JP2017219327A - 生体分子計測装置 - Google Patents

Abstract

【課題】チャンバ間のクロストークの影響を低減することができる生体分子計測装置を提供する。
【解決手段】生体分子を計測する生体分子計測装置であって、薄膜を介して第１チャンバ１０２および第２チャンバ１０３と接続された基準チャンバ１０１、前記基準チャンバ１０１が収容する溶液に対して電圧を印加する基準電極１０４、第１電極１０６と第２電極１０７に対して電圧を供給する電圧印加部を備え、前記薄膜は、前記基準チャンバ１０１と前記第１チャンバ１０２を連通させる第１穴、前記基準チャンバと前記第２チャンバを連通させる第２穴を備え、前記電圧印加部は、前記第１電極１０６と前記第２電極１０７に対して、互いに異なる変調を施した電圧を供給することを特徴とする生体分子計測装置。
【選択図】図１

Description

本発明は、生体分子計測装置に関する。

近年、薄膜上に形成したナノメートルスケールの微細孔（以下ナノポア）をセンサとして用いた生体分子計測装置が注目されている。下記特許文献１は、ナノポアの両脇に電極を付け、ナノポア内のＤＮＡ（ｄｅｏｘｙｒｉｂｏｎｕｃｌｅｉｃ ａｃｉｄ）分子に流れるトンネル電流を計測することにより塩基の種類を特定する技術を記載している。同文献記載の技術は、従来の蛍光方式のＤＮＡシーケンサと比較すると、高価な蛍光試薬が不要であり、シーケンスに際してＤＮＡの伸長反応が不要なので伸長反応に起因するエラーが生じにくい。したがって、ＤＮＡの塩基配列を低コスト、高精度、長リードで決定する新型のＤＮＡシーケンサとして有望視されている。測定対象の分子はＤＮＡに限らず、ＲＮＡ（ｒｉｂｏｎｕｃｌｅｉｃ ａｃｉｄ）はもちろん、ナノポアの径などを適切に選べばタンパク質などの生体高分子を評価することもできる。

ナノポア方式のＤＮＡシーケンサは、ナノポアを集積化し、各ナノポアにおける封鎖電流を同時計測することにより、塩基解読の速度(スループット)を向上することができる。しかしながら、ナノポアは開発の歴史が浅く、２０１５年時点における並列度は高々５００程度である。これは従来の蛍光方式ＤＮＡシーケンサの数１０億には遠く及ばず、スループットも２桁以上遅い。したがって、今後はさらに集積化が進んでスループットを向上していくと予想される。

特開２００５−２５７６８７号公報

ナノポアを用いる生体分子計測装置において、ナノポアの集積度を上げると、ナノポアの封鎖電流信号が隣接するナノポアに回り込み（クロストーク）、測定精度を悪化させる懸念がある。特にスループットを向上するためにナノポア間の距離を縮めると、ナノポア間のインピーダンスが低下するので、クロストークがより顕著になる恐れがある。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、チャンバ間のクロストークの影響を低減することができる生体分子計測装置を提供することを目的とする。

本発明に係る生体分子計測装置は、各チャンバが備える電極に対して、互いに異なる変調を施した電圧を供給する。

本発明に係る生体分子計測装置によれば、集積度が増大してもクロストークの影響を低減することができる。

実施形態１に係る生体分子計測装置の構成図である。 封鎖電流を測定する方法を説明する図である。 ｃｈ２において封鎖電流が１００ｕｓでΔＩ_２だけ変化したとき、寄生容量Ｃｉを介してｃｈ１に漏れ込むクロストーク量Ｉ_ＸＴをシミュレーションにより評価した結果を示す。 図１の等価回路図である。 １ｃｈ分の電圧源１１６と電流計１１４の具体的な構成例である。 各信号の波形図である。 フィルタ回路４０３としてロックインアンプを用いた例である。 実施形態１の変形例である。 実施形態１の変形例である。 実施形態２に係る生体分子計測装置の構成図である。 実施形態２の変形例である。 実施形態３に係る生体分子計測装置の構成図である。 演算装置４０５が寄生容量を求める手順を示す図である。 実施形態４に係る生体分子計測装置における、バイアス電圧の印加タイミングを説明する波形図である。 実施形態４における１ｃｈ分の電圧源１１６と電流計１１４の構成例である。 実施形態５に係る生体分子計測装置の構成図である。 実施形態６に係る生体分子計測装置の構成図である。 ｃｈ１１、ｃｈ２１、ｃｈ２２のバイアス電圧の波形例である。

