され得る電荷の変化をもたらす。いくつかの合成高分子が、鉛などの重金属の選択的なキレート化に対してうまく用いられてきた。
【０００８】
本発明は上記した結合剤クラスのすべてに利用できる。
検体と結合剤との反応を検出する公知の方法は、いくつかの一般的なカテゴリに分類される。即ち、化学、光学、音響、及び電気の各カテゴリである。要するに、電圧または電力がセンサ面または関連する媒体に用いられる。結合事象はセンサ面で起こるので、システムの電気特性における変化が生じる。離脱信号は検体出現の関数として変化させられる。
【０００９】
本発明に最も関係がある従来技術は検体検出のための電気的手段に基づくセンサを含む。検体の出現を判定するために用いられた電気信号を利用するいくつかのクラスのセンサがある。電流測定センサは酸化還元化学反応を利用し、そこで電子または電気化学的活性種が検体出現によって生成されるか移動させられる。検体と反応する酵素は適当な電極に搬送される電子を生成する。代わりに、電流測定センサは、一方が検体と反応し、他方が第１酵素の反応の関数として電子を生成し、構成は接続された酵素システムとして知られる、２つ以上の酵素活性種を用いるかもしれない。ブドウ糖酸化酵素は、糖尿病に対するブドウ糖の定量化のために電流測定バイオセンサにおいてしばしば用いられる。他の電流測定センサは、活性種を電気化学的に利用し、その出現によって所定のセンサ電極で記録されるようにシステムに用いられた電圧が変えられる。すべての検出システムが電子の生成または移動に用いられ得るとは限らず、多くの検出の必要性は電流測定法だけによって満足させられ得ない。一般的な電流測定法は印加電圧及び前記電圧上の活性種の電気化学的な影響を利用する。電流測定センサの例は、ヘラー（Ｈｅｌｌｅｒ）氏その他の米国特許第５，５９３，８５２号に説明され、それは酸化還元酵素及び電気化学反応酵素補助因子種によってもたらされた電子移動に依存するブドウ糖センサを開示する。
【００１０】
電気検出システムの追加のクラスは検体出現の関数としてセンサの電気反応における変化を主として利用するセンサを含む。いくつかのシステムは所定の媒体を経て電流を通す。検体が出現すれば、流出電気信号において対応する変化があり、この変化によって検体が出現していることが示唆される。いくつかの場合において、結合剤−検体複合体は変化した信号を生じる。一方他のシステムでは、結合された検体自身が変化した電気反応の発生源である。かかるセンサは、現用の電極への電子の移動が必ずしも必要でないということにおいて電流測定装置と区別される。電気信号の利用に基づくセンサは普遍的ではなく、それらのセンサは検体出現関数として電圧または電流の変化に依存している。すべての検出システムがかかる必要性を満足し得るとは限らない。センサのこのクラスの例は、ルイス（Ｌｅｗｉｓ）氏その他の米国特許第５，６９８，０８９号であり、検体検出を与えられた電気信号の変化によって判定する化学センサを開示している。検体をアレイ上に配置された化学的な部分と結合することによってアレイ位置の導電性が変化する。即ち、特有の検体がアレイ位置の全ての導電性における全体的な変化によって判定され得る。本発明は、検体出現関数として与えられた電気信号のアレイまたは変化に依存しない。本センサは与えられた電気信号または電磁信号を必要としない。
【００１１】
先のカテゴリにあたらないいくつかの他の出版物が先行技術において言及されるべきである。１９９４年９月９日発行の科学２６５：１５７７のラドマクエル（Ｒａｄｍａｃｈｅｒ）氏、マンフレッド（Ｍａｎｆｒｅｄ）氏その他の文献「原子間力顕微鏡での酵素活動の直接観察（ＤｉｒｅｃｔＯｂｓｅｒｖａｔｉｏｎｏｆＥｎｚｙｍｅＡｃｔｉｖｉｔｙｗｉｔｈｔｈｅＡｔｏｍｉｃＦｏｒｃｅＭｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）」は基質と反応する酵素における増幅された空間変動の存在を記したが、この現象を検体検出に応用しなかった。
【００１２】
ホルツリヒター（Ｈｏｌｚｒｉｃｈｔｅｒ）氏その他による米国特許第５，６２０，８５４号は検体検出に高分子運動の利用を提案した。開示されたシステムは、前記運動の検出のために原子間力または走査トンネル顕微鏡に特に依存する。
スタンブロ（Ｓｔａｎｂｒｏ）氏その他による米国特許第５，１１４，６７４号は適用された電界の干渉に基づくセンサを開示する。対象検体と結合剤との反応は与えられた電界の干渉を変える。
【００１３】
他の先行技術による電圧に基づくセンサは、半導体電界効果トランジスタを用いることが必要となり、センサ面近くで帯電した菌種を化学的に生成するかまたは物理的に捕捉することに依存する。この方法によって、陽子（Ｈ＋）生成酵素反応にかかわる検体だけでなく正荷電重金属の検出における広範な使用が見いだされた。サトー（Ｓａｔｏ）氏その他による１９９９年発行の胃腸内視鏡４９：３２−３８の文献「胃粘膜上のヘリコバクター・ピロリを検出する内視鏡的ウレアーゼ・センサシステム（ＥｎｄｏｓｃｏｐｉｃＵｒｅａｓｅＳｅｎｓｏｒＳｙｓｔｅｍｆｏｒＤｅｔｅｃｔｉｎｇＨｅｌｉｃｏｂａｃｔｅｒｐｙｌｏｒｉｏｎＧａｓｔｒｉｃＭｕｃｏｓａ）」は病原性大腸菌Ｈピロリと関係する酵素ウレアーゼ検出のためのｐＨ反応性ＦＥＴを説明する。
【００１４】
何百というセンサが特許や科学文献で説明されてきたのに、かかるセンサの現実の商業的利用は限定されたままである。特に、事実上、先行技術に規定された全てのセンサの設計には１つ以上の固有の弱点が含まれる。いくつかはある仕事を成し遂げるのに必要な検出の感度及び／速度を欠いている。別のセンサは長期間の安定性を欠いている。さらに別のものは、十分に小型化されていないので商業的に存続できないか、生産するにはひどく高い。いくつかのセンサは、塩類及び／または酵素補助因子で前処理しなければならず、実施するには非効率的で面倒である。現在まで、実質的に全てのセンサは、固定化された結合剤と対象とされた検体との間に接触が生じたということを判定する公知の方法で限定される。蛍光性または他の外部の検出電極の使用によってセンサ生産必要高に拍車がかけられ、かかるセンサシステムのライフタイムが短くなる。さらに、発明者は、酵素、抗体、抗原、核酸、レセプタ、及び合成結合剤を含む高分子結合剤の大部分に通常用い得る検出方法は先行技術で開示されていないと考える。
【００１５】
【発明の概要】
従って、改善された検体検出システムを設けることが、本発明のいくつかの特徴のうちの主たる目的であり、検出ユニットはセンサ片に電気的に接続され、検体出現に反応するセンサ回路における新規な電流の検出を可能にするようにする。
【００１６】
センサ片及び検出用の半導体素子を含む電気回路と安価な検体検出とを説明することが本発明のいくつかの特徴のうちのさらなる目的である
検出回路において追加の導電素子を含むことによって、センサシステムにおける検体検出方法の使用の一貫性及び容易さを改善することが本発明のいくつかの特徴のうちのさらなる目的である。
【００１７】
上に挙げた米国特許第５，５９３，８５２号と対比して、本発明の実施には外部電圧、酸化還元化学反応、または、電子生成や電子移動を利用する必要がない。さらに、上記したいくつかの開示と対比すると、本発明は、検体出現関数として、与えられた電界のアレイや変化、または信号に依存しない。
本発明は、これに添えた共通の出願人によるＰＣＴ出願であるＰＣＴ／ＵＳ００／１５４００で開示されて、参照としてここに組み込まれているセンサ及び方法の継続出願である。ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ００／１５４００で開示されたセンサは新規な信号の検出に基づいていて、複雑なサンプルの細胞間質における検体出現の素早い判定を可能にする。電極間の接触を含む構造上の変化、センサストリップ、及びここに開示されたセンサ回路構成部品が、検体反応の間センサ回路で生成される電気信号を含む、さまざまな現象の検出及び監視によってさらに改善された検体検出をここに設ける。
【００１８】
言及したＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ００／１５４００で説明したように、それは基本部分または第１導電素子及び第１導電素子と結びつく結合剤層を組み込んでいるセンサ回路を開示している。言及したＰＣＴ出願において開示されたように、その検体検出方法は大変感度がよい。本発明の改良点を用いると、１ミリリットルのサンプル毎に１−１０セルで２分以内に複雑な肉の細胞間質における特定の病原菌を常に検出することができる。概して、本発明に基づいてセンサ回路における新規な電流を計測することによって、検体出現を、素早く、明確に、かつ高感度に判定することができる。
【００１９】
本発明によるセンサ片は、複数の同一または固有のセンサ片を含み、システムの検出冗長性及び／または多様な検体検出性能を高める。複合センサ片の構成片は個々に監視され、それぞれの構成片は異なるセンサ回路の一部を成している。
本発明の好適実施例では、センサ片に電力は供給されない。即ち、電気信号はセンサ片に用いられない。別の好適実施例では、電圧、電流、またはセンサ片への他の電気信号の利用を介してセンサ片に電力が供給されるだろう。いくつかの実施例では、複数のセンサ片が１つまたは複数の検体の検出に用いられるだろう。
【００２０】
センサ片との接触は、通常自然状態では電気的に受動であり、１つまたは２つの位置で起こる。電極のうちの１つは電子の受信装置（ｓｉｎｋ）または電気的アース端子の役割をする。電極は、導電または半導体物質のいずれかかあるいはそれらの組み合わせから用意される。少なくとも１つの電極の構成要素は、半導体素子へ容易に正孔を与えることができる物質から選択される。第２の導電素子は、インジウムスズ酸化物、金、または他の高仕事関数の物質から成ることが望ましく、半導体素子に電気的に接触させられる。複数の電極は通常等位である。センサ片と接触する電気的に受動の電極を用いる好適実施例では、いずれの電極も、電力を供給されていないセンサ片へ外部電気信号を供給するためには用いられない。各々のセンサ片と対応する２つの電極は、同じまたは異なる物質から用意される。電極は、エレクトロルミネセンスを直接生成する実施例においては全く不要である。
【００２１】
検出ユニットは、通常、対応する等位の電極の受動的接触を通して、２個所でセンサ片と接触する。検出ユニットは、通常、閉回路において新規な電流または電圧を測定する。検出ユニットは、１以上のタイプの信号を同時に測定し、複数のセンサ片に接触する。電流測定は直接または電圧読み出し用レジスタでなされる。もともとの信号は検体の出現に応答する新規な電流であるが、生成された電流が電圧計レジスタを通り電圧として読み込まれる値をもたらすときに、示数または他の指示が記録される。さらに、検出ユニットは、検体検出及び絞込み範囲決定の目的で、信号またはその成分のさらなる処理を行う。いくつかの好適実施例では、生成された電流が直接または間接にエレクトロルミネッセンスをもたらすので、検出ユニットは不要である。
【００２２】
本発明は検体を検出するセンサを設け、それは、基本部分または第１導電素子、基本部分に近接の結合剤層、基本部分に近接の半導体素子、及び半導体素子及び基本部分に電気的に接触する第２半導体素子を含む。基本部分及び結合剤層によってセンサ片が最低限画定され、一方、半導体素子または第２導電素子などの付加的な層は、それらが基本部分と物理的に結びつけられるとき、用語としての「センサ片」に含まれる。
【００２３】
センサの特徴は、基本部分と結合され、結合剤層に近接して配置される化学材料体を含む。
さらに、センサの別の特徴は、センサ片を検出ユニットに接続する２つの等位のリード線を含み、等位のリード線の少なくとも１つが半導体素子に電気的に接続されることを特徴とする。
【００２４】
センサのさらに別の特徴によれば、半導体素子の仕事関数は基本部分の仕事関数と第２導電素子の仕事関数との中間である。
センサのさらなる特徴によれば、第２導電素子は検出ユニットの電極から成る素子である。第２導電素子は半導体素子と接触させられる。
センサの１つの特徴は、結合剤層の上方に配置されたパッケージ層を含む。パッケージ層は検体を含む媒体で溶解する。
【００２５】
センサの別の特徴によれば、半導体素子は有機化合物であり、基本部分の第１面で基本部分と物理的に結びつき、結合剤層は基本部分の第２面で固定化される。
センサのさらなる特徴によれば、センサ片は複数のセンサ片を含む。
センサの別の特徴によれば、半導体素子はエレクトロルミネッセンスである。
【００２６】
本発明は所定の検体を検出する方法を与え、電気的に導電する基本部分を設けるステップと、基本部分に近接して高分子の結合剤層を形成して、高分子が特異性レベルで所定の検体と反応することができることを特徴とするステップと、を含む。本方法は、基本部分上に半導体素子を配置することをさらに含み、基本部分、結合剤層、及び半導体素子がセンサ片を定義し、半導体素子に近接して導電素子を配置し、結合剤層に所定の検体を曝露し、閉電気回路で生成される電流を検出する、ことを特徴とする。電流は所定の検体の出現に反応する。閉電気回路は、基本部分、半導体素子、及び半導体素子及び基本部分に電気的に接触する第２導電素子を最低限含む。
【００２７】
本方法の特徴は化学材料体を基本部分に結合し、化学材料体に近接する結合剤層を形成することを含む。
本方法の別の特徴では、検出は検出ユニットのリード線をセンサ片に等位に接続することによって成され、リード線の１つは半導体素子と接続されることを特徴とする。
【００２８】
本方法のさらに別の特徴では、検出ユニットの接続は電気リード線をセンサ片及び半導体素子に接触することによって成される。リード線の電気的受動は接続の間保持される。
本方法のさらに別の特徴では、導電素子は接続に先立ってリード線の１つと物理的に結びつけられる。
【００２９】
本方法のさらに別の特徴では、導電素子の仕事関数は、半導体素子の仕事関数より小さく、基本部分の仕事関数より大きい。
本方法の追加的特徴によれば、半導体素子は有機化合物であり、基本部分の第１面で基本部分と物理的に結びつけられる。結合剤層は基本部分の第２面で固定化される。
【００３０】
本方法の１つの特徴は、結合剤層上方にパッケージ層を配置することを含む。パッケージ層は所定の検体を含む媒体中で溶解する。
本方法のさらに別の特徴は、閉電気回路における光学的エネルギを生成し、光学的エネルギはセンサ片から隔たった場所で検出されることを含む。
本方法の別の特徴によれば、センサ片は複数のセンサ片を含む。
【００３１】
本発明は生成されたエレクトロルミネッセンスを通して検体を検出するセンサを設け、それは導電特性を有する基本部分と、基本部分に近接する結合剤層と、基本部分に近接するエレクトロルミネッセンス半導体素子と、基本部分と半導体素子とに電気的に接続する第２導電素子と、を含む。
センサの特徴によれば、半導体素子の仕事関数は基本部分の仕事関数と第２導電素子の仕事関数との中間である。
【００３２】
センサのさらに別の特徴によれば、第２導電素子は光学的に不透明である。
これらのことと本発明の他の目的とをよりよく理解するために、一例として本発明の以下の詳細な説明を参照し、以下の図面と併せて読むべきである。
【００３３】
【好適実施例】
以下の説明では、多数の具体的な詳細説明が、本発明が完全に理解されるために示される。しかしながら、本発明はこれらの具体的な詳細説明がなくとも実行されるであろうことは当業者には明らかである。他の事例においては、公知の回路及び制御ロジックは、本発明が不必要に曖昧にされないように詳細に示していない。
【００３４】
【定義】
いくつかの用語がここで定義されて本発明をより良く理解する手助けをする。
「検体」は検出または定量化の目的である物質である。
「仕事関数」は電子的仕事関数であり、フェルミレベルから真空レベルへ電子を移動するために必要なエネルギである。
【００３５】
「基本部分」は、検体検出の目的で高分子がその上あるいは近接して物理的または化学的に固定され得る固体または液体の素子である。
「高分子」、「高分子結合剤」、「結合剤」、あるいは「高分子材料体」は、特異性レベルで所定の検体または検体グループと反応することができる天然、変異的、合成、または半合成の分子であり得る。
【００３６】
「結合材層」は、基本部分に近接する層であり、１つまたは複数の結合剤から成る。結合剤層は１以上のタイプの結合剤から成る。接着剤層はさらに結合剤以外の分子を含む。架橋結合剤が用いられ、結合剤層の個々の構成要素を互いに結びつける。
「化学材料体」は基本部分の片面上または両面上のいずれかで基本部分に近接して配置される化学層である。結合剤との直接の接触から基本部分を部分的に絶縁する役目をする。あるいは以下に定義される半導体素子としての役目をする。化学材料体は何らかの手段によって基本部分の反対側に区別をつけて配置されるか、または基本部分の所定の側の複数の層が単一の化学材料体と見なされる。自然の酸化物が化学材料体の役割を果たす。
【００３７】
「パッケージ層」は結合剤層の上方に配置される化学層として定義される。パッケージ層は、高分子の長期的な安定及び当該検体を含むサンプルの出現を助ける。パッケージ層は、検体と結合剤との素早い反応を可能にするために溶解する。パッケージ層は、以下に画定される半導体素子の役で帯電された高分子と関連して役割を果たす。上記は、センサの両面が化学材料体、高分子、及びパッケージ層で等しく被覆される場合である。
【００３８】
「センサ片」は単一基本部分及びその対応する結合剤層から成る最小限として画定される。複数の高分子材料体、化学材料体、パッケージ層、または他の素子は、物理的に基本部分と結びつけられると、用語「センサ片」に含まれる。
「電極」または「リード線」は金属線、電気リード線、接続、電気的接触などであり、一端で検出ユニットに取り付けられ、もう一端で直接あるいは間接にセンサ片に接触させられる。
【００３９】
用語「生成された」及び「新規な」電気信号は電気技術に関して用いられる。具体的にはこれらの用語は、センサ片またはサンプルへ外部の電気信号または電磁信号を用いる必要性により直接または間接にもたらされる必須の酸化還元化学反応及び電気的現象を排除することを意味している。本発明における生成された電気信号または新規な電気信号は、電気信号または電磁信号をセンサ片へ用いることを必要とせずに、ここに述べたように、センサ回路で生成されるものである。さらに、基本部分と結合剤、検体、またはサンプルとの間には酸化的電子移動がない。
【００４０】
「検出ユニット」はセンサ回路で生成される１つ以上の電気信号を検出することを可能にする装置または物質である。
「半導体素子」は、基本部分かまたは第１導電素子に加えて１つのかかる素子と第２導電素子とを最低限含む「センサ回路」に含まれる半導体的性質の物質を言う。半導体素子は被覆、チップ、または他の形態を呈する。
【００４１】
「第２導電素子」は電気的導電性物質であり、半導体素子に電気的に接し、導電基本部分と区別される。第２導電素子は、直接あるいはセンサ回路の構成要素を通して基本部分に電気的に接触させられる。基本部分が低仕事関数金属であるとき、金やインジウムスズ酸化物などの高仕事関数金属の被覆が第２導電素子の役割に望ましい。代わりに、基本部分が高仕事関数金属であるとき、第２導電素子はカルシウムやアルミニウムなどの低仕事関数金属であってもよい。
【００４２】
いかなる特定の理論によって束縛されることなく、以下の考察が本発明の理解を容易にするために提示される。ここで開示されたセンサの設計は、検体出現関数としてセンサ回路で生成される新規な信号に基づいている。センサは検体を検出する新規な方法を利用し、高分子結合剤が、電気的な導電基本部分に近接する結合剤層として最初に固定化されることを特徴とする。基本部分を含む回路における電流などの新規な電気信号は、高分子結合剤が対象検体を含むサンプルへ曝露される間変化が監視され得る。本発明において、センサ片の接触の特有の形式の利点がより十分に開示される。具体的には、基本部分と第２導電素子との間に位置する半導体素子が利用されて、信号計測及び検体検出が容易になる。半導体素子はエレクトロルミネセンスであるかもしれない。
【００４３】
ここで開示される様々な実施例において、素子の同等物は、１００の倍数が異なる同じ参照番号を有している。
【００４４】
【第１実施例】
図１が参照され、それは本発明の好適実施例に基づいて構成され動作するセンサ検出システム（１００）の概略図である。センサ検出システム（１００）はセンサ片（１２２）から成り、それはセンサ回路（１２０、１６０、１７０、１６１、１９７、１９８）の一部であって、１つ以上の電気信号がセンサ回路（１２０、１６０、１７０、１６１、１９７、１９８）自身の内部で生成される。外部の検出ユニット（１７０）は、センサ片（１２２）と検出ユニット（１７０）との間に接点を設けるために、等位で電気的に受動の電極（１６０、１６１）を用いて、センサ片（１２２）に接続されるように設けられる。検出ユニット（１７０）の等位受動電極（１６０、１６１）は接点（１６５）でセンサ片（１２２）に、接点（１６７）で半導体素子（１９８）に接触する。電極（１６１）は金被覆の形をとって第２導電素子（１９７）に設けられる。図１において、電極（１６１）及び第２導電素子（１９７）は、明確に示すために、センサ片（１２２）と無接点の関係で示されている。両方向矢印で示したように、実施中、第２導電素子（１９７）は半導体素子（１９８）と接触するということが理解される。
【００４５】
センサ回路（１２０、１６０、１７０、１６１、１９７、１９８）は、金属絶縁金属（ＭＩＭ）または金属半導体金属（ＭＳＭ）構造を有する金属半導体金属有機発光ダイオード（ＯＬＥＤ）を表面的にかたどる。半導体素子（１９８）の目的は容易に信号を補足することに役立つことである。半導体素子（１９８）は被覆、チップ、または他の形態を呈する。基本部分（１２０）と半導体素子（１９７）との間に少なくとも１つの半導体素子（１９８）があることによってセンサ回路（１２０、１６０、１７０、１６１、１９７、１９８）における新規な電気信号の計測が容易になる。検体（１５５、１５７）と結合剤層（１４０）との反応は、基本部分（１２０）において電子雲の摂動をもたらす。検体対応の静電界は、第２導電素子（１９７）から半導体素子（１９８）への正孔の付随的運動とともに、基本部分から半導体素子（１９８）へ電子を前進させる。正孔と電子は半導体素子（１９８）内で再結合する。いくつかの実施例では、図７を参照して以下に説明されるように、光が生成される。他の実施例において、正孔は検出ユニット（１７０）を通って流れ、電流計測を可能にする。検出ユニット（１７０）を通る正孔運動が検体反応信号である。
【００４６】
通常、基本部分（１２０）には低仕事関数を有する金属が望ましい。基本部分（１２０）には、導電及び半導性のホイル、被覆、薄膜、インク、及び固体片が特に望ましい。
半導体素子（１９８）は有機化合物から用意されることが望ましく、基本部分（１２０）の有機化合物と第２導電素子（１９７）との中間の仕事関数を有する。適当な半導体素子の例には半導性被覆、有機ポリマーなどが含まれるが、これらに限定されない。図１では、半導体素子（１９８）は、明らかに示すために識別できる構造として示されているが、半導体素子は電極またはセンサ片と対応して検出ユニットへ直接組み込まれてもよい。
【００４７】
半導体素子は電極またはセンサ片と対応して検出ユニットへ直接組み込まれ、提示を容易にする目的で添付図面において識別できる素子として示されている。
特定の適用においては、基本部分（１２０）、半導体素子（１９８）、及び第２導電素子（１９７）に対する仕事関数が、基本部分の電子及び電極の正孔を半導体素子（１９８）へ最適に搬送するために選択される。電子及び正孔はエキシトンを形成するために半導体素子（１９８）で結合すると考えられる。
【００４８】
検出ユニット（１７０）は、センサ片と反応する検体の関数として、以下のさらなる詳細な記述で開示されるように、センサ回路（１２０、１６０、１７０、１６１、１９７、１９８）で生成される電流または他の電気信号を計測する。
検出ユニット（１７０）は計測に先立ちセンサ片（１２２）を接地する役目もし、センサ片（１２２）にサンプルを曝露するに先立ちストレイ信号が取り除かれるようにする。かかる接地は、任意の切り替えられた接地電極（１６８）を通して、あるいは検出ユニット（１７０）とセンサ片（１２２）との間の別の接点（図示せず）を用いてなされる。信号品質を高めるためにセンサ検出システム（１００）の動作の間も接地がなされる。
【００４９】
結合剤層（１４０）は基本部分（１２０）に近接して位置する。化学材料体（１３２）は基本部分（１２０）と結合剤層（１４０）との間に配置される。自己組織化単層膜が化学材料体（１３２）の役に特に望ましい。通常は、化学材料体（１３２）は基本部分に近接して形成される自己組織化単層膜（「ＳＡＭ」）であり、結合剤層（１４０）がＳＡＭの上方に配置される。本発明の目的に対して、基本部分に関係する結合剤層（１４０）の位置に関する「近接」は、上に定義されたように、センサ回路（１２０、１６０、１７０、１６１、１９７、１９８）における新規な電気信号の検体反応生成が可能である距離として画定される。
【００５０】
任意のパッケージ層（１５０）は、図１の左側に示され、結合剤層（１４０）の固定化高分子の上方に蒸着された水溶性化学物質の層である。パッケージ層（１５０）は均熱処理方法または噴霧方法によって蒸着される。パッケージ層（１５０）は、長期保管の間、結合剤層（１４０）を安定させる働きをする。パッケージ層がない場合は、オイルとほこりが親水性の結合剤層（１４０）上に蓄積され、センサシステムの素早い動作を妨げる。グルコース及び塩化ナトリウムなどの塩類が、パッケージ層に対して通常用いられ、水溶性のサンプルにおいて溶解することを保証し、結合剤層（１４０）の高分子結合剤と検体（１５７）との間の直接の反応を容易にする。他の化学物質がパッケージ層で用いられるために選択されるかもしれない。水溶性ポリマー、砂糖、塩、有機合成物、及び無機合成物がすべて、パッケージ層（１５０）の準備に用いるのに適合する。
【００５１】
図１の左側に示したように、自由な検体（１５５）が溶解に先立ちパッケージ層（１５０）に近接して配置される。パッケージ層（１５０）が溶解するとき、図１の右側に示したように、結合剤層（１４０）に組み込まれた高分子は自由であって検体（１５７）とすぐに反応する。パッケージ層（１５０）の溶解の後に、検体（１５７）が結合剤層（１４０）と反応しているのが図１の右側に示されている。検体（１５５、１５７）は、以下のカテゴリうちのいずれかの一部であって、ここに際限なく列挙される。即ち、セル、有機化合物、抗体、抗原、ウィルス粒子、病原菌、金属、錯塩、イオン、胞子、イースト、かび、細胞代謝物、酵素阻害剤、レセプタリガンド、神経系に作用する物質、ペプチド、タンパク質、脂肪酸、ステロイド、ホルモン、麻酔剤、合成分子、薬剤、酵素、核酸一本鎖ポリマー、または核酸二本鎖ポリマーなどである。検体（１５５）は固体、液体、気体またはエアゾールで現れ得る。検体（１５５）は異なる検体のグループでもあり得る。即ち、検出または定量化の対象となる、異なる分子、高分子、イオン、有機化合物、ウィルス、胞子、細胞などの集合である。検体（１５７）のいくつかはパッケージ層（１５０）の溶解の後にセンサ片（１２２）と物理的に反応し、センサ回路（１２０、１６０、１７０、１６１、１９７、１９８）において生成された電気信号の増加をもたらす。センサ片（１２２）及び半導体（１９８）に電極（１６０、１６１）が接触することによって検体出現に反応するかかる新規な電気信号の計測が可能になる。検出ユニット（１７０）による生成された電気信号の計測に先立ってまたはその間、電圧または他の電気信号をセンサ片（１２２）に用いる必要がない。いくつかの実施例では、検体の出現に反応するセンサシステムの生成された電気信号が流出信号を変更する場合に、かかる外部信号が用いられる。
