WO2003087798A1 - Sensor cell, biosensor, capacitive device manufacturing method, biological reaction detection method, and gene analyzing method - Google Patents

Sensor cell, biosensor, capacitive device manufacturing method, biological reaction detection method, and gene analyzing method Download PDF

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Hiroshi Maeda
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    • G01N27/228—Circuits therefor

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor used for gene analysis, biological information analysis, and the like. Background art
  • a DNA microarray is used as a system for simultaneously monitoring the expression levels of all genes in a cell.
  • the array was extracted from cells and tissues; reverse transcription was performed from mRNA and total RNA to prepare probe DNA, which was stamped on a substrate such as slide glass at high density, and then labeled with fluorescent dye.
  • the target DNA having a base sequence complementary to the probe DNA is hybridized, and the amount of gene expression is evaluated by observing the fluorescence pattern.
  • the apparatus since the fluorescence reaction and the like are detected by optical means, the apparatus becomes large-scale and it is difficult to detect the hybridization in real time.
  • a DNA fragment labeled with a fluorescent dye is separated by gel electrophoresis, and the DNA fragment is labeled by irradiating a laser beam. Since the dye of the fragments is excited and the signal is detected by the fluorescence detector, the equipment becomes large-scale and monitoring cannot be performed in real time.
  • an object of the present invention is to propose a technology capable of praying a large amount of genetic information in a simple configuration in real time. Disclosure of the invention
  • the sensor cell of the present invention uses a biorecognition molecule that selectively reacts with a specific biomolecule as a receptor, and a capacitor including a pair of opposed electrodes in which the receptor is fixed to an electrode surface.
  • the pair of opposing electrodes has a force as a comb-shaped electrode formed in a comb shape, or a plurality of arc-shaped electrode portions having different inner diameters, and an arc-shaped capacitance between the opposing electrode portions.
  • This is an electrode for forming a capacitor. With this configuration, the capacitance of the capacitor can be increased, and the sensor sensitivity can be improved.
  • an insulating film is formed between the pair of opposed electrodes to partition between the electrodes.
  • metal fine particles are deposited on the electrode surface.
  • the distance between the electrodes can be reduced, and the capacitance of the capacitor can be increased.
  • the sensor sensitivity can be improved.
  • the material of the metal fine particles is a material selected from the group consisting of gold, silver, platinum, and copper. By using these materials, it is easy to fix the probe DNA.
  • the pair of counter electrodes are formed in a reaction well.
  • the transducer is a field effect transistor that changes a transconductance in response to a change in capacitance of the capacitor.
  • a field-effect transistor makes it possible to detect a change in capacitance of a capacitor as a change in drain current.
  • the biometric part is the probe DNA. This makes it possible to realize a DNA microsensor array capable of detecting DNA hybridization in real time.
  • the biosensor according to the present invention includes a sensor cell matrix in which sensor cells that output biological reactions as electric signals are arranged in a matrix, and a row selection line that is connected to a group of sensor cells arranged in a row direction of the sensor cell matrix.
  • the sensor cell includes, as a receptor, a biorecognition molecule that selectively reacts with a specific biomolecule; a capacitance element including a pair of opposed electrodes in which the receptor is fixed to an electrode surface; A transistor that, when connected to a capacitance element, changes a current value output from a current output terminal in accordance with a capacitance change amount of the capacitance element that changes due to a reaction between the receptor and a biomolecule; Supplied by driver A switching element for supplying a voltage signal to the current input terminal of the transistor.
  • the switching element is opened by a voltage signal supplied from a row driver via the row selection line, and outputs a voltage signal supplied from a column driver via the column selection line to the transistor. Input to the current input terminal.
  • a biological reaction can be detected as an electric signal, so that a detection signal from the sensor cell can be digitized by a computer device and processed for data, which is suitable for mass gene analysis.
  • the pair of opposing electrodes are comb-shaped electrodes formed in a comb shape, or have a plurality of arc-shaped electrode portions having different inner diameters, and have an arc-shaped capacitance between the opposing electrode portions.
  • This is an electrode for forming a capacitor. With this configuration, the capacitance of the capacitor can be increased, and the sensor sensitivity can be improved.
  • the method for manufacturing a capacitive element according to the present invention is a method for manufacturing a capacitive element whose capacitance value changes due to a biological reaction, comprising: forming a pair of opposed electrodes on an insulating substrate; Applying metal fine particles contained in the dispersant on the surface of the counter electrode; and drying the dispersant applied on the surface of the counter electrode, and fixing the metal fine particles on the surface of the counter electrode. And the step of causing By coating metal fine particles on the electrode surface, the capacitor area can be increased and the sensor sensitivity can be improved.
  • the material of the metal fine particles is a material selected from the group consisting of gold, silver, platinum, and copper. By selecting these materials, the probe DNA can be easily fixed.
  • the method further includes a step of applying the metal fine particles after forming an insulating film separating the pair of counter electrodes.
  • an insulating film By forming such an insulating film, it is possible to effectively prevent electrical conduction between electrodes when applying metal fine particles.
  • the capacitance of the capacitor can be increased, and the sensor sensitivity 'can be increased.
  • the material of the insulating film is polyimide.
  • the surface treatment is facilitated by using polyimide.
  • the method includes a surface treatment step of making the surface of the counter electrode lyophilic and making the surface of the insulating film lyophobic.
  • a surface treatment step of making the surface of the counter electrode lyophilic and making the surface of the insulating film lyophobic.
  • the surface treatment step uses a gas containing fluorine or a fluorine compound in oxygen and performs a reduced-pressure plasma treatment under a reduced-pressure atmosphere or an atmospheric-pressure plasma treatment under an atmospheric-pressure atmosphere.
  • the insulating film can be made lyophobic and the electrode surface can be made lyophilic.
  • the method includes a step of immobilizing a biorecognition molecule that selectively reacts with a specific biomolecule, for example, a probe DNA as a receptor on the surface of the metal fine particle.
  • a DNA microarray can be realized.
  • the bioreaction detection method of the present invention comprises a biorecognition molecule that selectively reacts with a specific biomolecule as a receptor, and a receptor in which a pair of opposed electrodes having the receptor immobilized on an electrode surface are provided.
  • An ejection step of ejecting the sample solution containing the specific biomolecule into the reaction well using a droplet ejection head, and a capacitance change amount of a capacitor constituted by the pair of opposed electrodes into an electric signal. Converting, and detecting the reaction. Since the sample solution is filled into the reaction tank by the droplet discharge head, accurate droplet discharge control to minute spots becomes possible.
  • a current control terminal is connected to one of the pair of counter electrodes from a current output terminal of the transistor.
  • the reaction is detected based on the amount of change in the output current value.
  • the detection signal from the sensor cell can be digitized by a computer device and processed for data, which is suitable for mass gene analysis.
  • the target DNA is prepared by using a droplet discharge head in a reaction well in which a capacitive element composed of a pair of comb-shaped counter electrodes having probe DNA fixed on the electrode surface is formed. Discharging a sample solution containing the sample solution, and a field-effect transistor in which a comb-shaped counter electrode and a gate terminal are connected to each other by a capacitance change amount of the capacitance element that fluctuates due to DNA hybridization in the reaction well. The step of detecting from the amount of change in the output current output from the drain terminal of the transistor, and the step of performing a gene analysis by analyzing the data of the output current output from the plurality of reaction levels with a computer device. Including. With this method, gene analysis can be performed easily and economically.
  • the reaction well is formed in a sensor cell arranged in a matrix, and the base sequence of the probe DNA fixed in an adjacent sensor cell is prepared so as to be slightly different. Since DNA hybridization can occur even if the base sequences do not completely match, if the base sequence of the probe DNA is adjusted to be slightly different between adjacent sensor cells, the base current of the target DNA can be determined from the distribution of the output current of the sensor cells. The sequence can be deduced.
  • FIG. 1 is a main circuit configuration diagram of the biosensor according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a main circuit configuration diagram of the biosensor according to the fourth embodiment.
  • FIG. 3 is a plan view of a pair of counter electrodes according to the first embodiment.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view of the counter electrode shown in FIG.
  • FIG. 5 is a plan view of a pair of counter electrodes according to the second embodiment.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view of the counter electrode shown in FIG.
  • c 8 are manufacturing process sectional views of a pair of opposed electrodes according to the second embodiment is a plan view of a pair of opposed electrodes according to the third embodiment.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view of the counter electrode shown in FIG. BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
  • FIG. 1 is a main circuit configuration diagram of a biosensor.
  • the sensors are arranged in a matrix of N rows and M columns on the substrate 11, and are designated as sensor cells 10 forming a sensor cell matrix and a group of sensor cells 10 arranged in a column direction of the sensor cell matrix.
  • the sensor cell 10 is a sensor for detecting the hybridization between the probe DN in the reaction well and the target DNA as an electric signal, and includes a capacitor C s for detecting DNA hybridization based on a change in capacitance, A switching transistor Tr1 for controlling the sensing function of the sensor cell 10 and a transistor for converting the hybridization between the probe DNA and the target DNA in the reaction well into an electric signal. And a transistor Tr 2 as a transducer (signal conversion element).
  • the switching transistor Tr 1 and the transistor Tr 2 are field effect transistors (MOSFET).