＜実施の形態１＞
図１は、本発明の実施形態１に係る生体分子計測装置の構成図である。本実施形態１に係る生体分子計測装置は、基準チャンバ１０１、第１チャンバ１０２、第２チャンバ１０３、ナノポアチップ１０８を備える。基準チャンバ１０１は、隔壁１２０〜１２１とナノポアチップ１０８によって囲まれている。第１チャンバ１０２は、隔壁１２３〜１２４とナノポアチップ１０８によって囲まれている。第２チャンバ１０３は、隔壁１２２および１２４とナノポアチップ１０８によって囲まれている。各チャンバは電解質溶液１０５で満たされている。

基準チャンバ１０１は基準電極１０４を有し、第１チャンバ１０２は第１電極１０６を有し、第２チャンバ１０３は第２電極１０７を有する。各電極は電解質溶液１０５に浸されている。

ナノポアチップ１０８上にはメンブレン１０９が形成され、さらにメンブレン１０９にナノポア１１０が開孔されている。図１の左側のナノポア１１０によって基準チャンバ１０１と第１チャンバ１０２との間が連通し、右側のナノポア１１０によって基準チャンバ１０１と第２チャンバ１０３との間が連通する。メンブレン１０９は非常に薄く、測定対象の生体分子試料に応じて例えばサブｎｍから数１０ｎｍの厚みを持つ。ナノポア１１０の径は測定対象に依存するが、一本鎖のＤＮＡを読む場合はおよそ１ｎｍ〜５ｎｍ程度の範囲であることが望ましい。およそ１ｎｍより小さいと一本鎖ＤＮＡが通過できず、５ｎｍより大きいと塩基種の違いに応じた封鎖電流の変化量が小さくなり、識別精度が悪化するからである。

第１電極１０６には、電流計１１４と電圧源１１６が接続されている。第２電極１０７には、電流計１１５と電圧源１１７が接続されている。これら電流計と電圧源の詳細については後述する。

図２は、封鎖電流を測定する方法を説明する図である。まず基準チャンバ１０１に測定対象のＤＮＡサンプルを投入する。ＤＮＡは拡散により基準チャンバ１０１内に分布していく。このとき、基準電極１０４の電位を基準として第１電極１０６と第２電極１０７に対して正電圧を印加すると、ナノポア１１０の近傍に形成された電位勾配により、ＤＮＡサンプルがナノポア１１０へ導かれる。これは、ＤＮＡが負に帯電しているためである。ＤＮＡがナノポア１１０に入ると、ナノポア１１０中に存在する塩基の種類によって、ナノポア１１０の封鎖率が変化する。このとき、第１電極１０６と第２電極１０７にバイアス電圧をかけると、図２に示すように塩基ごとの封鎖率に応じた電流（封鎖電流）が第１電極１０６と基準電極１０４の間、および第２電極１０７と基準電極１０４との間に流れる。このときの封鎖電流の値からナノポア１１０中の塩基種を推定することができる。

ＤＮＡをナノポア１１０に対して導入する際の電圧値と、封鎖電流を測定するときのバイアス電圧値は、異なっていても構わない。たとえば１Ｖ以上の電圧でＤＮＡを効率よくナノポア１１０へ導き、ナノポア１１０への導入後は１００ｍＶ〜５００ｍＶ程度に落として封鎖電流を測定することもできる。ＤＮＡをナノポア１１０へ導入した後にバイアス電圧を落とすことにより、ナノポア１１０近傍の電界が弱まり、ＤＮＡが進む速度が遅くなる。その結果、電流計１１４や１１５を変更することなく１塩基当たりの封鎖信号の測定サンプル点数を増やせるので、高精度化できる利点がある。

封鎖信号を測定する際のクロストークについて説明する。図１において、第１チャンバ１０２と第２チャンバ１０３は、隔壁１２４を介して隣接している。以下では説明の便宜上、第１チャンバ１０２、第１電極１０６、電流計１１４、電圧源１１６によって封鎖電流を測定する系をｃｈ１、第２チャンバ１０３、第２電極１０７、電流計１１５、電圧源１１７によって封鎖電流を測定する系をｃｈ２とする。隔壁１２４を樹脂などの絶縁材料で構成することにより、ｃｈ１とｃｈ２間におけるＤＣ的なリーク電流によるクロストークを抑制することができる。一方、第１チャンバ１０２と第２チャンバ１０３との間には寄生容量Ｃｉが存在するので、ＡＣ的には結合した状態となり、クロストークが発生する可能性がある。

図３は、ｃｈ２において封鎖電流が１００ｕｓでΔＩ_２だけ変化したとき、寄生容量Ｃｉを介してｃｈ１に漏れ込むクロストーク量Ｉ_ＸＴをシミュレーションにより評価した結果を示す。横軸は寄生容量Ｃｉのキャパシタンスを表す。縦軸は封鎖信号クロストーク量Ｉ_ＸＴに対するΔＩ_２の割合であり、信号品質の高さを示している。このケースにおいては、Ｃｉが１ｎＦ程度であれば信号量は３２ｄＢであって十分確保できている。しかしＣｉが１０ｎＦになると信号量は０ｄＢまで落ち込み、これはすなわちクロストーク量Ｉ_ＸＴと封鎖信号量ΔＩ_２とがほぼ互角のレベルにまで悪化することを意味している。ナノポア１１０を高集積化するためには隔壁１２４を薄くすることが有効であるが、これによりＣｉが増加してクロストークが増加する。ナノポアアレイを高集積化しても封鎖電流の測定品質を落とさないためには、クロストーク量を減らさなくてはならない。