【００５２】
結合剤層（１４０）として用いるのに適する高分子結合剤の例は、以下のものを含むがそれらに限定されない。即ち、基質と抑制剤を認識する酵素、抗原を結びつける抗体、対象の抗体を認識する抗原、リガンドを結合するレセプタ、レセプタを結合するリガンド、ＤＮＡ−ＤＮＡ二本鎖、ＲＮＡ−ＲＮＡ二本鎖、またはＤＮＡ−ＲＮＡ二本鎖を形成するために結びつき得る核酸一本鎖ポリマー、及び対象の検体と反応する合成分子である。本発明は、結合剤層（１４０）の役割における合成高分子と同様に、酵素、ペプチド、タンパク質、抗体、抗原、触媒抗体、脂肪酸、レセプタ、レセプタリガンド、核酸らせん構造を利用し得る。天然、合成、半合成、過度に発現（ｏｖｅｒ−ｅｘｐｒｅｓｓｅｄ）され、かつ遺伝子操作された高分子が結合剤として用いられる。結合剤層（１４０）は、いくつかの異なる結合剤または他の化学物質（図示せず）を有する結合剤からなる単層、多層、または混合層を形成する。混合結合剤からなる単層も用いられる（図示せず）。結合剤層（１４０）の結合剤は、グルタルアルデヒドまたは他の化学物質の架橋剤と一緒に架橋結合される。
【００５３】
結合剤層（１４０）の高分子の構成要素はタイプも数も限られない。酵素、ペプチド、レセプタ、レセプタリガンド、抗体、触媒抗体、抗原、細胞、脂肪酸、合成分子、及び核酸が本発明における高分子結合剤として考え得る。センサ検出システム（１００）は多様なクラスの検体の検出に用いられる。なんとなれば、センサ検出システム（１００）は、本発明による実質的に全ての適用例とセンサ検出システムの実施例とによって共有される以下の特性に依存しているからである。即ち、
（１）結合剤として選択された高分子は、選択された検体または検体のグループとだけ結合するように設計された極めて固有の材料体であり、
（２）検体は対応する静電界を有し、
（３）検体の結合は導電基本部分から半導体素子へ電子を静電的に誘導し、
（４）基本部分及び第２導電素子において結果として生じる正電荷が半導体素子への正孔の搬送及び検体関連電流をもたらす。
【００５４】
センサ検出システム（１００）の幅広い一般的に利用し得る機能は、基本部分（１２０）に近接して結合剤層（１４０）が形成される間維持される。なんとなれば、結合剤層（１４０）の形成が、固有の共有結合かまたは一般的な物理吸収のいずれかによってもたらされ得るからである。検体出現と関連する新規な信号における変化は、特定の酵素の化学反応、光学効果、蛍光発光、化学発光、酸化還元現象、または与えられた電気信号に依存しないということが重視されるべきである。さらに、基準電極はなく、２つの検出ユニット電極は、センサ回路で生成された信号の計測に先立って通常等位である。これらの特徴は本発明の重要な利点である。さらに、センサ検出システム（１００）の動作の間、電流が実際に生成され、生成された電気は、検出ユニットを使用する必要がない色素塩基検体検出システムで用いられる。半導体素子（１９８）における正孔電子結合によって生成されるエキシトンは人間の肉眼で見える光を生成し得る。半導体素子（１９８）は有機発光物質である。
【００５５】
検出ユニット（１７０）は、検体（１５５）を含むサンプルへセンサ片を曝露した結果として、センサ回路において１つ以上の新規な信号を検出し得る装置または物質である。かかる信号の例には以下のものが含まれるが、これらに限定されない。即ち、電流、磁界の強さ、誘導起電力、電圧、光、インピーダンス、信号サイン、第１位置でセンサ片へ伝搬され第２位置で受信される所定の電気信号の周波数成分またはノイズ特性（ｓｉｇｎａｔｕｒｅ）である。検出ユニット（１７０）はデジタル電気計測装置である一方、追加機能も有し、以下を含むが、それらに限定されない。即ち、センサ片の接地、データ蓄積、データ転送、データ処理、警報信号、コマンド／制御機能、及びプロセス制御である。検出ユニットは「リード線」を通して接触させられ、１つまたは複数のセンサ片に電極として実現される。検出ユニット（１７０）はデジタル電圧計である。いずれにせよ、新規な信号が検出ユニット（１７０）における示数または指示を成す。いくつかの実施例では、新規な信号は電気電圧または電流であって、示数または指示は検出ユニット（１７０）の内部レジスタに亘って計測される電圧値であり得る。
【００５６】
検出ユニット（１７０）における基本示数は、対象検体もしくは対象複数検体がないサンプルから、あるいは上記に開示した方法でサンプルの曝露に先立ちセンサ片（１２２）を接地することによって決定される。
検出ユニット（１７０）の特有の設計は、例えば電流、磁界磁束、周波数、インピーダンスなど、何の数量または複数数量が観測されるかに依存する。検出ユニットは、より簡単に信号処理しデータ蓄積するためにコンピュータ（図示されず）または他の固体電子装置に一体化しても良い。同じまたは異なるコンピュータを、サンプルの適用またはサンプルの連続希釈法を制御するために用い、単一または複数のセンサ片構成における生成された電気的反応同様に両方のサンプル操作を監視する。検出ユニットも電位感受性色素または着色物質であってもよい。
検体検出方法の示唆が重要である。まず、電子及び正孔は検体高分子反応から除かれた場所で半導体素子において再結合するので、検出は高分子検体接触の直接の場所を避けて取られる。この事実は密閉包装の「食物検出」または密閉容器中の血液などの有害の可能性があるサンプルの検出を可能にする。センサの１つの部分は当該物質と接触するが、同時に検体反応新規信号の検出がセンサ片の曝露部分上の中間で生じる。
【００５７】
ペプチド、タンパク質、抗体、酵素、レセプタ、核酸一本鎖、合成結合剤などによって、特異性レベルで認識され得るほとんど如何なる物質でも、素早く、安価に、高感度で、食物、体液、空気、または他のサンプルにおいて検出され安全に定量化され得るということが示される。反応は大変素早く、通常９０秒より短い。製造コストは低く、感度が大変良いことが示されている。
【００５８】
【例１】
この例での分析は、図１の実施例を用いて実行された。粉末の七面鳥肉（５．１１ｇ）が純水（４０ｍｌ）において再懸濁された。懸濁液は渦流され、特定の菌種を検出する背景として用いられた。病原性大腸菌０１５７：Ｈ７に対して固有のセンサ片が以下のように準備された。つや消し面及び光沢面を有するアルミニウムホイル（ダイアモンドホイル、レイノルズ金属社、３００９２、ジョージア州、ノアクロス、ガスリッジコート５５５）が、１ミリリットル毎に１８マイクログラムのおおよその濃度で、大腸菌０１５７：Ｈ７（製品Ｃ６５３１０Ｍ、バイオデザインインターナショナル、アメリカ合衆国０４０７２、メイン州サコ、インダストリアルパークロード６０）に対して特異的な単クローン抗体の水溶液で処理された。溶液はほぼｐＨ５．０であり、酸化アルミニウムの表面と反応するためにタンパク質上でプロトン化カルボン酸の一部分の数を増すようにした。溶液は約２０分間アルミニウムホイルと接触し続け、その後アルミニウムホイルが純水ですすぎ洗いされた。アルミニウムは、次に、塩化ナトリウムとスクロースの濃溶液ですすぎ洗いされ、その後空気乾燥された。この例では、アルミニウムホイルが、基本部分（１２０）、結合剤層（１４０）を形成した単クローン性抗体、及び、パッケージ層（１５０）を成した塩化ナトリウムとスクロース、に対して用いられた。この例では、自然の酸化アルミニウムが化学材料体（１３２）としての機能を果たす。抗体がアルミニウムホイルの光沢面に適用された間、有機半導体が、つや消し側、具体的に言うと結合された結合剤層の場所の反対、に適用された。フタル酸塩含有の市販のマニキュア液（イスラエルのＡ．アター社（Ａ．Ａｔａｒ）からの製品番号５３）が半導体素子（１９８）として用いられた。他の適当なマニキュア液は、オリリー（ＯｒｌｙＲ）ネールカラー（アメリカ合衆国９１３１１−５８５６、カリフォルニア州シャッツタウン、ディアリングアヴェニュ９３０９、オリリーインターナショナル社）である。マニキュア液のフタル酸ジブチル成分が、アルミニウム基本部分から電子を受けとり、第２導電素子（１９７）の金から正孔を受けとることができる有機半導体として作用すると考えられる。マニキュア液は乾燥されて細長い複数の片がおおよそ１ｃｍ×４ｃｍの寸法で切断された。個々の片が、フルーク１８９（Ｆｌｕｋｅ１８９）マルチメータに取り付けられた電極と接触するために曝露されたアルミニウムホイルのマニキュア液を処理した側でエッペンドルフ型チューブ内に部分的に配置された。フルーク１８９マルチメータはデータ収集ソフトウェアを有し、検出ユニット（１７０）に対して用いられた。フルーク１８９マルチメータの金を被覆された黒及び赤のバナナリード線がそれぞれ電極（１６１）と電極（１６０）として用いられた。黒いバナナリード線をマニキュア液を処理した面に接触させ、一方赤のバナナリード線をアルミニウムホイルに直接接触させた。黒いバナナリード線上の金の被覆が第２導電素子（１９７）の機能を果たした。
【００５９】
図２が参照され、それは背景実験として七面鳥水の懸濁液へこのサンプルに従って準備されたセンサ片を曝露する間取られたフルーク１８９の出力の信号の時間グラフである。グラフ（２００）に示されたように、意味のある信号が生成されていない。黒いバナナリード線の金の被覆がポイント（２０２）で半導体に接触したとき、整流された信号電流は負の信号を生じた。６分間という間隔に亘って記録されたうちの最も低い示数は、ポイント（２０４）によって示されたように、−０．０６マイクロアンペアだった。このサンプルは、平板培養及び標準細菌培養によって示され、非対象バクテリアを含み、対象バクテリアである大腸菌０１５７：Ｈ７を含まない。
【００６０】
図３が参照され、それはフルーク１８９マルチメータの出力の信号の時間グラフである。冷凍保存されその後解凍された大腸菌０１５７：Ｈ７で懸濁が急下降した後に、同じ七面鳥水の懸濁液へこのサンプルに従って準備された別のセンサ片を曝露する間、グラフ（３００）が取られた。グラフ（３００）でわかるように、グラフ（２００）（図２）と比べてより強い信号が１分以内に記録された。実験過程で、２５マイクロアンペアを超える信号が、例えばポイント（３０２）及びポイント（３０４）で記録された。この実験に用いられた貯蔵物質の所定の平板培養による計量可能な細菌培養物は、分析された１ミリリットルのサンプルにおいてコロニー形成単位（ｃｆｕの）数が約３０，０００であったということを示す。
【００６１】
電極（１６１）である黒いバナナリード線から金を取り除くことは、信号の損失を生じた。一方、基本部分（１２０）として用いられたアルミニウムホイルと直接接触している電極（１６０）であるバナナリード線から金の被覆を取り除くことは、センサ性能に何らの変化を生じなかった。
電極がマニキュア液と連続して接触しているとき、第２導電素子（１９７）の役割をする電極（１６１）の金めっきをアルミニウムで覆うと実施中の実験の間信号の停止をもたらすことがわかった。アルミニウムの仕事関数は、半導体素子（１９８）として機能するマニキュア液の成分に正孔を搬送するには不適当であると考えられる。さらに、マニキュア液中のニトロセルロースの存在が、第２導電素子（１９７）、即ち電極（１６１）上の金の被覆、と基本部分（１２０）のアルミニウムホイルとの間で直接接触するのを妨げると思われる。
【００６２】
【第２実施例】
図４が参照され、それは本発明の代替実施例に基づいて構成され動作するセンサ検出システム（４００）の概略図である。センサ検出システム（４００）はセンサ検出システム（１００）（図１）と同様であり、同じ素子は３００進めた同じ参照番号を有する。センサ検出システム（４００）では、化学材料体（１３２）、パッケージ層（１５０）、及び第２導電素子（１９７）は省かれている。第２導電素子（４９７）はセンサ片（４２２）と一体であり、位置（４６７）で半導体素子（４９８）と接触する領域を有する。電極（４６１）は、図４の両方向矢印で指示されたように、動作の間、位置（４９９）で第２導電素子（４９７）と接触関係になる。
【００６３】
【例２】
図４の実施例を用いると、導電性ポリマーが基本部分（４２０）として用いられる。一面で、血液関連のウィルス抗原に対する抗体が結合剤層（４４０）を形成するために固定化される。層は、部分的架橋結合及び格子安定化をもたらす希グルタルアルデヒドで暫時処理される。基本部分の反対側で、ポリマー半導体被覆が、半導体素子（４９８）を形成するために第２導電素子（４９７）に用いられる。センサ片（４２２）は、検出ユニット（４７０）として用いられるデジタル電圧計に基づく検出ユニットの２つの電極（４６０、４６１）に接触させられる。電極（４６０、４６１）のうちの１つは、位置（４６５）で基本部分に直接接触し、一方、電極（４６０、４６１）のうちのもう１つは、位置（４６７）で半導体素子（４９８）に接触する。全血（図示せず）の滴下は、センサ片（４２２）上で、結合剤層（４４０）と同じ側に位置づけられる。ウィルス抗原が全血（図示せず）の滴下に現れると、結合剤層（４４０）とのウィルス抗原の反応が検出ユニット（４７０）における示数または指示をもたらす。
【００６４】
【第３実施例】
図５が参照され、それは本発明の代替実施例に基づいて構成され動作するセンサ検出システム（５００）の概略図である。センサ検出システム（５００）は、センサ検出システム（１００）（図１）と同様であり、同じ素子は、４００進めた同じ参照番号を有する。第２導電素子（５９７）はセンサ片（５２２）と一体化され、位置（５６７）で半導体素子（５９８）と接触する領域を有する。電極（５６１）は、位置（５９９）で第２導電素子（５９７）と接触関係にある。半導体素子（５９８）はセンサ片（５２２）の基本部分と直接接触する。
【００６５】
【例３】
この例では、金属ホイルが基本部分（５２０）としての機能を果たす。非導電化学材料体（５３２）がホイルの片面に用いられる。ホイルの化学材料体（５３２）と同じ側に、単一鎖核酸結合剤の溶液に被覆加工したホイルを浸すことによって、結合剤層（５４０）が化学材料体（５３２）の上方に形成される。パッケージ層（５５０）は、センサ片（５２２）を塩化ナトリウムとスクロースの溶液に浸すことによって、結合剤層（５４０）の上方に形成される。検出ユニット（５７０）はデジタル電流計であって、第１電極（５６０）、及び第２電極（５６１）を有し、電極（５６１）は、蒸着層で被覆されてその電極チップでインジウムスズ酸化物の第２導電素子（５９７）を形成する。上記のインジウムスズ酸化物は、半導体素子（５９８）の役割をする有機ポリマーを蒸着される。電極（５６０）は、センサ片（５２２）に、位置（５６５）で直接基本部分で接触させられる。対応するインジウムスズ酸化物及び半導体素子を有する第２電極（５６１）は、位置（５６７）でセンサ片（５２２）に同様に接触させられる。血液の滴下（図示せず）はパッケージ層（５５０）になされ、それは溶解して結合剤層（５４０）を曝露する。検体のＤＮＡ一本鎖が血液中に現れると、電流が閉センサ回路（５２０、５６０、５７０、５６１、５９７、５９８）で生成される。この例では、電極（５６１）は、第２導電素子（５９７）の役割をし、高仕事関数を有する金属であるインジウムスズ酸化物で被覆され、一方、インジウムスズ酸化物を蒸着された有機ポリマーが半導体素子（５９８）の役割をする。
【００６６】
【第４実施例】
図６が参照され、それは本発明の代替実施例に基づいて構成され動作するセンサ検出システム（６００）の概略図である。センサ検出システム（６００）は複数の検体検出のために多重化されたセンサ片を用いる。例えばポリエチレンなどのプラスチックの基板（６０１）が、導電インク線（６２１、６２２）で被覆される。導電インク線（６２１、６２２）のそれぞれの上に、所定の食物病原菌に特異的な独特の抗体の結合剤層（６４１、６４２）が結合され、その結果、２つの検出ユニット（６２５、６３５）を定義する。インク線（６２１、６２２）のそれぞれは検出ユニット（６７０）の２つの独自のリード線（６６１、６６２、６６３、６６４）によって接触させられる。２つの個々の半導体素子（６９８、６９９）が検出ユニット（６７０）の外部に位置し、半導体素子（６９８、６９９）のそれぞれが、第１センサ回路（６７０、６９８、６６２、６２５、６６１）及び第２センサ回路（６７０、６９９、６６４、６３５、６６３）の構成要素を形成する。物理的構成及び構造は異なるが、検出ユニット（６２５、６３５）の動作はセンサ検出システム（１００）（図１）のセンサ片の動作と同様である。
【００６７】
【例４】
液化された食物サンプルが検出ユニット（６２５、６３５）に用いられる。所定の病原性バクテリアの出現が生成された電気信号を生じ、第１センサ回路（６７０、６９８、６６２、６２５、６６１）または第２センサ回路（６７０、６９９、６６４、６３５、６６３）の１つで記録され、どちらの回路でもサンプル中の所定のバクテリア病原体の出現に対して特異的な抗体結合剤と関係する。
【００６８】
【第５実施例】
図７が参照され、それは本発明の代替実施例に基づいて構成されて動作するセンサ検出システム（７００）の概略図である。ガラスの基板（７０１）は、第２導電素子（７２３）を形成するインジウムスズ酸化物の不透明層で被覆される。第２導電素子（７２３）は半導体素子（７９８）を形成するポリマーで部分的に被覆される。基本部分（７２０）は、半導体素子（７９８）と、半導体素子（７９８）によって遮蔽されない第２導電素子（７２３）の一部（７２７）との上部に用いられるアルミニウム金属の被覆によって形成される。結合剤層（７４０）は基本部分（７２０）の上方で固定化される。検体（７５７）を有するサンプルが結合剤層（７４０）に用いられる。検体（７５７）の出現が、基本部分（７２０）のアルミニウムから電子、第２導電素子（７２３）のインジウムスズ酸化物から正孔を生じ、半導体素子（７９８）と一体化してエキシトンを形成する。エキシトンの崩壊は光子（７２９）の発光をもたらし、検体（７５７）の出現を示す。光子（７２９）は、適当な信号処理回路（図示せず）によって適切に増幅され処理される。光子（７２９）の出現及び定量化の両方が、従来の自動データ処理技術を用いて記録される。
【００６９】
第２導電素子（７２３）のインジウムスズ酸化物の仕事関数は、半導体素子（７９８）の仕事関数より高く、半導体素子（７９８）へ正孔を放出するのに適当である。正孔の放出は物理的に接続された検出ユニットがなくても起きる。センサ検出システム（７００）は物理的に接続された検出ユニットまたは関連する電極なしで動作し得る。適当な光学的及び空間的分解能を有する、光電性装置または物質などのリモート検出ユニットによって、検体（７５７）の出現を検出することが可能であり、リモート検出ユニット（７７０）は同時にセンサ検出システム（７００）の多くの事例を監視し得るようになっている。いくつかの実施例では、リモート検出ユニット（７７０）を完全に除外し得る場合に、ユーザが直接視によって光子（７２９）の発光を検出することができる。
【００７０】
いくつかの実施例では、半導体素子（７９８）が多層ＯＬＥＤであり得る。追加の電子移動層及び正孔移動層（図示せず）または他の被覆物の存在によって、検体検出または定量化の間、信号生成効率が大いに高まるだろう。
【００７１】
【第６実施例】
図８が参照され、それは本発明の代替実施例に基づいて構成されて動作するセンサ検出システム（８００）の概略図である。センサ検出システム（８００）はセンサ検出システム（１００）（図１）と同様であり、同じ素子は７００進めた同じ参照番号を有する。センサ片（８２２）は対象検体（８５５）を含むサンプル（８５３）に曝露される。通常、サンプル（８５３）は、流体容器（８５６）内に配置される。検出ユニット（８７０）はセンサ片（８２２）と半導体素子（８９８）とに経路（８７１）経由で接続される。いくつかの実施例では、図８において破線で示された第２電極（８７３）が検出ユニット（８７０）を基本部分（８２０）に接続する場合に、経路（８７１）は電極として実現され得る。
【００７２】
他の実施例では、電極（８７３）が省略される場合に、経路（８７１）は光経路であり、センサ片（８２２）はセンサ片（７２２）（図７）と同様に構成される。サンプル（８５３）及びセンサ片（８２２）は検出ユニット（８７０）から隔たっていて、検出ユニット（８７０）と直接物理的に接触する必要がない。リモート検出機能がセンサ検出システム（８００）の重要な特徴である。リモート検出の実現は、ペプチド、タンパク質、抗体、酵素、レセプタ、核酸単一鎖、合成結合剤などによって特異性レベルで認識され得るほとんどすべての物質が、素早く、安価に、高感度で、食物、体液、空気または他のサンプルにおいて安全に検出され得るということである。リモート検出は、危険な環境または操作者の存在が事実上不可能である場所におけるセンサ検出システム（８００）の有用性も高める。
【００７３】
反応は大変素早く、通常９０秒より短い。製造コストは低く、感度は実際的な検体検出に対して十分に高いことが示されている。
本発明はある程度の詳細さをもって説明されている。しかしながら、技術の分野に精通した人は、様々な変化形及び代替物が以下の請求項の精神及び範囲から乖離することなく実行されるであろうということを躊躇なく認めるだろう。従って、ここで説明された実施例及び例は、本発明に関係する方法及び関連装置の範囲及び精神を制限することが意図されるのを意味しない。
【図面の簡単な説明】
【図１】センサ検出システム（１００）の概略図であって、本発明の好適実施例に基づいて構成されて動作し、基本部分（１２０）、化学材料体（１３２）、結合剤層（１４０）、及びパッケージ層（１５０）から成るセンサ片（１２２）が電極（１６０、１６１）、半導体素子（１９８）、及び検出ユニット（１７０）を有する閉センサ回路を形成することを特徴としている。
【図２】図１に示したシステムを用いた制御実験からのデータのグラフ（２００）であり、結合剤は病原性大腸菌０１５７：Ｈ７の単クローン抗体だった。
【図３】図２に示された実験状況下で実行された実験からのデータのグラフ（３００）であり、対象の検体が出現した。
【図４】センサ検出システム（４００）の概略図であって、本発明の代替実施例に基づいて構成されて動作し、半導体素子（４９８）がセンサ片（４２２）と結びついていることを特徴とする。
【図５】センサ検出システム（５００）の概略図であり、本発明の代替実施例に基づいて構成されて動作し、半導体素子（５９８）が低仕事関数を有する基本部分（５２０）と高仕事関数を有する第２導電素子（５９７）との間に位置することを特徴とする。
【図６】センサ検出システム（６００）の多重化された代替実施例の概略図であり、本発明の代替実施例に基づいて構成されて動作する。
【図７】センサ検出システム（７００）の概略図を示し、本発明の代替実施例に基づいて構成されて動作し、検体反応生成電流がセンサシステムによって生成されたエレクトロルミネッセンスを通して検出される。
【図８】センサシステム（８００）の概略図であり、サンプル（８５３）と接触するセンサ片（８２２）を示す本発明の代替実施例に基づいて構成されて動作する。[0001]
FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to sensors and methods for detecting or quantifying an analyte. More specifically, the present invention directs analyte detection by certain novel electrical reactions with immobilized polymeric binders and analysis of the effects resulting from such reactions.
[0002]
[Description of Related Technology]
Chemical and biological sensors detect or quantify analytes by the force of the reaction between the targeted analyte and a polymeric binder such as an enzyme, receptor, DNA helix, heavy metal chelator, or antibody It is a device that can do. Such sensors are used in many areas of human resources. For example, biological and chemical sensors have potential utility in the diverse fields of blood glucose monitoring for diabetes, detection of pathogens commonly associated with rotten or contaminated food, genetic testing, and environmental testing. I have.
[0003]
Chemical and biological sensors are usually classified based on two characteristics. That is, it is a means of detecting the type of substance utilized as a binding agent and the reaction between the binding agent and one or more targeted analytes. The main classes of biosensors include enzyme (or catalytic) biosensors, immunosensors, and DNA biosensors. Chemical sensors utilize synthetic polymers for the detection of target analytes. Some common detection methods are electron transfer, generation of chromophores or fluorophores, changes in optical or acoustic properties, or changes in electrical properties when an electrical signal is used in a detection system. Based on
[0004]