  • the capacitor Cs is formed in a reaction well formed in a concave shape on the substrate 11 and includes a pair of counter electrodes.
  • the probe DNA is fixed to each of the electrodes at a high density, and a sample solution containing the target DNA is filled into the reaction well, so that the target DNA having a base sequence complementary to the probe DNA is hybridized. Therefore, a sensor having high specificity for a specific base sequence can be realized. Since the nucleotide sequence of the probe DNA fixed to each sensor cell 10 is known in advance, the nucleotide sequence of the target DNA can be determined from the sequence of the target DNAs to be hybridized.
  • the current value output from the constant current source is uniquely determined by the gate voltage of the transistor Tr2.
  • the DNA becomes a double-stranded DNA by complementary binding, so that the dielectric constant of the capacitor Cs and the distance between the electrodes change. Since the capacitance value of the capacitor Cs is proportional to the dielectric constant and inversely proportional to the distance between the electrodes, the capacitance value of the capacitor Cs fluctuates due to the above-mentioned high pre-sizing.
  • the power supply voltage applied to the gate terminal of the transistor Tr 2 via the column selection line X i is determined by the capacitance value of the capacitor C s.
  • the column selection line may be referred to as a voltage supply line, the row selection line as a scanning line, the column driver as an X driver, and the row driver as a Y driver.
  • the biosensor of the present embodiment can also be called a biochip, a DNA chip, or a DNA microarray.
  • FIG. 3 is an external perspective view of the capacitor Cs.
  • the capacitor Cs is composed of a pair of comb-tooth electrodes 20 and 30 formed on the substrate 11.
  • the comb-tooth electrode 20 and the comb-tooth electrode 30 are formed in a comb-tooth shape so as to be combined with each other, and are arranged to face each other with a small interval.
  • the comb-tooth electrode 20 has comb-tooth portions 20a to 20d arranged substantially in parallel at substantially constant intervals, and the comb-tooth portion 30 is a comb-tooth portion 20a. And comb teeth 30a to 30d arranged substantially in parallel at substantially constant intervals so as to sandwich .about.20d.
  • the capacitor area can be made as large as possible, so that the output accompanying the capacitance change can be increased, and the amount of change in the force current can be increased, and the sensing sensitivity can be improved.
  • Gold, silver, platinum, copper, aluminum, or the like can be used as an electrode material for the comb-tooth electrode 20 and the comb-tooth electrode 30.
  • Sputtering, plating, and the like can be used to form these electrode materials. It is possible to select a method suitable for the film forming material from the CVD method and the CVD method. For example, when using the sputtering method, a resist is applied on the substrate 11 and baked, then exposed / developed through a metal mask corresponding to the pattern of the comb-tooth electrode, and is applied to the entire surface of the resist. After forming the film by sputtering, the resist may be peeled off. Which electrode material is used may be determined in consideration of the fixing means of the probe D. For example, when the probe DNA is immobilized on the comb electrode 20 and the comb electrode 30 via a gold-sulfur coordination bond, gold, silver, platinum, and copper are preferable. In addition, a glass substrate, a plastic substrate, a silicon substrate, or the like can be used as the substrate 11.
  • the capacitor C s shown in the figure shows only the bottom of the reaction well, and is surrounded by an insulating film such as a silicon oxide film. It is configured so that it can be filled. Also, since the reaction volume is about several ⁇ , It is preferable to use a droplet ejection head (ink jet head) for filling the sample solution containing the target DNA. According to the droplet discharge head, accurate droplet discharge control to a minute spot can be realized. In addition, in the case of this type of capacitive sensor, if there is a source of electrical noise around the sensor, the effect of the electrical noise due to the stray capacitance increases, so that the structure is such that the stray capacitance is as small as possible. Is preferred.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view of the capacitor Cs shown in FIG. 3, showing only the comb teeth 20a, the comb teeth 30a, and the comb teeth 20b.
  • the comb-tooth electrode 20 and the comb-tooth electrode 30 are composed of a gold thin film patterned in a comb-like shape, and the surface thereof has a probe DNA 60 and a thiol group introduced at its end. They are linked via a gold-sulfur coordination bond.
  • the technique for introducing a thiol group into an oligonucleotide is disclosed in detail in Chemistry Letters 1805-1808 (1994) or Nucleic Acids Res., 13,4484 (1985).
  • the DNA strand that becomes the prop DNA 60 has a base sequence complementary to the target DNA, for example, a DNA strand extracted from a biological sample is cut with a restriction enzyme and decomposed by electrophoresis. Purified single-stranded DNA or biochemically synthesized oligonucleotides, PCR (polymerase chain reaction) products, cDNA and the like can be used.
  • the target DNA DNA obtained by degrading a DNA chain extracted from a biological material by a gene degrading enzyme or sonication, or a single-stranded DNA amplified from a specific DNA chain by PCR is used. Can be used.
  • a minute capacitor C s 1 is formed between the comb teeth 20 a and the comb teeth 30 a, and between the comb teeth 30 a and the comb teeth 20 b.
  • a microcapacitor is also formed between the other comb teeth (not shown), and the individual DNA is rescued by hybridization of the probe DNA 60 and the target DNA.
  • the capacitance of the small capacitor changes, and the sum of the changes appears as a change in the capacitance of the capacitor Cs.
  • a change in the capacitance of the capacitor Cs is detected as a change in the output current of the sensor cell 10.
  • biosensor receptor a case in which gene analysis is performed by using probe DNA as a biosensor receptor has been exemplified.
  • the present invention is not limited to this. It is also possible to detect the enzyme substrate reaction by detecting the reaction or using the enzyme as an acceptor. That is, various biochemical substances can be sensed by appropriately selecting a biomolecule having a molecular recognition action as a receptor according to the use of the biosensor. Such biosensors can be applied to point-of-care devices and healthcare devices used at medical sites and individuals.
  • the comb-shaped electrode by using the comb-shaped electrode, a large capacitor area can be secured, and the sensitivity of the sensor can be increased. Further, since the capacitor Cs having a relatively large capacity can be formed in a small area, the degree of integration of the sensor cells can be increased, and a large amount of genetic information can be analyzed at one time.
  • the hybridization between the probe DNA and the target DNA can be converted into an electric signal and detected by T, it is suitable for real-time monitoring of the reaction. Further, it is not necessary to observe the fluorescence reaction of the target DNA labeled with a fluorescent dye as in the related art, and the apparatus configuration can be simplified.
  • the detection signal from each sensor cell can be digitized and processed by a computer device, it is suitable for mass gene analysis.
  • the reaction well has a size of about several ⁇ on one side, so it is possible to achieve high integration of the sensor array and to reduce the volume of the sample solution used for gene analysis, etc. Rate can be increased.
  • the sample solution is Since filling can be performed, accurate droplet discharge control can be performed.
  • Embodiment 2 of the invention 2.
  • FIG. 5 is a plan view of a second embodiment of the capacitor Cs.
  • the distance between the opposing electrodes is made as small as possible by providing the insulating film 40 between the opposing comb-tooth electrodes 20 and 30 at a minute interval.
  • the insulating film 40 electrically separates the comb-tooth electrode 20 and the comb-tooth electrode 30 from each other so as not to conduct (short-circuit). Can also be called.
  • an organic insulating material such as polyimide is suitable.
  • polyimi has a merit that it is easy to control the affinity (lyophilicity) with respect to droplets supplied from the outside in the manufacturing process of the capacitor Cs by performing the surface treatment.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view of the capacitor Cs shown in FIG. 5, and illustrates a state in which metal fine particles 50 are deposited on the surfaces of the comb-tooth electrode 20 and the comb-tooth electrode 30.
  • the metal fine particles 50 can secure the capacitor capacity as much as possible and increase the sensor sensitivity.
  • the probe DNA 60 can be bonded to the surface of the metal fine particles 50 via a gold-sulfur coordination bond.
  • other materials applicable to the metal fine particles 50 for example, silver, platinum, copper and the like are preferable.
  • FIG. 7 is a sectional view of the manufacturing process of the capacitor Cs.
  • a comb electrode 20 and a comb electrode 30 are formed on a substrate 11 in a comb-like pattern. Is formed.
  • a method of forming these electrodes for example, a sputtering method, a plating method, a CVD method, or the like can be used.
  • an insulating film 40 is formed so as to fill the gap between the comb-tooth electrode 20 and the comb-tooth electrode 30.
  • the insulating film 40 can be formed by any method such as a lithography method, a printing method, and an ink jet method.
  • an insulating organic material is applied by a method such as spin coating, spray coating, roll coating, die coating, or dip coating, and a resist is applied thereon. Then, a mask is applied in accordance with the pattern shape of the comb-tooth electrode 20 and the comb-tooth electrode 30, the resist is exposed and Z-imaged, and a resist corresponding to the shape of the insulating film 40 is left. Finally, etching is performed to remove portions of the organic insulating material other than the mask.
  • an organic insulating material may be directly applied so as to fill the gap between the comb-tooth electrode 20 and the comb-tooth electrode 30 by an arbitrary method such as an intaglio plate, a flat plate, or a relief plate.
  • an organic insulating material may be applied so as to fill the gap between the comb-tooth electrode 20 and the comb-tooth electrode 30 and dried under an appropriate temperature condition.