図４は、図１の等価回路図である。ＤＮＡによりナノポア１１０が封鎖されると、ナノポア１１０の抵抗値が変化すると考えることができる。そこで図４においては、封鎖量に応じて変化する可変抵抗Ｒ_Ｐ１、Ｒ_Ｐ２としてナノポア１１０を表現している。Ｃ_Ｍ１、Ｃ_Ｍ２はそれぞれメンブレン１０９やナノポアチップ１０８がもつ寄生容量であり、前者は第１チャンバ１０２に対応し後者は第２チャンバ１０３に対応する。

図５は、１ｃｈ分の電圧源１１６と電流計１１４の具体的な構成例である。図５におけるアンプ回路４０６と電圧源４０７による回路は、電圧源１１６と電流計１１４を一体的に構成した回路に相当するものである。演算装置４０５は、フィルタ回路４０３とＡＤ変換器４０４を介して電流計１１４による計測結果を取得し、処理する。フィルタ回路４０３、ＡＤ変換器４０４、演算装置４０５は、生体分子計測装置の構成要素としてもよいし、独立して構成してもよい。演算装置４０５は、例えばＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）を備えたコンピュータを用いて構成することができるが、その他適当な演算デバイスを用いてもよい。

トランスインピーダンスアンプ４０１は、第１電極１０６に流れる封鎖電流Ｉｉｎを電圧信号に変換する。トランスインピーダンスアンプ４０１のリファレンス端子には電圧源４０７から変調されたバイアス電圧Ｖ_Ｂが印加される。トランスインピーダンスアンプ４０１は、リファレンス端子に印加されたバイアス電圧Ｖ_Ｂと電流入力端子の電圧Ｖ_Ｅが等しくなるように動作するので、電圧Ｖ_Ｅもバイアス電圧Ｖ_Ｂに応じて変調される。このときの封鎖電流Ｉ_ｉｎは、ナノポア１１０の等価抵抗Ｒ_Ｐを用いて下記式１で表される。バイアス電圧Ｖ_Ｂの変調方法は限定されないが、ここでは単純な正弦波を仮定してＶ_Ｅ ＝Ｖ_０ ＊ｓｉｎ（ωｔ）とおいた。ωは角周波数である。

図６は、各信号の波形図である。ナノポア１１０の封鎖率が変化するとＲ_ｐが変化し、結果として式１のＩ_ｉｎ（ｔ）はＲ_ｐの変化によって振幅変調された正弦波となる。波形６００は、バイアス電圧Ｖ_Ｂと電圧Ｖ_Ｅの電圧波形である。仮にナノポア１１０中のＤＮＡの搬送により封鎖率が変化して、等価抵抗Ｒ_Ｐが波形６０１のように変化すると、封鎖電流Ｉ_ｉｎは波形６０２のような振幅変調波形となる。トランスインピーダンスアンプ４０１の出力Ｖ_Ｏ１は、Ｉ_ｉｎ＊Ｒ_Ｆ＋Ｖ_Ｅとなる。差動アンプ４０２がＶ_Ｅ成分を差し引くことにより、波形６０３に示す出力Ｖ_Ｏ２＝Ｉ_ｉｎ＊Ｒ_Ｆが得られる。Ｖ_Ｏ２はフィルタ回路４０３によって振幅復調され、波形６０１を増幅した出力波形６０４が得られる。フィルタ回路４０３は、単純にはダイオードと抵抗、容量で構成される古典的な包絡線検波回路でもよいし、後述のロックインアンプによって同期検波してもよい。

ｃｈ１とｃｈ２に対して互いに異なる周波数ω_１、ω_２の正弦波をバイアス電圧Ｖ_Ｂとして与えることを考える。このとき、電流計１１４に対して入力される電流成分Ｉ_ｉｎ（ｔ）は下記式２と式３で表現される。

