JP3806037B2 - バイオセンサチップ - Google Patents
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Description
このタイプのバイオセンサーチップは[1]から知られる。
【0002】
図2aおよび図2bは、[1]に開示されるようなバイオセンサーチップを示す。センサ200は、絶縁材料で作られた絶縁層203内に埋め込まれた金でつくられた2つの電極201、202を有する。電極201、202に印加される電位を伝達可能な電極端子204、205は、電極201、202に接続される。電極201および202は平面電極として配列される。DNAプローブ分子(molecules)206は、各電極201、202に固定される(図2aを参照)。固定化は、金−硫黄結合に従って成し遂げられる。調査される検体、例えば電解液207は、電極201、202に供給される。
【0003】
DNAプローブ分子206のシーケンスに相補的なシーケンスを有するDNA鎖208が電解液207に含まれる場合、これらのDNA鎖208はDNAプローブ分子206とハイブリダイズする(図2bを参照)。
【0004】
DNAプローブ分子206およびDNA鎖208のハイブリダイゼーションは、DNAプローブ分子206のシーケンスおよびDNA鎖208のシーケンスが互いに相補的である場合のみに発生する。このケースでない場合、ハイブリダイゼーションは発生しない。従って、所定のシーケンスを有するDNAプローブ分子はそれぞれ特定のDNA鎖のみを拘束することが出来、従って、各ケースにおいて相補的シーケンスを有するものがすなわちそれとハイブリダイズする。
【0005】
図2bから見てとれるようにハイブリダイゼーションが発生した場合、電極201、201間のインピーダンスの値が変化する。この変化したインピーダンスは、電極端子204、205へ約50mVの大きさのAC電圧を供給し、接続された測定機器(図示せず)による測定結果電流を決定することにより決定される。
【0006】
ハイブリダイゼーションの場合は、電極201、202間のインピーダンスの容量性コンポーネントは低減される。これは、DNAプローブ分子206および適切である場合にDNAプローブ分子206にハイブリダイズし得るDNA鎖208の両方が導電性でなく、従って、電極201、202のそれぞれの特定の範囲を電気的に明確にシールドしているという事実に基づく。
【0007】
測定精度を向上させるために、[4]からまた知られるように、複数の電極ペア201、202を用い、これらを平行に接続し、これらを互いに嵌合するように明確に配列し、それにより、いわゆる嵌合電極300が得られる。電極の寸法および電極間の距離は、検出される分子の長さのオーダー、すなわち、DNA鎖208以下であり、例えば、200nm以下の領域である。
【0008】
さらに、高分子バイオポリマーを記録するための還元/酸化再循環動作に関する基本的原理は、[2]および[3]から知られる。酸化還元再循環動作としてまた以下で参照される還元/酸化再循環動作は、図4a〜図4cを参照して以下により詳細に説明される。
【0009】
図4aは、絶縁層である基板403に提供される第1電極401および第2電極402を有するバイオセンサーチップ400を示す。
【0010】
ホールディング層404として構成されるホールディング領域は、金からつくられた第1電極401に提供される。ホールディング領域は、DNAプローブ分子405を第1電極401上に固定するために使用される。
【0011】
第2電極上にはそのようなホールディング領域は無い。
【0012】
固定されたDNAプローブ分子405のシーケンスと相補的であるシーケンスを有するDNA鎖が、バイオセンサ400により記録される場合、分析される溶液406に存在しDNAプローブ分子405のシーケンスと相補的なシーケンスを有するいかなるDNA鎖もハイブリダイズ可能なように、センサ400は、例えば電解液である分析される溶液406と接するようになる。
【0013】
図4bは、記録されるDNA鎖407が分析される溶液406に存在し、DNAプローブ分子405とハイブリダイズしている状態を示す。
【0014】
分析される溶液内のDNA鎖407には酵素408が付き、以下で開示される分子を部分分子(part−molecules)に切断することを可能にする。
【0015】
分析される溶液406に存在する決定されたDNA鎖407よりもかなり多い数のDNAプローブ分子405が通常は存在する。
【0016】
分析される溶液406に存在し得るDNA鎖407が酵素408を有し、固定されたDNAプローブ分子405とのハイブリダイズを有した後、バイオセンサチップ400はリンスされ、その結果、ハイブリダイズされていないDNA鎖は除去され、分析される溶液406はバイオセンサチップ400から抜き取られる。
【0017】
ハイブリダイズされたDNA鎖407において、電気的に負に帯電される第1部分分子および電気的に正に帯電される第2部分分子に酵素によって切断され得る分子を含む電気的に帯電しない物質は、リンスするために用いられるこのリンス溶液、またはさらなる段階において厳密にこの目的で供給されるさらなる溶液に追加される。
【0018】
図4cに示すように、負に帯電された第1部分分子410は、正に帯電したアノード、すなわち第1電極401へ、図4cの矢印411として示すように、引き寄せられる。
【0019】
負に帯電された第1部分分子410は、アノードとして正の電位を有するため、第1電極401において酸化され、酸化された部分分子413は、負に帯電したカソード、すなわち第2電極402へ引き寄せられ、それらは再び還元する。還元された部分分子414は変わって、第1電極401、すなわちアノードへ移動する。
【0020】
このように、酵素408によって生成される各ケースにおける帯電したキャリアの数に比例して、電気回路電流が発生する。
【0021】
この方法において評価される電気パラメータは、図8のグラフ800に模式的に示されるように、時間tを変数とした電流の変化dI/dtである。
【0022】
図8は、時間t802を変数とした場合の電流I801の変化を示す。得られる線803は、時間に依存しないオフセット電流Ioffset804を有する。
【0023】
オフセット電流Ioffset804は、バイオセンサチップ400の不完全性に起因する寄生成分によって生成される。
【0024】
オフセット電流Ioffset804の主な原因は、DNAプローブ分子405を有する第1の電極401のカバレッジが理想的でない(すなわち、十分な密度ではない)ことにある。
【0025】
DNAプローブ分子405を有する第1の電極401が完全な密度カバレッジを有する場合には、純粋な容量性電気結合のみが、第1の電極401と電気的容量性電解質406との間に固定されたDNAプローブ分子405によって形成される二層容量に起因して生じる。
【0026】
しかしながら、不完全なカバレッジによって、第1の電極401と分析されるべき溶液406との間に寄生電流経路が生成される。これらの経路は、特に、オーミック成分を有する。
【0027】
しかしながら、酸化/還元プロセスが生じ得るためには、DNAプローブ分子405を有する第1の電極401のカバレッジは、完全である必要はなく、そのため、電気的に一部分が帯電した分子(すなわち、負に帯電した第1の分子)が、多少なりとも第1の電極401に引き付けられる。
【0028】
一方、この種のバイオセンサの可能な限り高い感度を得るためには、低寄生容量の影響と合わせて、DNAプローブ分子405を有する第1の電極401のカバレッジは、可能な限り高密度である必要がある。
【0029】
この種のバイオセンサ400を用いて決定される測定値の高い再現性を得るためには、電極401と402との両方が、常に、酸化還元再循環動作の一部としての酸化/還元プロセスのために、十分大きな表面積を提供する必要がある。
【0030】
図5は、従来技術によるバイオセンサ400と、パラメータdI/dtの方法論的な決定法の図を示す。説明を簡単にするために、図5は、第1の電極401の第1の電位V1を提供する第1の電圧源501と、第2の電極402の第2の電位V2を提供する第2の電圧源502とを記号で示す。
【0031】
さらに、2つの矢印503、504は、上述のような、酸化還元再循環動作にしたがって確立される電気回路を流れる電流を記号で示す。
【0032】
得られる測定電流をIとして、時間の経過にしたがうプロファイルは、次の規則に従う。
I=Ioffset+m・t (1)
ただし
m=dI/dt (2)
である。ここで、