Enzyme (or catalytic) biosensors utilize one or more enzyme types as polymeric binders and utilize the complementary shape of the selected enzyme and the target analyte. Enzymes are proteins that perform most catalytic functions in ecosystems and are known for their high intrinsic catalytic functions. Depending on the shape and reactivity of a particular enzyme, its catalysis is limited to what is possible with very few substrates. Enzymes are also known for their rates of working at a high rate of 10,000 conversions per second per enzyme molecule. Enzyme biosensors rely on inherent chemical changes related to the enzyme / analyte reaction as a means to determine the appearance of a targeted analyte. For example, an enzyme reacts with an analyte to produce an electron, a stained chromophore, or a change in pH (due to the release of protons) as a result of the catalytic enzyme reaction. Instead, upon reaction with the analyte, the enzyme produces a change in the fluorescent or chemiluminescent signal that can be recorded by a suitable detection system.
[0005]
Immunosensors utilize antibodies as binding agents. Antibodies are molecules of a protein that bind to unique foreign entities, called antigens, that can be associated with a medical condition. The antibodies attach to the antigen, remove it from the host, and / or elicit an immune response. Antibodies are quite unique in the reaction and differ from enzymes. Antibodies can recognize and selectively bind very large tissues, such as single cells. Thus, antibody-based biosensors can identify specific pathogens, such as dangerous bacterial species. Since antibodies do not make contact reactions, special methods are needed to record the moment of reaction between the analyte of interest and the cognitive agent antibody. Mass changes (surface plasmon phenomena, acoustic detection) are often recorded. Other systems rely on a fluorometric probe that provides a signal responsive to the reaction between the antibody and the antigen. Alternatively, an enzyme conjugated to the antibody can be used to provide a signal through the generation of a dye or electron. Enzyme-linked immunosorbent assay (ELISA) is based on such a method.
[0006]
DNA biosensors take advantage of the complementary properties of nucleic acid duplexes and are designed for DNA or RAN sequences that are normally associated with a particular bacterium, virus, or given disease state. Sensors typically use a single strand from double-stranded DNA as a binding agent. The nucleic acid material in a given test sample is denatured and exposed to the binding agent. If the helical structure in the test sample is complementary to the single strand used as the binder, the two will react. The response can be monitored by various means, such as a change in mass at the sensor surface or the appearance of a fluorescent or radioactive signal. An alternative configuration provides for binding of the sample to the sensor and subsequent processing of the labeled nucleic acid at the measurement electrode to allow identification of the sequence.
[0007]
Chemical sensors utilize non-biological macromolecules as binders. The binder exhibits specificity to the analyte targeted by the power of the appropriate chemical functionality of the macromolecule itself. Primary applications include gas monitoring or heavy metal detection. Binding of the analyte changes the conductivity of the sensor surface or results in a change in charge that can be recorded by a suitable field effect transistor (FET). Several synthetic polymers have been successfully used for the selective chelation of heavy metals such as lead.
[0008]
The invention is applicable to all of the binder classes described above.
Known methods for detecting the reaction between an analyte and a binding agent fall into several general categories. That is, the categories are chemistry, optics, acoustics, and electricity. In essence, voltage or power is used on the sensor surface or related media. As the binding event occurs at the sensor surface, a change in the electrical properties of the system occurs. The withdrawal signal is varied as a function of analyte appearance.
[0009]
The prior art most relevant to the present invention involves sensors based on electrical means for analyte detection. There are several classes of sensors that make use of the electrical signals used to determine the appearance of an analyte. Amperometric sensors utilize a redox chemistry in which electrons or electrochemically active species are generated or displaced by analyte appearance. Enzymes that react with the analyte generate electrons that are transported to the appropriate electrode. Instead, amperometric sensors use two or more enzyme active species, one reacting with the analyte and the other producing electrons as a function of the reaction of the first enzyme, a configuration known as a connected enzyme system. Maybe. Glucose oxidase is often used in amperometric biosensors for quantification of glucose for diabetes. Other amperometric sensors utilize the active species electrochemically, the appearance of which alters the voltage used in the system as recorded at a given sensor electrode. Not all detection systems can be used to generate or transfer electrons, and many detection needs cannot be satisfied by amperometry alone. A common amperometric method utilizes the applied voltage and the electrochemical effects of active species on the voltage. An example of an amperometric sensor is described in US Pat. No. 5,593,852 to Heller et al., Which describes glucose that relies on electron transfer provided by oxidoreductase and electrochemically responsive enzyme cofactor species. A sensor is disclosed.
[0010]
An additional class of electrical detection systems includes sensors that primarily utilize changes in the sensor's electrical response as a function of analyte appearance. Some systems pass electrical current through a given medium. If a sample appears, there is a corresponding change in the outgoing electrical signal, and this change indicates that the sample has appeared. In some cases, the binder-analyte complex produces an altered signal. On the other hand, in other systems, the bound analyte itself is the source of the altered electrical reaction. Such sensors are distinguished from current measuring devices in that transfer of electrons to a working electrode is not necessarily required. Sensors based on the use of electrical signals are not universal; they rely on changes in voltage or current as a function of analyte appearance. Not all detection systems can satisfy such needs. An example of this class of sensors is Lewis et al., U.S. Pat. No. 5,698,089, which discloses a chemical sensor that determines analyte detection by a change in a given electrical signal. The binding of analytes to chemical moieties located on the array changes the conductivity of the array location. That is, a particular analyte can be determined by the overall change in conductivity of all of the array locations. The present invention does not rely on arrays or changes in electrical signals given as a function of analyte appearance. The sensor does not require a given electrical or electromagnetic signal.
[0011]
Some other publications that do not fall into the preceding categories should be mentioned in the prior art. Radmacher, Manfred, et al., Science 265: 1577, published September 9, 1994, et al., "Direct Observation of Enzyme Activity with the Atomic Activity with the Atomic Force Microscope." Microscope) noted the presence of amplified spatial variations in the enzyme reacting with the substrate, but did not apply this phenomenon to analyte detection.
[0012]
U.S. Pat. No. 5,620,854 to Holzrichter et al. Proposed the use of macromolecular motion for analyte detection. The disclosed system relies in particular on atomic force or scanning tunneling microscopy for the detection of said movement.
U.S. Pat. No. 5,114,674 to Stanbro et al. Discloses a sensor based on applied electric field interference. The reaction between the analyte of interest and the binding agent alters the interference of the applied electric field.
[0013]
Other prior art voltage-based sensors require the use of semiconductor field-effect transistors and rely on chemically generating or physically trapping charged bacterial species near the sensor surface. This method has found widespread use in the detection of positively charged heavy metals as well as analytes involved in the proton (H +) producing enzyme reaction. Sato et al., 1999, Gastrointestinal Endoscopy 49: 32-38, "Endoscopic Urase Sensor System for Detecting Helicobacter," Endoscopic Urase Sensor System for Detecting Helicobacter pylori on Gastric Mucosa. on Gastric Mucosa) describes a pH-reactive FET for the detection of the enzyme urease, which is associated with pathogenic E. coli H. pylori.
[0014]
Although hundreds of sensors have been described in the patent and scientific literature, the practical commercial use of such sensors remains limited. In particular, virtually every sensor design defined in the prior art has one or more inherent weaknesses. Some lack the sensitivity and / or speed of detection needed to accomplish certain tasks. Other sensors lack long-term stability. Still others are not sufficiently small to be viable commercially or are too expensive to produce. Some sensors have to be pre-treated with salts and / or enzyme cofactors and are inefficient and cumbersome to implement. To date, virtually all sensors are limited in a known manner to determine that contact has occurred between the immobilized binding agent and the analyte of interest. The use of fluorescent or other external sensing electrodes spurs the sensor production requirements and reduces the lifetime of such sensor systems. In addition, the inventor believes that the detection methods normally available for most of the polymeric binders, including enzymes, antibodies, antigens, nucleic acids, receptors, and synthetic binders, have not been disclosed in the prior art.
[0015]
Summary of the Invention
Therefore, providing an improved analyte detection system is a primary objective among several aspects of the present invention, wherein the detection unit is electrically connected to the sensor strip and provides a novel approach in sensor circuitry that responds to analyte appearance. The current can be detected.
[0016]
It is a further object of some of the features of the present invention to describe an electrical circuit including a sensor strip and a semiconductor element for detection and inexpensive analyte detection.
It is a further object of some of the features of the present invention to improve the consistency and ease of using an analyte detection method in a sensor system by including additional conductive elements in the detection circuit.
[0017]
In contrast to the above-cited US Pat. No. 5,593,852, the practice of the present invention does not require the use of external voltages, redox chemistry, or the use of electron generation or transfer. Further, in contrast to some of the disclosures described above, the present invention does not rely on an array or variation of a given electric field or signal as a function of analyte appearance.
The present invention is a continuation of the sensor and method disclosed and incorporated herein by reference as PCT Application No. PCT / US00 / 15400 by the common applicant. The sensor disclosed in PCT application PCT / US00 / 15400 is based on the detection of novel signals and allows for the rapid determination of analyte appearance in the interstitium of complex samples. Structural changes, including contact between electrodes, sensor strips, and the sensor circuit components disclosed herein may be further enhanced by the detection and monitoring of various phenomena, including electrical signals generated in the sensor circuit during an analyte reaction. Improved analyte detection is provided here.
[0018]