Ｉ_ＲＰ１は、抵抗Ｒ_Ｐ１に流れる電流成分であり、所望の封鎖電流信号である。抵抗成分であるので、バイアス電圧Ｖ_Ｂに対して同位相かつ同周波数で変化する。Ｉ_ＣＭ１は、寄生容量Ｃ_Ｍ１に流れる電流成分であり、バイアス電圧Ｖ_Ｂと同周波数だが位相が９０°回転する。Ｉ_{ＣＭ２／／ＲＰ２}は、ｃｈ１とｃｈ２の間の寄生容量Ｃ_ｉを介して、容量Ｃ_Ｍ２と抵抗Ｒ_Ｐ２に平行に流れる電流成分である。Ｉ_{ＣＭ２／／ＲＰ２}の周波数はω_１であり、Ｉ_ＲＰ１の周波数と等しいが、容量ＣｉとＣ_Ｍ２の影響で位相が回転する。Φ_{ＣＭ２／／ＲＰ２}はこの位相の回転角度である。Ｉ_１１７は、電圧源１１７へ流れ込む電流成分であり、バイアス電圧Ｖ_Ｂに対して位相と周波数が変化する。以上から、Ｉ_ＲＰ１以外の成分は位相や周波数がバイアス電圧Ｖ_Ｂとは異なることが分かる。したがって、得られた電流Ｉ_ｉｎに対し、バイアス電圧Ｖ_Ｂを参照信号として同期検波を実施することにより、周波数と位相を選択的に検波してＩ_ＲＰ１のみを抽出できる。

図７は、フィルタ回路４０３としてロックインアンプを用いた例である。ロックインアンプは同期検波回路の１例である。アナログミキサ７０１は、測定対象の信号と参照信号を掛け合わせる。フィルタ７０２は、信号のＤＣ成分を抽出する。必要に応じて、参照信号の位相を微調整する位相シフタ７０３を備えることもできる。本実施形態１においては参照信号として、トランスインピーダンスアンプ４０１に入力するバイアス電圧Ｖ_Ｂを入力する。これにより、ロックインアンプは式２の右辺のうち第１項の周波数と位相に合致する成分のみを精度よく抽出することができる。

同期検波は必ずしも回路で実現する必要はない。例えば図５に示すように、ＡＤ変換器４０４が計測結果をデジタル信号に変換した後、演算装置４０５が計測結果をデータ処理することによりＩ_ＲＰ１を抽出してもよい。これにより、集積度が向上した際にも回路規模の増大を防ぐことができる。回路によって同期検波しない場合でもフィルタ回路４０３はあってもよい。フィルタ回路４０３がローパスフィルタであれば、ＡＤ変換器４０４におけるエイリアシングを防ぎ、所望の帯域外にあるノイズを事前に除去することができる。その結果、より信号の品質を向上することができる。

図８は、本実施形態１の変形例である。図８において、図５で説明した構成に加えてトランスインピーダンスアンプ４０１の電流入力端子から第１電極１０６に至る経路上の配線８０１にガード電極８００を並行して配置した。ガード電極８００は電圧源４０７に接続されている。これにより、配線８０１とガード電極８００が同電位に保たれるので、配線８０１から周囲へリークする電流が低減され、より高精度に封鎖電流を測定することができる。この構成は、ナノポア１１０のインピーダンスが高く、配線８０１から周辺の回路へリークする電流が封鎖電流に比べて無視できない場合に特に有効である。第２電極１０７についても同様にガード電極を設けることができる。

図９は、本実施形態１の変形例である。図９において、基準チャンバ１０１を隔壁９０６によって分離している。さらに、基準電極１０４を２つの個別電極９０４、９０５として分離することにより封鎖電流の流れるＤＣ経路を隣接ｃｈ間で分離するとともに、個別電極９０４と９０５に電圧源９００と９０１（電圧源１１６と１１７に相当）を接続し、電流計１１４と１１５には電圧源を接続しないこととした。この構成においては、トランスインピーダンスアンプ４０１に対して接続する電圧源は電流入力端子側となる。リファレンス端子に対して入力する電位は、例えばＧＮＤなどの基準電位でよい。これにより、トランスインピーダンスアンプ４０１は出力を基準電位に合わせるように動作する。図５におけるトランスインピーダンスアンプ４０１の出力は、電圧Ｖ_Ｅとバイアス電圧Ｖ_Ｂの合算であるのでバイアス電圧Ｖ_Ｂを差し引く差動アンプ４０２が必要であったが、図９におけるトランスインピーダンスアンプ４０１の出力はバイアス電圧Ｖ_Ｂが重畳されないので、差動アンプ４０２が不要になって回路が簡単化される。

＜実施の形態２＞
図１０は、本発明の実施形態２に係る生体分子計測装置の構成図である。本実施形態２に係る生体分子計測装置は、実施形態１で説明した構成に加えてさらにバイアス電圧をオフセットするためのＤＣ電圧源Ｖ_ＯＦＳＴを備えている。ＤＣ電圧源Ｖ_ＯＦＳＴは、電圧源１１６〜１１７が供給する電圧の中心電圧を、基準電極１０４の電位からオフセットさせる作用を有する。