・Iは、所与の時間に記録された測定電流の値である
・Ioffsetは、オフセット電流である
・dI/dtは、時間t後の回路電流の微分である
・tは時間である
このプロファイルIは、バイオセンサチップ400の外部電気接続505にて現れる。この外部電気接続505は、電気線506を介して、第2の電極402に接続され、バイオセンサチップ400から外部にタップされ得る。
【0033】
電気測定機器507は、電気線508を介してバイオセンサチップ400に接続されている。測定機器507は、例えば、電気ケーブルといったさらなる電気線509を介して電気メモリ510に接続され、これにより、バイオセンサチップ400の電気接続505にて異なる時刻に測定電流Iのタップされた値を格納する。
【0034】
さらに、評価装置511は、電気線512を介してメモリ510に接続されている。種々の時間で記録され、メモリ510に格納された電気測定電流Iは、評価装置511において読み出され、時間tの経過とともに記録された測定電流Iの線プロファイル503における増加量mが決定される。ここで明らかなこととして、記録された回路電流の数字上の微分が、評価装置511において行われる。
【0035】
次いで、得られた値mが、評価装置511の出力513にて利用可能となる。
【0036】
その後、公知の方法を用いて、パラメータmに基づいて、第1の電極401上の酵素408でしるし付けされたハイブリダイズされたDNA鎖の数が求められる。
【0037】
このコンテキストにおいて、オフセット電流Ioffsetは、通常、時間の経過にともなう回路電流の変化に比べてはるかに大きいことに留意されたい。すなわち、以下の関係が適用される。
Ioffset>>m・tmess (3)
ここで、tmessは、回路電流がバイオセンサチップ400によって決定される間の合計測定時間をさす。
【0038】
したがって、高い絶対値を有する電流信号(すなわち、オフセット電流Ioffset)のコンテキストにおいて、バイオセンサチップ400は、比較的短い期間において、時間依存した変化を高精度に測定する必要がある。
【0039】
したがって、用いられるべき測定電気機器507には高い要求が課せられる。
【0040】
さらに、上述の関係による基本的な問題は、この方法が信号のノイズに極めて影響され易いということである。
【0041】
上述のように、非常に小さいが、干渉の大きさのオーダーは以下の式で表される。
m・tmess/Ioffset (4)
この干渉は、情報の損失を生じ得る。すなわち、不正確な評価およびそれによる不正確な測定結果を生じ得る。
【0042】
従って、本発明は、酸化還元再循環動作のコンテキストにおける時間の経過にわたって回路電流プロファイルの増加が、増加された信頼性で記録されることによって、バイオセンサチップを説明する際の問題に基づく。
【0043】
この問題は、独立請求項に記載される特徴を有するバイオセンサチップによって解決される。
【0044】
バイオセンサチップは、第1の電極および第2の電極を有する。第1の電極は、高分子のバイオポリマーを結合し得る保持プローブ分子のための保持領域を有する。第1の電極および第2の電極は、還元/酸化再循環動作がこれらの電極で生じ得るように設計される。さらに、還元/酸化再循環動作の間に生成される電流を記録するため、および時間の経過にわたってこの電流を微分するために使用される集積電気微分回路は、バイオセンサチップに集積される。
【0045】
用語、高分子バイオポリマーは、例えば、各場合において、所定の配列のたんぱく質またはペプチドあるいはDNA鎖を意味するものとして理解されるべきである。
【0046】
どの種類の高分子バイオポリマーが分析されるべき溶液内で記録されることに無関係に、高分子バイオポリマーは、予め酵素を標識する。
【0047】
たんぱく質またはペプチドが高分子バイオポリマーとして記録される場合、固定化された分子は、リガンド(例えば可能な結合活性を有する活性物質)であり、この活性物質は、たんぱく質またはペプチドを結合させ、たんぱく質またはペプチドは、対応するリガンドが配列される各電極に記録される。
【0048】
適切なリガンドは、酵素アゴニストまたは酵素アンタゴニスト、薬剤(pharmaceuticals)、糖、あるいは、たんぱく質またはペプチドに特異的に結合する抗体または任意の分子である。
【0049】
所定の配列のDNA鎖が、バイオセンサによって記録される高分子バイオポリマーとして使用される場合、バイオセンサは、DNAプローブ分子に対する所定の配列のDNA鎖をハイブリダイズするために使用され、第1の電極上の分子としてDNA鎖の配列に対する相補的配列を有する。
【0050】
本発明の記載のコンテキストでは、用語、プローブ分子はリガンドおよびDNAプローブ分子の両方を意味するものとして理解される。
【0051】
保持領域は、ペプチドまたはたんぱく質が結合されるプローブ分子を保持するように設計され得る。
【0052】
あるいは、保持領域は、DNA分子が結合されるDNAプローブ分子を保持するように設計され得る。
【0053】
保持領域は、ヒドロキシラジカル、エポキシラジカル、アミンラジカル、アセトキシラジカル、イソシアネートラジカル、スクシンイミジルエステルラジカル、チオールラジカル、金、銀、プラチナ、チタンの材料の少なくとも1つを含み得る。
【0054】
バイオセンサチップは、第3電極に設けられ得る。この場合、第2および第3電極は、還元/酸化再循環動作の一部として、還元/酸化プロセスが第2電極および第3電極において行われるように設計される。
【0055】
この文脈では、第1電極は第1電位を有し、第2電極は第2電位を有し、第3電極は第3電位を有し得る。第3電位は、還元/酸化サイクルの間、還元または酸化が第2電極および第3電極のみで行われるように選択される。
【0056】
例えば、第1電位よりも大きい第3電位および第2電位よりも大きい第1電位によって確実にされ得る。
【0057】
本発明の改良に従って、電極は嵌合電極構成(各場合において、第3の電極は、第1電極と、第2電極との間に配置される)によって構成され得る。
【0058】
さらに、第1電極、第2電極、および/または第3電極は、第1電極、第2電極、および/または第3電極間に生成された電場の実質的に曲がっていない電気力線(field line)が第1電極、第2電極、および/または第3電極間に形成され得るように互いに配置される。
【0059】
本発明のさらなる構成に従って、微分回路は、第2電極に電気的に接続され得る。微分器回路は、電流−電圧変換器を介して第2電極に接続され得る。
【0060】
さらに、微分回路と同じ構造を有する基準回路は、電流−電圧変換器に適合する場合、バイオセンサチップ上に集積され得る。基準回路が使用されて電気基準信号を生成し得る。
【0061】
基準回路が使用されて、ユニット内の変動の自動較正を実行し得、この基準回路は、微分回路の機能性および寸法(特に電気抵抗およびキャパシタンス)を決定する。異なるチップおよびウエハに対してかなり大きくてもよい。この方法では、達成された測定結果の品位はさらに増大する。
【0062】
ノイズ信号をフィルタリングするために、ローパスフィルタが基準回路内に設けられ得る。ローパスフィルタのカットオフ周波数は、高周波数のノイズ信号がフィルタリングされるが、時間の経過にわたって、記録された回路電流の対応する変化があるにもかかわらず、微分回路のコンテキストにおいて考慮される。
【0063】
決定した測定結果のローバスト性のさらなる増加は、ローパスによる基準回路における周波数バンド制限によってなされる。
【0064】
さらに、バイオセンサチップは、第1の電極の多重度および第2の電極の多重度を有し得る。第1の電極および第2の電極は、バイオセンサチップ内の電極アレイとして配置されている。
【0065】
さらに、第3の電極の多重度は、電極アレイとして提供され、配置され得る。第2の電極および第3の電極は、還元/酸化プロセスが第2の電極および第3の電極での作用を再循環する、還元/酸化の一部として生じるような様態において設計され、配置される。
【0066】
明らかに、本発明は、決定された回路電流の差異は、チップの外側に、もはや記録されないという事実であることがみなされ得るが、どちらかといえば、結果として生じる回路電流と回路電流の特徴とのチップ上の記録は、従来技術によるバイオセンサと比較して、向上したローバスト性が現在記録され得る。
【0067】