As described in the referenced PCT application PCT / US00 / 15400, it discloses a sensor circuit incorporating a base portion or first conductive element and a binder layer associated with the first conductive element. As disclosed in the referenced PCT application, the analyte detection method is very sensitive. With the improvements of the present invention, it is possible to always detect a specific pathogen in the complex cell interstitium in 1-10 cells per milliliter sample within 2 minutes. In general, by measuring a new current in a sensor circuit according to the present invention, analyte appearance can be determined quickly, clearly and with high sensitivity.
[0019]
A sensor strip according to the present invention includes a plurality of identical or unique sensor strips to enhance the detection redundancy and / or diverse analyte detection performance of the system. The components of the composite sensor piece are monitored individually, each component being part of a different sensor circuit.
In the preferred embodiment of the present invention, no power is supplied to the sensor strip. That is, the electric signal is not used for the sensor piece. In another preferred embodiment, the sensor strips will be powered via the use of voltage, current, or other electrical signals to the sensor strips. In some embodiments, multiple sensor strips may be used to detect one or more analytes.
[0020]
Contact with the sensor strip is usually electrically passive in nature and occurs at one or two locations. One of the electrodes serves as an electronic sink or an electrical ground terminal. The electrodes are provided from either conductive or semiconductor materials or a combination thereof. The components of the at least one electrode are selected from materials that can easily provide holes to the semiconductor device. The second conductive element is preferably made of indium tin oxide, gold, or other high work function material, and is in electrical contact with the semiconductor element. The plurality of electrodes are usually coordinated. In a preferred embodiment using electrically passive electrodes in contact with the sensor strip, no electrodes are used to provide external electrical signals to the unpowered sensor strip. The two electrodes corresponding to each sensor strip are prepared from the same or different materials. No electrodes are required in embodiments that produce electroluminescence directly.
[0021]
The detection unit usually contacts the sensor strip at two points through the passive contact of the corresponding coordinating electrodes. The detection unit usually measures a new current or voltage in a closed circuit. The detection unit simultaneously measures one or more types of signals and contacts a plurality of sensor pieces. The current measurement is made directly or by a voltage reading register. The original signal is a new current responsive to the appearance of the analyte, but an indication or other indication is recorded when the generated current results in a value being read as a voltage through a voltmeter register. Furthermore, the detection unit performs further processing of the signal or its components for the purpose of analyte detection and narrowing down determination. In some preferred embodiments, a detection unit is not required because the generated current directly or indirectly provides electroluminescence.
[0022]
The present invention provides a sensor for detecting an analyte, which is a base or first conductive element, a binder layer proximate to the base, a semiconductor element proximate to the base, and electrically contacting the semiconductor element and the base. Including a second semiconductor element. The sensor piece is minimally defined by the base portion and the binder layer, while additional layers, such as semiconductor components or second conductive elements, when they are physically associated with the base portion, the term "sensor strip""include.
[0023]
Features of the sensor include a body of chemical material associated with the base portion and disposed proximate the binder layer.
Furthermore, another feature of the sensor is characterized in that it comprises two co-ordinate leads connecting the sensor piece to the detection unit, at least one of the co-leads being electrically connected to the semiconductor element. .
[0024]
According to still another feature of the sensor, the work function of the semiconductor element is intermediate between the work function of the basic part and the work function of the second conductive element.
According to a further feature of the sensor, the second conductive element is an element consisting of an electrode of the detection unit. The second conductive element is brought into contact with the semiconductor element.
One feature of the sensor includes a package layer located above the binder layer. The package layer dissolves in the medium containing the analyte.
[0025]
According to another characteristic of the sensor, the semiconductor element is an organic compound and is physically associated with the basic part on the first side of the basic part, and the binder layer is immobilized on the second side of the basic part.
According to a further feature of the sensor, the sensor piece comprises a plurality of sensor pieces.
According to another characteristic of the sensor, the semiconductor device is electroluminescent.
[0026]
The present invention provides a method for detecting a given analyte, providing an electrically conductive basic portion, and forming a polymeric binder layer in close proximity to the basic portion so that the polymer has a specific level of specificity. Characterized by being able to react with the specimen of The method further includes disposing a semiconductor device on the base portion, wherein the base portion, the binder layer, and the semiconductor device define a sensor strip, disposing a conductive element proximate the semiconductor device, and including the binder layer. And exposing a predetermined specimen to the electric current, and detecting a current generated in the closed electric circuit. The current is responsive to the appearance of a given analyte. The closed electrical circuit includes at least a basic part, a semiconductor element, and a second conductive element in electrical contact with the semiconductor element and the basic part.
[0027]
Features of the method include bonding the chemical body to the base portion and forming a binder layer proximate the chemical body.
In another feature of the method, the detection is effected by connecting the leads of the detection unit to the sensor piece in a coordinated manner, one of the leads being connected to the semiconductor element.
[0028]
In a further aspect of the method, the connection of the detection unit is made by contacting the electrical leads to the sensor strip and the semiconductor element. The electrical passivation of the leads is maintained during the connection.
In yet another aspect of the method, the conductive element is physically tied to one of the leads prior to connection.
[0029]
In a further aspect of the method, the work function of the conductive element is lower than the work function of the semiconductor element and higher than the work function of the basic part.
According to an additional feature of the method, the semiconductor component is an organic compound and is physically associated with the base at a first side of the base. The binder layer is immobilized on the second face of the basic part.
[0030]
One feature of the method includes disposing a package layer above the binder layer. The package layer dissolves in a medium containing a predetermined analyte.
Yet another feature of the method includes generating optical energy in the closed electrical circuit, wherein the optical energy is detected at a location remote from the sensor strip.
According to another feature of the method, the sensor strip comprises a plurality of sensor strips.
[0031]
The present invention provides a sensor for detecting an analyte through the generated electroluminescence, which comprises a basic part having conductive properties, a binder layer proximate the basic part, an electroluminescent semiconductor element proximate the basic part, and a basic part. A second conductive element electrically connected to the semiconductor element.
According to the characteristics of the sensor, the work function of the semiconductor element is intermediate between the work function of the basic part and the work function of the second conductive element.
[0032]
According to still another feature of the sensor, the second conductive element is optically opaque.
For a better understanding of these and other objects of the present invention, reference should be made to the following detailed description of the invention as an example and to be read in conjunction with the following drawings.
[0033]
[Preferred embodiment]
In the following description, numerous specific details are set forth in order to provide a thorough understanding of the present invention. However, it will be apparent to one skilled in the art that the present invention may be practiced without these specific details. In other instances, well-known circuits and control logic have not been shown in detail in order not to obscure the present invention unnecessarily.
[0034]
[Definition]
Several terms are defined herein to help better understand the present invention.
An "analyte" is a substance that is the object of detection or quantification.
"Work function" is the electronic work function, which is the energy required to transfer electrons from the Fermi level to the vacuum level.
[0035]
A "basic moiety" is a solid or liquid device onto which a macromolecule can be physically or chemically immobilized for the purpose of analyte detection.
A "polymer", "polymer binder", "binder", or "polymeric material" is a natural, mutant, synthetic, or capable of reacting with a given analyte or group of analytes at a specificity level. It can be a semi-synthetic molecule.
[0036]
A “binder layer” is a layer that is adjacent to a base portion and is comprised of one or more binders. The binder layer is composed of one or more types of binder. The adhesive layer further contains molecules other than the binder. A crosslinker is used to tie the individual components of the binder layer together.
"Chemical material body" is a chemical layer that is placed in close proximity to a base portion, either on one or both sides of the base portion. It serves to partially insulate the basic part from direct contact with the binder. Alternatively, it functions as a semiconductor element defined below. The body of chemical may be differentiated by some means on the opposite side of the base, or the layers on a given side of the base may be considered a single body of chemical. Natural oxides play the role of chemical material.
[0037]
"Package layer" is defined as a chemical layer located above a binder layer. The package layer aids in the long term stability of the polymer and the appearance of a sample containing the analyte. The package layer dissolves to allow for a rapid reaction between the analyte and the binder. The package layer plays a role in connection with the charged polymer in the role of the semiconductor device defined below. The above is the case where both sides of the sensor are equally covered with the chemical material, polymer, and package layers.
[0038]
A "sensor strip" is defined as a minimum consisting of a single basic part and its corresponding binder layer. A plurality of polymeric materials, chemical materials, package layers, or other elements are included in the term "sensor strip" when physically associated with the base.
An "electrode" or "lead" is a metal wire, an electrical lead, a connection, an electrical contact, etc., attached to the detection unit at one end and directly or indirectly contacted with the sensor piece at the other end.
[0039]
