バイオセンサセル及びバイオセンサアレイ
それぞれのバイオセンサセル（１０）が感知ゾーンを備えるバイオセンサセル（１０）及び複数のバイオセンサセル（１０）を備えるバイオセンサアレイ。第１の感知電極（２４）、第２の感知電極（２５）、及び感知電極（２４、２５）を隔てるギャップ（２７）が、感知ゾーン内に配列される。第１の感知電極（２４）は、ギャップ（２７）を使って第２の感知電極（２５）から電気的に絶縁される。捕捉分子（２８）は、感知ゾーン内に固定化され、電界効果トランジスタ（１６）は、ゲート電極（１９）、ソース電極（１７）、及びドレイン電極（１８）を有し、第１の感知電極（２４）は、電界効果トランジスタ（１６）のゲート電極（１９）に電気的に接続され、第２の感知電極（２５）は、ゲート電圧に電気的に接続可能である。本発明は、さらに、生体分子などの標的分子を検出する方法を実現する。
【発明の詳細な説明】
【発明の分野】
【０００１】
[001]本発明は、一般に、生体分子エレクトロニクスに関するものであり、より具体的には、ＤＮＡ（デオキシリボ核酸）鎖、タンパク質、及び他の種類の検体などの分子の検出に使用されるバイオセンサセル及びバイオセンサアレイに関するものである。
【発明の背景】
【０００２】
[002]バイオテクノロジー及び医学的応用の分野では、与えられた試料内の特定のＤＮＡ配列の並行する検出及び分析を実施するために、典型的には専門機器が使用される。ここ１０年間、複数の個別ＤＮＡセンサを含む、ＤＮＡセンサ及びＤＮＡアレイが出現するまで、ＤＮＡ分析には重要な進歩が見られなかった。これらのＤＮＡアレイは複数のＤＮＡ配列の同時検出を実行することを可能にし、これにより、分析時間が短縮され、自動的配列決定が容易になる。
【０００３】
[003]しかし、これらのバイオセンサを実験室からエンド ユーザーの手に移すために、高速で、小型化で、低コストの、高い性能（特に高感度及び高い選択性）を発揮することができるデバイスが必要である。特に、新しい信号増幅手段は、増幅されていない試料上で、及び単細胞のゲノム解析において、高い感度（ＤＮＡの少数の複製に至るまで）を達成するうえで不可欠である。
【０００４】
[004]市販の最新技術によるＤＮＡマイクロアレイチップシステムは、大部分、ＤＮＡ検出用の光学技術に依存している（２００１年のＮＰＬ Ｒｅｐｏｒｔ ＣＯＡＭ ２のＢｒｏｗｎらの「Ｒｅｖｉｅｗ ｏｆ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ ｆｏｒ Ｓｉｎｇｌｅ Ｍｏｌｅｃｕｌｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｉｎ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ」という論文を参照）。このようなＤＮＡマイクロアレイチップシステムの設計では、光源、センサ、及び光検出器などのシステムの異なるコンポーネントを統合する作業が複雑であるため、スケーリング及び自動化が重要な課題となる。さらに、光学技術及び他の検出技術を使用してＤＮＡセンサ及びＤＮＡアレイを開発する際の主要な制限因子は、デバイスの感度のレベルである（光検出手段の現在達成可能な感度は、約１０−１５Ｍ、つまり、１０−１５ｍｏｌ／Ｌと推定される）。理想的には、バイオセンサは、分子１，０００個未満の検出感度（つまり、約１０−２１Ｍの感度）で微量生体分子を検出できなければならない。
【０００５】
[005]ポリメラーゼ連鎖反応(PCR)の一般に知られている技術を介して試料中のＤＮＡの量を増やすことにより光学センサの感度を高めることが可能であるが、ＰＣＲを実行する手順は、残念なことに、複雑であり、費用が高く、時間がかかり、汚染しがちであることが知られており、そのため、ＤＮＡ検出時に誤った結果をもたらす増幅プロセスに誤差を持ち込む可能性が高くなる。このような理由から、ＰＣＲ増幅を必要としないＤＮＡ用超高感度バイオセンサを備えることが望ましい。さらに、ＰＣＲ増幅を回避しても、自動化分子診断システムの設計及びスケーリングが簡素化され、これにより、製造コストが低減される。
【０００６】
[006]一般的な分子診断システムで要求される比較的高価で、複雑な光学的設備を避けて、代わりに、半導体技術に基づく電気的検出法に頼る、電子的読み出し技術を使用すれば、原理上、よりロバストな、またより容易な運用が可能になるであろう。また、バイオセンサのスケーリング、及び製造可能性に関して現在の超大規模集積回路（ＶＬＳＩ）半導体技術を活用することもできる。例えば、半導体技術から知られているナノ構造化技術を使用することで、生産コストを低く維持しながら高い感度を備える小型化されたフォーマットが実現される。これらの理由から、電子バイオセンサの開発がますます重要性を帯びてきている。
【０００７】
[007]生体分子を電子的に検出するために開発された電子バイオセンサは、一般に、容量バイオセンサ、誘導バイオセンサ、及び抵抗バイオセンサの３つのカテゴリにグループ分けされうる。キャパシタベースの容量バイオセンサは、例えば、米国特許第５，５３２，１２８Ａ号及び欧州特許第１４５０１５６Ａ１号において開示されており、そこでは、キャパシタセンサの容量は、標的生体分子がいつ存在するかにより変化する。電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）ベースの容量バイオセンサは、例えば、米国特許第５，４６６，３４８Ａ号において開示されており、そこでは、検出すべき生体分子は、ＦＥＴのゲート電極に電気的に束縛され、結合され、これにより、ＦＥＴ内にチャネルを発生する電界を変化させる。
【０００８】
[008]誘導バイオセンサの実施例は、米国特許出願第２００２／０１６４８１９Ａ１号において開示されている。抵抗バイオセンサの実施例は、米国特許第４，７９４，０８９Ａ号、第５，１３７，８２７Ａ号、及び第５，２８４，７４８Ａ号において開示されており、そこでは、抵抗バイオセンサは、感知部位のアレイを備え、それぞれの感知部位は、ギャップで隔てられた２本の感知電極を備える。抗原の層が、ギャップ内の非導電性基部上にコーティングされ、導電性ナノ粒子に結合されている抗体標的は、抗原の層と抗体との間の結合反応を通じて検出されうる。そうする際に、導電性粒子は、感知部位の抵抗を変化させる凝集体を形成する基部に結合される。
【０００９】
[009]ＤＮＡ選択に抵抗センサを使用することに関する他の開示は、国際公開第０１／００８７６Ａ１号に見ることができる。抵抗変化の検出に依存する核酸の検出は、Ｍｏｌｌｅｒら（２００１年のＬａｎｇｍｕｉｒ、第１７巻、５４，２６５ページ）で説明されている。この方法のさらなる開発は、２００２年のＳｃｉｅｎｃｅ、第２９５巻、１，５０３から１，５０６ページにあるＰａｒｋらの論文で説明されおり、点突然変異（ＳＮＰ−一塩基変異多型）の弁別が、１０倍高い感度レベル（つまり、約１０−１３Ｍ）及び現在のゲノム検出システムに示されているものよりも１００，０００倍高い特異度レベルで検出された。
【００１０】
[010]Ｂｒａｕｎら（Ｎａｔｕｒｅ、第３９１巻（１９９８年）７７５）は、２つの分離された電極上に配置されている表面結合オリゴヌクレオチドを使用してＤＮＡハイブリダイゼーション事象を検出するデバイスを説明している。相補的ＤＮＡ分子がセンサ内に導入されると、ＤＮＡ分子の一端が、一方の電極上のオリゴヌクレオチドに結合され、他端が、他方の電極上のオリゴヌクレオチドに結合される。言い換えると、ＤＮＡ分子が、両方の電極の間に伸び、それにより、それらの間に物理接続を確立する。ＤＮＡ分子を介して一方の電極から他方の電極へ検出可能な電流が流れるために、プラスに帯電した銀イオンは、マイナスに帯電したＤＮＡ分子に結合され、それにより、銀イオンは元素銀に還元される。銀が存在すると、電極間の導電性が高くなって、電極間に電流が流れ、それによりＤＮＡ分子が検出される。
【００１１】
[011]２００４年のＭｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、第７３〜７４号、８８７〜８９２ページでＭａｌａｑｕｉｎらは、６０ｎｍのギャップの互いにかみ合ったナノ電極の加工、及び公称直径１００ｎｍを有する約３５個の金ナノ粒子により引き起こされるコンダクタンス変化の測定について説明している。約９０ＧΩの標準抵抗は、単一の金ナノ粒子により閉じられたギャップについて報告された。この場合、銀は、Ａｕ粒子上に付着し、電極間の導電性を高めるので、従来技術、例えば、Ｐａｒｋらの論文（上記）で説明されている銀強化プロセスを使用するのは難しい。電極間のギャップが非常に小さいので、銀強化などの追加の金属付着プロセスは、電極間にショートを容易に引き起こし、その結果、誤った信号を発生させる。
【００１２】
[012]しかし、金属ナノ粒子ベースの抵抗バイオセンサは、コンダクタンス、電流、及び電位などの電極間の検出可能な特性を直接測定する。少量のＤＮＡハイブリダイゼーション事象を検出するために使用されるナノギャップ電極の場合（Ｍａｌａｑｕｉｎら、２００４年のＭｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、第７３〜７４巻、８８７〜８９２ページ）、読み出し信号は、前に述べたように、測定するのが非常に難しいため（抵抗が極端に高く、電極間の漏れ電流が低いので）、１）検出信号を増幅する、２）信号対雑音比を改善し、３）オンチップの電圧及び電流レベルを安定化する、４）アナログ信号のグラウンドを論理デバイスのグラウンドから分離する、５）信号を比較、対照する、６）信号を２値化し、再構成する、７）信号とメモリに格納されている値とを比較する、といったことのために複雑な回路が必要である。このような信号を検出するため、回路設計及び加工には要求条件が課せられ、高密度感知部位の形成が極端に複雑になり、また実用的に困難になる。
【００１３】
[013]１つの基板上の複数の個別にアドレッシング可能な感知部位のレイアウト構成を有するバイオセンサで生じている他の問題（上述の米国特許第４，７９４，０８９Ａ号、第５，１３７，８２７Ａ号、及び第５，２８４，７４８Ａ号で開示されているような）は、異なる感知部位間の「クロストーク」の発生である。複数の感知部位が、互いに接近した状態で導通した場合、寄生導電経路が、実際の感知部位の隣に形成しうる。複数の隣接する感知部位が導電性である場合（つまり、ギャップが閉じている）、グラウンドへの寄生並列経路が形成される。これらの寄生導電経路は、伝導される電流を増やし、正確な抵抗測定を歪ませる。この問題は、外部電気回路では解消できず、数百個、或いは数千個の導電性感知部位がアレイ上に接近して見つかった場合に重大なものとなりうる。このような理由から、上述の米国特許第４，７９４，０８９Ａ号、第５，１３７，８２７Ａ号、及び第５，２８４，７４８Ａ号で説明されているレイアウト構成は、多数の密集導電性感知部位を検出するのに適していない。
