JP6030153B2 - 生体分子計測装置 - Google Patents

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Description

本発明は、生体分子計測装置に関する。
近年、半導体技術を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には、半導体技術を用いて作製したｐＨセンサアレイによって、デオキシリボ核酸(ＤＮＡ)の塩基配列を低コスト、高速に決定するＤＮＡシーケンサが記載されている。半導体センサは、対象とする生体物質の反応を電気信号の強弱によって定量するため、従来のような高価な蛍光試薬が不要であり、コスト面で有利である。また、半導体の微細加工技術によって数百万から１０億を超えるセンサを集積することができ、各センサを並列動作させて測定を実施できるため、測定のスループットも向上しやすい。
生体分子計測装置の分野で特によく用いられる半導体センサとして、イオン感応性電界効果トランジスタ（Ｉｏｎ Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ Ｆｉｅｌｄ Ｅｆｆｅｃｔ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ：ＩＳＦＥＴ）がある。詳細は後述するが、ＩＳＦＥＴとは、イオン感応膜上に誘起される界面電位を測定するデバイスである。そのため、デバイス中に、測定対象のイオンに由来する以外の電荷が存在すると、測定誤差の要因となる。ところが、半導体プロセスにおいては、デバイス製造時にプラズマ加工やイオン注入を実施するため、デバイス中に電荷が蓄積されやすいという課題がある。同課題に関連して、下記非特許文献１には、特に、イオン感応膜、保護膜、電極の界面や、フローティング電極、ゲート酸化膜に電荷が蓄積されることが記載されている。下記非特許文献２には、こうした電荷蓄積により、ＩＳＦＥＴの閾値が±１０Ｖ程度オフセットすることが記載されている。
また、ＩＳＦＥＴには、ドリフトと呼ばれる、測定中に特性がシフトする課題が存在することも知られている。ドリフトとは、測定中にイオン感応膜と試薬溶液が化学反応を起こすなどして、イオン感応膜に電荷が捕獲されるためにおこる現象である。ドリフト量は、デバイスの製造方法や構造に大きく依存するが、およそ１０ｍＶ／時間程度の割合でトランジスタの閾値がシフトすることが、非特許文献３に記載されている。
以上で述べたような、捕獲電荷によるトランジスタの閾値のオフセットやドリフトは、測定誤差の要因となるため、軽減する必要がある。捕獲電荷を取り除く従来技術として、紫外線を照射することで電荷にエネルギーを与えてデバイス外部へと抜き出す方法が、下記特許文献１に記載されている。紫外線の照射は、例えば１０時間などの長時間必要であることが、非特許文献４に記載されている。捕獲電荷を取り除く別の方法として、ホットエレクトロン注入により、捕獲電荷による閾値変化を低減できる旨が、非特許文献１に記載されている。
ＩＳＦＥＴを生体分子計測に利用する際の別の課題は、ＩＳＦＥＴが試薬溶液の交換に起因するイオン濃度の変化によっても信号を出力する点である。すなわち、測定対象のイオンの濃度変化に起因する信号に対して、溶液交換に起因する信号、いわゆるバックグラウンドが重畳される。例えば、イオン感応膜としてＴａ２Ｏ５を用いたＩＳＦＥＴは水素イオンの選択性と感度が高く、上記特許文献１のｐＨセンサアレイをはじめとして広く用いられているが、液中の塩化カリウムイオンにも反応して信号を出力する字ことが非特許文献５に記載されている。
バックグラウンドが重畳された信号から目的信号のみを得るためには、バックグラウンドを推定し、得られた信号から差し引く処理が必要になる。生体分子が入っていない反応槽のＩＳＦＥＴの信号値を計算処理してバックグラウンドを推定する方法が下記特許文献２に示されている。前述の半導体ＤＮＡシーケンサのように１００万から１０億以上のＩＳＦＥＴを用いて並列測定を実施する場合、全ての反応槽の測定データに対して上述のバックグラウンド処理を実施する必要があり、バックグラウンド処理が解析時間を増大させる。これは測定結果を得るまでの時間が長くなる事を意味するため、バックグラウンド処理に要する時間は極力短縮するべきである。
特表２０１０−５１３８６９号公報 米国特許出願公開 ２０１２／０１７２２４１号明細書
Georgiou, et. al, Electronics Lett. Oct. 2009 Liu, et. al, IEEE Trans. Elec. Dev, Dec, 2011 Hammond, et. al, IEEE Sensors, Dec. 2004 Milgrew, et. Al, IEEE Elec. Dev., Apr. 2008 Kerkhof, et. al, Sensors and Actuators B, 1994
特許文献１や非特許文献４に記載の、紫外線照射により捕獲電荷を取り除く方法は、上述の通り長時間の照射が必要になるため、測定時間を増大させる課題がある。非特許文献１では、捕獲電荷の影響を低減する方法に関し、単体ＩＳＦＥＴへホットエレクトロンを注入することについては検討されている。しかし、複数のＩＳＦＥＴをアレイ状に配置した生体試料測定装置において好適な方法については何ら検討されていない。また、ホットエレクトロン注入は閾値を上げる側にしか働かないという課題もある。
別の解決手段として、デバイスの特性を較正する手法も取りうるように思われる。例えば、単体ＩＳＦＥＴを用いたｐＨセンサであれば、はじめにｐＨの基準となる標準溶液を用いた較正作業を実施し、センサ外の部分で補正をかけることによって測定精度を維持することができると考えられる。しかし、多数のＩＳＦＥＴをアレイ状に配置した半導体センサアレイの場合においては、膨大な数のＩＳＦＥＴからの個々のデータに対して較正作業を実施する必要があり、現実的でない。
一方、バックグラウンドの処理に関し特許文献２に記載されている方法においては、バックグラウンド推定と差分処理のため膨大な計算が必要となり、測定開始から結果を得るまでに時間がかかるという課題がある。また、平均処理などによってバックグラウンドを推定すると、個々のＩＳＦＥＴにおける測定精度が低下する可能性がある。さらには、広い値範囲にわたって精度よくバックグラウンドを推定するためには、膨大なデータ量が必要となる課題がある。
本発明は、上記のような課題に鑑みてなされたものであり、半導体センサを用いて生体分子試料を測定する際に生じる測定ノイズを効果的に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、イオン濃度を検出する半導体センサ上に試薬を送出し始めた後に、試薬と試料を反応させるトリガを生成する。
本発明に係る生体分子計測装置によれば、イオン濃度を検出する半導体センサを用いて生体分子試料を測定する際に生じる測定ノイズを効果的に低減することができる。
上述した以外の課題、構成、および効果は、以下の実施形態の説明により明らかになるであろう。