酵素で特徴付けられる、多くのDNA鎖が、小さい領域内で固定化したDNAプローブ分子(immobilized DNA probe molecules)を用いてハイブリッド形成する場合、それに相当して、これらの多くの酵素がこの領域で濃縮される。発生した回路電流が増加する割合は、酵素で特徴付けられた少数のDNA鎖がハイブリッド形成される、異なる場所における回路電流よりも高くなる。バイオセンサの様々な領域間の増加の割合を比較することによって、分析される溶液中のDNA鎖が予定されるシーケンスのDNAプローブ分子とハイブリッド形成されるかどうかだけでなく、いかに良く(すなわち、効率的に)、ハイブリッド形成が他のDNAプローブ分子と比較されることが行われるかどうかを決定することが可能になる。
【0068】
言い換えると、このことは、この種のバイオセンサチップが分析される溶液のDNA含有量についての定量的かつ定性的な情報を提供することを指す。
【0069】
本発明の例示の実施形態は、図示され、以下に、より詳細に説明される。
【0070】
図1は、第1の電極および第2の電極と共にバイオセンサチップ100の平面電極配列を示し、DNAプローブ分子を保有する領域を保有することは、[1]から既知であるように、第1の電極101の表面103上に提供される。
【0071】
第1の電極101と第2の電極102とは、金から製造されている。
【0072】
第1の電極101は、第1の電源104によって第1の電位V1に設定されている。
【0073】
第2の電極102は、第2の電源105によって第2の電位V2に設定されている。
【0074】
第1の電位V1と第2の電位V2とは、以下に示すような方法で選択される。その方法とは、従来技術の説明において説明されたような方法に従って、電極101と電極102とを分析されるべき溶液(図示せず)に始めに接触させ、次にすすぎ用の溶液に接触させ、最後に酵素によって開裂された分子を含む物質を有する溶液に接触させた場合に、還元/酸化操作が生じる方法である。この酵素は、第1の電極101に固定されたハイブリッド形成されたDNA鎖を特徴付ける。
【0075】
この例示的な実施形態において、一例として以下のものが酵素として用いられ得る。
【0076】
・a−ガラクトシダーゼ
・b−ガラクトシダーゼ
・b−グルコシダーゼ
・a−マンノシダーゼ
・アルカリホスファターゼ
・酸性ホスファターゼ
・オリゴ糖デヒドロゲナーゼ
・グルコースデヒドロゲナーゼ
・ラッカーゼ
・チロシナーゼ
・あるいはこれらに同類の酵素
低分子量の酵素が高変換効率を保証し得、したがって、高感度をも保証し得ることに留意されたい。
【0077】
したがって、更なる溶液は、酵素によって負電荷を有する第1の部分の分子と、正電荷を有する第2の部分の分子とに開裂され得る分子を含む。
【0078】
開裂可能な分子は、特に例えば以下のものを用い得る。
【0079】
・p−アミノフェニルヘキソピラノシド
・p−アミノフェニルホスフェート
・p−ニトロフェニルヘキソピラノシド
・p−ニトロフェニルホスフェート、あるいは
・以下の好適な派生物
a)ジアミン
b)カテコールアミン
c)Fe(CN)4− 6
d)フェロセン
e)ジカルボン酸
f)フェロセンリシン
g)オスミウムビピリジル−NH
h)PEG−フェロセン2
方向矢印106、107によって指し示される、得られた回路電流が記録され、電流電圧変換器108によって、第1の出力電圧VOUT1に変更される。電流電圧変換器108は、第2の電極に結合されている。
【0080】
電流電圧変換器108は、第1の演算増幅器109を有しており、その第1の演算増幅器109の非反転入力110は第2の電源105に結合され、第1の演算増幅器109の反転入力111は、第2の電極102に結合されている。
【0081】
第1の演算増幅器109の出力112は、第1の電気抵抗R1 113を介して第1の演算増幅器109の反転入力111にフィードバックされる。
【0082】
さらに、第1の演算増幅器109の出力112は、微分器回路114に結合されている。微分器回路114も同様に、バイオセンサチップ100内に集積されている。
【0083】
微分器回路114は、キャパシタC 115と、第2の演算増幅器116と、第2の電気抵抗R2 117とを有する。
【0084】
第1の演算増幅器112の出力は、キャパシタC 115の第1の接続118に結合されている。
【0085】
キャパシタC 115の第2の接続119は、第2の演算増幅器116の反転入力120に結合されている。
【0086】
第2の演算増幅器116の非反転入力121は、接地電位に結合されている。
【0087】
第2の演算増幅器116の出力122は、第2の電気抵抗R2 117を介して第2の演算増幅器116の反転入力120に結合されている。
【0088】
さらに、第2の演算増幅器116の出力122は、外部電気接続123に結合されている。外部電気接続123で、バイオセンサチップ100の第2の出力電圧VOUT2が利用可能である。
【0089】
このオンチップ解決策によって、ノイズ信号の影響は低レベルに保たれる。このことは、特に、第2の電極102によって記録されたセンサ信号Isensorの増分mの決定時に生じる。
【0090】
m=dI/dt (2)
ここで、第2の電極102の近傍において
Isensor=Ioffset+m・t (5)
である。
【0091】
第1の出力電圧VOUT1は、第1の演算増幅器109の出力112に生じ、第1の出力電圧VOUT1は、以下のルールから導かれる。
【0092】
VOUT1=(Ioffset+m・t)・R1+V2 (6)
さらに、この回路の電流電圧変換器108は、第2の電位V2が第2の電極102に生じることを保証する。
【0093】
下流の微分器回路114の影響は、第1の出力電圧VOUT1が理由で、出力信号、即ち第2の出力電圧VOUT2が生成されることである。この第2の出力電圧は以下のルールに従って、決定された増分mに比例する。
【0094】
VOUT2=m・C・R1・R2 (7)
したがって、増加mを決定するように、キャパシタンスC115、第1の電気抵抗R1 113および第2の電気抵抗R2 117の値を知ることを必要である。
【0095】
第1の例示的な実施形態により、抵抗R1 113、R2 117およびキャパシタンスC115のレベルがバイオセンサチップ100上で直接に測定され得る。
【0096】
このように、バイオセンサチップ100の較正、および、これに基づく、測定値の記録が生じ得る。
【0097】
本発明の1構成により、周波数帯域の制限は、例えば、ローパスにより、微分回路114の上流(upstream)に接続される。
【0098】
しかし、生産条件が変化することから生じる異なるバイオセンサおよび異なるウェハのレベルにおいて生じ得る変動を相殺できるように、第2の実施形態により、基準回路600(cf.図6a)が提供される。
【0099】
基準回路600は、微分回路114(すなわち、キャパシタC601、オペアンプ602および電気抵抗R603)と同じ構成を有する。
【0100】
キャパシタの第1の接続604は、オペアンプ602の反転入力(inverting input)605に接続される。
【0101】
オペアンプ602の非反転入力606は、接地電位に接続される。
【0102】
オペアンプ606の出力607は、電気抵抗603を介して、オペアンプ602の反転入力605にフィードバックされる。
【0103】
さらに、基準回路600は、必要に応じて、すなわち、ローパスフィルタが微分回路114の上流に接続される場合に、高周波数信号(特にノイズ信号)をフィルタリングして、出力するローパスフィルタ608を有する。
【0104】
ローパスフィルタ608の第1の接続609は、基準回路600の入力610に接続され、ローパスフィルタ608の第2の接続611は、キャパシタC601の第2の接続612に接続される。
【0105】
オペアンプ602の出力607は、基準回路600の出力613に接続される。
【0106】
図6bは、入力信号VINのローパスフィルタリングのボーデダイアグラム620を示す。入力信号VINは、ローパスフィルタ608により導かれ、これにより、ローパスフィルタ608のカットオフ周波数fGの関数として出力信号VOUTを決定する。
【0107】
周波数fとしての出力電圧VOUTのプロファイルが、曲線621としてボーデダイアグラムに図面として示される。
【0108】
図7は、基準回路600を有する別の実施形態によってバイオセンサチップ700を示す。
【0109】
図7に示されるように、基準回路600は、バイオセンサチップ700上の、電極配置に対して(特に、微分回路114および電流−電圧変換器108)、非常に近くに、すなわち、およそ数マイクロメートルの距離に配置される。
【0110】
基準回路600に基準電流Iref702を供給するように用いられる電流源701は、基準回路600の入力610に接続される。