【００１４】
[014]抵抗バイオセンサにおける「クロストーク」の問題を解消するために、採用されたアプローチの１つが、ダイオードの使用である。国際公開第９９／５７５５０Ａ１号パンフレットでは、それぞれの感知部位に接続されているダイオードを備える多重アレイ検出デバイスを開示している。これらのダイオードは、異なる感知部位間の「クロストーク」を防止し、検出デバイスの感度に有害な電流を最小にするために使用される。しかし、少量のＤＮＡハイブリダイゼーション事象を検出するためにナノギャップ電極が使用される場合（Ｍａｌａｑｕｉｎら、２００４年のＭｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、第７３〜７４巻、８８７〜８９２ページ）、少数の単一の金ナノ粒子により閉回路をなすナノギャップに対する標準抵抗は、多い−約１から約９０ＧΩである。このような高抵抗は、０．１３μｍ技術におけるダイオード接触抵抗に匹敵し、クロストーク問題を引き起こす。その結果、国際公開第９９／５７５５０Ａ１号パンフレットで説明されているレイアウトは、高感度ＤＮＡバイオセンサの上述の「クロストーク」問題を解消するためには使用できない。
【００１５】
[015]したがって、本発明の目的は、上述の従来技術の欠点の一部を解消する代替えバイオセンサを実現すること、特に、「クロストーク」を防止するとともに、単分子レベルで高い感度（つまり、約１０−２１Ｍの感度）を実現し、高密度（感知アレイ内で１，０００×１，０００感知部位を超える）を実現し、電気的検出回路を簡素化することである。
【発明の概要】
【００１６】
[016]本発明の第１の態様によれば、感知ゾーンが配列されている基板を備えるバイオセンサセルが実現される。感知ゾーン内に配列されるのは、第１の感知電極、第２の感知電極、及び第１の感知電極を第２の感知電極から分離するギャップである。第１の感知電極は、ギャップにより第２の感知電極から電気的に絶縁される。捕捉分子は、感知ゾーン内に固定化される。ゲート電極、ソース電極、及びドレイン電極を有する電界効果トランジスタが、バイオセンサセル内に存在し、第１の感知電極は電界効果トランジスタのゲート電極に電気的に接続され、第２の感知電極はゲート電圧に電気的に接続可能である。
【００１７】
[017]本発明の第２の態様によれば、本発明の第１の態様による複数のバイオセンサセルを備えるバイオセンサアレイが実現される。
【００１８】
[018]本発明の第３の態様は、標的分子を検出する方法を対象とし、この方法は本発明の第１の態様によるバイオセンサセルを標的分子を含む疑いのある試料に接触させることを含み、標的分子を前記捕捉分子のどれか１つに結合することは、測定にかかる形で、バイオセンサにより生成される少なくとも１つの信号を変化させる。少なくとも１つの信号の測定は、標的分子の捕捉分子への前記結合が発生したかどうかを判定するために行われる。
【００１９】
[019]バイオセンサセルに関する以下のコメントは、本発明のバイオセンサアレイ及び方法に対応する形で有効であり、その逆もいえる。
【００２０】
[020]本発明のバイオセンサセルは、複数の利点を備え、そのうちの１つは、低いレベルのハイブリダイゼーション（核酸が捕捉及び標的分子として使用される場合）又は複合体形成（２つの結合パートナーのうちの少なくとも一方が核酸でない場合、例えば、核酸結合又はハプテン結合抗体が捕捉分子として使用される場合）が、バイオセンサの構造上、導電性粒子に抱合されている標的分子の少量のハイブリダイゼーションにより引き起こされる小さな漏れ電流に対し非常に敏感であるため、検出できるという点である。本発明の他の利点は、本発明のバイオセンサセルがバイオセンサアレイの形で実装される場合に、バイオセンサアレイ全体にわたり数千回もの独立した測定を行うことができ、したがってハイブリダイゼーションが発生したかどうかを示す統計的に有意な読み取り値が得られるという点である。
【００２１】
[021]本出願の文脈において、「捕捉分子」という用語は、一般に、「標的分子」に向かう選択的親和性を有する分子を指す。「捕捉分子」という用語は、「プローブ」、つまりプローブ分子という用語と取り替えて用いることができ、「標的分子」という用語は、「検体」又は「試料生体分子」という用語と取り替えて用いることができる。「捕捉分子」という用語は、例えば、核酸、タンパク質、炭水化物類、低分子量化合物、及び標的分子に対する親和性を示し、注目する標的分子と複合体を形成しうる他の分子を包含する。核酸の例としては、デオキシリボ核酸（ＤＮＡ）、リボ核酸（ＲＮＡ）、又はペプチド核酸（ＰＮＡ）分子がある。捕捉分子として使用できるタンパク質の例としては、抗体及びそのフラグメント、限定はしないが、Ｂｅｓｔｅら、Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｏｉ．ＵＳＡ ９６、１９９９年、１８９８〜１９０３ページ、国際公開第９９／１６８７３号パンフレット、国際公開第００／７５３０８号パンフレット、国際公開第０３／０２９４７１号パンフレット、国際公開第０３／０２９４６２号パンフレット、国際公開第０３／０２９４６３号パンフレット、国際公開第２００５／０１９２５４号パンフレット、国際公開第２００５／０１９２５５号パンフレット、又は国際公開第２００５／０１９２５６号パンフレットで説明されているようなリポカリン突然変異タンパク質、いわゆるグルーボディ（国際公開第９６／２３８７９号パンフレットを参照）、アンキリンの足場（Ｈｒｙｎｉｅｗｉｃｚ−Ｊａｎｋｏｗｓｋａ Ａら、Ｆｏｌｉａ Ｈｉｓｔｏｃｈｅｍ．Ｃｙｔｏｂｉｏｌ．４０、２００２年、２３９〜２４９ページ）又は結晶の足場（国際公開第０１／０４１４４号パンフレット）に基づくタンパク質など、抗体に似た特性を有する人工タンパク質（与えられた標的に向かう結合親和性を有するように生成されうることを意味する）がある。捕捉分子として使用されうるタンパク質の他の例は、タンパク質Ａ、アビジン、又はストレプトアビジンがあり、これらは、一般に、生化学において、Ｆｏ鎖（タンパク質Ａ）又はビオチン若しくはビオチン類似体（アビジン、ストレプトアビジン）への特異結合を介して注目する標的分子を固定化するために使用される。好適な捕捉分子である低分子量化合物の例は、ハプテン又はそれぞれストレプトアビジン及びジゴキシゲニン結合抗体に特異結合するため一般に標識としてであるビオチン又はジゴキシゲニンなどの分子である。捕捉分子として使用されうる炭水化物類の例は、レクチンである。対応する標的分子又は検体は、生体組織だけでなく、環境試料から得られた分子からも採取できる。標的分子の例としては、核酸（例えば、標的遺伝子又はｍＲＮＡ転写）、タンパク質、炭水化物類、ペプチド、代謝産物、他の小分子（例えば、化学汚染物質又はダイオキシン若しくはＤＤＴなどの有毒物質）などの巨大生体分子とともに、使用されている捕捉分子により結合された表面標的分子上に載る細胞又は有機体全体などの巨大分子生物学的構造が挙げられる。本発明の範囲内にある捕捉分子及び標的分子の他の好適な組み合わせは、例えば、国際公開第９９／５７５５０Ａ１号パンフレット、Ｎａｔｕｒｅ、第３９１巻（１９９８年）７７５ページ、Ｎａｔｕｒｅ、第４０３巻（２０００年）６３５ページで開示されている方法を含む実施例である。複合体形成を容易にするために、標的分子は、例えば、上述のタンパク質に対するリガンドとして作用するビオチン又はジゴキシゲニンなどの小分子化合物で標識することもできる。
【００２２】
[022]捕捉分子が配列されている感知ゾーンは、結合事象の検出が検出される第１及び第２の感知電極に近い領域を指す。感知ゾーン内に配列されるのは、第１の感知電極、第２の感知電極、及び電極同士を分離するギャップである。分析すべき標的分子は、導電性粒子への付着により修飾されうる。感知領域は、それらの標的分子が感知ゾーン内の捕捉分子に結合されたときに、導電性粒子が両方の感知電極に直接接触するか、又は２つの感知電極の間で電流が流れる経路を少なくとも形成するように配列／選択される。電流（これ以降、「漏れ電流」と呼ぶ）が、２つの電極の間を流れると、電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）のゲート電極が帯電される。この荷電状態で、ＦＥＴがオンになり、陽性検出を示す信号を送る。このようにして、感知電極間の導電性は、標的分子が結合されると測定にかかる形で変化する。この変化は、電界効果トランジスタにより検出することができ、結合事象の検出が可能になる。
【００２３】
[023]感知電極間の漏れ電流が電界効果トランジスタを介して容易に検出できるように、導電性粒子の直径は、好ましくは、第１の感知電極と第２の感知電極との間のギャップのサイズに相当するように、特に約１０ｎｍから約１５０ｎｍの間に収まるように選択される。いくつかの実施形態では、導電性粒子の直径は、ギャップの幅よりも小さい。導電性粒子のサイズをギャップよりも小さくすべきである場合、これらは、銀又は金などの他の金属材料でコーティングして、感知電極をショートするように導電性粒子のサイズを増大又は拡大するとよい。
【００２４】
[024]標的分子は、付着している導電性粒子が第１の感知電極を第２の感知電極に接続することができるかぎり感知領域内の任意の位置に配置することができる。一実施形態では、捕捉分子は、２つの感知電極を隔てるギャップ内に固定化される。それとは別に、又はそれと同時に、捕捉分子は、第１及び／又は第２の感知電極の一方又は両方のいずれかの表面上に固定化される。
【００２５】
[025]代替えの一実施形態では、標的分子は、導電性粒子の付着により修飾されない。そのような標的分子が感知ゾーン内に配置されている捕捉分子に結合された後、標的分子の導電性を増大しうる試薬が加えられる。このような試薬は、標的分子に結合されうる、またその後、元素金属に還元されうる金属イオンを含むことができ、これにより感知電極間を電流が流れ、電界効果トランジスタにより電流が検出される。このような試薬の一実施例は、Ｂｒａｕｎら（上記）で説明されている銀強化プロセスで使用されうる銀イオンを含む。
【００２６】
[026]特定の標的分子の検出が行われるためには、バイオセンサセル上に配列されている捕捉分子は、好ましくは、試験される試料内に存在することが疑われる標的分子との選択的親和性を有する。非結合事象の基準読み取り値を設定することが望ましい場合、バイオセンサセルは、さらに、標的分子との選択的親和性を有しない捕捉分子を含むことがあり、したがって、非結合事象から生じる周辺信号を測定することができる。これらの信号は、本当の信号を偽りの信号又は不正確な信号から区別するために使用されうる非結合事象の推定読み取り値を与える「基準」信号とも呼ばれる。
【００２７】