ＩＳＦＥＴアレイ３０４の構成を示す図である。 バックグラウンド処理の例を示す信号波形図である。 ＩＳＦＥＴ１１４から得られる測定信号の波形を例示する図である。 ドレイン電流−参照電極電圧特性を例示する図である。 実施形態１に係る生体分子計測装置の機能ブロック図である。 ＤＮＡの構造と伸長反応について説明する図である。 実施形態１に係る生体分子計測装置がＤＮＡ配列を決定する処理を説明するフローチャートである。 １つのセルを模式的に表した側面図である。 ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２のうち、ＩＳＦＥＴアレイ３０４、選択回路３０５、読み出し回路３０９の構成例を示した回路図である。 図７のフローチャートを実施した際の１つのＩＳＦＥＴ１１４の閾値変動を図９の回路によって読み出した信号波形である。 半導体プロセスによってヒータ配線を搭載したＩＳＦＥＴアレイ３０４とその断面図である。 バックグラウンド信号波形とその微分値の経時変化を示す図である。 ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２上の一部のＩＳＦＥＴ１１４を用いてバックグラウンドを除去する場合の構成例を示す図である。 図１３に示すセル１１０５が出力する信号を読み出す読み出し回路１１０６を備えた回路図である。 実施形態２に係る生体分子計測装置が備えるＩＳＦＥＴアレイチップ１００２上の１個のセルとその周辺回路を抜粋した回路図である。 実施形態２に係る生体分子計測装置がＤＮＡ配列を決定する処理を説明するフローチャートである。 図１６のフローチャートを実施した際の１つのＩＳＦＥＴ１１４の閾値変動を図１５の回路によって読み出した信号波形である。 実施形態３に係る生体分子計測装置の機能ブロック図である。 ウェル７０３の側断面図である。 実施形態３に係る生体分子計測装置がＤＮＡ配列を決定する処理を説明するフローチャートである。 各ウェル７０３を分離する別構成例を示す図である。 構造物１１０８の内部構造を示す図である。
以下では本発明の理解を容易にするため、まず初めに従来の生体分子計測装置におけるドリフト・オフセットとバックグラウンドに起因する課題について説明し、その後に本発明の実施形態について説明する。
＜従来技術の課題：測定誤差について＞
図１は、後述するＩＳＦＥＴアレイ３０４の構成を示す図である。図１（ａ）は、ＩＳＦＥＴアレイ３０４のなかの３つのＩＳＦＥＴ１１４と反応槽（以下、ウェルと呼ぶ）１１１〜１１３の側断面図であり、図１（ｂ）のＡ−Ａ’線断面図に相当する。図１（ｂ）は、ＩＳＦＥＴアレイ３０４の上面図である。なお、各トランジスタへの配線は省略してある。
図２は、バックグラウンド処理の例を示す信号波形図である。図２（ａ）（ｂ）に示すように、ウェル１１１において測定された波形１１７から、空ウェル１１２において測定された波形１１８を差し引くことにより、バックグラウンドを計算することができる。空ウェル１１２には測定対象であるＤＮＡ１１５が存在しないため、純粋に試薬溶液１０８を注入することによって発生するバックグラウンドのみが測定されるからである。ただし、ＩＳＦＥＴ１１４は特性ばらつきを有するため、ウェル１１１のバックグラウンド波形１１９と、空ウェル１１２において得られる波形１１８とは、厳密には一致しない。その結果、前述の差分処理によって得られる信号波形１２０は、目的の信号成分に誤差を加えたものとなる。
こうしたＩＳＦＥＴ１１４の特性ばらつきの影響を軽減するため、特許文献２においては、ウェル１１１の近傍にある複数の空ウェル１１２から得られる測定波形を平均化してバックグラウンドを推定している。しかしながら、ウェル１１１自体も特性ばらつきがあるため、複数の空ウェル１１２から得られる測定波形を平均化しても、個々のウェル１１１に起因する誤差が残る。また、推定処理のための計算量が増大する課題もある。
＜従来技術の課題：データ量について＞
図１に示す通り、チップを製造した段階でＩＳＦＥＴ１１４の構造上に正電荷８００や負電荷８０１がトラップされ、その量はＩＳＦＥＴ１１４ごとに異なり、これがＩＳＦＥＴ１１４内のトランジスタ閾値がオフセットする原因となる。トラップされる場所は、主にイオン感応膜１００の表面、イオン感応膜１００と保護膜１０１との間の界面、フローティングゲート１０２、ゲート酸化膜１０４である。各ＩＳＦＥＴ１１４のトランジスタ閾値は、トラップされた電荷の種類と量に依存してオフセットする。
図３は、ＩＳＦＥＴ１１４から得られる測定信号の波形を例示する図である。図３（ａ）は、複数のＩＳＦＥＴ１１４を備えたＤＮＡシーケンサが取得した各ＩＳＦＥＴ１１４の信号波形を重ね書きしたものである。図３（ａ）に示すように、各ＩＳＦＥＴ１１４から得られる信号波形間にはオフセットが見られる。図３（ｂ）は、これら波形のうちの１つについて、オフセットを除去した波形２００と、さらに前述のバックグラウンド処理によって最終的に得られた信号波形２０１とを示す。
実際にＩＳＦＥＴから出力される波形から、計算処理によってオフセットとバックグラウンドを除去し、最終的に信号波形２０１を得るためには、図３（ａ）に示すように広範囲にわたる波形を十分な分解能で記録する必要がある。そのため、波形を読み出すＡ／Ｄコンバータは広いダイナミックレンジを必要とし、さらには出力されるデータ量が膨大になる。
たとえば、水素イオン濃度の変動による理論上の電圧変動は、ネルンストの式から求めることができ、２５℃においてはおおよそ５９ｍＶ／ｐＨである。実際のＩＳＦＥＴにおいては、これより若干低下し、ｐＨあたり数１０ｍＶ程度である。これを１ｍＶの精度で測定する場合、±１０Ｖのレンジでオフセットする波形データを全て記録するには１４〜１５ビットのＡ／Ｄ変換精度が必要である。ｐＨ変化による波形変動は数秒単位にわたるため、１００Ｈｚのサンプリングレートで５秒測定するとすれば、１つのＩＳＦＥＴ１１４が１回測定するに当たって出力するデータ量はおよそ１ｋバイトである。測定を１００回繰り返すとし、ウェル数を１００万とすれば、最終的に出力されるデータ量は１００Ｇバイトであり、複数回の測定データを保存するとなると膨大なデータ量となる。これに対し、伸長反応に由来する信号は、ｐＨ１〜ｐＨ１４の間で変動したとしても５９ｍＶ×１４＝８２６ｍＶと、たかだか１Ｖである。結果、１ｍＶの精度で測定する場合でもＡ／Ｄ変換精度は１０ビットで足りるので、データ量を３割近く低減することができる。
このように、データ量を考慮すると、ＩＳＦＥＴのドリフト・オフセットやバックグラウンドは、データ処理の前にデバイス上であらかじめ低減しておくか、または簡単な計算処理だけで除去できることが望ましい。
＜実施の形態１＞
以下、図面を用いて本発明の実施形態を説明する。ここでは半導体センサとしてＩＳＦＥＴを用い、生体分子計測装置としてＤＮＡの配列を決定するＤＮＡシーケンサを例として示すが、本発明の適用先はＤＮＡシーケンサに限定されるものではなく、生体分子の反応生成物を電気的に計測するシステムに広く適用することができる。ＩＳＦＥＴはイオン感応膜を適切に選択することによって種々のイオンを検出することができるので、例えばナトリウムイオンやカリウムイオンが変化するような生体分子を測定する装置に対して本発明を適用することができ。なお、実施形態を説明するための全図において、同一の部材には原則として同一の符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
再び図１を参照する。ＩＳＦＥＴアレイ３０４は２次元状に配置された複数のウェル７０３を有し、各ウェル７０３の底部にはＩＳＦＥＴ１１４のイオン感応膜１００が配置されている。ウェル７０３は、半導体プロセスによって形成された１辺数１００ｎｍ〜数μｍ程度の大きさの穴である。測定時には、各ウェル７０３の中に、測定対象となる生体分子１１５が付着したビーズ７０２が装填される。生体分子１１５がＤＮＡである場合は、ＤＮＡ１１５をビーズ７０２に付着させる際に、エマルジョンＰＣＲなどの方法によって測定対象のＤＮＡを複製し、ビーズ７０２上のＤＮＡ本数を増やしておくと、発生する水素イオン（詳細は図６で後述する）の量が増えて検出が容易になる。
ＩＳＦＥＴ１１４は一般に、イオン感応膜１００、保護膜１０１、フローティングゲート１０２、ゲート電極１０３、ゲート酸化膜１０４、ドレイン１０５、ソース１０６、シリコン基板１０７、基板コンタクト１１０を有する。フローティングゲート１０２とゲート電極１０３がなく、ゲート酸化膜１０４の上に保護膜１０１とイオン感応膜１００を直接積層する場合もある。ＩＳＦＥＴ１１４とその直上に形成された１つのウェル７０３をまとめてセル１１６と呼ぶ場合もある。