  • the metal fine particles 50 are dispersed in an appropriate dispersant 51, and the metal fine particles 50 are dispersed using a droplet discharge head 70 and the comb-teeth electrode 20 and the comb. Apply on tooth electrode 30.
  • the dispersant 51 is not particularly limited as long as it is a solvent capable of stably discharging droplets, and droplets can be discharged in a state where the metal fine particles 50 and the dispersant 51 are mixed. What is necessary is just a physical property value.
  • the metal microparticles 50 deposited on the comb-tooth electrode 20 and the comb-tooth electrode 30 may be stacked in any number of layers, but there is no variation among individual sensor cells. It is desirable to disperse appropriately.
  • the droplet discharge head 70 generates thermal air bubbles by utilizing thermal energy and discharges liquid droplets by a thermal jet method / bubble jet (registered trademark) method, or converts electrical energy into mechanical energy to generate liquid. Any of the piezo-jet methods for discharging droplets can be applied.
  • the dispersant 51 is dried under appropriate temperature conditions, and the metal fine particles 50 are adsorbed on the surfaces of the comb-tooth electrode 20 and the comb-tooth electrode 30.
  • the probe CNA is completed by bonding the probe DNA 60 to the metal fine particles 50.
  • the metal fine particles 50 discharged from the droplet discharge head 70 are applied onto the insulating film 40, so that the metal fine particles 50 are formed.
  • the function as a capacitor is not fulfilled.
  • the surface treatment for example, a gas containing fluorine or a fluorine compound in oxygen is used, and a reduced-pressure plasma treatment or an atmospheric-pressure plasma treatment in which plasma irradiation is performed under a reduced-pressure atmosphere or an atmospheric pressure atmosphere is performed.
  • unreacted groups are generated by the plasma discharge on the surface of the inorganic material, like the comb electrodes 20 and 30, and the unreacted groups are oxidized by oxygen, such as a carbonyl group or a hydroxyl group.
  • Polar groups are generated. Polar groups have an affinity for liquids containing polar molecules, such as water, and have no affinity for liquids containing non-polar molecules.
  • a phenomenon occurs in which fluorine compound molecules enter the surface of the organic material in parallel with the above reaction, and the surface becomes non-polar. Therefore, it shows non-affinity for liquids containing polar molecules such as water, and shows affinity for liquids containing non-polar molecules.
  • a gas containing fluorine or a fluorine compound in oxygen a halogen gas such as CF 4 , CF 6 , or CHF 3 is preferable.
  • the degree of lyophilicity to the dispersant 51 is desirably a contact angle of less than 20 degrees on the surfaces of the comb electrodes 20 and 30, and a contact angle of 50 degrees or more on the surface of the insulating film 40. desirable.
  • the insulating film 40 is provided between the pair of comb-teeth electrodes constituting the capacitor Cs and the distance between the electrodes is set as short as possible, the capacitance of the capacitor Cs is increased. The sensitivity of the sensor can be increased.
  • the capacitor area can be increased, and the sensitivity of the sensor can be increased.
  • the insulating film 40 conduction between the electrodes can be prevented even when the metal fine particles 50 discharged from the droplet discharge head 70 overflow from the surface of the comb electrode. .
  • the affinity between the surface of the comb electrode and the surface of the insulating film for the droplets (particularly, the dispersant containing metal fine particles) discharged from the droplet discharge head 70 can be controlled by surface treatment such as atmospheric pressure plasma treatment.
  • Embodiment 3 of the invention 3.
  • FIG. 8 is a plan view of the third embodiment of the capacitor Cs.
  • the capacitor Cs is constituted by a pair of counter electrodes (electrodes 80, 90) formed in an arc shape.
  • Electrodes 80 have different inner diameters
  • Electrode portions 80a, 80b, 80c formed substantially concentrically as described above, while electrodes 90a are formed substantially concentrically so that their inner diameters are different.
  • 90 b, and 90 c In these electrode portions, a positive electrode and a negative electrode are alternately arranged, and between the inner peripheral surface of the electrode portion 80a and the outer peripheral surface of the electrode portion 90a, the inner peripheral surface of the electrode portion 90a.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view of the capacitor c .
  • Each of the electrode portions 80a, 90a, .80b, and 90c described above has an insulating film 14 patterned in an arc shape on the substrate 11. It is a metal thin film formed so as to cover, and gold, silver, platinum, copper and the like are preferable.
  • these electrode portions 80 a, 90 a, 80 b,..., 90 c are formed in a convex shape, the capacitor area can be increased, thereby contributing to an improvement in sensor sensitivity. .
  • the probe DNA 60 is fixed to the surfaces of these electrode portions 80 a, 90 a, 80 b,..., 90 c by gold-sulfur coordination bond or the like.
  • the distance between the electrodes can be reduced, and the capacitance of the capacitor can be as large as possible. May be configured to increase the Further, by depositing metal fine particles on the surface of these electrode portions, the capacitor area may be as large as possible and the sensor sensitivity may be increased. It is desirable to apply the metal fine particles by discharging the metal fine particles mixed with the dispersant from a droplet discharge head.
  • FIG. 2 is a main circuit configuration diagram in another embodiment of the biosensor.
  • the sensors are arranged in a matrix of N rows and M columns on a substrate 11,
  • a column driver that drives a sensor cell 10 constituting a sensor cell matrix and a column selection line ⁇ , X 2 ,... for supplying a predetermined voltage to a group of sensor cells 10 arranged in the column direction of the sensor cell matrix.
  • a row driver 1 that selects a group of sensor cells 10 arranged in the row direction of the sensor cell matrices 12 and a row selection line ⁇ , ⁇ 2 ,..., for switching control of a sensing function in the sensor cell 10. 3 is provided.
  • the sensor cell 10 is composed of a pair of electrodes, and includes a capacitor C s for detecting DNA hybridization in the reaction well, and switching transistors Tr 3 and T T for controlling the sensing function of the sensor cell 10. r 4 and a transistor Tr 5 as a transducer for converting DNA hybridization into an electric signal.
  • the configuration of the capacitor Cs may be any of the configurations of the above-described first to third embodiments. ' ⁇
  • the outline of the operation principle of the sensor cell 10 will be described.
  • the transistor T r 5 operates in the pinch off region, to output very stable drain current with respect to variation or temperature change in the power supply voltage supplied from the column select line X 2, and electrically constant current source become equivalent.
  • the current value output from the constant current source is uniquely determined by the gate voltage of transistor Tr5.
  • the switching transistor Tr3 since the switching transistor Tr3 is in the ON state, the power supply voltage supplied from the column selection line X is transmitted to the gate terminal of the transistor Tr5 via the capacitor CS. Since the voltage applied to the gate terminal of the transistor Tr5 is determined by the capacitance of the capacitor Cs, a change in the capacitance of the capacitor Cs can be detected as a change in the drain current of the transistor Tr5.
  • the detection signal from each sensor cell can be converted into a numerical value by a computer device and subjected to data processing, which is suitable for mass gene analysis.
  • a biological reaction can be detected as an electric signal, so that real-time monitoring can be performed, and further, a detection signal from each sensor cell can be converted into a numerical value by a computer to perform data processing. Suitable for analysis. Further, it is not necessary to observe the fluorescence reaction of the target DNA labeled with a fluorescent dye as in the related art, and the apparatus configuration can be simplified.
  • the comb-shaped electrode a large capacitor area can be secured, and the sensitivity of the sensor can be increased. Further, by depositing metal fine particles on the surfaces of the pair of counter electrodes, the area of the capacitor can be increased, and the sensor sensitivity can be increased.
  • the present invention it becomes possible to realize a sensor cell, a biosensor, a capacitive element, a method for producing them, a biological reaction detection method, and a gene analysis method capable of analyzing a large amount of genetic information in a simple configuration in real time.