[027]他の実施形態では、第１の感知電極と第２の感知電極は、くし形であり、互いに向かい合い、互いに係合する複数のフィンガーを持つ。くしのこれらのフィンガーは、第１の感知電極のフィンガーが、それぞれ、第２の感知電極のフィンガーに隣接して配列されるように交互に並べて配列されうる。それぞれのフィンガーは、約０．１μｍから約１０μｍまでの範囲内の幅を取りうる。さらに、第１の感知電極及び第２の感知電極は、それらの間のギャップが、数十ナノメートルから数百ナノメートル、特に約１０ｎｍから約１５０ｎｍまでの範囲内の幅を有する。それとは別に、第１の感知電極及び第２の感知電極は、交互に並べて配列されている複数の第１の感知フィンガー及び複数の第２の感知フィンガーを備える互いにかみ合う電極配列に含むことができる。第１の感知電極及び第２の感知電極は、他の代替え形状を有する場合があり、くし形に限定されないことに留意されたい。例えば、第１の感知電極は、第２の感知電極が配列されているプラットフォーム（これ以降、「プラットフォーム配列」と呼ぶ）を備えることができる。第２の感知電極は、第１の接続部材と第２の接続部材との間に接続された複数のフィンガーを備えることができ、それとは別に、第２の感知電極は、第１の感知電極上に蛇行形構成で配列されたフィンガーを備えることができる。さまざまなプラットフォーム配列において、第２の感知電極は、誘電体部分と導電性部分とを備え、導電性部分が誘電体部分により第１の感知電極から電気的に絶縁されるように配列される。
【００２８】
[028]第１の感知電極及び／又は第２の感知電極は、例えば白金、チタン、銅などの導電性材料を含むことができる。現在好ましい材料は、金であるが、それは、電気抵抗が低く、化学的特性が安定しているからである。同様に、導電性粒子も、金で作ることができる。
【００２９】
[029]他の実施形態では、バイオセンサセルは、さらに、電界効果トランジスタが埋め込まれた基板を備える。この基板は、第１の感知電極と第２の感知電極との間のギャップ内に生体適合結合層で覆われうる基板面を有し、生体適合結合層は、捕捉分子をその基板面に結合することができる。使用できる生体適合層の例として、コラーゲン（Ｉ型、ＩＩＩ型、又はＶ型）、キトサン、ヘパリン、さらには、フィブロネクチン、デコリン、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、ヘパラン硫酸、及び増殖因子（ＴＧＦβ、ｂＦＧＦ）が挙げられる。生体適合層の他の例としては、例えばチオール反応部分とアミノ反応部分の両方を担持するヘテロ二官能性架橋分子を介して捕捉分子として作用するチオール修飾ＤＮＡオリゴマーが固定されうるアミノシラン膜がある。
【００３０】
[030]本発明のバイオセンサセルは、試料上で同時に多数の測定を実行できるようにスケールアップすることができる。本発明のバイオセンサのスケーラビリティは、大きな試料母集団に対し統計的に有意な測定を確定するのに有用である。この目的に従って、本発明の第２の態様は、複数のバイオセンサセルを備えるバイオセンサアレイを対象とする。バイオセンサセルは、例えば、正則行列の形でバイオセンサアレイ内に配列できる。一実施形態では、それぞれのバイオセンサセルの電界効果トランジスタのソース電極は、グラウンドに電気的に接続され、それぞれのバイオセンサセルの電界効果トランジスタのドレイン電極は、対応するビットラインに電気的に接続される。それに加えて、第１の感知電極は、電界効果トランジスタのゲート電極に電気的に接続可能であり、それぞれのバイオセンサセルの第２の感知電極は、対応するワードラインを介してゲート電圧に電気的に接続可能である。ゲート電圧は、ロウドライバ及びロウアドレスデコーダを備えることができる。バイオセンサアレイは、さらに、対応するビットラインに電気的に接続されている複数の信号増幅器を備えることができる。対応するビットライン及び対応するワードラインは、導電性材料、例えば、金、銀、銅、クロム、及びアルミニウムからなる群から選択された金属で作ることができる。
【００３１】
[031]本発明の利点は、複数のバイオセンサセルが高密度バイオセンサアレイ内に配列される場合に生じる「クロストーク」をバイオセンサアレイで防止するという点である。さらに、バイオセンサアレイ用の増幅回路及びアドレッシング回路は、高い信号対雑音比及び少量のハイブリダイゼーションに対する高い感度を実現しながら極端に簡素化できる。
【００３２】
[032]バイオセンサアレイの上述の実施形態は、試料中に標的が存在するかどうかを示す２値の定性的結果、つまり、「はい、又はいいえ」の結果を出力するように適合されうる。他の実施形態では、バイオセンサは、バイオセンサ内で生じるハイブリダイゼーション事象の量を定量的に推定するように適合されうる。この目的のために、それぞれのバイオセンサセルは、第２の感知電極を対応するワードラインに電気的に接続する非線形電気的コンポーネントを備えることができる。このような非線形コンポーネントは、例えば、ダイオードとすることができ、このダイオードを通じて、例えば連続パルス発生器によって備えられるＡＣ電源が第２の感知電極につながる。ＡＣ電源は、標的分子上の導電性粒子により形成されるを導電経路を通してゲートキャパシタを充電する。導電度が高い場合、電極ギャップ間の導電度はハイブリダイゼーション事象の量とともに高まるという事実から、トランジスタがオンになるようなレベルにゲートキャパシタが充電される時間が短くなる。したがって、標的分子と捕捉分子との間のハイブリダイゼーション又は複合体形成の量が多いほど、感知電極間の導電度が高くなる。バイオセンサ内の電界効果トランジスタをオンにするのにかかる時間を計測することにより、バイオセンサ内で生じるハイブリダイゼーション事象の量を定量的に、大ざっぱに推定することができる。この実施形態で使用されうるダイオードとしては、ツェナーダイオード、バラクターダイオード、及びスイッチングダイオードが挙げられる。
【００３３】
[033]実用のため配備される場合、バイオセンサアレイは、加工コストが少なくなるようにバイオセンサアレイが使用される目的に応じて構造的に差別化できる。一実施形態では、バイオセンサアレイは、本発明の複数のバイオセンサセルを有するが、内蔵ＦＥＴ及び増幅回路を備えない、感知チップ内に備えられる。これらの感知チップは、生体試料の採取のため広く配備でき（例えば、遠隔地にいるヒト母集団の一部から血液試料を採取するため）、またその後、試験のため実験室に戻されるモバイルチップとして機能することができる。実験室で試験を実施するために、本発明で定義されているようにバイオセンサセルに到達するようにＦＥＴセンサモジュールをチップに接続することができる。ＦＥＴを感知チップから分離する１つの利点は、Ｓｉ単結晶の代わりに、安い材料、例えば、ガラスを感知チップ用の基板として使用できるためチップ当たりのコストを下げることができることにある。他の利点は、ＦＥＴセンサの損傷を潜在的に引き起こすおそれのある試料溶液とＦＥＴセンサとの間の接触を避けられることである。
【００３４】
[034]代替えの実施形態では、バイオセンサアレイは、本発明の複数のバイオセンサセルを有し、一揃いの内蔵ＦＥＴ／アドレッシング及び増幅回路を備える、試験チップ内に備えられる。ＤＮＡ固定化／ハイブリダイゼーションは、感知チップでのみ実行される。
【００３５】
[035]本発明の第３の態様によれば、本発明のバイオセンサセルは、対応するさまざまな捕捉分子を使用するさまざまな標的分子の検出、定量化、及び定性分析に使用されうる。バイオセンサセルの主な用途の１つは、核酸分子の検出である。標的分子は、例えば人体若しくは動物に由来するものであってよい。ウイルス又は細菌感染により引き起こされる人体の特定の病的状態を判定する必要がある場合、バイオセンサセルを使用して、例えば、患者の血液試料中に存在するウイルス性又は細菌性生物に属す核酸配列の存在を検出することができる。バイオセンサセルは、さらに、先天性症状、例えば、特定の遺伝子の存在により識別可能な、遺伝的異常又は特定の疾病に対する遺伝性素因の検出にも使用されうる。バイオセンサは、さらに、食物又は天然源、例えば、海又は河川の微生物個体群を検出するために使用することもできる。
【００３６】
[036]このような状況において、核酸分子は、例えば（長い鎖の）ＤＮＡ分子及びＲＮＡ分子、ＰＮＡ分子、ｃＤＮＡ分子、或いは、例えば、１０から５０個までの塩基対（ｂｐ）、特に１０から３０個までの塩基対を含むより短いオリゴヌクレオチドであると理解される。核酸は、二本鎖でありうるが、少なくとも一本鎖領域を持つか、又は例えば、検出のための先行する熱変性（鎖分離）の結果として一本鎖として存在する可能性がある。
【００３７】
[037]本発明が、所定のヌクレオチド配列の核酸「標的」分子の検出に使用される場合、これらは、好ましくは一本鎖形態で検出される、つまり、適切であれば検出に先立って、例えば変性により一本鎖に転換される。この場合、使用される捕捉分子は、一本鎖領域に相補的な配列を有する核酸分子である。次いで、これらの核酸捕捉分子は、核酸への捕捉分子のハイブリダイゼーションが検出されるのを妨げる分子間構造を形成しない限り、約２０ｂｐから約５０ｂｐを有する核酸分子であるか、或いは長さが最大約５００ｂｐ以上であるより長いヌクレオチド配列を持つことができる。
【００３８】
[038]バイオセンサセルを使用することで、個々の測定系列で単一の種類の核酸分子を検出することが可能になるだけでなく、むしろ、同時に或いは連続して複数の核酸分子を検出できる。この目的のために、本発明の第２の態様によるバイオセンサアレイは、それぞれ検出すべき特定の核酸分子に対する（特異）結合親和力を有する複数の種類の捕捉分子と併せて使用することができ、固定化ユニット上に結合されることができ、及び／又は複数の固定化ユニットを使用することができ、ただ１つの種類の捕捉分子が前記ユニットのそれぞれに結合される。
【００３９】
[039]一実施形態では、本発明のバイオセンサセルは、例えば米国特許第５，７１２，３８５号で説明されているように人体内の、微生物、例えば、エイズを引き起こすＨＩＶ、又は鳥インフルエンザを引き起こすＨ５Ｎ１などのウイルス性生物の存在により引き起こされる抗原の検出に使用される。捕捉分子は、与えられた試料中の微生物の存在及び／又は量についてアッセイを実行するための捕捉分子又はプローブとして作用する抗体を含むことができる。この文脈において、「抗体」という用語は、可能な限り最も広い意味で理解されるべきであるが、標的抗原に特異的に結合する限り、モノクローナル抗体、ポリクローナル抗体、多特異性抗体（例えば、二重特異性抗体）、及び抗体フラグメントを特に対象とする。抗体をバイオセンサセルの表面に付着させるために、バイオセンサセル内に存在する生体適合層上に抗体を直接固定化することができる。それとは別に、抗体は、生体適合層に向かう親和力を示すアンカーリガンドを組み込むことにより修飾されうる。好ましくは、抗原分子は、導電性ナノ粒子、最も好ましくは金ナノ粒子で標識され、これにより、複合体形成の検出が容易になる。