生体分子１１５から発生するイオンを測定する際は、感応膜１００を試薬溶液１０８に接触させ、参照電極１０９を試薬溶液１０８中に浸す。この状態で、参照電極１０９に電圧ＶＲＥＦを与えると、イオン感応膜１００、保護膜１０１、ゲート酸化膜１０４の間の容量性結合を介してドレイン１０５−ソース１０６間にチャネルが誘起され、ＩＳＦＥＴ１１４の特性に応じてドレイン電流−参照電極電圧特性が得られる。
図４は、ドレイン電流−参照電極電圧特性を例示する図である。溶液１０８中にイオンが存在すると、イオン感応膜１００と試薬溶液１０８の間に界面電位が発生し、ゲート電極１０３に印加される実効的な電圧が変化する。界面電位の大きさはイオンの濃度に依存するため、例えば溶液１０８のイオン濃度がＣ１からＣ２に変化すると、ＩＳＦＥＴ１１４のトランジスタ閾値がＶ１からＶ２に変化したように見える。この閾値の変化から、溶液１０８のイオン濃度を測定することができる。
図５は、本実施形態１に係る生体分子計測装置の機能ブロック図である。測定対象である生体分子１１５は、ビーズ７０２に付着してＩＳＦＥＴアレイ３０４上に装填される。生体分子１１５がイオン反応するために必要な試薬は送液装置３０３によって試薬容器３０１から送出され、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２上で生体分子１１５と反応する。ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２は、この反応によって生成物されるイオンの濃度変化を検出する。反応後の廃液は、廃液容器３１０によって回収される。送液装置３０３は、例えば一般的な送液ポンプを複数使用して実現することができる。または、窒素やアルゴンなどの不活性ガスを、試薬容器３０１ごとに用意されたバルブを介して圧力を調整しながら試薬容器３０１に注入して、ガスの圧力により試薬容器３０１から試薬を押し出すことによって実現することもできる。
コントローラ３１２は、あらかじめプログラムされた実験シーケンスとデータ処理装置３１１が取得したデータに応じて、送液装置３０３の送液ポンプの送液タイミングと送液量の調整、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２の動作状態の制御、データ処理装置３１１の制御、試薬流路３０２、３１３、３１４のいずれかまたはＩＳＦＥＴチップ１００２上に設けられた参照電極の電圧制御、などを実施する。さらにコントローラ３１２は、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２上に設けられた温度センサ３０７の測定値に基づき、同じくＩＳＦＥＴアレイチップ１００２上に設けられたヒータ３０８と試薬溶液を冷却する冷却装置３００を制御する。
データ処理装置３１１は、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２から出力された測定結果を示すデータを取得して解析する。データ処理装置３１１は、一般的なＡ／Ｄ変換器を搭載したインターフェースボードとコンピュータによって構成することができる。選択回路３０５と読み出し回路３０９については後述する。
図６は、ＤＮＡの構造と伸長反応について説明する図である。図６（ａ）は、１本鎖ＤＮＡを模式的に表した図である。実際の１本鎖ＤＮＡは、リン酸とデオキシリボースからなる鎖に４種類の塩基が結合し、複雑な立体構造を形成するが、ここでは簡単のため、リン酸とデオキシリボースからなる鎖を直線４０４で表し、４種類の塩基、すなわちアデニンをＡ（４００）、チミンをＴ（４０１）、シトシンをＣ（４０２）、グアニンをＧ（４０３）のように記号で表す。
図６（ｂ）は、ＤＮＡの伸長反応を模式的にあらわした図である。ＡＴＣＧの１本鎖４０５に、ＴＡＧからなるプライマ４０６が結合した状態を示す。この状態で、シトシンを含むデオキシリボヌクレオチド３リン酸（ｄＮＴＰ）の一種（ｄＣＴＰ）４０７と、図中では示していない伸長酵素であるＤＮＡポリメラーゼが存在すると、ｄＣＴＰがＧ末端に結合すると同時に、図６（ｃ）に示すように、２リン酸４０９と水素イオン４０８が離脱する。
水素イオン４０８を検出することによりＤＮＡ配列を決定する方法は以下のとおりである。まず、配列を決定したい未知の１本鎖ＤＮＡ４０５にプライマ４０６を結合させる。この状態で、ｄＣＴＰ、ｄＴＴＰ、ｄＡＴＰ、ｄＧＴＰの４種の試薬を順番に注入し、それぞれの試薬を注入した際の水素イオン濃度を測定する。例えばｄＡＴＰを注入した時に水素イオンが発生すれば、元の１本鎖ＤＮＡ４０５のうちプライマ４０６が結合した部分を除いた先頭が、Ａの相補塩基、すなわちＴであったことが分かる。上記試薬注入と水素イオン濃度測定を繰り返すことにより、順番にＤＮＡ配列を決定することができる。
図７は、本実施形態１に係る生体分子計測装置がＤＮＡ配列を決定する処理を説明するフローチャートである。以下、図７の各ステップについて説明する。
（図７：ステップＳ６００〜Ｓ６０１）
ビーズ７０２をセルに装填し終えた段階でＩＳＦＥＴアレイチップ１００２を装置にセットする。反応に用いる試薬ｄＮＴＰと洗浄液は、あらかじめ冷却装置３００を用いて、ＤＮＡポリメラーゼの至適温度より十分低い温度に冷却しておく。測定を開始すると、コントローラ３１２はあらかじめ決められた手順で試薬ｄＮＴＰを選択し（Ｓ６００）、送液装置３０３は試薬溶液１０８をＩＳＦＥＴアレイチップ１００２上のセルに注入する（Ｓ６０１）。この段階では、ｄＮＴＰの温度が低くＤＮＡポリメラーゼがほとんど働かないため、伸長反応はほぼ起こらない。
（図７：ステップＳ６０２〜Ｓ６０４）
コントローラ３１２は、伸長反応を誘起するトリガとして、チップ上のヒータ３０８を用いてウェル７０３とウェル７０３内の試薬溶液１０８を加熱し、ＤＮＡポリメラーゼを活性化させる（Ｓ６０２）。ＩＳＦＥＴ１１４は、ヒータ３０８の動作によって誘起された伸長信号を測定する（Ｓ６０３）。伸長信号を測定し終えた段階で、コントローラ３１２は送液装置３０３によって低温の洗浄液を注入し、反応しなかったｄＮＴＰと、反応生成物である水素イオン、２リン酸を洗い流すと同時に、冷却装置３００によりチップを冷却する（Ｓ６０４）。
（図７：ステップＳ６０５〜Ｓ６０９）
コントローラ３１２は、洗浄が終わった後、次のｄＮＴＰを選択し（Ｓ６０５〜Ｓ６０９）、ステップＳ６０１に戻って同様の処理を繰り返す。繰り返しの過程においてＩＳＦＥＴ１１４が測定した伸長信号は、データ処理装置３１１が備えるＡ／Ｄ変換器によってデジタル信号に変換され、データ処理装置３１１が備える記憶装置内に測定データとして蓄積される。データ処理装置３１１は、繰り返しの結果得られる配列にしたがって、ＤＮＡの構造を特定することができる。
図７で説明したフローチャートによって得られるＩＳＦＥＴ１１４の出力信号の時間変化について、図８〜１０を用いて説明する。
図８は、１つのセルを模式的に表した側面図であり、ＩＳＦＥＴ１１４上にＤＮＡ１１５が固定されていることを示す。ここでは簡単のため、ＩＳＦＥＴ１１４のイオン感応膜１００からゲート電極１０３に至るまでの構造をまとめて長方形７０４で示した。
図８の時刻Ｔ０において、チップ上のセルは洗浄液で満たされており、冷却状態にある。時刻Ｔ６０１において試薬溶液１０８としてｄＮＴＰ溶液をセルに注入すると、ｄＮＴＰ溶液中に含まれる各種イオンや、洗浄液とｄＮＴＰ溶液の間のｐＨの違いに起因して、ＩＳＦＥＴ１１４の閾値が変化する。セル内の洗浄液がｄＮＴＰ溶液に置き換わると、次第にＩＳＦＥＴ１１４の閾値変動がおさまる。時刻Ｔ６０２においてｄＮＴＰ溶液をヒータ３０８で加熱すると、ＤＮＡポリメラーゼが活性化される。ＤＮＡとｄＮＴＰが結合すれば水素イオンが発生してｐＨが変化するため、これに応じてＩＳＦＥＴ１１４の閾値も変化する。続く時刻Ｔ６０４で洗浄液を注入するとｄＮＴＰ溶液の成分や反応生成物である水素イオンが洗い流されてセル中が洗浄液で満たされ、時刻Ｔ０と同様の状態に戻る。また、洗浄液を注入することにより、ＩＳＦＥＴ１１４はＤＮＡポリメラーゼの至適温度より低い低温に冷却される。