ＤＮＡの性質として、外部電界の変化がある周波数（たとえば１００Ｈｚ以下）であればＤＮＡが外部電界の変化に追従して移動する一方、高い周波数（例えば１０ｋＨｚ〜１０ＭＨｚ）になると、ＤＮＡ自体が電界に応答しなくなって移動しないことが知られている（例えば非特許文献：“Ｃｏｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ ｄｅｐｅｎｄｅｎｔ ｎｏｎ−ｌｉｎｅａｒ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｒｅｓｐｏｎｓｅ ｏｆ ＤＮＡ ｉｎ ｎａｎｏｆｌｕｉｄｉｃ ｄｅｖｉｃｅ，”Ｐｕｎｇｅｔｍｏｎｇｋｏｌ，ｅｔ ａｌ.，Ｐｒｏｃ． ＩＥＥＥ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎｌａ ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｎ Ｎａｎｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ，２０１５）。しかも、高い周波数領域においてはＤＮＡが分極するので、外部電界との相互作用でＤＮＡが直線状に伸びる性質がある。そこで、変調周波数をＤＮＡの応答周波数より速く、かつ溶液中のイオンが応答できる周波数以下とすることにより、ＤＮＡを直線状に伸ばしつつ封鎖電流を測定できる。

ナノポアの課題として、ＤＮＡが絡まったり自己組織化したりすることにより実効的な分子径が増大し、ナノポアが詰まって封鎖電流の測定精度が低下する可能性があることが挙げられる。上記の周波数帯で変調すればＤＮＡが直線状になるので、詰まりによる測定精度低下の可能性を軽減できるメリットがある。ＤＮＡをシーケンスするためには、ナノポア中を一定速度で搬送することが望ましい。本実施形態２によれば、一定速度でＤＮＡを搬送することができ、封鎖電流の信号品質を向上させることができる。ＤＣ電圧源Ｖ_ＯＦＳＴが存在しない場合は、例えば基準電極１０４と第１電極１０６との間の電位差を生じさせることによってＤＮＡを搬送することができる。

図１１は、本実施形態２の変形例である。図１１に示す生体分子計測装置は、アクチュエータ１１００によってＤＮＡを搬送する。アクチュエータ１１００は１ｎｍ以下の位置分解能で制御できるものが好ましく、例えばピエゾ素子を用いたアクチュエータが好適である。アクチュエータ１１００の先端にはＤＮＡを固定するための修飾を施した基板１１０１が接続されており、そこに測定対象のＤＮＡ試料１１０２を固定する。

本変形例におけるＤＮＡの塩基配列決定方法は以下の通りである。まず、アクチュエータ１１００をナノポア１１０に接近する方向へ駆動し、ＤＮＡ試料１１０２の先端をナノポア１１０近傍へ近づける。このとき、第１電極１０６に対し、オフセット電圧源Ｖ_ＯＦＳＴによって基準電極１０４を基準とした正の電圧を印加しておくことにより、ナノポア１１０近傍の電界によってＤＮＡ試料１１０２がナノポア１１０内へ誘導される。ＤＮＡ試料１１０２がナノポア１１０に入ったかどうかは、封鎖電流が低下したことによって確認できる。次に、アクチュエータ１１００を基板１１０１から離れる方向に駆動しながら、変調されたバイアス電圧を印加して封鎖電流の変化を測定することにより、塩基配列パターンを決定する。この期間においても、オフセット電圧源Ｖ_ＯＦＳＴによって基準電極１０４を基準とした正の電圧を印加しておくことが望ましい。かかる構成によれば、塩基配列パターンの解読時にＤＮＡ試料１１０２に対して第１電極１０６へ向かう方向に張力Ｆを与え、ＤＮＡ試料１１０２を直線状に伸ばす効果が期待できる。これにより、ＤＮＡ試料１１０２を安定して搬送し、封鎖電流の測定精度を向上させることができる。

＜実施の形態３＞
図１２は、本発明の実施形態３に係る生体分子計測装置の構成図である。本実施形態３に係る生体分子計測装置は、実施形態１で説明した構成に加えてさらに、較正回路１２００と電圧源１２０５を備えている。本実施形態３においては、ＤＮＡサンプルを投入する前に較正回路１２００が電流計１１４と１１５の値を監視しながら電圧源１１６、１１７、１２０５の出力信号を制御する。これにより、Ｃｉをはじめとした寄生容量成分を算出することができる。

具体的には、電圧源１１７を基準電圧に固定して、電圧源１２０５と１１６を同一の信号（同一周波数、同一振幅、同一位相）で駆動すると、電流計１１４が計測する電流はＣｉに流れる電流成分である。このときの駆動周波数／駆動振幅／電流量からＣｉを算出することができる。同様に、電圧源１２０５を基準電圧に固定して、電圧源１１６と１１７を同一の信号で駆動すると、電流計１１４が計測する電流に基づきｃｈ１の寄生容量Ｃ_Ｍ１を算出することができる。寄生容量Ｃ_Ｍ２についても同様である。