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Description

明 細 書 センサセル、 バイオセンサ、 容量素子の製造方法、 生体反応検出方法、 及び遺伝子解析方法 技術分野
本発明は遺伝子解析、 生体情報解析等に用いられるバイオセンサに関 する。 背景技術
近年、 ゲノムプロジェク トの進展により、 各生物の遺伝子構造が次々 に明らかになつてきており、 この成果を生命現象の解析に結び付けるた めにも D N Aの塩基配列の解読、； 及び遺伝子情報の機能解析が課題とな つている。 細胞内における全ての遺伝子の発現量を一度にモニタリング するためのシステムとして、 DNAマイクロアレイが利用されている。 同アレイでは、 細胞や組織から抽出した； mR N Aや totalRNAから逆 転写反応を行い、 プローブ DNAを調製し、 スライ ドガラスなどの基板 上に高密度にスタンプした後、 蛍光色素で標識されたターゲット DNA のうちプローブ DNAと相捕的な塩基配列を有するターゲット DNAを ハイブリダィズさせ、 蛍光パターンを観察することにより、 遺伝子発現 量を評価している。
しかし、 上記の DN Aマイクロアレイでは蛍光反応などを光学的手段 で検出しているため、 装置が大掛かりになる上に、 ハイブリダィゼーシ ヨンをリアルタイムで検出することが困難となる。 同様に、 サンガー法 を利用した自動シークェンシング法では、 蛍光色素で標識された DNA 断片をゲル電気泳動で分離し、 レーザ光を照射することによって、 標識 断片の色素を励起し、 蛍光検出器によってシグナルを検出しているため、 装置が大掛かりになる上にモニタリングをリアルタイムに行うことがで きない。
そこで、 本発明は大量の遺伝子情報を簡易な構成でリアルタイムに解 祈できる技術を提案することを課題とする。 発明の開示
.上記の課題を解決するため、 本発明のセンサセルは、 特定の生体分子 と選択的に反応する生体認識分子を.受容体とし、 当該受容体を電極表面 に固定した一対の対向電極からなる容量素子と、 前記受容体と生体分子 との反応によって変化する前記容量素子の容量変化量を電気信号として 出力する トランスジユーサとを備える。 かかる構成により、 生体反応を 電気信号として検出できるため、； センサセルからの検出信号をコンビュ ータ内で数値化してデータ処理することが可能となり、 大量の遺伝子解 祈に好適である。
好ましくは、 前記一対の対向電極は、 櫛歯状に成形された櫛歯電極と する力 、 若しくは、 内径の異なる円弧状の電極部を複数有し、 対向する 電極部相互間で円弧状の容量キャパシタを形成する電極とする。 かかる 構成により、 キャパシタ容量を大きくすることができ、 センサ感度を向 上させることができる。
好ましくは、 前記一対の対向電極間に各々の電極間を仕切るための絶 緣膜を形成する。 かかる構成により、 容量素子の電極間の距離を短くす ることができ、 キャパシタ容量を大きくすることで、 センサ感度を向上 させることができる。
· 好ましくは、 前記電極表面に金属微粒子を堆積する。 かかる構成によ り、 電極間距離を短くすることができ、 キャパシタ容量を大きくするこ とで、 センサ感度を向上させることができる。
好ましくは、 前記金属微粒子の材質は、 金、 銀、 白金、 銅からなる群 から選ばれる材質とする。 これらの材質を利用することで、 プローブ D N Aの固定が容易となる。
好ましくは、 前記一対の対向電極は、 反応ゥエル内に形成する。 かか る構成により、 センサセル毎に設けられた微小容積の反応ゥュル内での 生体反応を検出することができ、 サンプル容積を極小にすることができ、 経済的である。
好ましくは、 前記トランスジユーサは、 前記容量素子の容量変化に対 応して相互コンダクタンスを変化させる電界効果トランジスタとする。 電界効果トランジスタを用いることで、 容量素子の容量変化をドレイン 電流の変化量として検出することが可能となる。
好ましくは、 前記生体認識分年は、 プローブ D N Aである。 これによ り、 D N Aハイブリダイゼーションをリアルタイムに検出可能な D N A マイクロセンサアレイを実現することができる。
本発明のバイオセンサは、 生体反応を電気信号として出力するセンサ セルをマトリタス状に配列したセンサセルマトリタスと、 前記センサセ ルマトリタスの行方向に並ぶ一群のセンサセルに接続する行選択線に所 定の電圧信号を供給する行ドライバと、 前記センサセルマトリタスの列 方向に並ぶ一群のセンサセルに接続する列選択線に所定の電圧信号を供 給する列ドライバとを備える。 ここで、 前記センサセルは、 特定の生体 分子と選択的に反応する生体認識分子を受容体とし、 該受容体を電極表 面に固定した一対の対向電極からなる容量素子と、 電流制御端子が前記 容量素子と接続することによって、 前記受容体と生体分子の反応によつ て変化する前記容量素子の容量変化量に対応して電流出力端子から出力 される電流値を変化させるトランジスタと、 前記列ドライバから供給さ れる電圧信号を前記トランジスタの電流入力端子に供給するスィッチン グ素子とを備える。 かかる構成において、 前記スイッチング素子は前記 行選択線を介して行ドライバから供給される電圧信号により開状態とな り、 前記列選択線を介して列ドライバから供給される電圧信号を前記ト ランジスタの電流入力端子に入力する。 かかる構成により、 生体反応を 電気信号として検出できるため、 センサセルからの検出信号をコンビュ ータ装置で数値化してデータ処理することが可能となり、 大量の遺伝子 解析に好適である。
好ましくは、 前記一対の対向電極は、 櫛歯状に成形された櫛歯電極で あるか、 若しくは内径の異なる円弧状の電極部を複数有し、 対向する電 極部相互間で円弧状の容量キャパシタを形成する電極とする。 かかる構 成により、 キャパシタ容量を大きくすることができ、 センサ感度を向上 させることができる。
本発明の容量素子の製造方法は、 生体反応に起因して容量値が変化す る容量素子の製造方法であって、 絶縁性の基板上に一対の対向電極を成 膜する工程と、 所定の分散剤に含まれる金属微粒子を前記対向電極の表 面上に塗布する工程と、 前記対向電極の表面上に塗布された分散剤を乾 燥させ、 前記金属微粒子を前記対向電極の表面上に固定させる工程とを 含む。 電極表面上に金属微粒子を塗布することで、 キャパシタ面積を增 大させることができ、 センサ感度を向上させることができる。
好ましくは、 前記金属微粒子の材質は、 金、 銀、 白金、 銅からなる群 から選ばれる材質とする。 これらの材質を選択することで、 プローブ D N Aの固定が容易となる。
好ましくは、 前記一対の対向電極を区切る絶縁膜を成膜した後、 前記 金属微粒子を塗布する工程を含む。 かかる絶縁膜を成膜することで、 金 属微粒子を塗布する際に、 電極間を電気的に導通する事態を効果的に防 ぐことができるとともに、 電極間距離を狭めることで、 キャパシタ容量 を大きくすることができ、 センサ感度'を高めることができる。
好ましくは、 前記絶縁膜の材質をポリイミ ドとする。 ポリイミ ドにす ることによって、 表面処理が容易となる。
好ましくは、 前記対向電極の表面を親液性とし、 前記絶縁膜の表面を 撥液性とする表面処理工程を含む。 かかる表面処理工程により、 分散剤 に含まれる金属微粒子が絶縁膜上に堆積することによる電極間の導通を 効果的に防ぐことができる。
好ましくは、 前記表面処理工程は、 酸素にフッ素又はフッ素化合物を 含んだガスを使用し、 減圧雰囲気下における減圧プラズマ処理、 若しく は大気圧雰囲気下における大気圧プラズマ処理とする。 かかる表面処理 工程により、 絶縁膜を撥液性とし、 電極表面を親液性とすることができ る。
好ましくは、 特定の生体分子と選択的に反応する生体認識分子、 例え ば、 プローブ D N Aを受容体として前記金属微粒子の表面に固定するェ 程を含む。 これにより、 D N Aマイクロアレイを実現することができる。 本発明の生体反応検出方法は、 特定の生体分子と選択的に反応する生 体認識分子を受容体とし、 当該受容体を電極表面に固定した一対の対向 電極が設けられている反応ゥエル内に前記特定の生体分子を含むサンプ ル溶液を、 液滴吐出ヘッドを用いて前記反応ゥエル内に吐出する吐出ス テツプと、 前記一対の対向電極によって構成される容量素子の容量変化 量を電気信号に変換することにより、 前記反応を検出する検出ステップ とを含む。 反応ゥュル内へのサンプル溶液の充填を液滴吐出へッドで行 うため、 微小スポットへの正確な液滴吐出制御が可能となる。
好ましくは、 前記検出ステップは、 前記一対の対向電極のうち何れか 一方の電極に電流制御端子が接続する トランジスタの電流出力端子から 出力される電流値の変化量を基に前記反応を検出する。 センサセルから の検出信号をコンピュータ装置で数値化してデータ処理することが可能 となり、 大量の遺伝子解析に好適である。
本発明の遺伝子解析方法は、 プローブ D N Aが電極表面に固定された 一対の櫛歯状の対向電極からなる容量素子が形成された反応ゥエル内に 液滴吐出へッドを用いてターゲッ ト D N Aを含むサンプル溶液を吐出す るステップと、 前記反応ゥエル内における D N Aハイブリダイゼーショ ンに起因して変動する前記容量素子の容量変化量を、 前記櫛歯状の対向 電極とゲート端子が接続する電界効果トランジスタのドレイン端子から 出力される出力電流の変化量から検出するステップと、 複数の反応ゥェ ルから出力される出力電流の値をコンピュータ装置でデータ解析するこ とにより、 遺伝子解析を行うステップとを含む。 かかる方法により、 遺 伝子解析を簡易かつ経済的に行 ことができる。
好ましくは、 前記反応ゥエルはマトリクス状に配列されたセンサセル 内に形成されており、 隣接するセンサセル内に固定されるプローブ D N Aの塩基配列はわずかに異なるように調製する。 D N Aハイプリダイゼ ーシヨンは塩基配列が完全に一致していなくても起こり得るため、 隣接 するセンサセル間におけるプローブ D N Aの塩基配列をわずかに異なる ように調製すれば、 センサセルの出力電流の分布からターゲット D N A の塩基配列を推定することができる。 図面の簡単な説明
図 1は、 実施形態 1に係わるバイオセンサの主要回路構成図である。 図 2は、 実施形態 4に係わるバイオセンサの主要回路構成図である。 図 3は、 実施形態 1に係わる一対の対向電極の平面図である。
図 4は、 図 3に示す対向電極の断面図である。 図 5は、 実施形態 2に係わる一対の対向電極の平面図である。
図 6は、 図 5に示す対向電極の断面図である。
図 7は、 実施形態 2に係わる一対の対向電極の製造工程断面図である c 図 8は、 実施形態 3に係わる一対の対向電極の平面図である。
図 9は、 図 8に^す対向電極の断面図である。 発明を実施するための最良の形態
次に、 本発明の実施の形態について、 図面を参照しつつ説明する。 以 下の実施形態は、 本発明を説明する.ための例示であり.、 本発明をこの実 施形態にのみ限定する趣旨ではない。 本発明は、 その要旨を逸脱しない 限り、 さまざまな形態で実施することができる。
発明の実施の形態 1 .