The terms "generated" and "new" electrical signals are used with respect to electrical technology. Specifically, these terms are meant to exclude the essential redox chemical reactions and electrical phenomena that are directly or indirectly caused by the need to use external electrical or electromagnetic signals to the sensor strip or sample. I have. The generated electrical signal or the new electrical signal in the present invention is the one generated by the sensor circuit as described herein without the need to use the electrical or electromagnetic signal to the sensor strip. Furthermore, there is no oxidative electron transfer between the basic moiety and the binder, analyte, or sample.
[0040]
A "detection unit" is a device or substance that allows one or more electrical signals generated by a sensor circuit to be detected.
"Semiconductor element" refers to a substance of semiconductor nature included in a "sensor circuit" that includes at least one such element and a second conductive element in addition to a basic portion or first conductive element. Semiconductor devices may take the form of a coating, chip, or other form.
[0041]
The “second conductive element” is an electrically conductive substance, is in electrical contact with the semiconductor element, and is distinguished from the basic conductive part. The second conductive element is electrically connected to the basic part directly or through a component of the sensor circuit. When the basic part is a low work function metal, a coating of a high work function metal such as gold or indium tin oxide is desirable for the role of the second conductive element. Alternatively, when the base portion is a high work function metal, the second conductive element may be a low work function metal such as calcium or aluminum.
[0042]
Without being bound by any particular theory, the following discussion is presented to facilitate an understanding of the present invention. The sensor design disclosed herein is based on a novel signal generated in the sensor circuit as a function of analyte appearance. The sensor utilizes a novel method of detecting an analyte, wherein the polymeric binder is first immobilized as a binder layer adjacent to the electrically conductive base. Novel electrical signals, such as current in a circuit containing the basic portion, can be monitored for changes while the polymeric binder is exposed to a sample containing the analyte of interest. In the present invention, the advantages of the particular type of contact of the sensor strip are more fully disclosed. Specifically, a semiconductor element located between the basic portion and the second conductive element is used, so that signal measurement and analyte detection are facilitated. The semiconductor device may be electroluminescent.
[0043]
In various embodiments disclosed herein, component equivalents have the same reference number, differing by multiples of 100.
[0044]
[First embodiment]
Reference is made to FIG. 1, which is a schematic diagram of a sensor detection system (100) constructed and operative in accordance with a preferred embodiment of the present invention. The sensor detection system (100) comprises a sensor strip (122), which is part of a sensor circuit (120, 160, 170, 161, 197, 198), wherein one or more electrical signals are transmitted to the sensor circuit (120, 120). 160, 170, 161, 197, 198) themselves. The external detection unit (170) uses coordinated and electrically passive electrodes (160, 161) to provide contacts between the sensor piece (122) and the detection unit (170). (122). The equipotential passive electrodes (160, 161) of the detection unit (170) contact the sensor piece (122) at the contact (165) and contact the semiconductor element (198) at the contact (167). The electrode (161) is provided on the second conductive element (197) in the form of a gold coating. In FIG. 1, the electrode (161) and the second conductive element (197) are shown in a contactless relationship with the sensor piece (122) for clarity. It is understood that during implementation, the second conductive element (197) contacts the semiconductor element (198), as indicated by the double arrow.
[0045]
The sensor circuit (120, 160, 170, 161, 197, 198) superficially models a metal-semiconductor metal organic light-emitting diode (OLED) having a metal-insulating metal (MIM) or metal-semiconductor metal (MSM) structure. The purpose of the semiconductor device (198) is to help easily capture the signal. The semiconductor device (198) may take the form of a coating, chip, or other form. The presence of at least one semiconductor element (198) between the basic part (120) and the semiconductor element (197) allows the measurement of new electrical signals in the sensor circuit (120, 160, 170, 161, 197, 198). It will be easier. Reaction of the analytes (155, 157) with the binder layer (140) results in a perturbation of the electron cloud at the base (120). The analyte-corresponding electrostatic field advances electrons from the basic portion to the semiconductor element (198) with the accompanying movement of holes from the second conductive element (197) to the semiconductor element (198). Holes and electrons recombine in the semiconductor device (198). In some embodiments, light is generated as described below with reference to FIG. In another embodiment, holes flow through the detection unit (170), allowing for current measurement. Hole movement through the detection unit (170) is the analyte response signal.
[0046]
Generally, a metal having a low work function is desirable for the base portion (120). For the base portion (120), conductive and semiconductive foils, coatings, thin films, inks, and solid pieces are particularly desirable.
The semiconductor element (198) is desirably prepared from an organic compound, and has a work function intermediate between that of the basic part (120) and the second conductive element (197). Examples of suitable semiconductor devices include, but are not limited to, semiconductive coatings, organic polymers, and the like. Although the semiconductor element (198) is shown in FIG. 1 as an identifiable structure for clarity, the semiconductor element may be integrated directly into the detection unit in correspondence with the electrode or sensor strip.
[0047]
The semiconductor elements are directly integrated into the detection unit in correspondence with the electrodes or sensor strips and are shown as identifiable elements in the accompanying drawings for ease of presentation.
In certain applications, the work function for the base portion (120), the semiconductor device (198), and the second conductive element (197) optimally transports the base portion electrons and electrode holes to the semiconductor device (198). To be selected. It is believed that the electrons and holes combine at the semiconductor device (198) to form excitons.
[0048]
The detection unit (170) is configured to control the current generated by the sensor circuit (120, 160, 170, 161, 197, 198) as a function of the analyte reacting with the sensor strip, as disclosed in the further detailed description below. Or measure other electrical signals.
The detection unit (170) also serves to ground the sensor strip (122) prior to measurement so that the stray signal is removed prior to exposing the sample to the sensor strip (122). Such grounding may be through any switched ground electrode (168) or using another contact (not shown) between the detection unit (170) and the sensor strip (122). Grounding is also provided during operation of the sensor detection system (100) to enhance signal quality.
[0049]
The binder layer (140) is located close to the base part (120). The chemical material body (132) is arranged between the base part (120) and the binder layer (140). A self-assembled monolayer is particularly desirable to serve the chemical body (132). Typically, the chemical body (132) is a self-assembled monolayer ("SAM") formed in close proximity to the base portion, with the binder layer (140) disposed above the SAM. For the purposes of the present invention, "proximity" with respect to the location of the binder layer (140) relative to the base part, as defined above, is the sensor circuit (120, 160, 170, 161, 197, 198). Is defined as a distance at which a new electrical signal can be generated in a sample reaction.
[0050]
The optional package layer (150) is shown on the left side of FIG. 1 and is a layer of a water-soluble chemical deposited above the immobilized polymer of the binder layer (140). The package layer 150 is deposited by a soaking method or a spraying method. The package layer (150) serves to stabilize the binder layer (140) during long-term storage. In the absence of a package layer, oil and dust accumulate on the hydrophilic binder layer (140), hindering the quick operation of the sensor system. Salts such as glucose and sodium chloride are commonly used for the package layer to ensure dissolution in the water-soluble sample and to ensure that the binder between the polymeric binder in the binder layer (140) and the analyte (157). Facilitates direct reactions. Other chemistries may be selected for use in the package layer. Water soluble polymers, sugars, salts, organic compounds, and inorganic compounds are all compatible for use in preparing the package layer (150).
[0051]
As shown on the left side of FIG. 1, a free analyte (155) is placed close to the package layer (150) prior to dissolution. When the package layer (150) dissolves, the macromolecules incorporated in the binder layer (140) are free and react immediately with the analyte (157), as shown on the right side of FIG. The analyte (157) reacting with the binder layer (140) after dissolution of the package layer (150) is shown on the right side of FIG. Specimens (155, 157) are part of any of the following categories and are listed here endlessly. That is, cells, organic compounds, antibodies, antigens, virus particles, pathogenic bacteria, metals, complex salts, ions, spores, yeast, mold, cell metabolites, enzyme inhibitors, receptor ligands, substances acting on the nervous system, peptides, proteins, Examples include fatty acids, steroids, hormones, anesthetics, synthetic molecules, drugs, enzymes, nucleic acid single-stranded polymers, or nucleic acid double-stranded polymers. The analyte (155) may appear as a solid, liquid, gas or aerosol. Specimen (155) can also be a group of different specimens. That is, a collection of different molecules, macromolecules, ions, organic compounds, viruses, spores, cells, and the like that are to be detected or quantified. Some of the analytes (157) physically react with the sensor strip (122) after dissolution of the package layer (150) and the electrical signals generated in the sensor circuit (120, 160, 170, 161, 197, 198) Bring an increase. The contact of the electrodes (160, 161) with the sensor piece (122) and the semiconductor (198) allows the measurement of such new electrical signals in response to the appearance of the analyte. Prior to or during the measurement of the electrical signal generated by the detection unit (170), no voltage or other electrical signal need be used on the sensor strip (122). In some embodiments, such an external signal is used when the generated electrical signal of the sensor system responsive to the appearance of the analyte alters the outflow signal.
[0052]
Examples of suitable polymeric binders for use as the binder layer (140) include, but are not limited to: That is, an enzyme that recognizes a substrate and an inhibitor, an antibody that binds an antigen, an antigen that recognizes a target antibody, a receptor that binds a ligand, a ligand that binds a receptor, a DNA-DNA duplex, an RNA-RNA duplex, Or a nucleic acid single-stranded polymer that can bind to form a DNA-RNA duplex, and a synthetic molecule that reacts with the analyte of interest. The present invention can utilize enzymes, peptides, proteins, antibodies, antigens, catalytic antibodies, fatty acids, receptors, receptor ligands, and nucleic acid helical structures, as well as synthetic macromolecules in the role of binder layer (140). Natural, synthetic, semi-synthetic, over-expressed and genetically engineered macromolecules are used as binders. The binder layer (140) forms a single layer, multiple layers, or a mixed layer of a binder with several different binders or other chemicals (not shown). A single layer of a mixed binder is also used (not shown). The binder of the binder layer (140) is cross-linked together with glutaraldehyde or other chemical cross-linking agents.