【0111】
基準電流Iref702は、以下の規則に応じて生じる。
Iref=mref・t (8)
以下に説明されるように、別の実施形態では、微分回路114に関する値、すなわち、キャパシタンスC115、第2の電気抵抗R2 117および電流−電圧変換器108の第1の電気抵抗R1 113の値を測定することは、もはや必要ではない。
【0112】
基準回路600および微分回路114が基本的に同一のレイアウトを有することに留意する。
【0113】
したがって、基準出力電圧VOUT2,refは、以下のルールにより基準回路600の出力613にて生じる。
Vout2,ref=mref・C・R1・R2 (9)
図1からのバイオチップセンサの出力123は、評価装置(evaluation unit)の第1の接続703に接続される。
【0114】
さらに、基準回路600の出力613は、評価装置704の第2の入力705に接続される。
【0115】
増加mは、以下のルールにより、評価装置704にて決定される。
m=mref・VOUT2/(VOUT2,ref) (10)
決定される増加mは、評価装置704の出力706にて、評価装置704からの出力信号として利用可能になる。
【0116】
第1の電極101上のDNAブローブ分子とハイブリダイズされた酵素により標識された、ハイブリダイズ(hybridized)DNA鎖の数は、ここで、公知の方法において増加mから決定され得る。
【0117】
評価装置704の出力信号を決定するように用いられる測定機器は、1つの電圧器により記録され得る。評価装置704の出力信号は、評価装置704の出力706にて出力電圧として存在する。
【0118】
別の実施形態として、同様に、評価装置704がバイオセンサチップ700で一体化され得ることを留意する。
【0119】
さらに、本発明は、DNA分子を記録するバイオセンサチップに限定されるのではなく、むしろ、適切に第1の電極101を変化させることによって、すなわち、第1の電極101のリガンドを固定することによって、限定されることに留意する。還元/酸化再循環動作を同様に達成することを可能にした結果、酵素に標識される他の高分子バイオポリマーを記録することも可能となる。
【0120】
さらに、本発明は、平面電極構成に制限されないことに留意すべきである。
【0121】
電極は、[4]で説明したように、櫛形電極構成の形態で構成されてもよい。
【0122】
さらに、下記で説明するように、代替の電極構成が、バイオセンサチップ100、700に配置されてもよい。
【0123】
図9は、さらなる電極構成を有するバイオセンサチップ900を示す。
【0124】
バイオセンサチップ900は第1の電極901と第2の電極902とを有し、これらの電極は、第1の電極901および第2の電極902が互いに電気的に絶縁されるように絶縁層903上に構成される。
【0125】
第1の電極901は第1の電気的端子904に接続され、第2の電極902は第2の電気的端子905に接続される。
【0126】
電極901、902は、立方形の構造を有する。この構造は、第1の電極901の第1の電極面906および第2の電極902の第1の電極面907が互いに向き合っており、本質的に平行に整列している。
【0127】
これは、電極901、902が、絶縁層903の表面108に対して本質的に垂直であり、第1の電極901の第1の電極面906および第2の電極902の第1の電極面907をそれぞれ形成する側壁906、907を有するという事実により、本発明の例示の実施形態に従って、達成される。
【0128】
電界が第1の電極901と第2の電極902との間に付加されると、互いに本質的に平行に整列された電極面906、907のために、電気力線プロファイルが、面906、907の間で本質的に湾曲していない電気力線909を生成する。
【0129】
湾曲した電気力線910は、第1の電極901の第2の電極面911と第2の電極902の第2の電極面912との間にのみ発生する。これらの電極面は、電極901、902の上面をそれぞれ形成し、また、電極901、902の間にエッジ領域913を形成する。
【0130】
電極901、902の第1の電極面906、907は、バイオセンサ900によって検出される高分子バイオポリマーを結合し得るプローブ分子を保持する保持領域として形成される。
【0131】
電極901、902は、本発明の例示の実施形態に従って、金からできている。
【0132】
共有結合が電極とプローブ分子との間に生成し、金−硫黄結合を形成するための硫黄がスルフィドまたはチオールの形態で存在している。
【0133】
DNAプローブ分子がプローブ分子として使用される場合では、このような硫黄の官能性は、固定化されるべきDNA鎖の3’末端または5’末端に、自動化されたDNA合成法の間にホスホラミダイト化学反応によって導入される修飾されたヌクレオチドの一部である。それゆえ、DNAプローブ分子は、その3’末端またはその5’末端で固定化される。
【0134】
リガンドがプローブ分子として使用される場合では、硫黄の官能性は、アルキルリンカーまたはアルキレンリンカーの一方の末端で形成され、他方の末端はリガンドの共有結合(例えば、ヒドロキシルラジカル、アセトキシラジカル、またはスクシンイミジルエステルラジカル)に適した化学的官能性を有する。
【0135】
電極(すなわち、特に保持領域において)は、一般に分析される溶液を伴う電解質914の測定による使用中は覆われている。
【0136】
分析される溶液914が記録されるべき高分子バイオポリマー(例えば、所定の配列を有し、電極上の固定化されたDNAプローブ分子をハイブリダイズし得る記録されるべきDNA鎖)を含む場合、DNA鎖はDNAプローブ分子とハイブリダイズする。
【0137】
分析される溶液914がDNAプローブ分子の配列と相補的な配列を有するDNA鎖を全く含まない場合、電極901、902上のDNAプローブ分子とハイブリダイズする解析される溶液914からのDNA鎖はない。
【0138】
上記で説明したように、酸化還元再循環操作が電極901、902の間で開始され、このようにして、多数のマーキングされ、ハイブリダイズされたDNA鎖(一般には、マーキングされた結合した高分子バイオポリマー)が測定される。
【0139】
図10は、本発明のさらなる例示の実施形態に従う、さらなる電極構成を有するバイオセンサ1000を示す。
【0140】
バイオセンサ1000は、図9に示した例示の実施形態に従うバイオセンサ900と同じ様式(絶縁層903に付与される2つの電極901、902が提供される)である。
【0141】
2つの立方形の電極のみを有するバイオセンサ900とは対照的に、図10に示されるバイオセンサ900による2つの電極は、公知の櫛形電極構成の形態で、それぞれ交互に配置され、平行に接続された複数の電極として構成される。
【0142】
さらなる例示のために、図10はまた、模式的な電気的に等価な回路の図を示す。この図は、バイオセンサ1000の表示として示される。
【0143】
電極901、902の電極面906、907(これらの面は、図9に示したように、本質的に平行であるが互いに向き合っている)の間の絶縁層903の表面908に対して、本質的に湾曲していない電気力線が発生するので、湾曲していない電気力線によって生成した第1のキャパシタンス1002および第1のアドミッタンス1003の成分は、湾曲した電気力線910によって生成される第2のキャパシタンス1004および第2のアドミッタンス1005と比較して優位である。
【0144】
第1のキャパシタンス1002および第2のキャパシタンス1004ならびに第1のアドミタンス1003および第2のアドミタンス1005の合計から得られた全アドミタンスに対して、第1のキャパシタンス1002および第1のアドミッタンス1003のかなり大きい成分により、バイオセンサ1000の状態が変化する場合、すなわち、分析される溶液914内のDNA鎖が電極表面906、907上の保持領域上で固定化されたDNAプローブ分子1001とハイブリダイズする場合、バイオセンサ1000の感度が著しく増加する効果が生じる。
【0145】
明らかに、電極901、902と同じ横方向の寸法および以前に導入された活性領域と同じ寸法で、すなわち、電極表面上の保持領域の同じエリアで、プレーナー電極配置の場合よりも、電極901、902の間の印加電界の電気力線のかなり大きな成分は、分析される溶液914内に記録されるDNA鎖が含まれている場合にハイブリダイゼーションが生じ得る容積内に含まれている。
【0146】