【００４０】
[040]他の実施形態では、バイオセンサセルは、リボソームＲＮＡ（これ以降Ｒ−ＲＮＡと呼ぶ）、トランスファーＲＮＡ（これ以降ｔ−ＲＮＡと呼ぶ）、又は他のＲＮＡを含む細菌性又はウイルス性生物、そのような生物のメンバ又は大サイズ、中サイズ、若しくは小サイズのカテゴリ又は分類群、及びＲ−ＲＮＡ又はｔ−ＲＮＡを含む未だ知られていない生物を特異的に、また敏感に検出し、定量化するために使用される。このような生物の検出は、例えば、米国特許第５，７２３，５９７号で説明されている。本発明のバイオセンサセルを使用して検出されうるＲＮＡを含む細菌の例としては、限定はしないが、大腸菌、クラミジア、サルモネラ菌、マイコプラズマ肺炎菌、真正細菌、レジオネラ菌、マイコバクテリウム、緑膿菌、及びクリプトコックスネオフォルマンスが挙げられる。
【００４１】
[041]さらに他の実施形態では、本発明は、人体の遺伝的異常の検出に使用される。例えば、本発明は、この疾病の危険を承知の上で鎌状赤血球貧血の出生前診断に使用できる。簡単に言うと、鎌状細胞突然変異をもたらすことが疑われる特異βグロビンＤＮＡ配列が、最初に得られ、導電性ナノ粒子、好ましくは金ナノ粒子で標識されうる。正常βＡグロビン遺伝子配列との合成ＤＮＡ配列相同性は、試料標的配列のアッセイを実行するためのプローブとして使用できる。正常βＡ又は異常βＳグロビン遺伝子配列の存在は、バイオセンサにより測定された信号の差で検出され、それにより、その条件が試料中に存在するかどうかを判定することができる。
【００４２】
[042]要約すると、本発明は、１）異なるバイオセンサセル間の「クロストーク」問題を解消し、２）少量のＤＮＡハイブリダイゼーション事象を検出する高い感度を実現し、３）増幅回路、アドレッシング回路などの回路類を著しく簡素化し、４）信号対雑音比を改善するバイオセンサアレイを実現する。本発明には、臨床及び実験室プロセスにおける広範な用途が考えられ、例えば、ｍＲＮＡ発現分析、ＳＮＰ（単一ヌクレオチド多形）分析、再配列決定、全ゲノムコピー数分析、ＤＮＡタンパク質相互作用、タンパク質間相互作用、及び抗体抗原同定を含む。
【００４３】
[043]本発明のこれらの態様は、以下の説明、図面、及び限定されない実施例を考慮してさらに完全に理解される。
【００４４】
[044]本発明を理解するために、また本発明をどのように実用できるかを示すために、付属の図面を参照しつつ、限定されない実施例のみを使って好ましい実施形態を説明することにする。
【好ましい実施形態の詳細な説明】
【００４５】
[055]本発明によるバイオセンサセル１０を通る断面が、図１に示されている。バイオセンサセル１０は、基板１１を備える。基板１１は、一連の半導体層１２、第１の電気的絶縁層１３、及び第２の電気的絶縁層１４を含む層配列を備える。基板１１の層配列は、第２の電気的絶縁層１４を封じ込める基板面１５で終端する。シリコン（Ｓｉ）は、好ましくは、半導体層１２を形成するために使用され、第１及び第２の電気的絶縁層１３、１４の材料として二酸化ケイ素（ＳｉＯ２）を使用する。しかしながら、他の好適な半導体及び電気的絶縁材料も、それぞれ、基板１１内の層１２から１４に使用されうる。
【００４６】
[056]電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）１６は、基板１１に、特に、半導体層１２及び第１の電気的絶縁層１３内に埋め込まれる。ＦＥＴ１６は、半導体層１２内に配列され、半導体層１２の好適なドーピングにより形成されるソース及びドレイン領域１７、１８、並びにソース領域１７とドレイン領域１８の上に、またその間に横方向に第１の電気的絶縁層１３内に配置され、第１の電気的絶縁層１３の残り部分がゲート領域１９の電気的絶縁のためゲート領域１９と半導体層１２との間に保持されるように配置されているゲート領域１９を備える。本出願では、ソース、ドレイン、及びゲート領域１７、１８、１９は、ときには、それぞれ、ソース、ドレイン、及びゲート電極でも示されている。
【００４７】
[057]半導体層１２では、ゲート領域１９の下のソース領域１７とドレイン領域１８との間の領域は、ＦＥＴ１６のチャネル領域として作用する。ソース及びドレイン領域１７、１８は、対応するソース及びドレイン接続部２１、２３を介してそれぞれのソース及びドレイントラック導体２０、２２に電気的に接続される。ソース及びドレイントラック導体２０、２２は、第２の電気的絶縁層１４内に配列される、つまり、基板１１内にも埋め込まれる。したがって、ソース及びドレイン接続部２１、２３は、第１の電気的絶縁層１３を通して伸びている。ゲート領域１９は、ゲート接続部２６を介して基板面１５上に配列されている第１の感知電極２４に電気的に接続される。したがって、ゲート接続部２６は、ゲート領域１９から第１及び第２の電気的絶縁層１３、１４を通して第１の感知電極２４に伸びる。さらに、第２の感知電極２５は、相隔てて配列され、基板面１５上の第１の感知電極２４から電気的に絶縁される。したがって、第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間にギャップ２７が存在する。ギャップ２７は、第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間の基板面１５を露出させる。第２の感知電極２５は、ＦＥＴ１６のゲート領域１９を、１Ｖから５Ｖまでの範囲（どの技術ノードが実装されるかによる）、特に０．６Ｖから１．５Ｖまでの範囲内のゲート電圧Ｖ１９で充電することができる所定のゲート電圧発生器（図に示されていない）に電気的に接続される。第１及び第２の感知電極２４、２５のさらなる詳細について、以下で説明する。
【００４８】
[058]第１の及び第２の感知電極２４、２５用の材料として金（Ａｕ）を使用するのが現在のところ好ましい。しかしながら、第１及び／又は第２の感知電極２４、２５に他の好適な導電体材料を使用することができる。さらに、第１及び／又は第２の感知電極２４、２５に使用される導電体材料と場合によっては異なる導電体材料をゲート接続部２６に使用することもできる。ソース及びドレイントラック導体２０、２２並びにソース及びドレイン接続部２１、２３は、金（Ａｕ）、銀（Ａｇ）、銅（Ｃｕ）、クロム（Ｃｒ）、タングステン（Ｗ）、及びアルミニウム（Ａｌ）からなる群の材料などの導電体材料を含むことができる。
【００４９】
[059]上面図から（図３Ｂに示されているように）、第１及び第２の感知電極２４、２５は、好適な形状を取りうる。本発明によれば、上面図内の第１及び第２の感知電極２４、２５は、くし形であり、互いに向き合って配列され、くしは互いに係合する。このような電極配列は、さらに、当業では互いにかみ合う電極としても知られている。特に、くしは、それぞれ、複数のフィンガーを備える。第１の感知電極２４のくしのそれぞれのフィンガーは、第２の感知電極２５のくしのそれぞれのフィンガーと交互に並ぶ。第１及び第２の感知電極２４、２５のくしのそれぞれのフィンガーは、約０．１μｍから約２０μｍまでの範囲、特に約０．５μｍから約１０μｍまでの範囲内の幅を持つことができる。ギャップ２７は、約１０ｎｍから約２００ｎｍまでの範囲、特に約３０ｎｍから約１５０ｎｍまでの範囲内の幅を持つことができる。
【００５０】
[060]捕捉分子として作用する捕捉ＤＮＡ鎖２８は、第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間のギャップ２７において基板面１５上に固定化される。必要ならば、捕捉分子を、チオール又はアミノ基により修飾し、例えば、基板面、又は生体適合層上に固定することができる。捕捉分子は、生体適合物質を含む溶液をマイクロピペットで落とし、次いで乾燥させて、捕捉分子を含む固定化された薄膜を後に残すことにより基板上に固定化されうる。公刊文献で説明されている手順を含む、他の手順も使用することができる。簡単に言うと、一実施例では、金基板を、特定の時間の間、１．０Ｍリン酸カリウム緩衝液（ｐＨ ７．０）中で１．０μＭプローブオリゴヌクレオチド溶液、４００μＬに浸け、その後、１０ｍＭ ＮａＣｌ、５ｍＭ ＴＲＩＳ（ｐＨ ７．４）（Ｒ−ＢＦＲ）で５秒間すすぎ、その後、基板を脱塩水中の１．０ｍＭ ＭＣＨ溶液、４００μＬに１時間浸け、その後、Ｒ−ＢＦＲで５秒間すすぎ、そして最後に、窒素の流れの中で乾燥させる。基板面上に直接固定化する前に、基板面を強酸、例えば、ピラニア溶液（硫酸７０％／過酸化物３０％）で洗浄するとよい。
【００５１】
[061]捕捉ＤＮＡ鎖２８の固定化を増強するために第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間のギャップ２７内に生体適合結合層（図に示されていない）を設けると都合がよい場合がある。生体適合結合層がギャップ２７内に設けられた場合、捕捉ＤＮＡ鎖２８は、生体適合結合層を介してギャップ２７内の基板面１５に固定化される。
【００５２】
[062]図１に示されている本発明の実施形態によれば、標的分子として作用する標的ＤＮＡ鎖２９は、分析のため捕捉ＤＮＡ鎖２８にハイブリダイゼーションされる。標的ＤＮＡ鎖２９はそれぞれ、２つの端部のうちの第１の端部が、対応する捕捉ＤＮＡ鎖２８にハイブリダイゼーションされ、２つの端部のうちの第２の端部が、導電性粒子３０に接続される。したがって、導電性粒子３０は、ギャップ２７上に載っている。本発明によれば、バイオセンサセル１０は、ＦＥＴ１６がオン状態にあるか、オフ状態にあるかを判定することにより標的ＤＮＡ鎖２９の存在を検出する。特に、第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間の電気的絶縁ギャップ２７が、導電性ブリッジを介してブリッジされる場合、ＦＥＴ１６の状態は、所定のゲート電圧発生器を使ってゲート電圧Ｖ１９でＦＥＴ１６のゲート領域１９を充電することにより変えられる。導電性粒子３０は、そのような導電性ブリッジを表す。言い換えると、標的ＤＮＡ鎖２９が、捕捉ＤＮＡ鎖２８にハイブリダイゼーションされる場合、標的ＤＮＡ鎖２９に接続されている導電性粒子３０は、第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間の導電度をかなり増やすので、ゲート電圧Ｖ１９が印加されることにより所定のゲート電圧発生器とゲート領域１９との間に電流を流すことができる。したがって、ＦＥＴ１６の状態の検出により、標的ＤＮＡ鎖２９の存在に関する情報が直接得られる。
【００５３】
[063]本発明の現在好ましい一実施形態によれば、金（Ａｕ）ナノ粒子は、導電性粒子３０としてバイオセンサ内に存在し、標的分子に付着する。これらの金ナノ粒子はそれぞれ、約１０ｎｍから約１６０ｎｍまでの直径を有する。ナノ粒子は、理想的には、均質な組成であるとよいが、実際には、ランダムに分散した不均一組成である。それとは別に、導電性粒子３０は、コアが銀（Ａｇ）又は金（Ａｕ）シェルで覆われた金（Ａｕ）ナノ粒子を含むコアシェル構造をなしていてもよい。