演算装置４０５は、これら寄生容量Ｃｉ、Ｃ_Ｍ１、Ｃ_Ｍ２をあらかじめ算出しておくことができる。演算装置４０５は、電流計１１４による計測結果に対して式２〜式３を用いることにより、Ｉ_ｉｎ（ｔ）のうちＩ_ＲＰ１に相当する成分を算出することができる。この場合、Ｉ_ｉｎ（ｔ）からＩ_ＲＰ１を抽出するための同期検波回路を用いる必要はなく、電流計１１４による計測結果をＡＤ変換してそのまま演算装置４０５に対して引き渡せばよいので、回路構成を簡易化できる利点がある。

図１３は、演算装置４０５が寄生容量を求める手順を示す図である。ユーザはまず各チャンバに溶液を充填する（Ｓ１３０１）。その後、較正回路１２００は上述のように各電極間の電位差をセットし、各電圧源から変調信号を印加する（Ｓ１３０２）。各電流計は電流信号を測定し、演算装置４０５はその結果に基づき各寄生容量を算出する（Ｓ１３０３）。精度を上げるため同様の処理を繰り返してもよい（Ｓ１３０４）。寄生容量を算出し終えるとチャンバに対してＤＮＡ試料を導入し（Ｓ１３０５）、封鎖電流を測定する（Ｓ１３０６）。この手順によれば、電解質溶液が接したことによって形成される各種寄生成分を正確に算出できるとともに、ＤＮＡサンプルの投入に伴う封鎖電流の変化の影響を抑制することができるため、封鎖電流の測定精度を向上することができる。

＜実施の形態４＞
図１４は、本発明の実施形態４に係る生体分子計測装置における、バイアス電圧の印加タイミングを説明する波形図である。本実施形態４においては、バイアス電圧Ｖ_Ｂをｃｈ１とｃｈ２の間で時分割して間欠的に印加する。

図１５は、本実施形態４における１ｃｈ分の電圧源１１６と電流計１１４の構成例である。図１５に示す回路構成は、実施形態１で説明した構成に加えてさらに、スタンバイ電圧供給電源Ｖ_ＳＴＢＹ、バイアス電圧選択スイッチ１４００、駆動タイミング制御回路１４０１を備える。図１４の期間１３００において、ｃｈ１にはバイアス電圧Ｖ_Ｂが印加される。この間、ｃｈ２のバイアス電圧Ｖ_Ｂはスタンバイ電圧Ｖ_ＳＴＢＹに固定する。期間１３０１においてはｃｈ１とｃｈ２を入れ替える。かかる構成によれば、時間軸上で隣接チャネル間の封鎖電流が分離されるので、クロストークをさらに低減することができる。

封鎖電流測定時はナノポア近傍に高電界がかかるので、バイアスを長時間印加し続けるとポア径が増大する恐れがある。本実施形態４においてバイアス電圧Ｖ_Ｂを間欠駆動することにより、ナノポア１１０に対して電圧が印加される時間を低減でき、ナノポア１１０を長寿命化することができる。

さらに、駆動タイミング制御回路１４０１によってＡＤ変換器４０４を活性化するタイミングとバイアス電圧Ｖ_Ｂを印加するタイミングを同期してもよい。かかる構成によれば、ＡＤ変換器４０４を活性化する時間を必要最低限とし、装置の消費電力を抑制できる。同様にフィルタ回路４０３を活性化するタイミングもバイアス電圧Ｖ_Ｂを印加するタイミングと同期すれば、さらに消費電力を抑制できる。

＜実施の形態５＞
図１６は、本発明の実施形態５に係る生体分子計測装置の構成図である。本実施形態５においては、実施形態１で説明したアンプ回路４０６を複数設けてアレイ状に配置するとともに、各アンプ回路４０６の電圧源として電源Ｖ_Ｂ１とＶ_Ｂ２を設けた。隣接するアンプ回路４０６に対して、異なるバイアス電源を用いる。図１６に示す例においては、ｃｈ１１を電源Ｖ_Ｂ１でバイアスするとともに、ｃｈ１１と上下左右方向に隣接しているｃｈ２１とｃｈ１２は電源Ｖ_Ｂ２でバイアスする。Ｖ_Ｂ１とＶ_Ｂ２の出力をそれぞれ異なる周波数の正弦波とすれば、最も寄生容量が大きい隣接チャネル間のクロストークを抑制することができる。

アンプ回路４０６をアレイ配置すると、各ｃｈの出力信号の配線間にも寄生容量Ｃ_Ｗが存在することになるので、出力間でクロストークが発生する要因となる。本実施形態５においては、隣接チャネル間の出力は異なる変調がかかっているので、たとえばＶ_Ｏ１１とＶ_Ｏ１２は後段のロックインアンプ７００でそれぞれの変調波Ｖ_Ｂ１、Ｖ_Ｂ２を参照信号として復調することにより、出力を容易に分離することができる。また、バイアス電圧源Ｖ_Ｂ１とＶ_Ｂ２をチャネルごとに共通としているので、必要なハードウェア量を低減することができる。