すなわち、これは、単位チップエリアあたりの、本発明による構成のキャパシタンスが、プレーナー電極配置の場合の単位チップエリアあたりのキャパシタンスよりもかなり大きいことを意味している。
【0147】
実質的に垂直な側壁を有する立方体形状のセンサ電極を生成するためのいくつかの代替の可能性を以下に説明する。
【0148】
(プローブ分子を固定化し得る、実質的に垂直な側壁を有する金属電極を生成するための第1の方法)
図11aは、公知のCMOSプロセスで生成される、シリコン基板1100を示す。
【0149】
電極が形成される集積回路および/または電気端子をすでに含むシリコン基板1100上に、パシベーション層として使用され得る絶縁層1101が、CVD方法によって、充分な厚さ(例示的な実施形態によれば、500nmの厚さ)で付与される。
【0150】
絶縁層1101は、シリコン酸化物SiO2またはシリコン窒化物Si3N4から形成されてもよい。
【0151】
上記の例示的な実施形態によるバイオセンサ1000のインターディジテイティッド構成を、絶縁層1101上のフォトリソグラフィによって規定する。
【0152】
引き続いて、ドライエッチング方法、例えば、反応イオンエッチング(RIE)によって、ステップ1102は、製造、すなわち、例示的な実施形態によれば、約100nmの最小高1103で絶縁層1101においてエッチングされる。
【0153】
ステップ1102の高さ1103は、金属電極を形成する、続くセルフアライニングプロセスのために充分大きくなければならない。
【0154】
あるいは、また、蒸着コーティング法またはスパッタリング法は、絶縁層1101を付与するために使用してもよい点に注意すべきである。
【0155】
ステップ1102の構造形成の間、ステップ1102のフランクは、充分に鋭いエッジ1105を形成するように、充分に急勾配であるように注意すべきである。絶縁層1101の表面に対して測定されたステップフランクの角度1106は、例示的な実施形態にしたがって少なくとも50°であるべきである。
【0156】
さらなるステップにおいて、約10nmの厚さでチタンから形成される補助層1104(図11bを参照)がステップ状の絶縁層1101に付与される。
【0157】
補助層1104は、タングステンおよび/またはニッケル‐クロムおよび/またはモリブデンを含んでもよい。
【0158】
さらなるステップにおいて付与される金属層は、例示的な実施形態において金からなる金属層1107であり、さらなる方法ステップにおいて、ステップ接合にてギャップ1108を、表面が広く付与される金層1107にそれぞれエッチングすることができるように、ステップ1102のエッジ1105において多孔性に成長することを確実にすることが必要である。
【0159】
バイオセンサ1000には、さらなる方法ステップにおいて、金層1107が付与される。
【0160】
例示的な実施形態において、金層は、約500nmから約2000nmまでの厚さを有している。
【0161】
金層1107の厚さの観点から、金層1107の厚さは、金層1107が列状に多孔性で成長するのに充分であることを確実にするためにのみ必要である。
【0162】
さらなるステップにおいて、開口部1108は、ギャップを形成するように、金層1107にエッチングされる。
【0163】
開口部のウエットエッチングに関して、水H2Oの1000ml内のスーパーストリップ(Super Strip)100TM(Lea Ronal GmbH、Germanyの商標)の7.5gおよびKCN20gから形成されるエッチャント溶液を使用する。
【0164】
その金属の一般例である金の列状成長に起因して、接着層1104上の蒸着コーティングの間、金の表面腐食が比1:3でほぼ生じるように非等方性エッチング攻撃が為される。
【0165】
ギャップ1108は、金層1107のエッチングによるエッチングプロセスの間の機能として形成される。
【0166】
これは、エッチングプロセスの時間が、基本的な幅、すなわち、形成されている金電極1110、1111の間の距離1109を示すことを意味している。
【0167】
金属電極が充分は幅を有し、形成されている金電極1110、1111の間の距離1109が達成された後、ウエットエッチングは終了する。
【0168】
多孔性の蒸着コーティングに起因して、絶縁層1101の表面に平行な方向のエッチングは、絶縁層1101の表面に垂直な方向よりもかなり速く生じることに留意されたい。
【0169】
金層の代替として、他の貴金属、例えば、プラチナ、チタンまたは銀を使用することができることに注意すべきである。なぜなら、これらの材料は、同様に、保持領域を有しているか、固定化したDNAプローブ分子、一般には、プローブ材料を保持するのに適した材料でコーティングされ得、それらは、蒸着コーティングの間、列状の成長を示すからである。
【0170】
接着層1104が金属電極1110、1111の間の開口した列1112において除去される必要がある場合には、これは、同様に、エッチングマスクとして、金電極1110、1111を用いることによって、セルフアライニングの形態で実行される。
【0171】
公知のインターディジテイティッド電極と比較して、この例示的な実施形態による構造は、特に、エッジ1105上の金層1107のセルフアライニング開口に起因して、電極1110、1111の間の距離は、製造プロセスの最小分解能と関連せず、すなわち、電極1110、1111の間の距離1109はかなり狭く保ち得る。
【0172】
したがって、この方法によれば、図10に表した、対応する金属電極を有する例示的な実施形態によるバイオセンサ1000が得られる。
【0173】
(プローブ分子を固定化し得る、実質的に垂直な側壁を有する金属電極を生成する第2の方法)
図12aから図12cに表した製造方法は、基板1201、例えば、シリコン基板ウェア(図12a参照)から始まり、その上に、メタライゼーション1202が電気端子として既に設けられており、シリコン窒化物Si3N4のエッチングストップ層1203は、基板1201上にすでに付与されている。
【0174】
金属層1204(例示的な実施形態では金層1204)は、蒸着コーティング法によって、基板上に付与されている。
【0175】
あるいは、スパッタリング方法またはCVD方法は、また、金層1204にエッチングストップ層1203を付与するように使用され得る。
【0176】
一般的に、金属層1204は、形成される電極が上に形成されると意図される金属を含む。
【0177】
シリコン酸化物SiO2の電気的絶縁補助層1205は、CVD法(あるいは、蒸着コーティング法またはスパッタリング法)によって金層1204上に付与される。
【0178】
フォトリソグラフィ技術を用いて、レジスト構造(例えば、立方構造)は、レジスト層1206から形成され、これは、形成される電極の形状に対応している。
【0179】
下記に説明するように、複数の電極を有するバイオセンサアレイを生成する場合、形成される電極に対応するように形状のレジスト構造は、フォトリソグラフィによって生成され、バイオセンサアレイを形成する。
【0180】
言い換えると、これは、形成されるレジスト構造の横方向の寸法が、製造されるセンサ電極の寸法に対応していることを意味する。
【0181】
レジスト層1206および対応する照射を付与し、対応するレジスト構造を規定した後、「現像されない」、すなわち、照射されなかった領域のレジスト構造は、例えば、アッシングまたはウエット化学的に、取り除かれる。
【0182】
補助層1205は、また、フォトレジスト層1206によって保護されなかった領域において、ウエットエッチング法またはドライエッチング法によって、取り除かれる。
【0183】
さらなるステップにおいて、レジスト層1206を取り除いた後、さらなる金属層1207は、残った補助層1205上の電極層として一致するように付与され、そのようにして、残留補助層1205の側面1208、1209は、電極材料、例示される実施形態によれば金で覆われる(図12b参照)。
【0184】
その付与は、CVD法、またはスパッタリング法、または、イオン金属プラズマ法によって実行され得る。
【0185】
最後のステップ(図12c参照)において、金属層1204、1207の故意のオーバーエッチングによって、電極1210の所望な構造を形成する間、スペーサエッチングが実行される。
【0186】
したがって、電極1210は、金属層1204、1207をエッチングするエッチングステージにおいて、エッチングされていないスペーサ1211、1212と、残留補助層1205のすぐ下に配置され、エッチング方法によってエッチングされていない、第1の金属層1204の一部とを有する。
【0187】