図９は、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２のうち、ＩＳＦＥＴアレイ３０４、選択回路３０５、読み出し回路３０９の構成例を示した回路図である。選択回路３０５は、一般的なｎビットデコーダとドライバによって構成され、コントローラ３１２から与えられたｎ本の行アドレスに基づき、２＾ｎ本の行選択線ＷＬのうち１つを活性化する。ＩＳＦＥＴアレイ３０４は、ＩＳＦＥＴ１１４とＩＳＦＥＴ１１４を選択するための選択トランジスタを行選択線ＷＬとデータ線ＤＬＡの交点に２次元状に並べたものである。各々のセル２３０３は、２つの選択トランジスタ１２００、１２０１とＩＳＦＥＴ１１４から構成される。各々のセルは、行選択線ＷＬｋ、ソース線ＳＬｋ、データ線ＤＬＡｋ、ＤＬＢｋに接続される。行アドレスによってｊ番目のＷＬｊがＨ状態に活性化されると、ＷＬｊに接続される全てのセルにおいて、選択トランジスタが導通状態となり、同一ＷＬｊ上の全てのＩＳＦＥＴ１１４が、それぞれソース線ＳＬとデータ線ＤＬＡに接続される。図９においては、全てのトランジスタがＮＭＯＳである例を示したが、もちろん全てをＰＭＯＳで構成してもよい。この場合、行選択線ＷＬの論理が反転する。
ソース線ＳＬｋ、データ線ＤＬＡｋ、ＤＬＢｋは、読み出し回路３０９中のｋ番目のアンプ２３０２−ｋに接続される。本アンプは２つの一般的な定電流源１７００と１７０４、２つのアンプ１７０１と１７０２、および出力用のアンプ１７０３とトランジスタ１７０５からなる。次に、ＩＳＦＥＴ１１４の信号を読み出す際の各アンプの動作について説明する。
定電流源１７００と１７０３は一定の電流をグラウンドへ引き抜く。アンプ１７０１と１７０２は増幅率１倍のボルテージフォロワ構成のアンプであり、一般的な差動増幅回路で実現できる。これらのアンプにより、ＤＬＡｋとＤＬＢｋとの間に、トランジスタ１７０５と、定電流源１７０４に流れる一定電流Ｉｄとによって決定される一定電圧ＶＡＢを発生させる。かかる構成によれば、ＩＳＦＥＴアレイ中の選択ＩＳＦＥＴのソース・ドレイン電圧Ｖｄｓはおよそ一定値ＶＡＢで固定され、また、ドレイン電流は定電流源１７００で決定される定電流Ｉｄに固定される。ＩＳＦＥＴ１１４が線形領域で動作していれば、ドレイン電流Ｉｄ、ゲート−ソース間電圧Ｖｇｓ、ソース−ドレイン間電圧Ｖｄｓは下記式１を満たす。βはＩＳＦＥＴ１１４特有の定数、ＶｔｈはＩＳＦＥＴ１１４のトランジスタ閾値である。
Ｉｄ＝β｛（Ｖｇｓ−Ｖｔｈ）−１／２×Ｖｄｓ｝×Ｖｄｓ （式１）
溶液中のイオンにより、ＩＳＦＥＴ１１４の閾値がΔＶｔｈだけずれたとすると、アンプ２３０２−ｋによりドレイン電流Ｉｄ一定、ソース−ドレイン電圧Ｖｄｓが一定という動作条件になっていることを加味すると、下記式２が成立する。
Ｉｄ＝β｛（Ｖｇｓ’−（Ｖｔｈ＋ΔＶｔｈ））−１／２×Ｖｄｓ｝×Ｖｄｓ （式２）
Ｉｄは０ではないので（式１）を（式２）で割って整理すると、下記式３が得られる。
Ｖｇｓ’−Ｖｇｓ＝ΔＶｔｈ （式３）
式３より、ゲート電圧、すなわち参照電極１０９の電圧を固定しておけば、ＩＳＦＥＴ１１４の閾値変動はソース電位の変動として出力される。Ｖｄｓは一定なので、ソース電位の変動はドレイン電位の変動となり、結果としてΔＶｔｈがアンプ出力端子Ｏｋより出力される。ただし、ΔＶｔｈにはオフセットやバックグラウンドが重畳されているので、後述の図１０に示すように伸長信号とこれらノイズを図７のフローチャートによって時間的に分離し、伸長信号のみを精度よく読み取ることを図る。
図９に示す回路図においては、複数のＩＳＦＥＴ１１４いずれかを選択回路３０５によって選択し、その出力を読み出し回路３０９によって読み出すこととしているが、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２のデータ出力ピンの本数が許す限りは、ＩＳＦＥＴ１１４毎に出力ピンを設けてもよい。また、Ａ／ＤコンバータをＩＳＦＥＴアレイチップ１００２上に搭載し、ＩＳＦＥＴ１１４の出力をデジタルデータに変換してから出力してもよい。この場合、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２からデータ処理装置３１１までの通信経路がデジタル化されるため、経路上の干渉ノイズに対する耐性が向上する。
図１０は、図７のフローチャートを実施した際の１つのＩＳＦＥＴ１１４の閾値変動を図９の回路によって読み出した信号波形である。先に説明した通り、時刻Ｔ６０１においてｄＮＴＰ溶液をセルに注入すると、ドリフトとオフセットに起因する波形成分１３０１とバックグラウンド成分１３００が重畳した信号がＩＳＦＥＴ１１４から出力される。セルがｄＮＴＰ溶液で満たされると、次第に信号の変化率が減少し、ある値に漸近する。試薬溶液１０８を注入し始めてからある程度の時間が経過した時刻Ｔ６０２において、ヒータ３０８により試薬溶液１０８を加熱してＤＮＡポリメラーゼを活性化する。ＤＮＡとｄＮＴＰが結合すると水素イオンが発生しｐＨが変化するため、ＩＳＦＥＴ１１４の出力信号内に伸長信号１３０２が現れる。伸長反応が無い場合は水素イオンが発生しないため、伸長信号１３０２は現れない。時刻Ｔ６０４で洗浄液を注入するとｄＮＴＰ溶液の成分や反応生成物である水素イオンが洗い流されてセル中が洗浄液で満たされるため、初期の信号値に戻る。
このように、図７に示すフローチャートにしたがって、試薬溶液１０８を注入し始めた後、好適には試薬溶液１０８を注入し終えた後にトリガを生じさせることより、バックグラウンド成分１３００の変化と伸長信号１３０２を時間的に分離することができる。
さらに、時刻Ｔ６０２以降の信号値から、ヒータ３０８で加熱する直前の信号値、すなわちドリフトおよびオフセットの成分１３０１と、バックグラウンド成分１３００を含んだ信号値を差し引けば、これらノイズを含まない伸長信号波形を容易に得ることができる。
上記構成によれば、特許文献２に記載されている、複数の空ウェルを用いたバックグラウンド推定処理が不要となり、処理を大幅に軽減することができる。また、伸長信号１３０２を測定するＩＳＦＥＴ１１４自身の測定値を使って引き算処理を実施するため、ＩＳＦＥＴ１１４の特性ばらつきの影響も受けない。
＜実施の形態１：変形例＞
以上の説明においては、洗浄液とｄＮＴＰを用いてセルを冷却し、チップ上のヒータ３０８を用いてセルを加熱して伸長反応を誘起する例を示したが、温度を制御する手法はこれに限らない。例えば、ペルチェ素子などの冷却機構をＩＳＦＥＴアレイチップ１００２に接触させてチップを冷却してもよい。また、一般的に使われるヒータをＩＳＦＥＴアレイチップ１００２に接触させてチップを加熱してもよい。ただし、伸長反応を誘起する加熱に関しては、なるべく急峻に温度を変化させることが望ましい。なぜなら、温度が緩やかに上昇すると、ビーズ７０２上の複製ＤＮＡの伸長反応が同時に起こらず、伸長信号ピークがなだらかになるからである。
図１１は、半導体プロセスによってヒータ配線を搭載したＩＳＦＥＴアレイ３０４とその断面図である。イオン感応膜１００より下の構造については図１と同じであるため省略した。ウェル７０３の列の間に半導体プロセスによって配線９００を形成し、これに電流を流すことによりジュール熱を発生させてセルを加熱する。かかる構成によれば、熱源がウェル７０３の近傍にあるため、ウェル７０３内の温度を高速に上昇させることができる。
加熱後の試薬溶液１０８の温度は、ＤＮＡポリメラーゼが最も効果的に働く至適温度付近になることが望ましい。至適温度はＤＮＡポリメラーゼの種類に大きく依存する。例えばＤＮＡポリメラーゼがＫｌｅｎｏｗ Ｆｒａｇｍｅｎｔである場合は３７℃付近、ＴａｑＤＮＡポリメラーゼである場合は７０〜７５℃である。また、温度が高すぎると酵素が変性して失活する原因ともなるため、過熱を防ぐ必要がある。そのため、あらかじめ決められた時間の間だけ配線９００に電流を流して加熱するか、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２上に温度センサ３０７を設けておき、至適温度近辺になるように温度をモニタしながらヒータ３０８を制御するとよい。