＜実施の形態６＞
図１７は、本発明の実施形態６に係る生体分子計測装置の構成図である。本実施形態６においては、実施形態１で説明したアンプ回路４０６を複数設けてアレイ状に配置するとともに、各アンプ回路４０６の電圧源として４つの電源Ｖ_Ｂ１、Ｖ_Ｂ２、Ｖ_ＳＴＢＹ、Ｖ_ＺＡＰを設けた。さらにチャネルごとに、どのバイアス電源を接続するかを選択するスイッチ１６０１とその制御回路１６００を備えた。

封鎖電流測定時は実施形態５と同様に、隣接チャネルに異なるバイアス信号Ｖ_Ｂ１、Ｖ_Ｂ２を印加することにより、高いチャネル間分離性能を確保する。一方、ＤＮＡ搬送中にナノポア１１０が詰まる場合がある。一度詰まってしまうと、以降の塩基配列の解読ができなくなるので、詰まりが発生した場合には随時詰まりを解消する必要がある。本実施形態６においては、詰まりが発生したナノポア１１０に対して選択的に負電圧Ｖ_ＺＡＰを印加し、ＤＮＡに対して搬送方向とは逆向きの力を加えて詰まりを解消できるようにした。

図１８は、ｃｈ１１、ｃｈ２１、ｃｈ２２のバイアス電圧の波形例である。バイアス電圧波形１８００と１８０１から分かるように、通常の封鎖電流測定時は、隣接するチャネルｃｈ１１とｃｈ２１はバイアス電圧に対して互いに異なる周波数で変調をかけている。波形１８０４は、ｃｈ２１の出力信号Ｖ_Ｏ２１を検波した後の封鎖電流Ｖ_Ｏ２１ｄの波形である。ナノポア１１０が詰まると、封鎖電流が波形１８０５のように比較的長時間低いレベルに安定する。演算装置４０５は、あらかじめ決められた封鎖電流レベルの閾値と無変動時間の閾値に基づいて、ナノポア１１０が詰まったかどうかを判定する。詰まったと判断された場合は、制御回路１６００を経由してスイッチ１６０１で詰まったポアのみ選択的にバイアス電圧をＶ_ＺＡＰに切り替える。すると波形１８０２のように、バイアス電圧Ｖ_Ｂが負側に大きく変化する。その結果、搬送方向とは逆の力をＤＮＡに対して付与し、ナノポア１１０のつまりを解消することができる。

こうした詰まり解消動作は、封鎖電流の信号変動よりも大きく電圧を変化させることもあるので、隣接するチャンネルにクロストークを及ぼす。しかし、詰まり解消動作を実施しているチャネルに隣接するチャネルは封鎖電流信号を変調・復調しているので、詰まり解消動作に起因するクロストークの影響を抑制することができる。詰まり解消動作によって隣接チャネルのナノポア１１０に対して予期せぬ過電圧が印加されてポア径が拡大される恐れがある場合は、隣接チャネルのバイアス電圧をスタンバイ電圧Ｖ_ＳＴＢＹに固定してもよい。これにより、隣接チャネルのポア径の拡大を低減することができる。

＜本発明の変形例について＞
本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、上記した実施例は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることも可能である。また、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。

１０１：基準チャンバ
１０２：第１チャンバ
１０３：第２チャンバ
１０４：基準電極
１０５：電解質溶液
１０６：第１電極
１０７：第２電極
１０８：ナノポアチップ
１０９：メンブレン
１１０：ナノポア
１１４〜１１５：電流計
１１６〜１１７：電圧源
１２０〜１２４：隔壁
４０１：トランスインピーダンスアンプ
４０２：差動アンプ
４０３：フィルタ回路
４０４：ＡＤ変換器
４０５：演算装置
４０６：アンプ回路
４０７：電圧源
７０１：アナログミキサ
７０２：フィルタ
７０３：位相シフタ
８００：ガード電極
８０１：配線
９００〜９０１：電圧源
９０４〜９０５：個別電極
９０６：隔壁
１１００：アクチュエータ
１１０１：基板
１２００：較正回路
１２０５：電圧源
１４００：バイアス電圧選択スイッチ
１４０１：駆動タイミング制御回路
１６００：制御回路
１６０１：スイッチ

Claims (12)