電極1210は、電気端子、すなわち、メタライゼーション1202に電気的に接続されている。
【0188】
シリコン酸化物の補助層1205は、必要な場合、エッチングストップ層1203に対する選択性が提供される方法によって、例えば、プラズマまたはウエット化学における、さらなるエッチングによって、取り除かれ得る。
【0189】
例えば、補助層1205がシリコン酸化物からなり、エッチングストップ層1203がシリコン窒化物を含む場合、これは、確実になる。
【0190】
スペーサ1211、1212と、エッチングストップ層1203の表面1214との間の角度1213によって表される、バイオセンサチップ900、1000の電極の壁の傾斜は、したがって、残留補助層1205のフランクの傾斜、特に、構造化されたレジスト層1206のレジストフランク1215、1216の傾斜によって決定される。
【0191】
(プローブ分子を固定化し得る、実質的に垂直な側壁を有する金属電極を生成する第3の方法)
図13aから図13cは、実質的に垂直な壁内に電極を製造するさらなる可能性を表している。
【0192】
これは、また、電極を生成する第2の実施例において表したように、基板1301から始まり、基板1301上には、メタライゼーション1302には、形成されているバイオセンサ電極の電気端子が既に設けられている。
【0193】
金属層1303は、シリコン基板1301上の電極層として蒸着コーティングされており、金属層1303は、電極として使用される材料、この例示的な実施形態によれば金を含んでいる。
【0194】
金属層1303の蒸着コーティングの代替には、金属層1303は、また、スパッタリング法、または、CVD法によって、基板1301に付与され得る。
【0195】
フォトレジスト層1304は、金属層1303上に付与され、現像および現像領域を除去した後、形成される電極の横方向の寸法、または、一般的には、形成されるバイオセンサアレイに対応するレジスト構造を生成するように、フォトリソグラフィ技術によって構造化される。
【0196】
フォトレジスト層1304の厚さは、製造される電極の高さに実質的に対応する。
【0197】
電極材料の任意の反応に至ることができないプロセスガスを有するプラズマ、特に、プロセスガスとして例えば、アルゴンを有する不活性ガスプラズマにおいて構造化する間、この例示的な実施形態による材料の腐食は、物理的なスパッタ腐食によって実行される。
【0198】
この場合、電極材料は、構造化されたレジスト素子の実質的に垂直な側壁1305、1306上の再堆積プロセスにおいて金属層1303からスパッタリングされ、そのような構造化されたレジスト素子は、アッシングおよび現像されたレジスト構造の後、取り除かれない。ここで、任意のスパッタ攻撃にはもはや露出されない。
【0199】
レジスト構造上の電極材料(例示的な実施形態によれば金)の再堆積は、レジスト構造の側壁1305、1306において形成される。
【0200】
スパッタリングに起因して、電極材料(例示的な実施形態によれば金)の側層1307、1308は、レジスト構造の側壁1305、1306において形成される。
【0201】
側部層1307、1308は、残留するレジスト構造1306の直下に存在する金属層1303の非除去部1309、さらに、金属化部1303に電気的に接続されている(図13b参照)。
【0202】
最終工程(図13c参照)において、レジスト構造1306、すなわち、側部壁1307、1308並びに残存金属層1309によって形成された体積内に備えられたフォトレジストは、アッシング(ashing)手段またはウエット手段よって化学的に取り除かれる。
【0203】
その結果、図13cで表される電極構造1310が生じる。この電極構造1310は、側壁1307、1308並びに非除去部1309によって形成されている。非除去部1309は、電極構造の底部を形成し、金属化部1303と電気的に接続されている。
【0204】
上記製造方法のように、この方法で形成された電極の側壁1307、1308の急峻さは、レジスト側面1305、1306の急峻さによって決定される。
【0205】
図14a〜図14cは、本発明のさらなる例示的実施形態を表わしており、基板から垂直に突出する円筒形の電極を有している。
【0206】
円筒形電極を用いてバイオセンサ1400(これは、必然的に垂直に、シリコン酸化物上からなる基板1401上に配置されている)を製造するために、金属層1402は、金を用いた例示的実施形態に従って、所望の電極材料の電極層のように蒸着コーティング法によって与えられる。
【0207】
フォトレジスト層は、金属層1402上に付与され、そのフォトレジスト層は、マスクを用いて照射されると、その結果、非照射領域が取り除かれた後、図14aで表される円筒形構造1403が金属層1402上に得られる。
【0208】
円筒形構造1403は、フォトレジスト円環面1404およびフォトレジスト円環面1404の周りに同軸に配置された円筒形フォトレジスト環部1405を有している。
【0209】
フォトレジスト円環面1404とフォトレジスト環部1405との間のフォトレジストは、例えば、アッシングまたはウエット手段によって化学的に取り除かれる。
【0210】
スパッタリング法の使用を介して、電極を製造するための以下の記載の方法と共に、金属層1406は、再蒸着プロセスによって、フォトレジスト円環面1404の周囲に付与される。
【0211】
同様の方法で、内部金属層1407がフォトレジスト環部1405の周囲に形成される(図14b参照)。
【0212】
さらなる工程において、構造化されたフォトレジスト材料は、アッシングまたはウエット手段によって化学的に取り除かれ、その結果、二つの円筒形電極1408、1409が形成される。
【0213】
基板1401は、最後の工程において、例えば、電極材料に対して選択的であるプラズマエッチングプロセスによって、基板内の金属化が露出され、円筒形電極に電気的に接続されるまで取り除かれる。
【0214】
内部円筒形電極1408は、したがって、第一の電気端子1410に電気的に接続されており、他の円筒形電極1409は、第二の電気端子1411に電気的に接続されている。
【0215】
残留金属層1402は、円筒形電極1408、1409間のスパッタリングによっては依然として取り除かれておらず、最後の工程においてスパッタリング−エッチングプロセスによって取り除かれる。金属層1402は、同様にこの方法で取り除かれる。
【0216】
この例示的な実施形態にしたがって、端子1410、1411に対する金属化が基板1401に本方法の開始時にすでに提供されることが、このような関係において充分に言及されるべきである。
【0217】
図15は、バイオセンサアレイ1500の平面図を示しており、円筒形電極1501、1502が含まれている。
【0218】
第一の電極1501のそれぞれは、正の電位を有している。
【0219】
各バイオセンサアレイ1500の第二の電極1502は、それぞれに隣接する第一の電極1501に関連して負の電位差を有している。
【0220】
電極1501、1502は、列1503および行1504に配置されている。
【0221】
第一の電極1501および第二の電極1502は、各列1503および各行1504にそれぞれ交互に配置されている。すなわち、第二の電極1502は、それぞれ列1503または行1504において第一の電極1501のすぐ隣りに配置されており、第一の電極1501は、それぞれ列1503または行1504において第二の電極1502の隣りに配置されている。
【0222】
このことは、円筒形電極1501、1502の高さ方向に本質的に曲がっていない電場線を有する電場が個々の電極間に生成され得ることを確保する。
【0223】
上記のように、非常に多数のDNAプローブ分子が、それぞれ電極上に固定される。
【0224】
分析される溶液(図示せず)が、続いて、バイオセンサアレイ1500に適用される場合、DNA鎖は、電極上に固定されたDNAプローブ分子とハイブリッドを形成する。
【0225】
このようにして、上記の酸化還元の再生利用動作の手段によって、溶液中の分析される存在または所定配列が、バイオセンサアレイ1500を用いて順番に検出され得る。
【0226】
図16は、さらなる例示的実施形態であるバイオセンサアレイ1600を示しており、このバイオセンサアレイ1600は、複数の立方形電極1601、1602を有している。
【0227】
立方形電極1601、1602の配置は、図15に提示され上記のように説明された円筒形電極1501、1502の配置に従っている。
【0228】
図17は、本発明のさらなる例示的実施形態に従うバイオセンサチップ1700の電極配置を示している。