図 1はバイオセンサの主要回^構成図である。 同センサは、 基板 1 1 上において N行 M列のマトリタス状に配列され、 センサセルマトリタス を構成するセンサセル 1 0と、 当該センサセルマトリクスの列方向に並 ぶー群のセンサセル 1 0に所定の電圧を供給するための列選択線:^
X 2, .... を駆動する列ドライバ 1 2と、 センサセルマトリクスの行方 向に並ぶ一群のセンサセル 1 0を選択し、 センサセル 1 0におけるセン シング機能をスイッチング制御するための行選択線 Y i， Y2, を駆 動する行ドライバ 1 3とを備えて構成されている。 センサセル 1 0は、 反応ゥエル内におけるプローブ D N Αとターゲット D N Aとのハイプリ ダイゼーションを電気信号として検出するためのセンサであり、 D N A ハイブリダィゼーションを容量変化を基に検出するキャパシタ C s と、 センサセル 1 0のセンシング機能をスィツチング制御するためのスィッ チングトランジスタ T r 1と、 反応ゥエル内におけるプローブ D N Aと ターゲット D N Aのハイブリダィゼーションを電気信号に変換するトラ ンスジユーサ （信号変換素子） としてのトランジスタ T r 2とを備えて 構成されている。 スィ ツチングトランジスタ T r 1及びトランジスタ T r 2は電界効果トランジスタ （MO S F ET) である。
キャパシタ C sは基板 1 1上において凹状に形成された反応ゥエル内 に形成されており、 一対の対向電極から構成されている。 当該電極の 各々にはプローブ DNAが高密度に固定されており、 ターゲット DNA を含むサンプル溶液を反応ゥエル内に充填することにより、 プローブ D N Aと相補的な塩基配列を有するターゲット DN Aがハイブリダィゼー シヨ ンするため、 特定の塩基配列に.対して高い特異性をもったセンサが 実現できる。 個々のセンサセル 1 0に如何なる塩基配列のプローブ DN Aが固定されているかは予め既知であるから、 ハイブリダイズするター ゲッ ト DNAの並びからターゲット DNAの塩基配列を決定することが できる。
ここで、 センサセル 1 0の動作原理の概略について説明する。 同図に 示すセンサセル 1 0をアクティブにし、 センシング結果を電気信号とし て出力するには、 行選択線 Yi を Hレベルに設定し、 スイッチングトラ ンジスタ T r 1をオフ状態 （閉状態） からオン状態 （開状態） に遷移さ せる一方で、 列選択線 Xi, X2を各々 Hレベルに設定する。 スィッチン グトランジスタ T r 1はオン状態となっているため、 トランジスタ T r 2のソース端子にはスィツチングトランジスタ T r 1を介して列選択線 X2からの電源電圧が供給され、 トランジスタ T r 2がピンチオフ領域 で動作できる状態になっている。 トランジスタ T r 2はピンチオフ領域 で動作することによって、 列選択線 X2から供給される電源電圧の変動 や温度変化に対して非常に安定したドレイン電流を出力するため、 定電 流源と電気的に等価になる。 当該定電流源から出力される電流値はトラ ンジスタ T r 2のゲート電圧によって一意に定まる。 一方、 反応ゥエルで D N A断片のハイブリダィズが生じると、 相補結 合により二本鎖 D N Aとなるため、 キャパシタ C sの誘電率及ぴ電極間 距離が変化する。 キャパシタ C sの容量値は誘電率に比例し、 電極間距 離に反比例するため、 上記ハイプリダイズに起因してキャパシタ C sの 容量値は変動する。 列選択線 X i を介してトランジスタ T r 2のゲート 端子に印加される電源電圧は、 キャパシタ C sの容量値によって定まる ため、 キャパシタ C sの容量値が変動すると、 トランジスタ T r 2の相 互コンダクタンスも変動する。 ハイブリダイゼーションの前後における センサセル 1 0からの出力電流の値を読み取ることによって、 反応ゥェ ルでの D N Aハイブ Vダイゼ——ンョンをリアルタイムにモニタリングす ることができる。
のように、 マトリタス状に配列された個々のセンサセル 1 0にわず かに異なる塩基配列を有する： ローブ D N Aを高密度にスポッ トし、 個々のセンサセル 1 0からの出力信号をコンピュータ装置に取り込み、 当該コンピュータ装置において前記出力信号を数値化してデータ解析す ることにより、 遺伝子解析をリアルタイムに行うことができる。 ターグ ット D N Αの塩基配列は、 出力電流の変化量が一番大きいセンサセル 1 0に固定されているプローブ D N Aとの相同性 （遺伝的な類似性） がー 番高いと予測できる。 本実施形態の遺伝子解析技術は、 遺伝子疾患の検 查ゃ、 法医学的な鑑定などに応用できる。 また、 センサセル 1 0は容量 型センサとして機能するため、 反応ゥエルでの D N Aハイブリダィゼー ションを敏感に検出することができ、 シグナル検出の即時性に優れてい る。 尚、 上記の構成において、 列選択線は電圧供給線、 行選択線は走査 線、 列ドライバは Xドライバ、 行ドライバは Yドライバと称することも できる。 また、 本実施形態のバイオセンサはバイオチップ、 D N Aチッ プ、 或いは D N Aマイクロアレイと称することもできる。 図 3はキャパシタ C sの外観斜視図である。 キャパシタ C sは基板 1 1上に成膜された一対の櫛歯電極 2 0及び櫛歯電極 3 0から構成されて いる。 櫛歯電極 2 0及び櫛歯電極 3 0は相互に嚙合するように櫛歯状に 成形され、 微小間隔をおいて対向配置されている。 櫛歯電極 2 0は略一 定の間隔をおいて略平行に配置された櫛歯部 2 0 a〜 2 0 dを備える一 方で、 櫛歯部 3 0は各々の櫛歯部 2 0 a〜 2 0 dを挟むように略一定の 間隔をおいて略平行に配置された櫛歯部 3 0 a〜 3 0 dを備える。 かか る構成にすることによって、 キャパシタ面積をできるだけ大きくとるこ とができるため、 容量変 ί匕に伴う出.力電流の変化量を増大さることがで き、 センシング感度の向上を図ることができる。 これら櫛歯電極 2 0及 び櫛歯電極 3 0の電極材料として、 金、 銀、 白金、 銅、 アルミニウムな どを用いることができ、 これらの電極材料の成膜法としては、 スパッタ 法、 めっき法、 C V D法などから成膜材料に適した方法を選択すること ができる。 例えば、 スパッタ法を用いる場合には、 基板 1 1上にレジス トを塗布し、 ベ一キングした後、 櫛歯電極のパターンに対応するメタル マスクを介して露光/現像し、 レジスト上の全面にスパッタ成膜した後、 レジス トを剥離すればよい。 何れの電極材料を用いるかは、 プローブ D Ν Αの固定手段などを勘案して決定すればよい。 例えば、 金—硫黄配位 結合を介してプローブ D N Aを櫛歯電極 2 0及び櫛歯電極 3 0上に固定 する場合には、 金、 銀、 白金、 銅が好ましい。 また、 基板 1 1として、 ガラス基板、 プラスチック基板、 シリ コン基板などを用いることができ る。
尚、 同図に示すキャパシタ C sは反応ゥエルの底部のみを図示するも のであり、 その周囲には酸化シリコン膜などの絶縁膜で囲まれており、 ターゲット D N Aを含むサンプル溶液を所定の容積だけ充填できるよう に構成されている。 また、 反応ゥエルは数 μπι程度の大きさであるため、 ターゲッ ト DNAを含むサンプル溶液の充填は液滴吐出へッド （インク ジェットヘッド） を利用するのが好ましい。 液滴吐出ヘッドによれば、 微小スポットへの正確な液滴吐出制御を実現することができる。 また、 この種の容量型センサにおいては、 センサ周辺に電気的ノイズの発生源 がある場合には、 浮遊容量による電気的ノイズの影響が大きくなるため、 浮遊容量ができるだけ小さくなるような構造とするのが好ましい。
図 4は図 3に示すキャパシタ C sの断面図であり、 櫛歯部 20 a， 櫛 歯部 3 0 a， 櫛歯部 20 bの部分のみを図示している。 櫛歯電極 20及 び櫛歯電極 3 0は櫛歯状にパター二.ングされた金薄膜から構成されてお り、 その表面にはプローブ DNA 6 0がその末端に導入されたチオール 基との金一硫黄配位結合を介して結合している。 オリゴヌク レオチドに チオール基を導入する手法は、 Chemistry Letters 1805-1808 (1994)又 は Nucleic Acids Res.，13,4484(1985)にて詳細に開示さている。 プロ一 プ DNA 60となる DNA鎖としては、 ターゲット DNAと相捕的な塩 基配列を有するもの、 例えば、 生体試料から抽出した DN A鎖を制限酵 素で切断し、 電気泳動による分解などで精製した一本鎖 DN A若しくは 生化学的に合成したオリゴヌクレオチド、 P CR (ポリメラーゼ連鎖反 応） 産物、 cDNAなどを用いることができる。 一方、 ターゲッ ト DN Aとしては、 生物材料から抽出した DN A鎖を遺伝子分解酵素若しくは 超音波処理で分解したもの、 又は特定の DNA鎖から P CRによって増 幅させた一本鎖 DN A等を用いることができる。
同図に示すように、 櫛歯部 20 aと櫛歯部 3 0 aとの間には微小キヤ パシタ C s 1が形成されており、 櫛歯部 30 a と櫛歯部 20 bとの間に は微小キャパシタ C s 2が形成されている。 図示されていない他の櫛歯 部同士の間にも微小キャパシタが形成されており、 プローブ DNA6 0 とターゲット DN Aのハイブリダイゼーションにより、 これら個々の ί救 小キャパシタの容量が変化し、 その変化分の総和がキャパシタ C sの容 量変化となって現れる。 キャパシタ C sの容量変化はセンサセル 1 0の 出力電流の変化として検出される。