上記では、低温の状態からＤＮＡポリメラーゼの至適温度まで加熱してＤＮＡの伸長反応を誘起する例を示したが、至適温度より高い温度から至適温度まで冷却して伸長反応を誘起してもよい。
伸長反応を誘起するトリガは温度に限らない。例えば特開２００９−１２６７８９号公報に記載されている光応答性ヌクレオチドを試薬溶液１０８として用いる場合は、波長３６６ｎｍのＵＶ照射を伸長反応トリガとすることができる。波長３６６ｎｍのＵＶ光源としては、例えば市販のＬＥＤを利用することができる。その他、試薬溶液１０８を、伸長反応を誘起しないバッファ溶液とｄＮＴＰ試薬に分けて構成しておき、始めにセルをバッファ溶液で満たした後にｄＮＴＰ試薬を注入してもよい。この場合は、ｄＮＴＰ試薬を注入することがトリガとして作用する。いずれの場合においても、伸長反応を誘起するトリガを生成する機能部が、「トリガ生成部」に相当する。
図８において、時刻Ｔ６０１でｄＮＴＰ溶液を注入したのち、伸長反応を誘起するタイミングＴ６０２は、以下のように決定することができる。ひとつの方法は、あらかじめ実験によって、ｄＮＴＰ溶液を注入してからバックグラウンド信号の変化が十分小さくなるまでの時間ＴＳＡＴを測定しておき、Ｔ６０１からＴＳＡＴ経過した段階で伸長反応のトリガをかけるようにコントローラ３１２をプログラムしておくものである。その他の方法としては、バックグラウンド信号波形を観察してその変化が収まった時点を自動的に検出するものである。図１２を用いて説明する。
図１２は、バックグラウンド信号波形とその微分値の経時変化を示す図である。コントローラ３１２は、バックグラウンド信号波形を微分し、その値があらかじめ設定した閾値を下回った時刻をＴ６０２として採用してもよい。この場合、バックグラウンド信号の変化量が目標値を下回った段階で直ちに伸長反応を開始し、測定フローにかかる時間を短縮できる。信号波形の微分は、反転増幅器と容量素子と抵抗素子で構成される一般的な微分回路で実現することができる。閾値判定は一般的な電圧比較回路で実施することができる。あるいは、データ処理装置３１１上のソフトウェアによって波形微分と閾値判定を実施することもできる。
図１３は、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２上の一部のＩＳＦＥＴ１１４を用いてバックグラウンドを除去する場合の構成例を示す図である。必ずしも全てのＩＳＦＥＴ１１４を用いてバックグラウンドを検出する必要はなく、試薬溶液１０８が流れる方向における下流側に配置されたＩＳＦＥＴ１１４のみを用いてバックグラウンドを検出することもできる。
図１３（ａ）に示すように、洗浄液１１０２で満たされたセルに対し、試薬注入口１１０３からｄＮＴＰ溶液１１０１を入れ、試薬排出口１１０４から洗浄液１１０２やｄＮＴＰ溶液を排出することを考える。この場合、試薬注入口１１０３よりも試薬排出口１１０４に近い位置、すなわち、溶液の流れの下流側にある１以上のＩＳＦＥＴ１１４のバックグラウンド波形に基づきＴ６０２を決定すればよい。下流側でバックグラウンド波形の変化が収まれば、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２全体の溶液交換が終わったと判断できるからである。図９において示したように、ＩＳＦＥＴ１１４を定電流源で駆動する場合、アレイの並列数増加によって電流を流すＩＳＦＥＴ１１４の数が増大し、結果として消費電力増大を招く。上記のようにバックグラウンド測定のために使用するＩＳＦＥＴ１１４の数を限定することにより、チップの消費電力を大幅に低減することができる。また、微分処理のために必要な計算量を低減することもできる。
図１３（ｂ）に示すように、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２の下流にバックグラウンドを測定する専用のセル１１０５を設けてもよい。この場合は、セル１１０５からバックグラウンドを読み取る回路を読み出し回路３０９とは別に設けることが望ましい。
図１４は、図１３に示すセル１１０５が出力する信号を読み出す読み出し回路１１０６を備えた回路図である。読み出し回路１１０６は、読み出し回路３０９とは独立した専用の回路である。その他の回路構成は図５と同じである。図１４に示す回路構成により、バックグラウンドを測定する際にＩＳＦＥＴアレイの選択回路３０５や多数の定電流源から構成される読み出し回路３０９を動作させる必要がなくなるため、さらに消費電力を低減することができる。
＜実施の形態１：まとめ＞
以上のように、本実施形態１に係る生体分子計測装置は、送液装置３０３が試薬溶液１０８を送出し始めた後、好適には送出し終えた後に、ヒータ３０８またはその他の手段によって試薬溶液１０８を反応させるトリガを生成する。これにより、図１０に示すように伸長信号１３０２とバックグラウンドを時間的に分離し、伸長信号１３０２のみを容易に取り出すことができる。
また、本実施形態１に係る生体分子計測装置は、ＩＳＦＥＴ１１４のドレイン電流をＩｄに固定し、ソース・ドレイン電圧ＶｄｓをＶＡＢに固定する回路を備える。これにより、式３に示すように、ＩＳＦＥＴ１１４の閾値変化ΔＶｔｈのみを出力端子Ｏｋから取り出すことができる。
また、本実施形態１に係る生体分子計測装置は、各ＩＳＦＥＴ１１４が出力する信号のみを用いて、各ＩＳＦＥＴ１１４が検出するドリフト・オフセット成分１３０１とバックグラウンド成分１３００を差し引くことができる。これにより、バックグラウンドを検出するための演算量を抑制することができる。さらには、オフセット範囲を抑制することによりデータ値の範囲が狭くなるので、Ａ／Ｄ変換器の変換精度とデータ量を抑制することができる。
＜実施の形態２＞
実施形態１においては、ＩＳＦＥＴ１１４が検出した信号波形からドリフト・オフセット成分１３０１とバックグラウンド１３００を演算によって差し引き、伸長信号１３０２のみを取り出すことを説明した。本発明の実施形態２では、ドリフト・オフセット成分１３０１とバックグラウンド１３００を差し引く別の構成例について説明する。
図１５は、本実施形態２に係る生体分子計測装置が備えるＩＳＦＥＴアレイチップ１００２上の１個のセルとその周辺回路を抜粋した回路図である。図示していないが、実際は図９と同様に複数の行選択線ＷＬ、ソース線ＳＬ、データ線ＤＬＡおよびＤＬＢが存在する。ＩＳＦＥＴ１１４については、イオン感応膜１００とフローティングゲート１０２のみ模式的に示し、保護膜１０１は省略した。
本実施形態２において、フローティングゲート１０２は、トランジスタ１５００を介して定電圧源（例えばグラウンド）に接続される。この定電圧源は、ＩＳＦＥＴ１１４のゲート入力１０２の電位を固定するものであり、必ずしもグラウンドでなくともよい。トランジスタ１５００は、コントローラ３１２が生成する駆動信号φによって制御され、フローティングゲート１０２と定電圧源との間の接続をＯＮ／ＯＦＦする。その他の構成は実施形態１と同様である。
図１６は、本実施形態２に係る生体分子計測装置がＤＮＡ配列を決定する処理を説明するフローチャートである。以下、図１６の各ステップについて説明する。
（図１６：ステップＳ１６００〜Ｓ１６０１）
これらのステップは、図７におけるステップＳ６００〜Ｓ６０１と同様である。ステップＳ１６０１の後、後述する図１７に示すようにバックグラウンド１３００とドリフト・オフセット成分１３０１が検出される。
（図１６：ステップＳ１６０２）