[0053]
The polymeric components of the binder layer (140) are not limited in type or number. Enzymes, peptides, receptors, receptor ligands, antibodies, catalytic antibodies, antigens, cells, fatty acids, synthetic molecules, and nucleic acids can be considered as polymer binders in the present invention. The sensor detection system (100) is used for detecting various classes of analytes. This is because the sensor detection system (100) relies on the following properties shared by substantially all applications according to the present invention and embodiments of the sensor detection system. That is,
(1) The macromolecule selected as the binder is a very unique material that is designed to bind only to the selected analyte or group of analytes,
(2) the specimen has a corresponding electrostatic field,
(3) The binding of the analyte electrostatically induces electrons from the conductive basic portion to the semiconductor element,
(4) The resulting positive charge in the base part and the second conductive element results in hole transport to the semiconductor element and analyte related current.
[0054]
The wide range of generally available features of the sensor detection system (100) is maintained during the formation of the binder layer (140) in proximity to the base portion (120). This is because the formation of the binder layer (140) can be effected either by intrinsic covalent bonds or by general physical absorption. It should be emphasized that changes in new signals associated with analyte emergence do not depend on specific enzyme chemistry, optical effects, fluorescence, chemiluminescence, redox phenomena, or applied electrical signals. . In addition, there is no reference electrode and the two detection unit electrodes are usually at the same level prior to measuring the signal generated by the sensor circuit. These features are important advantages of the present invention. Further, during operation of the sensor detection system (100), a current is actually generated and the generated electricity is used in a dye-base analyte detection system that does not require the use of a detection unit. Excitons generated by hole-electron coupling in the semiconductor device (198) can generate light visible to the human naked eye. The semiconductor device (198) is an organic luminescent material.
[0055]
The detection unit (170) is a device or substance that can detect one or more new signals in the sensor circuit as a result of exposing the sensor strip to a sample containing the analyte (155). Examples of such signals include, but are not limited to: That is, current, magnetic field strength, induced electromotive force, voltage, light, impedance, signal sign, frequency component or noise characteristic of a predetermined electric signal propagated to the sensor piece at the first position and received at the second position. ). While the detection unit (170) is a digital electrical measurement device, it also has additional functions, including but not limited to: That is, grounding of sensor pieces, data accumulation, data transfer, data processing, alarm signals, command / control functions, and process control. The detection unit is contacted through a “lead” and is implemented as an electrode on one or more sensor strips. The detection unit (170) is a digital voltmeter. In any case, the new signal forms a reading or indication in the detection unit (170). In some embodiments, the new signal is an electrical voltage or current, and the reading or indication may be a voltage value measured across an internal register of the detection unit (170).
[0056]
The basic reading in the detection unit (170) is determined from a sample without the analyte or analytes of interest or by grounding the sensor strip (122) prior to exposing the sample in the manner disclosed above.
The specific design of the detection unit (170) depends on what quantity or quantities are observed, for example, current, magnetic flux, frequency, impedance, etc. The detection unit may be integrated into a computer (not shown) or other solid state electronic device for easier signal processing and data storage. The same or a different computer is used to control the application of the sample or the serial dilution of the sample, monitoring both the sample operation as well as the electrical response generated in a single or multiple sensor strip configuration. The detection unit may also be a voltage sensitive dye or colored substance.
It is important to suggest a sample detection method. First, since electrons and holes recombine in the semiconductor device where they have been removed from the analyte polymer reaction, detection is taken to avoid direct sites of polymer analyte contact. This fact allows for the detection of potentially harmful samples such as blood in closed containers or "food detection" in closed containers. One part of the sensor comes into contact with the substance, while at the same time the detection of a new analyte reaction signal occurs intermediate on the exposed part of the sensor strip.
[0057]
Almost any substance that can be recognized at the specificity level by peptides, proteins, antibodies, enzymes, receptors, nucleic acid single strands, synthetic binders, etc., is fast, inexpensive, sensitive, and can be used in food, body fluids, air or other Can be detected and safely quantified in samples of The reaction is very fast, usually less than 90 seconds. The manufacturing cost is low and the sensitivity has been shown to be very good.
[0058]
[Example 1]
The analysis in this example was performed using the example of FIG. Powdered turkey (5.11 g) was resuspended in pure water (40 ml). The suspension was swirled and used as a background to detect specific bacterial species. A unique sensor strip for pathogenic E. coli 0157: H7 was prepared as follows. Aluminum foil with a matte and glossy surface (Diamond Foil, Reynolds Metal Company, 30092, Gas Ridgecoat 555, Norcross, Georgia) at an approximate concentration of 18 micrograms per milliliter of E. coli 0157: H7 (product C65310M, Biodesign International, Industrial Park Road 60, Saco, Maine, 04072, USA). The solution was approximately pH 5.0, and was made to increase the number of a portion of the protonated carboxylic acid on the protein to react with the surface of the aluminum oxide. The solution remained in contact with the aluminum foil for about 20 minutes, after which the aluminum foil was rinsed with pure water. The aluminum was then rinsed with a concentrated solution of sodium chloride and sucrose and then air dried. In this example, aluminum foil was used for the base portion (120), the monoclonal antibody forming the binder layer (140), and the sodium chloride and sucrose forming the package layer (150). In this example, natural aluminum oxide serves as the chemical body (132). While the antibody was applied to the glossy side of the aluminum foil, the organic semiconductor was applied to the matte side, specifically opposite the location of the bound binder layer. A commercially available nail varnish containing phthalate (product number 53 from A. Atar, Israel) was used as the semiconductor device (198). Another suitable nail polish is Orly® Nail Color (Orly International, Inc., 9309 Deering Avenue 9309, Schatztown, Calif., USA). It is considered that the dibutyl phthalate component of the nail polish acts as an organic semiconductor capable of receiving electrons from the basic aluminum portion and receiving holes from the gold of the second conductive element (197). The nail polish was dried and a plurality of elongated pieces cut into dimensions of approximately 1 cm × 4 cm. Individual pieces were partially placed in eppendorf-type tubes on the treated side of the aluminum foil nail varnish exposed to contact the electrodes attached to a Fluke 189 multimeter. The Fluke 189 multimeter had data acquisition software and was used for the detection unit (170). Fluke 189 multimeter gold-coated black and red banana leads were used as electrodes (161) and electrodes (160), respectively. A black banana lead was brought into contact with the nail polish treated surface, while a red banana lead was brought into direct contact with the aluminum foil. The gold coating on the black banana lead served the function of the second conductive element (197).
[0059]
Reference is made to FIG. 2, which is a time graph of the signal at the output of Fluke 189 taken during exposure of a sensor strip prepared according to this sample to a suspension of turkey water as a background experiment. As shown in graph (200), no meaningful signal has been generated. The rectified signal current resulted in a negative signal when the black banana lead gold coating contacted the semiconductor at point (202). The lowest reading recorded over the 6 minute interval was -0.06 microamps, as indicated by point (204). This sample is shown by plating and standard bacterial culture and contains non-target bacteria and no target bacteria, E. coli 0157: H7.
[0060]
Reference is made to FIG. 3, which is a time graph of the signal at the output of the Fluke 189 multimeter. Graph (300) is taken while exposing another sensor strip prepared according to this sample to the same turkey water suspension after the suspension has been plunged in cryopreserved and then thawed E. coli 0157: H7. Was. As can be seen in graph (300), a stronger signal was recorded within one minute compared to graph (200) (FIG. 2). During the course of the experiment, signals in excess of 25 microamps were recorded, for example, at point (302) and point (304). The quantified bacterial culture from the given plating of the stock material used in this experiment indicates that the number of colony forming units (of cfu) in the 1 milliliter sample analyzed was approximately 30,000. .
[0061]
Removing gold from the black banana lead, which is the electrode (161), resulted in a loss of signal. On the other hand, removing the gold coating from the banana lead, which is the electrode (160) in direct contact with the aluminum foil used as the base (120), did not cause any change in sensor performance.
When the electrode is in continuous contact with the nail polish, covering the gold plating of the electrode (161), which serves as the second conductive element (197), with aluminum can result in a signal stop during the experiment being performed. all right. The work function of aluminum is considered to be unsuitable for transporting holes to the components of the nail polish that function as semiconductor elements (198). Furthermore, the presence of nitrocellulose in the nail varnish prevents direct contact between the second conductive element (197), the gold coating on the electrode (161), and the aluminum foil of the base part (120). I think that the.
[0062]
[Second embodiment]
Reference is made to FIG. 4, which is a schematic diagram of a sensor detection system (400) constructed and operative in accordance with an alternative embodiment of the present invention. The sensor detection system (400) is similar to the sensor detection system (100) (FIG. 1), with the same elements having the same reference number advanced by 300. In the sensor detection system (400), the chemical material (132), the package layer (150), and the second conductive element (197) are omitted. The second conductive element (497) is integral with the sensor strip (422) and has an area at a location (467) that contacts the semiconductor element (498). The electrode (461) is in contact with the second conductive element (497) at position (499) during operation, as indicated by the double arrow in FIG.
[0063]
[Example 2]