尚、 上記の説明においては、 バイオセンサの受容体としてプローブ D N Aを用いることにより遺伝子解析を行う場合を例示したが、 本発明は これに限られず、 例えば、 抗原を受容体とすることで抗原抗体反応を検 出したり、 酵素を受容体とすることで酵素基質反応を検出することもで きる。 つまり、 バイオセンサの用途に応じて分子認識作用のある生体分 子を受容体として適宜選択すること..により、 各種の生化学物質のセンシ ングを行うことができる。 このようなバイオセンサは医療現場や個人で 用いられるボイントォプケアデバイスや、 ヘルスケアデバイスに応用す ることができる。
本実施形態によれば、 櫛歯電極を用いることでキャパシタ面積を大き く確保することができ、 センサの感度を高めることができる。 また、 比 較的大容量のキャパシタ C sを微小面積に形成することができるため、 センサセルの集積度を高めることができ、 大量の遺伝子情報を一度に解 析することが可能となる。 また、 プローブ D N Aとターゲット D N Aの ハイプリダイゼーションを電気信号に変換し T検出することができるた め、 反応のリアルタイムモユタリングに好適である。 また、 従来のよう に蛍光色素で標識されたターゲット D N Aの蛍光反応を観察する必要が なく、 装置構成を簡略化することができる。 さらに、 各センサセルから の検出信号をコンピュータ装置で数値化してデータ処理できるため、 大 量の遺伝子解析に好適である。 また、 反応ゥェルは一辺が数 μιη程度の 大きさであるため、 センサアレイの高集積化を実現できるとともに、 遺 伝子解析等に使用するサンプル溶液の容積を小さくすることができ、 反 応収率を上げることができる。 また、 液滴吐出ヘッドでサンプル溶液を 充填できるため、 正確な液滴吐出制御が可能となる。
発明の実施の形態 2 .
以下、 各図を参照して本実施の形態について説明する。
図 5はキャパシタ C sの第 2実施形態の平面図である。 本実施形態に おいては、 微小間隔をおいて対向する櫛歯電極 2 0と櫛歯電極 3 0との 間に絶縁膜 4 0を設けることにより、 対向する電極間の距離をできるだ け狭める工夫がなされている。 このように、 電極間距離を狭めることに よって、 キャパシタ容量を大きくすることができ、 センサの感度を高め ることができる。 絶縁膜 4 0は櫛歯電極 2 0と櫛歯電極 3 0とが導通 (ショート） しないように両者を電気的に分離するものであり、 分離壁、 隔壁、 隔離部材、 仕切り部材、 或いは区画部材と称することもできる。 絶縁膜 4 0として、 例えば、 ポリイミ ドなどの有機絶縁材料が好適であ る。 後述するように、 ポリイミ によれば表面処理を施すことにより、 キャパシタ C sの製造工程において外部から供給される液滴に対する親 和性 （親液性） をコントロールし易いメリットがある。
図 6は図 5に示すキャパシタ C sの断面図であり、 櫛歯電極 2 0及び 櫛歯電極 3 0の表面上に金属微粒子 5 0が堆積している様子が図示され ている。 この金属微粒子 5 0は櫛歯電極 2 0及び櫛歯電極 3 0の表面積 (キャパシタ面積） を増大させることによって、 キャパシタ容量をでき るだけ多く確保し、 センサ感度を高めることができる。 金属微粒子 5 0 として金微粒子を用いる場合には、 金一硫黄配位結合を介してプローブ D N A 6 0を金属微粒子 5 0の表面上に結合させることができる。 金属 微粒子 5 0に適用し得る他の材質としては、 例えば、 銀、 白金、 銅など が好適である。
図 7はキャパシタ C sの製造工程断面図である。 同図 （A ) に示すよ うに、 基板 1 1上に櫛歯電極 2 0及び櫛歯電極 3 0を櫛歯状のパターン に成膜する。 これら電極の成膜法として、 例えば、 スパッタ法、 めっき 法、 C V D法などを用いることができる。 次いで、 同図 （B ) に示すよ うに、 櫛歯電極 2 0及び櫛歯電極 3 0の隙間を埋めるように絶縁膜 4 0 を成膜する。 絶縁膜 4 0の成膜はリソグラフィ法、 印刷法、 ィンクジェ ット法などの任意の手法を用いて成膜することができる。 例えば、 リソ グラフィ法を使用する場合には、 スピンコート、 スプレーコート、 ロー ルコート、 ダイコート、 ディップコートなどの方法で絶縁性有機材料を 塗布し、 その上にレジス トを塗布する。 そして、 櫛歯電極 2 0及び櫛歯 電極 3 0のパターン形状に合わせてマスクを施し、 レジストを露光 Z現 像し、 絶縁膜 4 0の形状に合わせたレジス トを残す。 最後にエッチング してマスク以外の部分の有機絶縁材料を除去する。 印刷法を使用する場 合には、 凹版、 平板、 凸版などの任意の方法で櫛歯電極 2 0及び櫛歯電 極 3 0の隙間を埋めるように有機絶縁材料を直接塗布すればよい。 イン クジエツト法を用いる場合には、 櫛歯電極 2 0及び櫛歯電極 3 0の隙間 を埋めるように有機絶縁材料を塗布し、 適度な温度条件下で乾燥させれ ばよい。
次いで、 同図 （C ) に示すように、 金属微粒子 5 0を適当な分散剤 5 1に分散させ、 液滴吐出へッド 7 0を用いて金属微粒子 5 0を櫛歯電極 2 0及び櫛歯電極 3 0上に塗布する。 分散剤 5 1としては、 液滴の吐出 が安定的に行われる溶媒であれば特に限定されるものではなく、 金属微 粒子 5 0と分散剤 5 1が混合した状態で液滴吐出可能となる物性値とな るものであればよい。 例えば、 キシレン、 トルエン、 ドデシルベンゼン、 ミネラルスピリ ッ ト、 トリデカン、 α—テルビネオールなどの高融点有 機溶媒を用い、 粘度 1 C P S〜2 0 C P S、 表面張力 3 0 m N Zn！〜 5 O m N Zmとなる範囲に調製すればよい。' 液滴吐出へッド 7 0からの液 滴吐出を安定的に行わせるには、 材料の乾燥が遅いほうが望ましく、 高 融点材料を選択するのが好ましい。
金属微粒子 5 0の吐出工程において、 櫛歯電極 2 0及び櫛歯電極 3 0 上に堆積する金属微粒子 5 0は幾層にも積層してもかまわないが、 個々 のセンサセル毎のばらつきがないように適度に分散することが望ましい。 液滴吐出ヘッド 7 0としては、 熱エネ ギーを利用して気泡を発生させ、 液滴を吐出するサーマルジェット方式/バブルジェット （登録商標） 方 式や、 電気エネルギーを機械エネルギーに変換して液滴を吐出するピエ ゾジェット方式の何れも適用可能である。 次いで、 同図 （D ) に示すよ うに、 適当な温度条件の下で分散剤 5 1を乾燥させ、 金属微粒子 5 0を 櫛歯電極 2 0及び櫛歯電極 3 0の表面上に吸着させる。 最後に、 プロ一 ブ D N A 6 0を金属微粒子 5 0上に結合させることによて、 キャパシタ C sが完成する。
尚、 同図 （C ) に示す金属微粒子 5 0の吐出工程において、 液滴吐出 ヘッド 7 0から吐出された金属微粒子 5 0が絶縁膜 4 0上に塗布される ことによって、 金属微粒子 5 0が絶縁膜 4 0上に堆積し、 櫛歯電極 2 0 と櫛歯電極 3 0を導通させるとキャパシタとしての機能を果たさなくな るため、 櫛歯電極 2 0及び櫛歯電極 3 0の表面を親液性にするとともに、 絶縁膜 4. 0の表面を撥液性にするように表面処理することが望ましい。 表面処理としては、 例えば、 酸素にフッ素又はフッ素化合物を含んだガ スを使用し、 減圧雰囲気下若しくは大気圧雰囲気下でプラズマ照射をす る減圧プラズマ処理若しくは大気圧プラズマ処理を行う。 すると、 櫛歯 電極 2 0及び櫛歯電極 3 0のように無機材料の表面にはプラズマ放電に より未反応基が発生し、 酸素により未反応基が酸化されてカルボ-ル基 や水酸基などの極性基が発生する。 極性基は水などの極性分子を含んだ 液体に対して親和性を示し、 非極性分子を含んだ液体に対して非親和性 を示す。 一方、 有機絶縁材料からなる絶縁膜 4 0の表面においても上記の反応 と平行してフッ素系化合物分子が有機材料表面に入り込む現象が発生し、 表面が非極性化される。 このため、 水などの極性分子を含んだ液体に対 して非親和性を示し、 非極性分子を含んだ液体に対して親和性を示す。 酸素にフッ素又はフッ素化合物を含んだガスとしては、 C F 4、 C F 6、 C H F 3 などのハロゲンガスが好適である。 分散剤 5 1に対する親液性 の程度として、 櫛歯電極 2 0及ぴ櫛歯電極 3 0の表面では接触角 2 0度 未満が望ましく、 絶縁膜 4 0の表面では接触角 5 0度以上が望ましい。 • 本実施形態によれば、 キャパシタ, C sを.構成する一対の櫛歯電極間に 絶縁膜 4 0を設け、 電極間距離をできるだけ短く設定しているため、 キ ャパシタ C sの容量を大きく とることができ、 センサの感度を高めるこ とができる。 さらに、 キャパシタ面積を増大させるための金属微粒子を 櫛歯電極表面上に堆積しているため、 キャパシタ面積を増大させること ができ、 センサの感度を高めることができる。 また、 絶縁膜 4 0を設け ることによって、 液滴吐出ヘッド 7 0から吐出される金属微粒子 5 0が 櫛歯電極表面上から溢れた場合であっても、 電極間の導通を防ぐことが できる。 さらに、 液滴吐出ヘッド 7 0から吐出された液滴 （特に、 金属 微粒子を含む分散剤） に対する櫛歯電極表面と絶縁膜表面との親和性を 大気圧プラズマ処理等の表面処理でコントロールできるため、 金属微粒 子 5 0が絶縁膜 4 0上に堆積することによる櫛歯電極間の導通を防ぐこ とがでぎる。
発明の実施の形態 3 .