コントローラ３１２は、トランジスタ１５００に対する駆動信号φとして、Ｈｉ信号を印加する。トランジスタ１５００がＯＮになると、フローティングゲート１０２の電位がグラウンドに固定される。これにより、バックグラウンド１３００とドリフト・オフセット成分１３０１がリセットされる。コントローラ３１２は、これらノイズがリセットされた後、トランジスタ１５００をＯＦＦに戻す。本ステップにおいてＩＳＦＥＴ１１４が検出する信号波形は、後述の図１７で改めて示す。
（図１６：ステップＳ１６０３〜Ｓ１６１０）
これらのステップは、図７におけるステップＳ６０２〜Ｓ６０９と同様である。ステップＳ１６１０の次は、ステップＳ１６０１に戻って同様の処理を繰り返す。
図１７は、図１６のフローチャートを実施した際の１つのＩＳＦＥＴ１１４の閾値変動を図１５の回路によって読み出した信号波形である。ステップＳ１６０１の後、図１７（ａ）の時刻Ｔ１６０１に示すように、ＩＳＦＥＴ１１４はバックグラウンド１３００とドリフト・オフセット成分１３０１を検出する。時刻Ｔ１６０２においてコントローラ３１２がステップＳ１６０２を実施すると、ＩＳＦＥＴ１１４が検出する信号は信号基準点１３０３へリセットされる。トランジスタ１５００をＯＮにする時刻は、バックグラウンド１３００が安定してから伸長反応トリガを供給するまでの間となるようにすることが望ましい。
図１７（ａ）に示すように、ＩＳＦＥＴ１１４の出力信号は、ドリフト・オフセット成分１３０１とバックグラウンド成分１３００を含まず、伸長信号１３０２のみとなる。これにより、データ処理装置３１１はこれらノイズを差し引く処理を実施する必要がなくなり、さらに処理負荷を軽減することができる。また、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２が出力する信号の波高値が低く抑えられるため、Ａ／Ｄコンバータが必要とするダイナミックレンジを低くすることができる。さらにはデータ量も削減されるため、データ記憶領域を節約することができる。
図１７（ｂ）は、駆動信号φの変形例を示す。同図に示すように、ｄＮＴＰ溶液を注入するときと洗浄するときは駆動信号φをＨｉにし、伸長信号１３０２を測定するときのみ駆動信号φをＬｏにしてもよい。これにより、伸長信号１３０２を測定するとき以外はＩＳＦＥＴ１１４の出力値が信号基準点１３０３に固定され、急峻な信号変化をなくすことができるため、ノイズをさらに低減することができる。
図１７（ｂ）において、伸長信号１３０２を取得する時点でトランジスタ１５００がＯＦＦになっていればよいので、例えば伸長反応トリガを入力して加熱を開始した後、至適温度に到達する前に駆動信号φをＬｏにしてもよい。また、ＵＶ照射によって伸長反応を進める場合、ＵＶを一定時間照射して終わってから駆動信号φをＬｏにしてもよい。これにより、ＵＶ光源の高エネルギー光によってＩＳＦＥＴ１１４の出力が変調される影響を軽減することができる。
＜実施の形態２：まとめ＞
以上のように、本実施形態２に係る生体分子計測装置は、フローティングゲート１０２と定電圧源との間の接続をＯＮ／ＯＦＦするトランジスタ１５００を備え、伸長信号１３０２を測定する前にトランジスタ１５００をＯＮしてノイズをリセットする。これにより、ノイズ成分を差し引く処理が不要になり、データ処理装置３１１の演算負荷を軽減することができる。また、Ａ／Ｄコンバータのダイナミックレンジやデータ量を小さく抑えることができる。
本実施形態２においては、トランジスタ１５００を用いてノイズをリセットした後に伸長反応トリガを出力して伸長信号１３０２を測定することを説明したが、伸長反応トリガを用いない場合においても、トランジスタ１５００を用いてドリフト・オフセット成分１３０１をキャンセルすることができる。この場合、温度センサ３０７、ヒータ３０８、冷却装置３００が不要になり、システム構成を簡単化することができる。生体分子計測装置の駆動手順は、図１６からステップＳ１６０３を除いたものとなる。
＜実施の形態３＞
実施形態１〜２においては、ドリフト・オフセット成分１３０１とバックグラウンド成分１３００を除去することによってＩＳＦＥＴ１１４の信号品質を改善する構成例について説明した。本発明の実施形態３では、他の手段によってＩＳＦＥＴ１１４の信号品質を改善する構成例について説明する。
図１８は、本実施形態３に係る生体分子計測装置の機能ブロック図である。本実施形態３に係る生体分子計測装置は、実施形態２で説明した構成に加えて、余剰溶液除去装置３１５を備える。その他の構成は実施形態２と同様であるため、以下では差異点を中心に説明する。
余剰溶液除去装置３１５は、ウェル７０３の外に存在する試薬溶液を除去する装置であり、コントローラ３１２によって制御される。余剰溶液除去装置３１５は、例えば後述の図１９で説明する媒質１１０７をセルに送り込むためのポンプによって構成することができる。媒質１１０７は、試薬溶液流路３１６を介して供給される。
図１９は、ウェル７０３の側断面図である。以下図１９を用いて、余剰溶液除去装置３１５の動作を説明する。
図１９（ａ）において、送液装置３０３は、洗浄液１１０２で満たされたセルに対し、試薬注入口１１０３からｄＮＴＰ溶液１１０１を注入し、試薬排出口１１０４から洗浄液１１０２を排出する。図１９（ｂ）において、余剰溶液除去装置３１５は、媒質１１０７を試薬注入口１１０３からセルに注入し、ウェル７０３の外にある余剰なｄＮＴＰ溶液１１０１を試薬排出口１１０４から排出する。余剰なｄＮＴＰ溶液１１０１が排出されると、図１９（ｃ）に示すようにウェル７０３外のｄＮＴＰ溶液１１０１は除去される。ヒータ３０８が図１９（ｃ）に示す状態の下でセルを加熱すると、水素イオン４０８が発生する。
図２０は、本実施形態３に係る生体分子計測装置がＤＮＡ配列を決定する処理を説明するフローチャートである。以下、図２０の各ステップについて説明する。
（図２０：ステップＳ１９００〜Ｓ１９０２）
これらのステップは、図１６におけるステップＳ１６００〜Ｓ１６０２と同様である。ただし、ステップＳ１９１０〜Ｓ１９１３から戻ってくる箇所を考慮して、駆動信号φをＨｉにするステップＳ１９０１を先に実施することとした。ステップＳ１９０２においてはトランジスタ１５００がＯＮになっているため、ドリフト・オフセット成分１３０１とバックグラウンド成分１３００はリセットされている。
（図２０：ステップＳ１９０３）
コントローラ３１２は、余剰溶液除去装置３１５を駆動し、図１９（ｂ）に示すように、ウェル７０３外にある余剰なｄＮＴＰ溶液１１０１を試薬排出口１１０４から排出する。ウェル７０３の中にのみｄＮＴＰ溶液１１０１を残すためには、媒質１１０７はｄＮＴＰ溶液１１０１と混ざらず、かつｄＮＴＰ溶液１１０１より比重の軽いものを用いることが望ましい。例えば空気、窒素やアルゴンなどの不活性ガス、油が好適である。
（図２０：ステップＳ１９０４〜Ｓ１９１３）
これらのステップは、図１６のステップＳ１６０３〜Ｓ１６１０と同様である。ただし本フローチャートにおいては、ループ外のステップＳ１９０１で駆動信号φをＨｉにセットしているので、これと整合を取るため、伸長反応トリガの前後であるステップＳ１９０４とＳ１９０７においてそれぞれ駆動信号φをＬｏとＨｉに切り替えることとした。
余剰溶液除去装置３１５により、ＤＮＡの伸長反応が起こっている間、各ウェル７０３は分離されるため、ウェル７０３間で水素イオン４０８が伝搬することを防ぐことができる。すなわち、隣接ウェル間のクロストークを防止することができる。また、ｄＮＴＰ溶液１１０１はウェル７０３内にしか存在しないため、発生した水素イオン４０８がウェル７０３外に拡散したり、ウェル７０３外の溶液の緩衝効果によって消滅したりするなどして、ＩＳＦＥＴ１１４の出力信号が減衰することを防ぐことができる。その結果、伸長信号１３０２の波高値を増大し、信号の持続時間を向上させる効果が期待できる。
なお、余剰なｄＮＴＰ溶液１１０１を除去することによって各ウェル７０３を分離すると、参照電極１０９とウェル７０３内のｄＮＴＰ溶液１１０１との間の導通状況が悪化する可能性がある。その場合は、ウェル７０３内に個別に参照電極１０９を設ければよい。