1. 生体分子を計測する生体分子計測装置であって、
   互いに隔壁で仕切られた第１チャンバおよび第２チャンバ、
   前記第１チャンバが収容する溶液に対して電圧を印加する第１電極、
   前記第２チャンバが収容する溶液に対して電圧を印加する第２電極、
   薄膜を介して前記第１チャンバおよび前記第２チャンバと接続された基準チャンバ、
   前記基準チャンバが収容する溶液に対して電圧を印加する基準電極、
   前記第１電極と前記第２電極に対して電圧を供給する電圧印加部、
   を備え、
   前記薄膜は、前記基準チャンバと前記第１チャンバを連通させる第１穴、前記基準チャンバと前記第２チャンバを連通させる第２穴、を備え、
   前記電圧印加部は、前記第１電極と前記第２電極に対して、互いに異なる変調を施した電圧を供給する
   ことを特徴とする生体分子計測装置。
2. 前記生体分子計測装置はさらに、前記第１電極を流れる第１電流を計測する電流計測器を備え、
   前記電圧印加部は、前記第１電極に対して第１周波数を有する第１電圧を供給するとともに前記第２電極に対して前記第１周波数とは異なる第２周波数を有する第２電圧を供給し、
   前記電流計測器は、前記第１電流のうち前記第１周波数を有するとともに前記第１電圧と同じ位相を有する成分を抽出することにより、前記第１穴を流れる電流成分を前記第１電流から抽出する
   ことを特徴とする請求項１記載の生体分子計測装置。
3. 前記電圧印加部は、前記第１電極と前記第２電極に対して交流電圧を供給し、
   前記交流電圧は、中心電圧が前記基準電極の電圧からオフセットしている
   ことを特徴とする請求項１記載の生体分子計測装置。
4. 前記電圧印加部は、前記基準電極の電位と前記第１電極の電位との間の第１電位差と、前記基準電極の電位と前記第２電極の電位との間の第２電位差とが互いに時分割されるように、前記第１電極と前記第２電極に対して電圧を供給する
   ことを特徴とする請求項１記載の生体分子計測装置。
5. 前記生体分子計測装置はさらに、
   前記第１電極を流れる第１電流を計測する電流計測器、
   前記電流計測器が前記第１電流を計測した結果をデジタル値に変換するＡＤ変換器、
   前記ＡＤ変換器を動作させるタイミングを制御する制御回路、
   を備え、
   前記電圧印加部は、前記第２電極に対して電圧を供給している間は前記第１電極に対する電圧供給を停止し、
   前記制御回路は、前記電圧印加部が前記第２電極に対して電圧を供給している間は、前記ＡＤ変換器を停止させる
   ことを特徴とする請求項１記載の生体分子計測装置。
6. 前記生体分子計測装置はさらに、
   前記電圧印加部と前記第１電極を接続する配線、
   前記配線に沿って配置されたガード電極、
   を備え、
   前記電圧印加部は、前記第１電極に対して供給する電圧と同じ電圧を前記ガード電極に対して供給する
   ことを特徴とする請求項１記載の生体分子計測装置。
7. 前記生体分子計測装置はさらに、前記第１電極を流れる第１電流を計測する電流計測器を備え、
   前記電圧印加部は、前記電流計測器が前記第１電流を計測していない期間において、前記電流計測器が前記第１電流を計測する際に前記第１電極に対して供給する電圧よりも絶対値が大きい大電圧を前記第１電極に対して供給する
   ことを特徴とする請求項１記載の生体分子計測装置。
8. 前記電圧印加部は、前記第１電極に対して前記大電圧を供給している期間において、固定電圧を前記第２電極に対して供給する
   ことを特徴とする請求項７記載の生体分子計測装置。
9. 前記電圧印加部はさらに、前記第２電極に対して固定電圧を印加するとともに前記基準電極と前記第１電極に対して同じ電圧を印加する第１モード、前記基準電極に対して固定電圧を印加するとともに前記第１電極と前記第２電極に対して同じ電圧を印加する第２モード、を切り替える較正回路を備え、
   前記生体分子計測装置はさらに、前記第１電極を流れる第１電流を計測する電流計測器を備える
   ことを特徴とする請求項１記載の生体分子計測装置。
10. 前記生体分子計測装置はさらに、前記電流計測器による計測結果に基づき前記第１穴を流れる電流成分を算出する演算部を備え、
    前記演算部は、前記第１モードにおける前記電流計測器による計測結果を用いて前記第１チャンバと前記第２チャンバとの間の寄生容量を算出するとともに、前記第２モードにおける前記電流計測器による計測結果を用いて前記第１チャンバが有する寄生容量を算出し、
    前記演算部は、前記算出した各寄生容量を用いて、前記第１穴を流れる電流成分を算出する
    ことを特徴とする請求項９記載の生体分子計測装置。
11. 前記電圧印加部は、前記第１チャンバ、前記第２チャンバ、および前記基準チャンバに電解質溶液を満たした後に、前記第１モードまたは前記第２モードを実施する
    ことを特徴とする請求項１０記載の生体分子計測装置。
12. 前記生体分子計測装置は、前記生体分子を移動させるアクチュエータを備える
    ことを特徴とする請求項１記載の生体分子計測装置。

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