【００５４】
[064]理想的には、導電性粒子の直径は、結合が生じた後感知電極が自動的にブリッジされるように感知電極間のギャップの幅よりも大きくなければならない。しかし、実際の状況では、このような大きな粒子に標的分子を付着させることは必ずしも可能でない場合がある。このような場合、導電性粒子の直径は、ギャップの幅よりも小さいことがあり、検出を行うためには、上述のように結果として感知電極がショートする適当なサイズ又は導電性になるように金属層、例えば、銀又は金を粒子に堆積させることにより粒子を増強又は拡大しなければならないことがある（上記のＢｒａｕｎらの文献を参照）。金属層の堆積（誤った信号を発生する危険性が高い）を通じて粒子のサイズを拡大することにより電極をショートさせるのとは別に、試験すべき試料中の標的分子の濃度を高めることにより電極をショートさせることもできる。
【００５５】
[065]導電性粒子は、このような場合に均質な構造を有することがある、つまり、粒子の組成は、全体を通して一様である。このような場合、粒子は、コアシェル構造を備えることができ、コアは、標的分子に付着した導電性粒子を含み、シェルは、堆積した金属層を含む。
【００５６】
[066]バイオセンサセル１０内の標的ＤＮＡ鎖２９の存在の検出は、好ましくは、ギャップ２７の導電性の変化に基づき、ギャップ２７のキャパシタンスの変化には基づかない。
【００５７】
[067]さらには、バイオセンサセル１０に使用されている、上述の材料は、限定として理解してはならず、上述の材料に対応する他の材料も同様に使用できることに留意されたい。同様に、使用されている捕捉ＤＮＡ鎖２８以外の捕捉分子、及び使用されている標的ＤＮＡ鎖２９以外の標的分子は、本発明の範囲から逸脱することなく使用できる。
【００５８】
[068]本発明によるバイオセンサセル１０用の理想的等価回路が、図２Ａに示されているが、ただし、ゲート誘電体層は、純粋絶縁体である。次いで、ゲート誘電体層は、ゲートキャパシタンスＣ１９を有するキャパシタを表す。さらに、第１及び第２の感知電極２４、２５は、抵抗を有しないとみなされる。次いで、ゲートキャパシタンスＣ１９は、導電性粒子３０の抵抗Ｒ３０を介してゲート電圧Ｖ１９により充電される。この場合、１つの導電性粒子３０が第１及び第２の感知電極２４、２５をショートしている限り、第２の感知電極２５に印加されるゲート電圧Ｖ１９は、ＦＥＴ１６がオンになるようにゲート領域１９に完全に印加される。
【００５９】
[069]本発明によるバイオセンサセル１０用の実用的等価回路が、図２Ｂに示されている。理想的等価回路に加えて、実用的等価回路は、ゲートキャパシタンスＣ１９と並列に接続されたゲート抵抗Ｒ１９を含むが、それは、一般に、ゲート誘電体層は純粋な電気的絶縁体でない、つまり、わずかな漏れ電流がゲート誘電体を通してグラウンドに流れるからである。特に、金ナノ粒子が、導電性粒子３０として使用される場合、標準的抵抗Ｒ３０は、約１０１１Ω（Ｍａｌａｑｕｉｎら、２００４年のＭｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、第７３〜７４巻、８８７〜８９２ページ）であり、ゲート抵抗Ｒ１９は、約１０１２Ωである。後者の値は、ＩＴＲＳ ２００１（Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｒｏａｄｍａｐ ｆｏｒ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒｓ ２００１ Ｅｄｉｔｉｏｎ）の表５１ａからの直接的結果であり、１つの金ナノ粒子によりショートされる第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間よりも約１０倍高い。ゲート電圧Ｖ１９の大半は、それでも、ＦＥＴ１６をオンにさせるゲート領域１９へのＦＥＴターンオン電圧Ｖｏｎとして所定のゲート電圧発生器により印加される。そのため、本発明は、増幅回路を著しく簡素化し、デバイスの感度及び信号対雑音比を改善する。
【００６０】
[070]以下では、検出限界（ＬＯＤ）、つまり、検出が行われるのに必要な結合された導電性粒子３０の最小数Ｎは、導電性粒子３０が９０ＧΩ／Ｎの抵抗を有する金（Ａｕ）ナノ粒子（つまり、１ナノ粒子当たり９０ＧΩ）であると仮定して導かれる。０．１３μｍノードについては、ＩＴＲＳ ２００１では、以下の表１のデータを示している。
【表１】
【００６１】
[071]検出限界ＬＯＤを導くために、ＦＥＴ１６のゲート幅は２μｍであると仮定されている。したがって、総ゲート漏れ電流は、それぞれ２００ｐＡ及び２ｐＡであり、ゲート抵抗Ｒ１９は、以下の式（１）及び（２）に従って上記の表１から集めることができる。
Ｒ１９（ＬＯＰ）＝１Ｖ／２００ｐＡ＝５×１０９Ω （１）
Ｒ１９（ＬＳＴＰ）＝１Ｖ／２ｐＡ＝５×１０１１Ω （２）
【００６２】
[072]さらに、図２Ｂに示されている実用的等価回路に関して、ＦＥＴターンオン電圧Ｖｏｎは、以下の式（３）に従って導くことができる。
Ｖｏｎ＝Ｖ１９×Ｒ１９／（Ｒ３０＋Ｒ１９） （３）
【００６３】
[073]ＦＥＴターンオン電圧Ｖｏｎが少なくとも１Ｖである場合にＦＥＴ１６はオンになるため（表１と比較）、式（３）は、以下の式（４）及び（５）に変形できる。
１．５Ｒ１９（ＬＯＰ）≧Ｒ３０＋Ｒ１９（ＬＯＰ） （４）
１．２Ｒ１９（ＬＳＴＰ）≧Ｒ３０＋Ｒ１９（ＬＳＴＰ） （５）
【００６４】
[074]式（４）及び（５）のさらなる変形で、以下の式（６）及び（７）が得られる。
Ｒ１９（ＬＯＰ）≧２×Ｒ３０＝２×９０ＧΩ／Ｎ≒２×１０１１Ω／Ｎ （６）
Ｒ１９（ＬＳＴＰ）≧５×Ｒ３０＝５×９０ＧΩ／Ｎ≒５×１０１１Ω／Ｎ （７）
【００６５】
[075]式（１）を式（６）に代入し、式（２）を式（７）に代入することで、以下の式（８）及び（９）に従って検出限界ＬＯＤ、つまり、検出に必要な金ナノ粒子の最小数Ｎを求める。
ＬＯＤ（ＬＯＰ）≧２００金ナノ粒子 （８）
ＬＯＤ（ＬＳＴＰ）≧２金ナノ粒子 （９）
【００６６】
[076]低電力ＬＯＤ（ＬＯＰ）で動作し、２００金ナノ粒子を有するデバイスを使用した場合の検出限界は、約１０−２１Ｍの感度に対応するが、２金ナノ粒子の低スタンバイ電力型ＬＯＤ（ＬＳＴＰ）を使用した場合の検出限界は、約１０−２３Ｍの感度に対応する。
【００６７】
[077]従来バイオセンサで行った測定と本発明のバイオセンサで行った測定との差の比較を試みる際に、比較実験が実施された。実験結果は、以下の図４Ａ及び４Ｂにそれぞれ示されている。従来のバイオセンサでは、１００μｍのＡｕ粒子と約９０ｎｍのギャップを持つ電極（図３Ａ）が、この実験で使用された。ごく少数のＡｕ粒子が存在し、第１の感知電極及び第２の感知電極をショートさせた場合、電極間の測定された抵抗が非常に高いことが観察される（約１０−１１Ω、１Ｖで１０−１１Ａの漏れ電流により導かれる）。図４Ａは、従来の方法を使用して測定された信号の値を表すグラフを示している。従来の方法を使用して検出可能な電気的特性を測定する場合、信号は、Ａｕ粒子なしの電極からの測定結果と比較して１Ｖのときに有意な差が見られなかったくらい十分に弱く、３Ｖでは２桁にすぎない（図４Ａ）。
【００６８】
[078]しかし、本発明を使用した場合、約９桁の差が、１Ｖでは見られた（図４Ｂ）。この結果から、本発明は、電極をショートさせる少数のＡｕ粒子（９０ＧΩ／Ａｕ粒子とした場合）と高い信号対雑音比を検出する能力を有することがわかる。ＦＥＴ１６は、標的ＤＮＡ鎖２９が、捕捉ＤＮＡ鎖２８にハイブリダイゼーションされ、ＦＥＴターンオン電圧Ｖｏｎに達するか、又はそれを超えたときにオンになる。
【００６９】
[079]ＦＥＴ１６で発生する信号が実信号であるか、例えば、特に、プロトコルを最適化する際の不適切な洗浄プロセスのせいで残留／又は金属粒子により引き起こされる偽信号であるかどうかを判定するために、非相補的捕捉ＤＮＡを含む細胞を、バイオセンサセルとしてすべての処理を受ける基準細胞として固定化することができる。標的ＤＮＡは、非相補的捕捉ＤＮＡとハイブリダイゼーションせず、最終的に洗い流されるので、電極のショートは発生しない。基準細胞内のＦＥＴは、常時「オフ」ステータスになければならない。この特徴により、プロセス全体、特に実験時のさまざまなステップでの洗浄プロセスが適切に実行されることが保証される。バイオセンサアレイは、信号確認／又はトラブルシューティング用の１つの基準を必要とするだけである。
【００７０】
[080]本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイ１００の上面図が、図５に示されている。バイオセンサアレイ１００は、正則行列の形に配列された上述の複数のバイオセンサセル１０を備える。すでに上で説明されているコンポーネントは、本明細書では、同一の参照記号を使用して表されているが、ここでまた説明することはしない。図５においてわかりやすくするという理由から、１つのバイオセンサセル１０だけを、破線を有する円で、また対応する参照記号を使って表していることに留意されたい。
【００７１】
[081]本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイ１００は、本発明の１６個のバイオセンサセル１０を４×４の行列、つまり４行×４列の行列の形にした規則正しい配列を備える。ここで、行列は、正則行列である必要はないことに留意されたい。さらに、行列は、任意の数の行及び列を含むことができ、４×４行列に限定されないものとする。
【００７２】
[082]行列の行は、ワードライン１０１で表され、行列の列は、ビットライン１０２により表される。それぞれのワードライン１０１は、一方で、複数の所定のゲート電圧発生器１０３の１つに電気的に接続され、他方で、同じ行列行に属すバイオセンサセル１０の第２の感知電極２５に電気的に接続される。それぞれのビットライン１０２は、一方で、複数の検出電圧発生器及び信号増幅器１０４の１つに電気的に接続され、他方で、同じ行列列に属すバイオセンサセル１０のＦＥＴ１６のドレイン領域１７に電気的に接続される。すべてのバイオセンサセル１０のＦＥＴ１６のソース領域１８は、グラウンドに電気的に接続される。動作中、標的ＤＮＡ鎖２９が、捕捉ＤＮＡ鎖２８のどれかでハイブリダイゼーションされた場合、それぞれのバイオセンサセル１０のＦＥＴ１６は、ワードライン１０１を通して対応する所定のゲート電圧発生器１０３により放出される単一方形波信号１０５を使ってオンにされる。したがって、それぞれのバイオセンサセル１０に対応する検出電圧発生器及び信号増幅器１０４が、それぞれのビットライン１０２を通してこのＦＥＴ１６を充電する場合、検出電圧発生器及び信号増幅器１０４は、グラウンドへの接続に基づく電流増大による対応する信号を使ってこのＦＥＴ１６のターンオン状態を検出し、この対応する信号を増幅する。