Using the embodiment of FIG. 4, a conductive polymer is used as the base (420). In one aspect, antibodies to blood-related viral antigens are immobilized to form a binder layer (440). The layer is temporarily treated with dilute glutaraldehyde which provides partial cross-linking and lattice stabilization. On the opposite side of the base, a polymer semiconductor coating is used on the second conductive element (497) to form a semiconductor element (498). The sensor strip (422) is brought into contact with two electrodes (460, 461) of a detection unit based on a digital voltmeter used as the detection unit (470). One of the electrodes (460, 461) directly contacts the base at location (465), while the other of the electrodes (460, 461) has a semiconductor device (498) at location (467). ). A drop of whole blood (not shown) is located on the sensor piece (422) on the same side as the binder layer (440). When viral antigens appear in a drop of whole blood (not shown), reaction of the viral antigens with the binder layer (440) results in a reading or indication in the detection unit (470).
[0064]
[Third embodiment]
Reference is made to FIG. 5, which is a schematic diagram of a sensor detection system (500) constructed and operative in accordance with an alternative embodiment of the present invention. The sensor detection system (500) is similar to the sensor detection system (100) (FIG. 1), with the same elements having the same reference numbers advanced by 400. The second conductive element (597) is integrated with the sensor piece (522) and has an area that contacts the semiconductor element (598) at the position (567). Electrode (561) is in contact with second conductive element (597) at location (599). The semiconductor element (598) is in direct contact with the basic part of the sensor piece (522).
[0065]
[Example 3]
In this example, a metal foil serves as the basic part (520). A non-conductive chemical body (532) is used on one side of the foil. A binder layer (540) is formed above the chemical body (532) by dipping the coated foil in a solution of a single-stranded nucleic acid binder on the same side of the foil as the chemical body (532). . The package layer (550) is formed above the binder layer (540) by dipping the sensor strip (522) in a solution of sodium chloride and sucrose. The detection unit (570) is a digital ammeter and has a first electrode (560) and a second electrode (561), and the electrode (561) is coated with a deposition layer and has an indium tin oxide at its electrode tip. An object second conductive element (597) is formed. The indium tin oxide is deposited with an organic polymer serving as a semiconductor device (598). The electrode (560) is brought into contact with the sensor piece (522) directly at the location (565) in the basic part. A second electrode (561) having a corresponding indium tin oxide and semiconductor element is similarly brought into contact with the sensor strip (522) at a location (567). A drop of blood (not shown) is made in the package layer (550), which dissolves and exposes the binder layer (540). When a single DNA strand of the specimen appears in the blood, an electric current is generated in the closed sensor circuit (520, 560, 570, 561, 597, 598). In this example, the electrode (561) serves as the second conductive element (597) and is coated with indium tin oxide, a metal having a high work function, while the organic polymer is coated with indium tin oxide. Serves as a semiconductor element (598).
[0066]
[Fourth embodiment]
Reference is made to FIG. 6, which is a schematic diagram of a sensor detection system (600) constructed and operative in accordance with an alternative embodiment of the present invention. The sensor detection system (600) uses multiplexed sensor strips for multiple analyte detection. A substrate (601) made of a plastic such as polyethylene is coated with the conductive ink lines (621, 622). Above each of the conductive ink lines (621, 622), a binder layer (641, 642) of a unique antibody specific to a given food pathogen is bound, so that the two detection units (625, 635). Is defined. Each of the ink lines (621, 622) is contacted by two unique leads (661, 662, 663, 664) of the detection unit (670). Two individual semiconductor elements (698, 699) are located outside of the detection unit (670), each of the semiconductor elements (698, 699) being a first sensor circuit (670, 698, 662, 625, 661) and Form the components of the second sensor circuit (670, 699, 664, 635, 663). Although the physical configuration and structure are different, the operation of the detection units (625, 635) is similar to the operation of the sensor pieces of the sensor detection system (100) (FIG. 1).
[0067]
[Example 4]
The liquefied food sample is used for the detection unit (625, 635). The appearance of a given pathogenic bacterium produces a generated electrical signal, one of the first sensor circuit (670, 698, 662, 625, 661) or one of the second sensor circuits (670, 699, 664, 635, 663). And both circuits involve antibody binders specific for the appearance of a given bacterial pathogen in the sample.
[0068]
[Fifth embodiment]
Reference is made to FIG. 7, which is a schematic diagram of a sensor detection system (700) constructed and operative in accordance with an alternative embodiment of the present invention. The glass substrate (701) is covered with an opaque layer of indium tin oxide forming the second conductive element (723). The second conductive element (723) is partially coated with a polymer forming the semiconductor element (798). The base part (720) is formed by an aluminum metal coating used on top of the semiconductor element (798) and a part (727) of the second conductive element (723) that is not shielded by the semiconductor element (798). The binder layer (740) is immobilized above the base part (720). A sample having an analyte (757) is used for the binder layer (740). The appearance of the analyte (757) produces electrons from aluminum in the base portion (720) and holes from indium tin oxide in the second conductive element (723), and forms excitons with the semiconductor element (798). Exciton decay results in the emission of photons (729), indicating the appearance of analyte (757). The photons (729) are properly amplified and processed by a suitable signal processing circuit (not shown). Both the appearance and quantification of photons (729) are recorded using conventional automated data processing techniques.
[0069]
The work function of indium tin oxide of the second conductive element (723) is higher than the work function of the semiconductor element (798) and is suitable for emitting holes to the semiconductor element (798). Hole emission occurs without a physically connected detection unit. The sensor detection system (700) may operate without a physically connected detection unit or associated electrodes. The appearance of the analyte (757) can be detected by a remote detection unit, such as a photo-sensitive device or substance, having appropriate optical and spatial resolution, and the remote detection unit (770) can simultaneously detect the sensor detection system ( 700) can be monitored. In some embodiments, the user can directly detect the emission of the photons (729) if the remote detection unit (770) can be completely omitted.
[0070]
In some embodiments, the semiconductor device (798) may be a multilayer OLED. The presence of additional electron and hole transport layers (not shown) or other coatings will greatly increase the efficiency of signal generation during analyte detection or quantification.
[0071]
[Sixth embodiment]
Reference is made to FIG. 8, which is a schematic diagram of a sensor detection system (800) constructed and operative in accordance with an alternative embodiment of the present invention. The sensor detection system (800) is similar to the sensor detection system (100) (FIG. 1), with the same elements having the same reference number advanced by 700. The sensor strip (822) is exposed to a sample (853) containing the analyte of interest (855). Typically, the sample (853) is located in a fluid container (856). The detection unit (870) is connected to the sensor piece (822) and the semiconductor element (898) via the path (871). In some embodiments, the path (871) may be implemented as an electrode if the second electrode (873), shown in dashed lines in FIG. 8, connects the detection unit (870) to the base part (820).
[0072]
In another embodiment, when the electrode (873) is omitted, the path (871) is an optical path, and the sensor piece (822) is configured similarly to the sensor piece (722) (FIG. 7). The sample (853) and the sensor strip (822) are separated from the detection unit (870) and do not need to be in direct physical contact with the detection unit (870). Remote detection is an important feature of the sensor detection system (800). Realization of remote detection means that virtually any substance that can be recognized at the specificity level by peptides, proteins, antibodies, enzymes, receptors, nucleic acid single strands, synthetic binders, etc., is fast, inexpensive, sensitive, food, That is, it can be safely detected in body fluids, air or other samples. Remote detection also enhances the utility of the sensor detection system (800) in hazardous environments or locations where the presence of an operator is virtually impossible.
[0073]
The reaction is very fast, usually less than 90 seconds. Manufacturing costs are low and sensitivity has been shown to be high enough for practical analyte detection.
The invention has been described in some detail. However, one of ordinary skill in the art would hesitate to recognize that various modifications and alternatives would be implemented without departing from the spirit and scope of the following claims. Therefore, the embodiments and examples described herein are not meant to limit the scope and spirit of the methods and associated devices related to the present invention.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram of a sensor detection system (100), constructed and operative in accordance with a preferred embodiment of the present invention, comprising a base portion (120), a chemical material body (132), and a binder layer (140). ) And a sensor layer (122) comprising a package layer (150) form a closed sensor circuit having electrodes (160, 161), a semiconductor element (198) and a detection unit (170).
FIG. 2 is a graph (200) of data from a control experiment using the system shown in FIG. 1, wherein the binder was a monoclonal antibody of pathogenic E. coli 0157: H7.
FIG. 3 is a graph (300) of data from an experiment performed under the experimental conditions shown in FIG. 2, where a target analyte appeared.
FIG. 4 is a schematic diagram of a sensor detection system (400) configured and operative in accordance with an alternative embodiment of the present invention, wherein a semiconductor element (498) is associated with a sensor strip (422). And
FIG. 5 is a schematic diagram of a sensor detection system (500), constructed and operative in accordance with an alternative embodiment of the present invention, wherein the semiconductor device (598) has a basic part (520) with a low work function and a high work And a second conductive element having a function.
FIG. 6 is a schematic diagram of a multiplexed alternative embodiment of a sensor detection system (600) configured and operative in accordance with an alternative embodiment of the present invention.
FIG. 7 shows a schematic diagram of a sensor detection system (700), constructed and operative in accordance with an alternative embodiment of the present invention, wherein an analyte response generated current is detected through electroluminescence generated by the sensor system.
FIG. 8 is a schematic diagram of a sensor system (800) configured and operative in accordance with an alternative embodiment of the present invention showing a sensor strip (822) in contact with a sample (853).