【0229】
第一電極901は、絶縁体層903上に適用され、第一電気端子904に電気的に接続されている。
【0230】
第二電極902は、同様に、絶縁体層903上に適用され、第二電気端子905に電気的に接続されている。
【0231】
図17に示すように、この例示的実施形態に従う第二電極は、前述の第二電極と比較して異なる形状を有している。
【0232】
第一電極は、図17から見られ得るように、平面電極であり、第二電極は、T字状に形成されている。
【0233】
各T字状の第二電極は、第一の分岐部1701を有している。この第一の分岐部1701は、絶縁体層903の表面1707に対して完全に垂直に配置されている。
【0234】
さらに、第二電極902は、第一分岐部1701に対して垂直に配置され、少なくとも部分的に各第一電極901の表面1703を超えて配置された第二の分岐部1702を有している。
【0235】
図17に見られ得るように、いくつかの第一電極901といくつかの第二電極902とは、平行に接続されており、これにより、第二電極902がT字状構造になっているために、互いに隣り合わせに配置された二つの第二電極902、一つの第一電極901および絶縁体層903によって形成された空洞1704が生成されている。
【0236】
個々の第一電極901および第二電極902は、絶縁層903によって互いに電気的に絶縁されている。
【0237】
開口部1705が第二電極902の個々の第二分岐部1702の間に各空洞1704に対して提供されており、開口部1705は、電極1706がバイオセンサ1700に適用される場合に電極および分析される溶液1706内に潜在的に含まれるDNA鎖、例えば、電解質が、開口部1705を介して空洞1704に通過し得る程度に十分大きくなっている。
【0238】
DNAプローブ分子1709は、記録されることになっている所定配列の対応するDNA鎖によってハイブリッドを形成することができ、第一および第二電極上の保持領域上に固定されている。
【0239】
図17に見られ得るように、第二電極1708および第一電極1703の相互に対向する表面が、互いに完全に平行に整列され、第二電極1708および第一電極1703には、DNAプローブ分子1709を保持するための保持領域が設けられているため、第一電極901および第二電極902との間に電場が付与される場合に完全に湾曲がない電場線が形成される。
【0240】
図18は、本発明のさらなる例示的な実施形態によるバイオセンサ1800を示している。
【0241】
さらなる例示的実施形態によるバイオセンサ1800は、上記により説明されず17により示されたバイオセンサ1700に完全に対応するが、DNAプローブ分子1709を固定する保持領域が第二電極902の第一分岐部1701の側壁上に設けられていないが、第二電極902の第一分岐部1701の表面1801が絶縁層903またはさらなる絶縁層の絶縁物質で覆われているという点で相違している。
【0242】
図18に示される例示的な実施形態によると、第一電極901上および第二電極上902の保持領域は、結果として、電極の直接対向する表面上にのみ、すなわち、第二電極902の第二分岐部の表面1802上および第一電極901の表面1803上に存在する。
【0243】
図19a〜19gは、第一電極901および第二電極902をバイオセンサ1700、1800に製造するための個々の方法の工程を表している。
【0244】
基板としての絶縁層903において、二酸化珪素から作製される例示的な実施形態により、形成されることになっている第一電極901に対応する形状を有する構造が、例えばフォトレジストにより作製されたマスク層を用いることにより絶縁層903にエッチングされる。
【0245】
アッシングによるまたはウェットケミカル法によるマスク層の除去の後、事前にエッチングされた構造1901(図19a参照)が少なくとも完全に満たされるような方法(表面1901が過剰に満たされてもよい(図19b参照))で、所望の電極物質の層が絶縁層903上の表面の広さに適用される。
【0246】
さらなる工程において、事前に作製された構造1901の外側に配置された、電極物質1902、好ましくは金が、化学的機械的研磨法(図19c参照)により取り除かれる。
【0247】
化学的−機械的研磨法の完了の後、第一電極901が、これにより、絶縁層903内に同じ高さに埋め込まれる。
【0248】
外側、すなわち、さらなる第二電極902の間または第一電極901の間の電極物質1902が、いかなる残留物を残すことなく取り除かれる。
【0249】
被覆層1903(例えば、窒化珪素から作製される)は、さらに、適切なコーティング方法(例えば、CVD法、スパッタリング法または蒸着コーティング法)によって、第一電極901に適用され得る(図19d参照)。
【0250】
図19eは、金により作製された数個の第一電極1901を示しており、この第一電極1901は、絶縁層903内に互いに隣り合って埋め込まれ、被覆層1903が上部に設けられている。
【0251】
さらなる工程(図19f参照)において、第二電極層1904が被覆層1903上に付与される。
【0252】
マスキングが完了した後、第二電極間の所望の開口部(これは、第二電極層1904から形成されることになっている)を考慮に入れて、所望の開口部1905が形成され、第二電極層1904が、ダウンストリームプラズマ内のドライエッチングプロセスによって、図17または図18に図示されるバイオセンサ1700、1800に一致して所望の空洞1704が形成されるように、エッチングされる(図19g参照)。
【0253】
このような状況において、被覆層1903が絶対的に不可欠であるわけではなく、第一電極901を、空洞1704形成中の表面上のエッチングから保護するために利点があることに留意されるべきである。
【0254】
代替の実施形態において、第二電極902のT字状構造は、次のように形成され得る。上述の方法による第一電極901の形成後、さらなる絶縁層が、CVD法または他の適切なコーティング方法によって、第一絶縁層上または、被覆層1903が存在する場合には被覆層1903上に形成される。次いで、対応する溝が被覆層1903内に形成される。この溝は、T字状構造である第二電極902の第一分岐部1701に適応させるために用いられる。これらの溝は、電極物質である金で充填され、ダマシン法にしたがって、溝内および第二絶縁層上に形成された電極物質は、化学的−機械的研磨によって、T字状第二電極902の第二分岐部1702の高さに対応する所定高さ下方に取り除かれる。
【0255】
第二電極902間の開口部1705は、フォトリソグラフィによって形成され、絶縁物質は、次いで、少なくとも部分的に、ダウンストリームプラズマ内のドライエッチング法によって、空洞1704として形成されるように意図される体積から取り除かれる。
【0256】
上述の実施形態が、保持領域が金によって作製される電極に制限されないことがさらに指摘されるべきである。代替として、保持領域内の物質でコーティングされた一酸化ケイ素または二酸化ケイ素から作製された電極が用いられ得る。これらの物質(例えば、公知のアルコキシシラン類縁体)は、固定されることになっているプローブ分子と共有結合を形成することが可能な、アミノ、ヒドロキシ、エポキシ、アセトキシ、イソシアネートまたはスクシンイミドエステル基を、特定のリガンドでのこのような変形において含み得る。
【0257】
以下の出版物が本明細書において引用される。
【0258】
(1)F.W.Schellerらによって編集されたR.Hintscheらの「Microbiosensors Using Electrodes Made in Si−Technology,Frontiers in Biosensorics,Fundamental Aspects」、Dirk Hauser Verlag,Basle,pp.267−283,1997.
(2)M.Paechkeらの「Voltammetric Multichannel Measurements Using Silicon Fabricated Microelectrode Arrays」、Electoroanalysis,Vol.7,No.1,pp.1−8,1996.
(3)F.W.Scallerらによって編集されたR.Hintscheらの「Microbiosensors using electrodes made in Si−Technoligy,Frontiers in Biosensorics,Fundamental Aspects」、Birkhauser Verlag,Basle,Switzerland,1997.