【００７３】
[083]ビットライン１０２は、ＦＥＴ１６を使ってワードライン１０１から電気的に分離されるので、従来技術のバイオセンサアレイで知られている「クロストーク」問題は、本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイ１００において解決に成功している。さらに、すべてのビットライン１０２の出力は、ワードライン１０１に印加される単一方形波信号１０５に対応する個別バイオセンサセル１００に関する情報を同時に供給することができ、このため、アドレッシング回路が著しく簡素化される。
【００７４】
[084]本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイ１００で使用されるような本発明によるバイオセンサセル１０の第１及び第２の感知電極２４、２５が図３Ｂに詳しく示されている。上ですでに説明されているように、第１及び第２の感知電極２４、２５は、互いに向かい合うくしの形状を取りうる。したがって、第１の感知電極２４は、複数の第１の感知電極フィンガー２４１を備え、第２の感知電極２５は、複数の第２の感知電極フィンガー２５１を備える。第１及び第２の感知電極フィンガー２４１、２５１は、互いに係合する。言い換えると、第１の感知電極フィンガー２４１と第２の感知電極フィンガー２５１は、図３Ｂの平面図の上から底への方向で交互に並ぶ、つまり第１の感知電極フィンガー２４１に隣接して、第２の感知電極フィンガー２５１が配列され、またその逆も行われる。第１及び第２の感知電極２４、２５のくし形構造のせいで、ギャップ２７は、交互に並ぶ第１及び第２の感知電極フィンガー２４１、２５１の間を縫うように配置される。
【００７５】
[085]バイオセンサアレイ１００で使用されるようなバイオセンサセル１０の第１及び第２の感知電極３４、３５を有する他の代替え実施形態が、図３Ｃ及び図３Ｄに詳しく示されている。第１の感知電極３４は、第２の感知電極３５が配列されるプラットフォームを備える。図の水平線にそって切り取った断面図から、第２の感知電極３５は、誘電体部分５１及び導電性部分５２を備え、誘電体部分５１が導電性部分５２を第１の感知電極３４から電気的に絶縁するように配列されていることがわかる。図３Ｃにおいて、第２の感知電極３５は、第１の接続部材５７と第２の接続部材５９との間に接続された複数のフィンガー５６を備える。図３Ｄにおいて、第２の感知電極３５は、第１の感知電極３４上に曲がりくねる形状で配列されている複数のフィンガー６６を備える。図３Ｅは、第２の感知電極３５がフィンガーコネクタ６７に接続された複数のフィンガー７６を備える複雑で、不規則な電極構成を示している。第１の感知電極３４は、プラットフォームとしては構成されていないが、第２の感知電極３５に隣接して配列される。同様に、断面図から、第２の感知電極３５は、誘電体部分５１及び導電性部分５２を備え、誘電体部分５１が導電性部分５２を第１の感知電極３４から電気的に絶縁するように配列されていることがわかる。
【００７６】
[086]本発明の第２の実施形態によるバイオセンサアレイ２００の上面図が、図６に示されている。本発明の第２の実施形態によるバイオセンサアレイ２００は、バイオセンサセル１０のそれぞれが、さらにダイオード２０１を非線形コンポーネントとして備えるという点で本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイ１００と異なる。バイオセンサセル１０のそれぞれにおいて、ダイオード２０１は、第２の感知電極２５及び対応するワードライン１０１を、電流が対応するワードライン１０１からそれぞれのＦＥＴ１６のゲート領域１９に流れ、その反対方向には流れないように電気的に接続する。したがって、ゲートキャパシタは、ワードライン１０１、非線形コンポーネント２０１、及び標的ＤＮＡ鎖２９に接続されている導電性粒子３０を通じて対応する所定のゲート電圧発生器１０３により充電されうる。ゲートキャパシタが、＞１Ｖまで充電されると、ＦＥＴトランジスタはオンになる。ＦＥＴトランジスタをオンにするのに要する充電時間は、第１の感知電極と第２の感知電極との間の導電性に依存し、次いで、ハイブリダイゼーション事象の量とともに増大する。したがって、ハイブリダイゼーション事象の量は、充電時間に基づき定量的に推定されうる。
【００７７】
[087]第１の実施形態によるバイオセンサアレイ１００とは対照的に、ハイブリダイゼーションされたバイオセンサセル１０を充電するために、多重方形波信号２０２がワードライン１０１に印加される。ただ１つの導電性粒子３０によりショートされた第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間の抵抗、さらにはゲートキャパシタＣ１９は、あらかじめ決定できるので、個別バイオセンサセル１０内のハイブリダイゼーションの量は、多重方形波信号２０２を対応するワードライン１０１に印加しながらパルスの数（充電時間に相当する）の関数として対応するビットライン１０２を流れる電流のレベルを測定することにより推定されうる。
【００７８】
[088]本発明のバイオセンサセル１０内の信号増幅回路などのＦＥＴ及び補助回路は、半導体製造、特にＣＭＯＳ製造においてよく知られている生産プロセスを使用して加工されうる。くし形の第１及び第２の感知電極２４、２５は、１）基板の深紫外線リソグラフィパターニング、２）パターン形成基板上に金薄膜をスパッタリングすること、及び３）スパッタリングされた金薄膜をパターン形成基板からリフトオフすることにより加工できる。くし形の第１の感知電極２４及びくし形の第２の感知電極２５は、それぞれ、感知電極対を形成する。
【００７９】
[089]複数の感知電極対を生産した後、本発明の単一のバイオセンサセル１０についてそれぞれの感知電極対が用意されている場合、バイオセンサセル１０は、それぞれの感知電極対の第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間に可能なショートカットに関して試験されなければならない。バイオセンサセル１０は、この試験の結果、合格のバイオセンサセルと不合格のバイオセンサセルに分けられるが、ただし、これらのバイオセンサセルは、感知電極対の内側の第１の感知電極２４のフィンガーと第２の感知電極２５のフィンガーとの間にショートカットが存在する場合に不合格である。主に、合格のバイオセンサセルの歩留まりＹａ（パーセント）は、第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間のギャップ２７の幅が増えると増大するが、不合格のバイオセンサセル１０の割合Ｙｒは、以下の式（１０）に従って減少する。
Ｙｒ＝１００％−Ｙａ （１０）
合格のバイオセンサセルの歩留まりＹａ（パーセント）は、それぞれの感知電極対におけるフィンガー２４１、２５１の幅に依存する。
【００８０】
[090]ＤＮＡを捕捉分子で固定化／ハイブリダイゼーションするプロトコルは、公刊文献、例えば、Ｐａｒｋらの論文（Ｓｃｉｅｎｃｅ、第２９５巻、１５０３〜１５０６ページ、２００２年）に見られる。簡単に言うと、試料をバイオセンサセルに導入するのに先立って、第１の感知電極と第２の感知電極との間のギャップに捕捉分子を固定化することによりバイオセンサセルのプライミングをまず行う。次いで、バイオセンサセルを調査すべき試料、好ましくは、標的核酸配列を含むことが疑われる電解質などの液状媒質と接触させる。これは、核酸配列を捕捉分子に結合できるような方法で、つまり、二本鎖ハイブリッド分子の融点以下の温度で実行される。媒質が検出すべき複数の核酸を含む場合について、二本鎖ハイブリッド分子を形成するために対応する捕捉分子に、ここでそれぞれの場合において同時に、又は連続して結合することができるように条件が選択される。
【００８１】
[091]標的核酸配列が試料中に存在する場合、捕捉分子とのハイブリダイゼーションが生じる。ハイブリダイゼーションされていない核酸分子が、好適な洗浄ステップを使って反応空間から取り除かれた後、電気的検出が実行されうる。（電解質は、導電性があるので、検出前に洗い流されなければならない。）前の方で述べたように、ハイブリダイゼーションを行った結果、バイオセンサセルのＦＥＴにおいて、対応する所定のゲート電圧発生器により放出される単一方形波信号を使ってオンにされる。検出電圧発生器及び信号増幅器は、グラウンドへの接続に基づき増大する電流を使ってＦＥＴの「オン」状態を検出し、それにより、ハイブリダイゼーション事象を表す信号を記録する。バイオセンサを使用する際の適用すべきプロトコルの他の詳細については、例えば、Ｌｉｎｄａ Ａ．ＣｈｒｉｓｅｙのＮｕｃｌｅｉｃ Ａｃｉｄｓ Ｒｅｓｅａｒｃｈ １９９６、第２４巻、第１５号、３０３１〜３９ページで見出せるだろう。
【００８２】
[092]要約すると、本発明は、以下の点で優れているバイオセンサセル及びバイオセンサアレイを実現するということである。
１．高感度バイオセンサアレイの「クロストーク」問題を解消すること、
２．導電性粒子に抱合される標的ＤＮＡ鎖の少量のハイブリダイゼーションにより引き起こされる抵抗／コンダクタンスの小さな変化に対する感度を高めること、
３．感知回路及び増幅回路を極端に簡素化すること、
４．信号対雑音比を著しく改善すること、及び
５．アドレッシング回路を簡素化すること。
【００８３】
[093]本発明は、好ましい実施形態に関して説明されているけれども、請求項で述べているように本発明の精神及び範囲から逸脱することなく、多くの変更及び修正を加えられうることが理解されなければならない。
【図面の簡単な説明】
【００８４】
【図１】標的及び捕捉ＤＮＡ鎖を介して結合されている金ナノ粒子がゲート電圧発生器と電界効果トランジスタのゲート電極との間を導通させる、本発明によるバイオセンサセルを通る断面を示す図である。
【図２Ａ】本発明によるバイオセンサセルに理想的な等価回路を示す図である。
【図２Ｂ】本発明によるバイオセンサセルに対する実用的な等価回路を示す図である。
【図３Ａ】本発明の一実施形態で使用されうるナノスケールの互いにかみ合う電極のクローズアップ写真である。
【図３Ｂ】本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイで使用されるような本発明によるバイオセンサセルの第１及び第２の感知電極を示す詳細図である。
【図３Ｃ】プラットフォーム配列で構成される他の電極配列を示す図である。
【図３Ｄ】プラットフォーム配列で構成される他の電極配列を示す図である。
【図３Ｅ】プラットフォーム配列で構成される他の電極配列を示す図である。