以下、 各図を参照して本実施の形態について説明する。
図 8はキャパシタ C sの第 3実施形態の平面図である。 本実施形態に おいては、 円弧状に形成された一対の対向電極 （電極 8 0， 9 0 ) によ つて、 キャパシタ C sを構成している。 電極 8 0は各々の内径が異なる ように略同心円状に形成された電極部 8 0 a， 8 0 b , 8 0 cを備える 一方、 電極 9 0は各々の内径が異なるように略同心円状に形成された電 極部 9 0 a， 9 0 b , 9 0 cを備える。 これらの電極部はプラス電極と マイナス電極とが交互に配置されており、 電極部 8 0 aの内周面と電極 部 9 0 aの外周面との間、 電極部 9 0 aの内周面と電極部 8 0 bの外周 面との間、 ...、 電極部 8 0 cの内周面と電極部 9 0 cの外周面との間で それぞれ微小キャパシタを構成している。 これらの微小キャパシタの総 和がキャパシタ C sの容量となる。 図 9は同キャパシタの断面図である c 上述した各電極部 8 0 a , 9 0 a， .8 0 b , 9 0 cは基板 1 1上に 円弧状にパターン形成された絶縁膜 1 4を被覆するように成膜された金 属薄膜であり、 金、 銀、 白金、 銅などが好適である。 これらの電極部 8 0 a , 9 0 a , 8 0 b , …， 9 0 cは凸状に形成されているため、 キヤ パシタ面積を大きくすることが き、 センサ感度の向上に資することが できる。 これらの電極部 8 0 a , 9 0 a , 8 0 b , …， 9 0 cの表面に は金一硫黄配位結合などにより、 プローブ DNA 6 0が固定されている 尚、 本実施形態において、 各電極部 8 0 a , 9 0 a , 8 0 b , ..., 9 0 cの間に絶縁膜を設けることにより、 電極間距離を狭め、 キャパシタ 容量をできるだけ大きく確保することで、 センサ感度を高めるように構 成してもよい。 また、 これらの電極部表面上に金属微粒子を堆積するこ とで、 キャパシタ面積をできるだけ大きく確保し、 センサ感度を高める ように構成してもよい。 金属微粒子の塗布は分散剤に混合された金属微 粒子を、 液滴吐出へッドから吐出することにより行うのが望ましい。 発明の実施の形態 4.
以下、 各図を参照して本実施の形態について説明する。
図 2はバイオセンサの他の実施形態における主要回路構成図である。 同センサは、 基板 1 1上において N行 M列のマトリクス状に配列され、 センサセルマトリタスを構成するセンサセル 1 0と、 当該センサセルマ トリクスの列方向に並ぶ一群のセンサセル 1 0に所定の電圧を供給する ための列選択線 Χ ι， X 2, …， を駆動する列ドライバ 1 2と、 センサセ ルマトリタスの行方向に並ぶ一群のセンサセル 1 0を選択し、 センサセ ル 1 0におけるセンシング機能をスイッチング制御するための行選択線 Υ ι， Υ 2, …， を駆動する行ドライバ 1 3とを備えて構成されている。 センサセル 1 0は、 一対の電極から構成され、 反応ゥエル内の D N Aハ イブリダイゼーションを検出するキャパシタ C s と、 センサセル 1 0の センシング機能をスィツチング制御するためのスィツチングトランジス タ T r 3及ぴ T r 4と、 D N Aハイプリダイゼーシヨンを電気信号に変 換する トランスジユーサとしてのトランジスタ T r 5 とを備えて構成さ れている。 キャパシタ C sの構成は上述した実施形態 1〜実施形態 3の 何れの構成であってもよい。 '·
ここで、 センサセル 1 0の動作原理の概略について説明する。 同図に 示すセンサセル 1 0をアクティブにし、 センシング結果を電気信号とし て出力するには、 行選択線 Y i, Y 2を各々 Hレベルに設定し、 スィッチ ングトランジスタ T r 3及び T r 4をオフ状態からオン状態に遷移させ る一方で、 列選択線 Χ ι， X 2を各々 Hレベルに設定する。 スイッチング トランジスタ T r 4はオン状態となっているため、 トランジスタ T r 5 のソース端子にはスィツチングトランジスタ T r 4を介して列選択線 X 2 からの電源電圧が供給され、 トランジスタ T r 5がピンチオフ領域で 動作できる状態になっている。 トランジスタ T r 5はピンチオフ領域で 動作することによって、 列選択線 X 2から供給される電源電圧の変動や 温度変化に対して非常に安定したドレイン電流を出力するため、 定電流 源と電気的に等価になる。 当該定電流源から出力される電流値はトラン ジスタ T r 5のゲート電圧によって一意に定まる。 一方、 スィツチングトランジスタ T r 3はオン状態となっているため、 列選択線 X から供給される電源電圧はキャパシタ C sを介してトラン ジスタ T r 5のゲート端子に伝達される。 トランジスタ T r 5のゲート 端子に印加される電圧はキャパシタ C sの容量値によって定まるため、 キャパシタ C sの容量変化はトランジスタ T r 5のドレイン電流の変化 として検出することができる。 本実施形態によれば、 各センサセルから の検出信号をコンピュータ装置で数値化してデータ処理できるため、 大 量の遺伝子解析に好適である。
本発明によれば、 生体反応を電気信号として検出できるため、 リアル タイムモニタリングが可能となる上に、 各センサセルからの検出信号を コンピュータ装置で数値化してデータ処理することが可能となり、 大量 の遺伝子解析に好適である。 また、 従来のように蛍光色素で標識された ターゲット D N Aの蛍光反応を観察する必要がなく、 装置構成を簡略化 することができる。 また、 櫛歯電極を用いることでキャパシタ面積を大 きく確保することができ、 センサの感度を高めることができる。 また、 一対の対向電極の表面上に金属微粒子を堆積することで、 キャパシタ面 積を増大させることができ、 センサ感度を高めることができる。
また、 一対の対向電極間に絶縁膜を設けることによって、 液滴吐出へ ッドから吐出される金属微粒子が電極表面上から溢れた場合であっても、 電極間の導通を防ぐことができる。 さらに、 液滴吐出ヘッドから吐出さ れた液滴に対する電極表面と絶縁膜表面との親和性を大気圧プラズマ処 理等の表面処理でコントロールできるため、 金属微粒子が絶縁膜上に堆 積することによる電極間の導通を防ぐことができる。
また、 反応ゥエルは一辺が数 μπι程度の大きさであるため、 センサァ レイの高集積化を実現できるとともに、 遺伝子解析等に使用するサンプ ル溶液の容積を小さくすることができ、 経済的である。 また、 液滴吐出 へッドで反応ゥエルへサンプル溶液を充填できるため、 正確な液滴吐出 制御が可能となる。 産業上の利用可能性
本発明によれば、 大量の遺伝子情報を簡易な構成でリアルタイムに解 析できるセンサセル、 バイオセンサ、 容量素子およびそれらの製造方法, ならびに生体反応検出方法、 遺伝子解析方法が実現できるようになる。

Claims

請 求 の 範 囲
1 . 特定の生体分子と選択的に反応する生体認識分子を 容体とし、 当該受容体を電極表面に固定した一対の対向電極からなる容量素子と、 前記受容体と生体分子との反応によって変化する前記容量素子の容量 変化量を電気信号として出力する トランスジユーサとを備えるセンサセ ル。
2 . 前記一対の対向電極は、 櫛歯状に成形された櫛歯電極である、 請 求項 1に記載のセンサセル。 .