(4)P.van Gerwenの「Nanoscaled Interdigitated Electrode Arrays for Biochemical Sensors」、IEEE,International Conference on Solid−State Sensors and Actuators,Chicago,pp.907−910,June16−19,1997
【図面の簡単な説明】
【図1】 図1は、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサチップの概略図を示す。
【図2a】 図2aは、分析される溶液中で記録されるDNA鎖の存在を検出し得る2つの平面的な電極の概略図を示す。
【図2b】 図2bは、分析される溶液中で記録されるDNA鎖の非存在を検出し得る2つの平面的な電極の概略図を示す。
【図3】 図3は、従来技術による互いに入り組んだ電極を示す。
【図4a】 図4aは、レドックス再循環作用の一部として、個々の状態を説明する根拠ろする従来技術によるバイオセンサの概略図を示す。
【図4b】 図4bは、レドックス再循環作用の一部として、個々の状態が説明する根拠とする従来技術によるバイオセンサの概略図を示す。
【図4c】 図4cは、レドックス再循環作用の一部として、個々の状態が説明する根拠とする従来技術によるバイオセンサの概略図を示す。
【図5】 図5は、従来技術による測定電流の評価を示す概略図を示す。
【図6a】 図6aは、バンド制限を有する基準回路の概略図を示す。
【図6b】 図6bは、本発明の例示の実施形態によるバンド制限を示すボード線図を示す。
【図7】 図7は、基準集積回路を有する、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサチップの概略図を示す。
【図8】 図8は、レドックス再循環作用の一部として、従来技術による回路電流の関数的な曲線を示す。
【図9】 図9は、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサを示す。
【図10】 図10は、互いに入り組んだ電極配列のように配列された2つの電極を有するバイオセンサを通る断面図を示す。
【図11a】 図11aは、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサを作成する方法における入り組んだ電極を通る断面図を示す。
【図11b】 図11bは、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサを作成する方法における入り組んだ電極を通る断面図を示す。
【図11c】 図11cは、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサを作成する方法における入り組んだ電極を通る断面図を示す。
【図11d】 図11dは、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサを作成する方法における入り組んだ電極を通る断面図を示す。
【図12a】 図12aは、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサの電極を作成する方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図12b】 図12bは、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサの電極を作成する方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図12c】 図12cは、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサの電極を作成する方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図13a】 図13aは、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサの電極を作成する方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図13b】 図13bは、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサの電極を作成する方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図13c】 図13cは、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサの電極を作成する方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図14a】 図14aは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成中の様々な時間におけるバイオセンサを通る断面図を示す。
【図14b】 図14bは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成中の様々な時間におけるバイオセンサを通る断面図を示す。
【図14c】 図14cは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成中の様々な時間におけるバイオセンサを通る断面図を示す。
【図15】 図15は、円筒型電極を備える、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサアレイの平面図を示す。
【図16】 図16は、円筒型電極を備える、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサアレイの平面図を示す。
【図17】 図17は、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサを通る断面図を示す。
【図18】 図18は、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサを通る断面図を示す。
【図19a】 図19aは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図19b】 図19bは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図19c】 図19cは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図19d】 図19dは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図19e】 図19eは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図19f】 図19fは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図19g】 図19gは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
Claims (18)
- 高分子バイオポリマーを結合し得るプローブ分子を保持する保持領域を有する第1の電極と、
第2の電極と
を備え、
プローブ分子は、該保持領域により保持され、
ハイブリダイズされた高分子バイオポリマーは、該プローブ分子に結合されており、該ハイブリダイズされた高分子バイオポリマーは、酵素に接触される基板に設けられた分子を開裂することが可能である酵素を含み、これにより、これらの電極において還元/酸化再循環操作が起こることが確立され、集積電気微分回路に電子回路電流が供給される結果になり、
該集積電気微分回路を用いて、該第1の電極および該第2の電極において該還元/酸化再循環操作の間に生成された該電気回路電流が記録され得、該回路電流の微分は、所定の時間にわたって生成された電気回路電流の量を該所定の時間で除算することによって決定され得る、バイオセンサチップ。 - 高分子バイオポリマーを結合し得るプローブ分子を保持する保持領域を有する第1の電極と、
第2の電極と、
第3の電極と
を備え、
プローブ分子は、該保持領域により保持され、
ハイブリダイズされた高分子バイオポリマーは、該プローブ分子に結合されており、該ハイブリダイズされた高分子バイオポリマーは、酵素に接触される基板に設けられた分子を開裂することが可能である酵素を含み、これにより、該第2の電極および該第3の電極において還元/酸化再循環操作が起こることが確立され、集積電気微分回路に電子回路電流が供給される結果になり、
該第2の電極および該第3の電極は、該還元/酸化再循環操作の該還元/酸化の処理が該第2の電極および該第3の電極で起こるような態様で設計されており、
該集積電気微分回路を用いて、該第2の電極および該第3の電極において該還元/酸化の処理の間に生成された電気電流が記録され得、該回路電流の微分は、所定の時間にわたって生成された電気回路電流の量を該所定の時間で除算することによって決定され得る、バイオセンサチップ。 - 前記第2の電極に第1の電位を提供する手段と、
該第2の電極に第2の電位を提供する手段と、
前記第3の電極に第3の電位を提供する手段とをさらに含み、
該第3の電位は、前記還元/酸化再循環操作の間に、該還元/酸化が該第2の電極および該第3の電極においてのみ起こるような態様で選択される、請求項2に記載のバイオセンサチップ。 - 前記第2の電極に第1の電位を提供する手段と、
該第2の電極に第2の電位を提供する手段と、
前記第3の電極に第3の電位を提供する手段とをさらに含み、
該第3の電位は、前記還元/酸化再循環操作の間に、該還元/酸化が該第2の電極および該第3の電極においてのみ起こるような態様で選択され、
該第3の電気は該第1の電位より大きく、
該第1の電位は該第2の電位より大きい、請求項2に記載のバイオセンサチップ。 - 前記第1の電極の前記保持領域は、プローブ分子を固定化し得る材料でコーティングされている、請求項1に記載のバイオセンサチップ。
- 前記第1の電極の前記保持領域は、ペプチドまたはタンパク質が結合され得るリガンドを保持するように設計されている、請求項1に記載のバイオセンサチッ プ。
- 前記第1の電極の前記保持領域は、DNA分子が結合され得るDNAプローブ分子を保持するように設計されている、請求項1に記載のバイオセンサチップ。
- 前記保持領域は、ヒドロキシルラジカル、エポキシラジカル、アミンラジカル、アセトキシラジカル、イソシアネートラジカル、スクシンイミジルエステルラジカル、チオールラジカル、金、銀、白金、チタンからなる群から選択される材料のうちの少なくとも1つを含む、請求項1に記載のバイオセンサチップ。
- 前記電極は櫛形電極配置で配置され、各ケースにおいて、前記第3の電極は前記第1の電極と前記第2の電極との間に配置されている、請求項2に記載のバイオセンサチップ。
- 前記第1の電極および前記第2の電極は、互いに対して、前記第1の電極と前記第2の電極との間で生成される実質的に湾曲していない電気力線が、前記第1の電極と前記第2の電極との間に形成され得るような態様で配置される、請求項1に記載のバイオセンサチップ。
- 前記識別器回路は、前記第2の電極に電気的に結合されている、請求項1に記載のバイオセンサチップ。
- 前記識別器回路は、電流−電圧変換器を介して前記第2の電極に電気的に結合されている、請求項11に記載のバイオセンサチップ。
- 前記識別器回路と同一の構造を有し、電気基準信号を生成するために使用され得る基準回路を有する、請求項1に記載のバイオセンサチップ。
- 前記識別器回路および前記基準回路によって生成された前記電気信号を評価するための評価ユニットを有し、前記評価ユニットを用いて時間の関数として前記還元/酸化の再循環操作の間に生成された前記電流の曲線の増加を決定することが可能である、請求項13に記載のバイオセンサチップ。
- 高分子バイオポリマーを結合し得るプローブ分子を保持する保持領域を有する複数の第1の電極と、
複数の第2の電極と
をさらに含み、
前記第1の電極および前記第2の電極は、電極アレイで配置されている、請求項1に記載のバイオセンサチップ。 - 複数の第3の電極をさらに含み、
前記第2の電極および前記第3の電極は、前記還元/酸化の操作の該還元/酸化が、前記第2の電極および前記第3の電極において起こるような態様で設計されている、請求項2に記載のバイオセンサチップ。 - 前記複数の電極は、櫛形電極配置で配置される、請求項1に記載のバイイセンサチップ。
- 前記第1の電極および前記第2の電極および/または前記第3の電極は、互いに対して、前記第1の電極と前記第2の電極との間で生成される実質的に湾曲していない電界線が、前記第1の電極および前記第2の電極および/または前記第3の電極の間に形成され得るような態様で配置される、請求項2に記載のバイオセンサチップ。
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