【図４Ａ】感知電極が測定器に直接接続されている従来のバイオセンサを使って測定された電流（Ａ）対電圧（Ｖ）のグラフである。
【図４Ｂ】本発明のバイオセンサを使って測定された電流（Ａ）対電圧（Ｖ）のグラフである。
【図５】正則行列の形に配列されている本発明の複数のバイオセンサセルを備える本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイを示す図である。
【図６】それぞれのバイオセンサセルがそれぞれのダイオードに電気的に接続されている、正則行列の形に配列されている本発明の複数のバイオセンサセルを備える本発明の第２の実施形態によるバイオセンサアレイを示す図である。
【符号の説明】
【００８５】
１０ バイオセンサセル
１１ 基板
１２ 半導体層
１３ 第１の電気的絶縁層
１４ 第２の電気的絶縁層
１５ 基板面
１６ 電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）
１７、１８ ソース及びドレイン領域
１９ ゲート領域
２０、２２ ソース及びドレイントラック導体
２１、２３ ソース及びドレイン接続部
２４ 第１の感知電極
２４１ 第１の感知電極フィンガー
２５ 第２の感知電極
２５１ 第２の感知電極フィンガー
２６ ゲート接続部
２７ ギャップ
２８ 捕捉ＤＮＡ鎖
２９ 標的ＤＮＡ鎖
３０ 導電性粒子
３４ 第１の感知電極
３５ 第２の感知電極
５１ 第２の感知電極上の誘電体部分
５２ 第２の感知電極上の導電性部分
５６、６６、７６ 複数のフィンガー
５７ 第１の接続部材
５９ 第２の接続部材
６７ フィンガーコネクタ
Ｖ１９ ゲート電圧
Ｒ３０ 粒子抵抗
Ｃ１９ ゲートキャパシタンス
Ｒ１９ ゲート抵抗
Ｖｏｎ ＦＥＴターンオン電圧
１００ 第１の実施形態によるバイオセンサアレイ
１０１ ワードライン
１０２ ビットライン
１０３ 所定のゲート電圧発生器
１０４ 検出電圧発生器及び信号増幅器
１０５ 単一方形波信号
２００ 第２の実施形態によるバイオセンサアレイ
２０１ ダイオード
２０２ 多重方形波信号
【発明の分野】
【０００１】
[001]本発明は、一般に、生体分子エレクトロニクスに関するものであり、より具体的には、ＤＮＡ（デオキシリボ核酸）鎖、タンパク質、及び他の種類の検体などの分子の検出に使用されるバイオセンサセル及びバイオセンサアレイに関するものである。
【発明の背景】
【０００２】
[002]バイオテクノロジー及び医学的応用の分野では、与えられた試料内の特定のＤＮＡ配列の並行する検出及び分析を実施するために、典型的には専門機器が使用される。ここ１０年間、複数の個別ＤＮＡセンサを含む、ＤＮＡセンサ及びＤＮＡアレイが出現するまで、ＤＮＡ分析には重要な進歩が見られなかった。これらのＤＮＡアレイは複数のＤＮＡ配列の同時検出を実行することを可能にし、これにより、分析時間が短縮され、自動的配列決定が容易になる。
【０００３】
[003]しかし、これらのバイオセンサを実験室からエンド ユーザーの手に移すために、高速で、小型化で、低コストの、高い性能（特に高感度及び高い選択性）を発揮することができるデバイスが必要である。特に、新しい信号増幅手段は、増幅されていない試料上で、及び単細胞のゲノム解析において、高い感度（ＤＮＡの少数の複製に至るまで）を達成するうえで不可欠である。
【０００４】
[004]市販の最新技術によるＤＮＡマイクロアレイチップシステムは、大部分、ＤＮＡ検出用の光学技術に依存している（２００１年のＮＰＬ Ｒｅｐｏｒｔ ＣＯＡＭ ２のＢｒｏｗｎらの「Ｒｅｖｉｅｗ ｏｆ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ ｆｏｒ Ｓｉｎｇｌｅ Ｍｏｌｅｃｕｌｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｉｎ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ」という論文を参照）。このようなＤＮＡマイクロアレイチップシステムの設計では、光源、センサ、及び光検出器などのシステムの異なるコンポーネントを統合する作業が複雑であるため、スケーリング及び自動化が重要な課題となる。さらに、光学技術及び他の検出技術を使用してＤＮＡセンサ及びＤＮＡアレイを開発する際の主要な制限因子は、デバイスの感度のレベルである（光検出手段の現在達成可能な感度は、約１０−１５Ｍ、つまり、１０−１５ｍｏｌ／Ｌと推定される）。理想的には、バイオセンサは、分子１，０００個未満の検出感度（つまり、約１０−２１Ｍの感度）で微量生体分子を検出できなければならない。
【０００５】
[005]ポリメラーゼ連鎖反応(PCR)の一般に知られている技術を介して試料中のＤＮＡの量を増やすことにより光学センサの感度を高めることが可能であるが、ＰＣＲを実行する手順は、残念なことに、複雑であり、費用が高く、時間がかかり、汚染しがちであることが知られており、そのため、ＤＮＡ検出時に誤った結果をもたらす増幅プロセスに誤差を持ち込む可能性が高くなる。このような理由から、ＰＣＲ増幅を必要としないＤＮＡ用超高感度バイオセンサを備えることが望ましい。さらに、ＰＣＲ増幅を回避しても、自動化分子診断システムの設計及びスケーリングが簡素化され、これにより、製造コストが低減される。
【０００６】
[006]一般的な分子診断システムで要求される比較的高価で、複雑な光学的設備を避けて、代わりに、半導体技術に基づく電気的検出法に頼る、電子的読み出し技術を使用すれば、原理上、よりロバストな、またより容易な運用が可能になるであろう。また、バイオセンサのスケーリング、及び製造可能性に関して現在の超大規模集積回路（ＶＬＳＩ）半導体技術を活用することもできる。例えば、半導体技術から知られているナノ構造化技術を使用することで、生産コストを低く維持しながら高い感度を備える小型化されたフォーマットが実現される。これらの理由から、電子バイオセンサの開発がますます重要性を帯びてきている。
【０００７】
[007]生体分子を電子的に検出するために開発された電子バイオセンサは、一般に、容量バイオセンサ、誘導バイオセンサ、及び抵抗バイオセンサの３つのカテゴリにグループ分けされうる。キャパシタベースの容量バイオセンサは、例えば、米国特許第５，５３２，１２８Ａ号及び欧州特許第１４５０１５６Ａ１号において開示されており、そこでは、キャパシタセンサの容量は、標的生体分子がいつ存在するかにより変化する。電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）ベースの容量バイオセンサは、例えば、米国特許第５，４６６，３４８Ａ号において開示されており、そこでは、検出すべき生体分子は、ＦＥＴのゲート電極に電気的に束縛され、結合され、これにより、ＦＥＴ内にチャネルを発生する電界を変化させる。
【０００８】
[008]誘導バイオセンサの実施例は、米国特許出願第２００２／０１６４８１９Ａ１号において開示されている。抵抗バイオセンサの実施例は、米国特許第４，７９４，０８９Ａ号、第５，１３７，８２７Ａ号、及び第５，２８４，７４８Ａ号において開示されており、そこでは、抵抗バイオセンサは、感知部位のアレイを備え、それぞれの感知部位は、ギャップで隔てられた２本の感知電極を備える。抗原の層が、ギャップ内の非導電性基部上にコーティングされ、導電性ナノ粒子に結合されている抗体標的は、抗原の層と抗体との間の結合反応を通じて検出されうる。そうする際に、導電性粒子は、感知部位の抵抗を変化させる凝集体を形成する基部に結合される。
【０００９】
[009]ＤＮＡ選択に抵抗センサを使用することに関する他の開示は、国際公開第０１／００８７６Ａ１号に見ることができる。抵抗変化の検出に依存する核酸の検出は、Ｍｏｌｌｅｒら（２００１年のＬａｎｇｍｕｉｒ、第１７巻、５４，２６５ページ）で説明されている。この方法のさらなる開発は、２００２年のＳｃｉｅｎｃｅ、第２９５巻、１，５０３から１，５０６ページにあるＰａｒｋらの論文で説明されおり、点突然変異（ＳＮＰ−一塩基変異多型）の弁別が、１０倍高い感度レベル（つまり、約１０−１３Ｍ）及び現在のゲノム検出システムに示されているものよりも１００，０００倍高い特異度レベルで検出された。
【００１０】
[010]Ｂｒａｕｎら（Ｎａｔｕｒｅ、第３９１巻（１９９８年）７７５）は、２つの分離された電極上に配置されている表面結合オリゴヌクレオチドを使用してＤＮＡハイブリダイゼーション事象を検出するデバイスを説明している。相補的ＤＮＡ分子がセンサ内に導入されると、ＤＮＡ分子の一端が、一方の電極上のオリゴヌクレオチドに結合され、他端が、他方の電極上のオリゴヌクレオチドに結合される。言い換えると、ＤＮＡ分子が、両方の電極の間に伸び、それにより、それらの間に物理接続を確立する。ＤＮＡ分子を介して一方の電極から他方の電極へ検出可能な電流が流れるために、プラスに帯電した銀イオンは、マイナスに帯電したＤＮＡ分子に結合され、それにより、銀イオンは元素銀に還元される。銀が存在すると、電極間の導電性が高くなって、電極間に電流が流れ、それによりＤＮＡ分子が検出される。
【００１１】
[011]２００４年のＭｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、第７３〜７４号、８８７〜８９２ページでＭａｌａｑｕｉｎらは、６０ｎｍのギャップの互いにかみ合ったナノ電極の加工、及び公称直径１００ｎｍを有する約３５個の金ナノ粒子により引き起こされるコンダクタンス変化の測定について説明している。約９０ＧΩの標準抵抗は、単一の金ナノ粒子により閉じられたギャップについて報告された。この場合、銀は、Ａｕ粒子上に付着し、電極間の導電性を高めるので、従来技術、例えば、Ｐａｒｋらの論文（上記）で説明されている銀強化プロセスを使用するのは難しい。電極間のギャップが非常に小さいので、銀強化などの追加の金属付着プロセスは、電極間にショートを容易に引き起こし、その結果、誤った信号を発生させる。
【００１２】
[012]しかし、金属ナノ粒子ベースの抵抗バイオセンサは、コンダクタンス、電流、及び電位などの電極間の検出可能な特性を直接測定する。少量のＤＮＡハイブリダイゼーション事象を検出するために使用されるナノギャップ電極の場合（Ｍａｌａｑｕｉｎら、２００４年のＭｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、第７３〜７４巻、８８７〜８９２ページ）、読み出し信号は、前に述べたように、測定するのが非常に難しいため（抵抗が極端に高く、電極間の漏れ電流が低いので）、１）検出信号を増幅する、２）信号対雑音比を改善し、３）オンチップの電圧及び電流レベルを安定化する、４）アナログ信号のグラウンドを論理デバイスのグラウンドから分離する、５）信号を比較、対照する、６）信号を２値化し、再構成する、７）信号とメモリに格納されている値とを比較する、といったことのために複雑な回路が必要である。このような信号を検出するため、回路設計及び加工には要求条件が課せられ、高密度感知部位の形成が極端に複雑になり、また実用的に困難になる。