3 . 前記一対の対向電極は、 内径の異なる円弧状の電極部を複数有し、 対向する電極部相互間で円弧状の容量キャパシタを形成する電極である、 請求項 1に記載のセンサセル。
4 . 前記一対の対向電極間に 各々の電極間を仕切るための絶縁膜が 形成されている、 請求項 1に記載のセンサセル。
5 . 前記電極表面には、 金属微粒子が堆積している、 請求項 1に記載 のセンサセノレ。
6 . 前記金属微粒子の材質は、 金、 銀、 白金、 銅からなる群から選ば れる、 請求項 5に記載のセンサセル。
7 . 前記一対の対向電極の材質は、 金、 銀、 白金、 銅、 アルミニウム からなる群から選ばれる、 請求項 1に記載のセンサセル。
8 . 前記一対の対向電極は、 反応ゥエル内に形成されている、 請求項 1に記載のセンサセル。
9 . 前記トランスジユーサは、 前記容量素子の容量変化に対応して相 互コンダクタンスを変化させる電界効果トランジスタである、 請求項 1 に記載のセンサセル。
1 0 . 前記生体認識分子は、 プローブ D N Aである、 請求項 1に記载 のセンサセノレ。
1 1 . 生体反応を電気信号として出力するセンサセルをマトリタス状 に配列したセンサセルマトリタスと、
前記センサセルマトリタスの行方向に並ぶ一群のセンサセルに接続す る行選択線に所定の電圧信号を供給する行ドライバと、
前記センサセルマトリタスの列方向に並ぶ一群のセンサセルに接続す る列選択線に所定の電圧信号を供給する列ドライバとを備える、 前記センサセルは、 特定の生体分子と選択的に反応する生体認識分子 を受.容体とし、 当該受容体を電極表面に固定した一対の対向電極からな る容量素子と、
電流制御端子が前記容量素子と接続することによって、 前記受容体と 生体分子との反応によって変化する前記容量素子の容量変化量に対応し て電流出力端子から出力される饞流値を変化させる トランジスタと、 前記列ドライバから供給される電圧信号を前記トランジスタの電流入 力端子に供給するスィツチング素子とを備え、
前記スィツチング素子は前記行選択線を介して行ドライバから供給さ れる電圧信号により開状態となり、 前記列選択線を介して列ドライバか ら供給される電圧信号を前記トランジスタの電流入力端子に入力する、 バイォセンサ。
1 2 . 前記一対の対向電極は、 櫛歯状に成形された櫛歯電極である、 請求項 1 1に記載のバイオセンサ。
1 3 . 前記一対の対向電極は、 内径の異なる円弧状の電極部を複数有 し、 対向する電極部相互間で円弧状の容量キャパシタを形成する電極で ある、 請求項 1 1に記載のバイオセンサ。
1 4 . 前記一対の対向電極間には各々の電極間を仕切るための絶縁膜 が形成されている、 請求項 1 1に記載のバイオセンサ。
1 5 . 前記電極表面には、 金属微粒子が堆積している、 請求項 1 1に 記載のバイオセンサ。
1 6 . 前記金属微粒子の材質は、 金、 銀、 白金、 銅からなる群から選 ばれる、 請求項 1 5に記載のバイオセンサ。
1 7 . 前記一対の対向電極の材質は、 金、 銀、 白金、 銅、 アルミユウ ムからなる群から選ばれる、 請求項 1 1に記載のバイオセンサ。
1 8 . 前記一対の対向電極は、 反応ゥ ル内に形成されている、 請求 項 1 1に記載のバイオセンサ。
1 9 . 前記トランジスタを電界効果トランジスタとし、 前記電流制御 端子をゲート端子とし、 前記電流入力端子をソース端子と、 前記電流出 力端子をドレイン端子とする、 請求項 1 1に記載のバイオセンサ。
2 0 . 前記生体認識分子は、 プローブ D N Aである、 請求項 1 1に記 載のバイオセンサ。 ！
2 1 . 生体反応に起因して容量値が変化する容量素子の製造方法であ つて、
絶縁性の基板上に一対の対向電極を成膜する工程と、
所定の分散剤に含まれる金属微粒子を前記対向電極の表面上に塗布す る工程と、
前記対向電極の表面上に塗布された分散剤を乾燥させ、 前記金属微粒 子を前記対向電極の表面上に固定させる工程とを含む、 容量素子の製造 方法。
2 2 . 前記金属微粒子の材質は、 金、 銀、 白金、 銅からなる群から選 ばれる、 請求項 2 1に記載の容量素子の製造方法。
2 3 . 前記一対の対向電極を区切る絶縁膜を成膜した後、 前記金属微 粒子を塗布する工程を含む、 請求項 2 1に記載の容量素子の製造方法。
2 4 . 前記絶縁膜の材質はポリイミ ドである、 請求項 2 3に記載の容 量素子の製造方法。
2 5 . 前記対向電極の表面を親液性とし、 前記絶縁膜の表面を撥液性 とする表面処理工程を含む、 請求項 2 3のうち何れか 1項に記載の容量 素子の製造方法。
2 6 . 前記表面処理工程は、 酸素にフッ素又はフッ素化合物を含んだ ガスを使用し、 減圧雰囲気下における減圧プラズマ処理、 若しくは大気 圧雰囲気下における大気圧プラズマ処理である、 請求項 2 5に記載の容 量素子の製造方法。
2 7 . 特定の生体分子と選択的に.反応する生体認識分子を受容体とし て前記金属微粒子の表面に固定する工程を含む、 請求項 2 1に記載の容 量素子の製造方法。
2 8 . 前記生体認識分子は、 プローブ D N Aである、 請求項 2 7に記 載の容量素子の製造方法。 ；
2 9 . 特定の生体分子と選択的に反応する生体認識分子を受容体とし、 当該受容体を電極表面に固定した一対の対向電極が設けられている反応 ゥエル内に前記特定の生体分子を含むサンプル溶液を、 液滴吐出へッド を用いて前記反応ゥエル内に吐出する吐出ステップと、
前記一対の対向電極によって構成される容量素子の容量変化量を電気 信号に変換することにより、 前記反応を検出する検出ステップとを含む、 生体反応検出方法。
3 0 . 前記検出ステップは、 前記一対の対向電極のうち何れか一方の 電極に電流制御端子が接続する トランジスタの電流出力端子から出力さ れる電流値の変化量を基に前記反応を検出する、 請求項 2 9に記載の生 体反応検出方法。
3 1 . 前記一対の対向電極は、 櫛歯状に成形された櫛歯電極である、 請求項 2 9に記載の生体反応検出方法。
3 2 . 前記一対の対向電極は、 内径の異なる円弧状の電極部を複数有 し、 対向する電極部相互間で円弧状の容量キャパシタを形成する電極で ある、 請求項 2 9に記載の生体反応検出方法。
3 3 . 前記一対の対向電極間には各々の電極間を仕切るための絶縁膜 が形成されている、 請求項 2 9に記載の生体反応検出方法。
3 4 . 前記電極表面には、 金属微粒子が堆積している、 請求項 2 9に 記載の生体反応検出方法。
3 5 . 前記金属微粒子の材質は、 金、 銀、 白金、 銅からなる群から選 ばれる、 請求項 3 4に記載の生体反.応検出方法。
3 6 . 前記生体認識分子は、 プローブ D N Aである、 請求項 2 9に記 載の生体反応検出方法。
3 7 . プローブ D N Aが電極表面に固定された一対の櫛歯状の対向電 極からなる容量素子が形成され 反応ゥヱル内に液滴吐出へッドを用い てターゲット D N Aを含むサンプル溶液を吐出するステップと、
前記反応ゥエル内における D N Aハイブリダイゼーションに起因して 変動する前記容量素子の容量変化量を、 前記櫛歯状の対向電極とゲート 端子が接続する電界効果トランジスタのドレイン端子から出力される出 力電流の変化量から検出するステップと、
複数の反応ゥエルから出力される前記出力電流の値をコンピュータ装 置でデータ解析することにより遺伝子解析を行うステップとを含む、 遺 伝子解析方法。
3 8 . 前記反応ゥエルはマトリタス状に配列されたセンサセル内に形 成されており、 隣接するセンサセル内に固定されるプローブ D N Aの塩 基配列はわずかに異なるように調製されている、 請求項 3 7に記載の遺 伝子解析方法。
3 9 . 前記一対の対向電極間には絶縁膜が形成されている、 請求項 3 7に記載の遺伝子解析方法。
40. 前記一対の対向電極の表面には金属微粒子が堆積している、 請 求項 3 7に記載の遺伝子解析方法。
4 1. 前記金属微粒子の材質は、 金、 銀、 白金、 銅からなる群から選 ばれる、 請求項 40に記載の遺伝子解析方法。
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