Claims

A sensor for detecting a sample,
A basic part having conductive properties to define the first conductive element;
A semiconductor layer adjacent to the binder layer and the basic portion adjacent to the basic portion;
A sensor, comprising: the semiconductor element and a second conductive element that is in electrical contact with the first conductive element, wherein the base portion and the binder layer define a sensor strip.

The sensor of claim 1 further comprising an entity disposed between the base portion and the binder layer and bonded to the base portion.

3. The semiconductor device according to claim 1, further comprising two equal lead wires connecting the sensor piece to a detection unit, wherein at least one of the equal lead wires is electrically connected to the semiconductor element. The sensor according to any one of the above.

The sensor according to claim 1, wherein a work function of the second conductive element is smaller than a work function of the semiconductor element and larger than a work function of the basic part.

The said 2nd conductive element is an element which consists of an electrode connected to the detection unit, and is contacted with the said semiconductor element, The said semiconductor element is an element which consists of the said sensor piece, The said 1st thru | or 5. The sensor according to any one of 4.

The sensor according to any one of claims 1 to 5, further comprising a package layer disposed above the binder layer and dissolvable in a medium containing the analyte.

The semiconductor device is an organic compound, and is physically connected to the basic portion on a first surface of the basic portion, and the binder layer is fixed on a second surface of the basic portion. 6. The sensor according to any one of 1 to 5.

The sensor according to claim 1, wherein the sensor piece includes a plurality of sensor pieces.

The sensor according to any one of claims 1 to 5, wherein the semiconductor element is electroluminescence.

A method for detecting a predetermined specimen,
Providing an electrically conductive base portion defining a first conductive element;
Forming a polymeric binder layer in close proximity to the base portion, wherein the polymer is capable of reacting with the predetermined analyte at a specificity level,
Disposing a semiconductor element proximate to the base part, wherein the base part, the binder layer, and the semiconductor element define a sensor strip; and
Exposing the predetermined analyte to the binder layer;
Detecting a current generated in the closed electrical circuit, wherein the current is responsive to the appearance of the predetermined analyte, and wherein the closed electrical circuit is in electrical contact with the basic portion, the semiconductor element, and the semiconductor element; Comprising two conductive elements;
Consisting of:

Bonding a body of chemical material to the base part;
Forming the binder layer in proximity to the body of chemical material;
The method of claim 10, further comprising:

12. The method according to claim 10, wherein the detecting step is performed by connecting a lead wire of a detecting unit to the sensor piece, and one of the lead wires is connected to the semiconductor element. The described method.

13. The method as claimed in claim 12, wherein the step of connecting the detection unit is performed by contacting an electrode with the sensor piece and the semiconductor element, and electrical passivation of the electrode is maintained during the connection step. The described method.

14. The method of claim 13, wherein the second conductive element is physically associated with one of the electrodes prior to performing the connecting step.

The method according to claim 10, wherein a work function of the conductive element is smaller than a work function of the semiconductor element and larger than a work function of the basic part.

The semiconductor device is an organic compound, and is physically connected to the basic portion on a first surface of the basic portion, and the binder layer is fixed on a second surface of the basic portion. Item 12. The method according to any one of Items 10 and 11.

12. The method according to claim 10, further comprising the step of disposing a package layer dissolvable in a medium containing the predetermined analyte above the binder layer.

The method according to claim 10, further comprising generating optical energy in the closed electrical circuit.

The method of claim 18, wherein the detecting step comprises detecting the optical energy.

The method of claim 19, wherein the optical energy is detected remotely from the sensor strip.

The method of claim 10, wherein the sensor strip comprises a plurality of sensor strips.

A sensor for detecting an analyte through the generated electroluminescence,
Said electrically conductive base portion defining a first conductive element;
A binder layer proximate to the base portion;
An electroluminescent semiconductor element close to the basic part;
A second conductive element that is electrically contacted with the basic part and the semiconductor element;
Including a sensor.

23. The sensor according to claim 22, wherein a work function of the second conductive element is smaller than a work function of the semiconductor element and larger than a work function of the basic part.

23. The sensor according to claim 22, wherein the second conductive element is optically opaque.