余剰なｄＮＴＰ溶液１１０１を除去し易くするためには、ＩＳＦＥＴアレイチップ１００２の基板表面を、ｄＮＴＰ溶液１１０１に対して撥水性を有する材料でコートしておくとよい。これにより、基板表面に余剰なｄＮＴＰ溶液１１０１が除去されずに残存する可能性を低減することができる。このコート材料の撥水性は、余剰なｄＮＴＰ溶液１１０１が除去することを促進できる程度であれば足りる。具体的には、テフロン(登録商標、デュポン社)やサイトップ（登録商標、旭硝子)などの市販のフッ素系コーティング剤により撥水性を持たせることが可能である。さらに表面に凹凸を加工する事で、撥水性を高めることも可能である。
＜実施の形態３：変形例＞
図２１は、各ウェル７０３を分離する別構成例を示す図である。図２１において、媒質１１０７によって余剰なｄＮＴＰ溶液１１０１を除去することに代えて、構造物１１０８を用いて各ウェル７０３に蓋をする。これにより、媒質１１０７を追加することなく各ウェル７０３を分離することができる。
図２２は、構造物１１０８の内部構造を示す図である。図２２に示すように、構造物１１０８側にヒータ１１１０を追加することにより、より迅速にウェル７０３内の溶液を加熱することができる。さらに参照電極１１０９を構造物１１０８側に設け、配線１１１１と１１１２を介して他の回路部と接続してもよい。また、構造物１１０８の表面を、ｄＮＴＰ溶液１１０１に対して撥水性を有する材料でコートしておいてもよい。これにより、基板表面に余剰なｄＮＴＰ溶液１１０１が除去されずに残存する可能性をさらに低減することができる。
＜実施の形態３：まとめ＞
以上のように、本実施形態３に係る生体分子計測装置は、各ウェル７０３を分離し、隣接するウェル７０３間でクロストークにより信号成分が干渉することを防ぐ。これによりＩＳＦＥＴ１１４の信号品質を向上させることができる。
本発明は上記した実施形態に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。上記実施形態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、ある実施形態の構成の一部を他の実施形態の構成に置き換えることもできる。また、ある実施形態の構成に他の実施形態の構成を加えることもできる。また、各実施形態の構成の一部について、他の構成を追加・削除・置換することもできる。
例えば、実施形態１〜３においては、ビーズ７０２に固定された試料ＤＮＡの反応を測定する例を示したが、ＤＮＡを固定する方法の変形例として、表面を化学修飾したウェル７０３にＤＮＡを固定してもよい。これにより、溶液を交換する際にビーズ７０２と試料ＤＮＡが流失してしまう可能性を低減することができる。
また、本発明はＤＮＡ試料の構造を特定する計測装置に限られず、生体分子試料と試薬が反応することによって生成されるイオンを検出する計測装置一般について適用することができる。イオンを検出する半導体センサとしてＩＳＦＥＴを例に挙げたが、同様の機能を発揮する半導体センサであればその他のものを用いてもよい。
１００ イオン感応膜
１０１ 保護膜
１０２ フローティングゲート
１０３ ゲート電極
１０４ ゲート酸化膜
１０５ ドレイン
１０６ ソース
１０７ シリコン基板
１０８ 試薬溶液
１０９、１１０９ 参照電極
１１０ 基板コンタクト
１１１、１１２、１１３、７０３ ウェル
１１４ ＩＳＦＥＴ
１１５ ＤＮＡ
１１６ セル
３００ 冷却装置
３０１ 試薬容器
３０２、３１３、３１４、３１６ 試薬溶液流路
３０３ 送液装置
３０４ ＩＳＦＥＴアレイ
３０５ 選択回路
３０７ 温度センサ
３０８、１１１０ ヒータ
３０９ 読み出し回路
３１０ 廃液容器
３１１ データ処理装置
３１２ コントローラ
３１５ 余剰溶液除去装置
１００２ ＩＳＦＥＴアレイチップ
１００３、１７０１、１７０２、２３０２ アンプ
１１０１ ｄＮＴＰ溶液
１１０２ 洗浄液
１１０３ 試薬注入口
１１０４ 試薬排出口
１１０５ バックグラウンド測定用セル
１１０６ 読み出し回路
１１０７ 媒質
１１０８ 構造物
１１１１、１１１２ 配線
１２００、１２０１ 選択トランジスタ
１３００ バックグラウンド成分
１３０１ ドリフト・オフセット成分
１３０２ 伸長反応に由来する成分
１３０３ 信号基準点
１５００ トランジスタ
１７００、１７０３、１７０４ 定電流源
１７０５ トランジスタ
２３０３ セル
ＤＬＡ、ＤＬＡ１、ＤＬＡｋ、ＤＬＢ、ＤＬＢ１、ＤＬＢｋ データ線
Ｏ１、Ｏ２、Ｏｋ アンプ出力端子
ＳＬ、ＳＬ１、ＳＬ２、ＳＬｋ ソース線

Claims (14)

  1. 生体分子試料と化学反応してイオンを生成させる試薬を送出する送液装置と、
    前記イオンの濃度を測定する半導体センサと、
    前記化学反応を誘起する物理環境を生じさせるトリガ生成部と、
    前記送液装置と前記トリガ生成部の動作を制御するコントローラと、
    前記半導体センサの測定結果に基づき前記生体分子試料の構成を特定する処理装置と、
    を備える生体分子計測装置であって、
    前記コントローラは、
    前記送液装置が前記半導体センサ上に配置された前記生体分子試料上に前記試薬を送出し始めた後に、前記トリガ生成部が前記物理環境を生じさせるように、前記送液装置と前記トリガ生成部を制御し、
    複数種類の前記試薬を入れ替えながら前記試薬を送出する動作と前記物理環境を生じさせる動作を、前記送液装置と前記トリガ生成部に繰り返し実施させ、
    前記処理装置は、
    前記繰り返しの過程において得られる前記半導体センサの各測定結果に基づき、前記生体分子試料の構成を特定し、
    前記半導体センサは、前記測定結果を電気信号として出力するドレイン端子を有するトランジスタを備え、
    前記生体分子計測装置は、前記トランジスタのドレイン電流と前記トランジスタのソース−ドレイン間電圧をそれぞれ一定に維持する回路を備え、
    前記処理装置は、前記送液装置が前記試薬を送出し始めてから前記トリガ生成部が前記物理環境を生じさせるまでにおける前記測定結果を、前記トリガ生成部が前記物理環境を生じさせた以降における前記測定結果から差し引く差分演算を実施することにより、前記試薬に起因して生じるノイズを前記測定結果から除去する
    ことを特徴とする生体分子計測装置。
  2. 生体分子試料と化学反応してイオンを生成させる試薬を送出する送液装置と、
    前記イオンの濃度を測定する半導体センサと、
    前記化学反応を誘起する物理環境を生じさせるトリガ生成部と、
    前記送液装置と前記トリガ生成部の動作を制御するコントローラと、
    前記半導体センサの測定結果に基づき前記生体分子試料の構成を特定する処理装置と、
    を備える生体分子計測装置であって、
    前記コントローラは、
    前記送液装置が前記半導体センサ上に配置された前記生体分子試料上に前記試薬を送出し始めた後に、前記トリガ生成部が前記物理環境を生じさせるように、前記送液装置と前記トリガ生成部を制御し、
    複数種類の前記試薬を入れ替えながら前記試薬を送出する動作と前記物理環境を生じさせる動作を、前記送液装置と前記トリガ生成部に繰り返し実施させ、
    前記処理装置は、
    前記繰り返しの過程において得られる前記半導体センサの各測定結果に基づき、前記生体分子試料の構成を特定し、
    前記処理装置は、前記半導体センサの測定結果の時間微分を計算し、
    前記コントローラは、前記時間微分の計算値が所定閾値以下になった時点で、前記トリガ生成部が前記物理環境を生じさせるように、前記トリガ生成部を制御する
    ことを特徴とする生体分子計測装置。
  3. 生体分子試料と化学反応してイオンを生成させる試薬を送出する送液装置と、
    前記イオンの濃度を測定する半導体センサと、
    前記化学反応を誘起する物理環境を生じさせるトリガ生成部と、
    前記送液装置と前記トリガ生成部の動作を制御するコントローラと、
    前記半導体センサの測定結果に基づき前記生体分子試料の構成を特定する処理装置と、
    を備える生体分子計測装置であって、
    前記コントローラは、
    前記送液装置が前記半導体センサ上に配置された前記生体分子試料上に前記試薬を送出し始めた後に、前記トリガ生成部が前記物理環境を生じさせるように、前記送液装置と前記トリガ生成部を制御し、
    複数種類の前記試薬を入れ替えながら前記試薬を送出する動作と前記物理環境を生じさせる動作を、前記送液装置と前記トリガ生成部に繰り返し実施させ、
    前記処理装置は、
    前記繰り返しの過程において得られる前記半導体センサの各測定結果に基づき、前記生体分子試料の構成を特定し、
    前記半導体センサは、
    前記測定結果を電気信号として出力するドレイン端子を有するトランジスタを備え、
    前記生体分子計測装置は、
    前記トランジスタのゲート電極に固定電圧を提供する電圧源と、
    前記電圧源と前記トランジスタのゲート電極との間の接続をＯＮ／ＯＦＦ切替するスイッチング素子と、
    を備え、
    前記コントローラは、
    前記スイッチング素子をＯＮして前記電圧源と前記トランジスタのゲート電極の間を接続した後に、前記トリガ生成部に前記物理環境を生成させ、
    前記処理装置は、
    前記試薬に起因して生じるノイズを前記測定結果から除去することなく、前記生体分子試料の構成を特定する
    ことを特徴とする生体分子計測装置。
  4. 生体分子試料と化学反応してイオンを生成させる試薬を送出する送液装置と、
    前記イオンの濃度を測定する半導体センサと、
    前記化学反応を誘起する物理環境を生じさせるトリガ生成部と、
    前記送液装置と前記トリガ生成部の動作を制御するコントローラと、
    前記半導体センサの測定結果に基づき前記生体分子試料の構成を特定する処理装置と、
    を備える生体分子計測装置であって、
    前記コントローラは、
    前記送液装置が前記半導体センサ上に配置された前記生体分子試料上に前記試薬を送出し始めた後に、前記トリガ生成部が前記物理環境を生じさせるように、前記送液装置と前記トリガ生成部を制御し、
    複数種類の前記試薬を入れ替えながら前記試薬を送出する動作と前記物理環境を生じさせる動作を、前記送液装置と前記トリガ生成部に繰り返し実施させ、
    前記処理装置は、
    前記繰り返しの過程において得られる前記半導体センサの各測定結果に基づき、前記生体分子試料の構成を特定し、
    前記生体分子計測装置は、前記試薬を収容する凹部を備え、
    前記半導体センサは、前記凹部の底部に接続されており、
    前記生体分子計測装置はさらに、前記凹部の外に存在する余分な前記試薬を除去する除去装置を備える
    ことを特徴とする生体分子計測装置。
  5. 生体分子試料と化学反応してイオンを生成させる試薬を送出する送液装置と、
    前記イオンの濃度を測定する半導体センサと、
    前記化学反応を誘起する物理環境を生じさせるトリガ生成部と、
    前記送液装置と前記トリガ生成部の動作を制御するコントローラと、
    前記半導体センサの測定結果に基づき前記生体分子試料の構成を特定する処理装置と、
    を備える生体分子計測装置であって、
    前記コントローラは、
    前記送液装置が前記半導体センサ上に配置された前記生体分子試料上に前記試薬を送出し始めた後に、前記トリガ生成部が前記物理環境を生じさせるように、前記送液装置と前記トリガ生成部を制御し、
    複数種類の前記試薬を入れ替えながら前記試薬を送出する動作と前記物理環境を生じさせる動作を、前記送液装置と前記トリガ生成部に繰り返し実施させ、
    前記処理装置は、
    前記繰り返しの過程において得られる前記半導体センサの各測定結果に基づき、前記生体分子試料の構成を特定し、
    前記生体分子計測装置は、前記試薬を収容する凹部を備え、
    前記半導体センサは、前記凹部の底部に接続されており、
    前記生体分子計測装置はさらに、前記凹部を封止する蓋部を備える
    ことを特徴とする生体分子計測装置。
  6. 前記生体分子計測装置は、アレイ状に配置された複数の前記半導体センサを備え、
    前記処理装置は、各前記半導体センサの前記測定結果のみを前記半導体センサ毎にそれぞれ用いることにより、前記半導体センサ毎に前記差分演算を実施する
    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、前記送液装置が前記試薬を送出する方向の上流側と下流側にそれぞれ配置された前記半導体センサを備え、
    前記回路は、前記下流側に配置された前記半導体センサが備える前記トランジスタのドレイン電流とソース−ドレイン間電圧をそれぞれ一定に維持し、
    前記処理装置は、前記下流側に配置された前記半導体センサの測定結果を用いて、前記試薬に起因して生じるノイズを各前記半導体センサの測定結果から除去する
    ことを特徴とする請求項１記載の生体分子計測装置。
  8. 前記トリガ生成部は、前記試薬の温度を制御するか、または紫外線を前記試薬に照射することにより、前記物理環境を生じさせる
    ことを特徴とする請求項１から５のいずれか１項記載の生体分子計測装置。
  9. 前記送液装置は、前記化学反応を生じないバッファ溶液を送出した後、前記化学反応を生じさせる試薬を送出する
    ことを特徴とする請求項１から５のいずれか１項記載の生体分子計測装置。
  10. 前記生体分子計測装置は、前記試薬を収容する凹部を備え、
    前記半導体センサは、前記凹部の底部に接続されており、
    前記生体分子計測装置はさらに、前記凹部の外に存在する余分な前記試薬を除去する除去装置を備え、
    前記コントローラは、
    前記除去装置が余分な前記試薬を除去した後に、前記スイッチング素子をＯＦＦして前記電圧源と前記トランジスタのゲート電極の間を切断し、さらにその後に前記トリガ生成部に前記物理環境を生成させる
    ことを特徴とする請求項３記載の生体分子計測装置。
  11. 前記生体分子計測装置は、前記凹部が形成された基板を備え、
    前記基板の表面は、前記試薬に対して撥水性を有する材料によって被覆されている
    ことを特徴とする請求項４記載の生体分子計測装置。
  12. 前記トリガ生成部は、前記蓋部に取り付けられており、前記凹部内に収容されている前記試薬に前記化学反応を誘起させるように、前記物理環境を生じさせる
    ことを特徴とする請求項５記載の生体分子計測装置。
  13. 前記半導体センサは、
    前記イオンによって界面電位が変動するイオン感応膜と、
    前記界面電位の変動によって生じる電気信号を前記測定結果として出力するトランジスタと、
    を備えるイオン感応トランジスタとして構成されている
    ことを特徴とする請求項１記載の生体分子計測装置。
  14. 前記コントローラは、
    前記送液装置が前記試薬を送出し終えた後に、前記トリガ生成部が前記物理環境を生じさせるように、前記送液装置と前記トリガ生成部を制御し、
    前記処理装置は、
    前記送液装置が前記試薬を送出し終えてから前記トリガ生成部が前記物理環境を生じさせるまでにおける前記測定結果を、前記トリガ生成部が前記物理環境を生じさせた以降における前記測定結果から差し引く差分演算を実施することにより、前記試薬に起因して生じるノイズを前記測定結果から除去する
    ことを特徴とする請求項１記載の生体分子計測装置。
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