【００１３】
[013]１つの基板上の複数の個別にアドレッシング可能な感知部位のレイアウト構成を有するバイオセンサで生じている他の問題（上述の米国特許第４，７９４，０８９Ａ号、第５，１３７，８２７Ａ号、及び第５，２８４，７４８Ａ号で開示されているような）は、異なる感知部位間の「クロストーク」の発生である。複数の感知部位が、互いに接近した状態で導通した場合、寄生導電経路が、実際の感知部位の隣に形成しうる。複数の隣接する感知部位が導電性である場合（つまり、ギャップが閉じている）、グラウンドへの寄生並列経路が形成される。これらの寄生導電経路は、伝導される電流を増やし、正確な抵抗測定を歪ませる。この問題は、外部電気回路では解消できず、数百個、或いは数千個の導電性感知部位がアレイ上に接近して見つかった場合に重大なものとなりうる。このような理由から、上述の米国特許第４，７９４，０８９Ａ号、第５，１３７，８２７Ａ号、及び第５，２８４，７４８Ａ号で説明されているレイアウト構成は、多数の密集導電性感知部位を検出するのに適していない。
【００１４】
[014]抵抗バイオセンサにおける「クロストーク」の問題を解消するために、採用されたアプローチの１つが、ダイオードの使用である。国際公開第９９／５７５５０Ａ１号パンフレットでは、それぞれの感知部位に接続されているダイオードを備える多重アレイ検出デバイスを開示している。これらのダイオードは、異なる感知部位間の「クロストーク」を防止し、検出デバイスの感度に有害な電流を最小にするために使用される。しかし、少量のＤＮＡハイブリダイゼーション事象を検出するためにナノギャップ電極が使用される場合（Ｍａｌａｑｕｉｎら、２００４年のＭｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、第７３〜７４巻、８８７〜８９２ページ）、少数の単一の金ナノ粒子により閉回路をなすナノギャップに対する標準抵抗は、多い−約１から約９０ＧΩである。このような高抵抗は、０．１３μｍ技術におけるダイオード接触抵抗に匹敵し、クロストーク問題を引き起こす。その結果、国際公開第９９／５７５５０Ａ１号パンフレットで説明されているレイアウトは、高感度ＤＮＡバイオセンサの上述の「クロストーク」問題を解消するためには使用できない。
【００１５】
[015]したがって、本発明の目的は、上述の従来技術の欠点の一部を解消する代替えバイオセンサを実現すること、特に、「クロストーク」を防止するとともに、単分子レベルで高い感度（つまり、約１０−２１Ｍの感度）を実現し、高密度（感知アレイ内で１，０００×１，０００感知部位を超える）を実現し、電気的検出回路を簡素化することである。
【発明の概要】
【００１６】
[016]本発明の第１の態様によれば、感知ゾーンが配列されている基板を備えるバイオセンサセルが実現される。感知ゾーン内に配列されるのは、第１の感知電極、第２の感知電極、及び第１の感知電極を第２の感知電極から分離するギャップである。第１の感知電極は、ギャップにより第２の感知電極から電気的に絶縁される。捕捉分子は、感知ゾーン内に固定化される。ゲート電極、ソース電極、及びドレイン電極を有する電界効果トランジスタが、バイオセンサセル内に存在し、第１の感知電極は電界効果トランジスタのゲート電極に電気的に接続され、第２の感知電極はゲート電圧に電気的に接続可能である。
【００１７】
[017]本発明の第２の態様によれば、本発明の第１の態様による複数のバイオセンサセルを備えるバイオセンサアレイが実現される。
【００１８】
[018]本発明の第３の態様は、標的分子を検出する方法を対象とし、この方法は本発明の第１の態様によるバイオセンサセルを標的分子を含む疑いのある試料に接触させることを含み、標的分子を前記捕捉分子のどれか１つに結合することは、測定にかかる形で、バイオセンサにより生成される少なくとも１つの信号を変化させる。少なくとも１つの信号の測定は、標的分子の捕捉分子への前記結合が発生したかどうかを判定するために行われる。
【００１９】
[019]バイオセンサセルに関する以下のコメントは、本発明のバイオセンサアレイ及び方法に対応する形で有効であり、その逆もいえる。
【００２０】
[020]本発明のバイオセンサセルは、複数の利点を備え、そのうちの１つは、低いレベルのハイブリダイゼーション（核酸が捕捉及び標的分子として使用される場合）又は複合体形成（２つの結合パートナーのうちの少なくとも一方が核酸でない場合、例えば、核酸結合又はハプテン結合抗体が捕捉分子として使用される場合）が、バイオセンサの構造上、導電性粒子に抱合されている標的分子の少量のハイブリダイゼーションにより引き起こされる小さな漏れ電流に対し非常に敏感であるため、検出できるという点である。本発明の他の利点は、本発明のバイオセンサセルがバイオセンサアレイの形で実装される場合に、バイオセンサアレイ全体にわたり数千回もの独立した測定を行うことができ、したがってハイブリダイゼーションが発生したかどうかを示す統計的に有意な読み取り値が得られるという点である。
【００２１】
[021]本出願の文脈において、「捕捉分子」という用語は、一般に、「標的分子」に向かう選択的親和性を有する分子を指す。「捕捉分子」という用語は、「プローブ」、つまりプローブ分子という用語と取り替えて用いることができ、「標的分子」という用語は、「検体」又は「試料生体分子」という用語と取り替えて用いることができる。「捕捉分子」という用語は、例えば、核酸、タンパク質、炭水化物類、低分子量化合物、及び標的分子に対する親和性を示し、注目する標的分子と複合体を形成しうる他の分子を包含する。核酸の例としては、デオキシリボ核酸（ＤＮＡ）、リボ核酸（ＲＮＡ）、又はペプチド核酸（ＰＮＡ）分子がある。捕捉分子として使用できるタンパク質の例としては、抗体及びそのフラグメント、限定はしないが、Ｂｅｓｔｅら、Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｏｉ．ＵＳＡ ９６、１９９９年、１８９８〜１９０３ページ、国際公開第９９／１６８７３号パンフレット、国際公開第００／７５３０８号パンフレット、国際公開第０３／０２９４７１号パンフレット、国際公開第０３／０２９４６２号パンフレット、国際公開第０３／０２９４６３号パンフレット、国際公開第２００５／０１９２５４号パンフレット、国際公開第２００５／０１９２５５号パンフレット、又は国際公開第２００５／０１９２５６号パンフレットで説明されているようなリポカリン突然変異タンパク質、いわゆるグルーボディ（国際公開第９６／２３８７９号パンフレットを参照）、アンキリンの足場（Ｈｒｙｎｉｅｗｉｃｚ−Ｊａｎｋｏｗｓｋａ Ａら、Ｆｏｌｉａ Ｈｉｓｔｏｃｈｅｍ．Ｃｙｔｏｂｉｏｌ．４０、２００２年、２３９〜２４９ページ）又は結晶の足場（国際公開第０１／０４１４４号パンフレット）に基づくタンパク質など、抗体に似た特性を有する人工タンパク質（与えられた標的に向かう結合親和性を有するように生成されうることを意味する）がある。捕捉分子として使用されうるタンパク質の他の例は、タンパク質Ａ、アビジン、又はストレプトアビジンがあり、これらは、一般に、生化学において、Ｆｏ鎖（タンパク質Ａ）又はビオチン若しくはビオチン類似体（アビジン、ストレプトアビジン）への特異結合を介して注目する標的分子を固定化するために使用される。好適な捕捉分子である低分子量化合物の例は、ハプテン又はそれぞれストレプトアビジン及びジゴキシゲニン結合抗体に特異結合するため一般に標識としてであるビオチン又はジゴキシゲニンなどの分子である。捕捉分子として使用されうる炭水化物類の例は、レクチンである。対応する標的分子又は検体は、生体組織だけでなく、環境試料から得られた分子からも採取できる。標的分子の例としては、核酸（例えば、標的遺伝子又はｍＲＮＡ転写）、タンパク質、炭水化物類、ペプチド、代謝産物、他の小分子（例えば、化学汚染物質又はダイオキシン若しくはＤＤＴなどの有毒物質）などの巨大生体分子とともに、使用されている捕捉分子により結合された表面標的分子上に載る細胞又は有機体全体などの巨大分子生物学的構造が挙げられる。本発明の範囲内にある捕捉分子及び標的分子の他の好適な組み合わせは、例えば、国際公開第９９／５７５５０Ａ１号パンフレット、Ｎａｔｕｒｅ、第３９１巻（１９９８年）７７５ページ、Ｎａｔｕｒｅ、第４０３巻（２０００年）６３５ページで開示されている方法を含む実施例である。複合体形成を容易にするために、標的分子は、例えば、上述のタンパク質に対するリガンドとして作用するビオチン又はジゴキシゲニンなどの小分子化合物で標識することもできる。
【００２２】
[022]捕捉分子が配列されている感知ゾーンは、結合事象の検出が検出される第１及び第２の感知電極に近い領域を指す。感知ゾーン内に配列されるのは、第１の感知電極、第２の感知電極、及び電極同士を分離するギャップである。分析すべき標的分子は、導電性粒子への付着により修飾されうる。感知領域は、それらの標的分子が感知ゾーン内の捕捉分子に結合されたときに、導電性粒子が両方の感知電極に直接接触するか、又は２つの感知電極の間で電流が流れる経路を少なくとも形成するように配列／選択される。電流（これ以降、「漏れ電流」と呼ぶ）が、２つの電極の間を流れると、電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）のゲート電極が帯電される。この荷電状態で、ＦＥＴがオンになり、陽性検出を示す信号を送る。このようにして、感知電極間の導電性は、標的分子が結合されると測定にかかる形で変化する。この変化は、電界効果トランジスタにより検出することができ、結合事象の検出が可能になる。
【００２３】
[023]感知電極間の漏れ電流が電界効果トランジスタを介して容易に検出できるように、導電性粒子の直径は、好ましくは、第１の感知電極と第２の感知電極との間のギャップのサイズに相当するように、特に約１０ｎｍから約１５０ｎｍの間に収まるように選択される。いくつかの実施形態では、導電性粒子の直径は、ギャップの幅よりも小さい。導電性粒子のサイズをギャップよりも小さくすべきである場合、これらは、銀又は金などの他の金属材料でコーティングして、感知電極をショートするように導電性粒子のサイズを増大又は拡大するとよい。
【００２４】
[024]標的分子は、付着している導電性粒子が第１の感知電極を第２の感知電極に接続することができるかぎり感知領域内の任意の位置に配置することができる。一実施形態では、捕捉分子は、２つの感知電極を隔てるギャップ内に固定化される。それとは別に、又はそれと同時に、捕捉分子は、第１及び／又は第２の感知電極の一方又は両方のいずれかの表面上に固定化される。
【００２５】
[025]代替えの一実施形態では、標的分子は、導電性粒子の付着により修飾されない。そのような標的分子が感知ゾーン内に配置されている捕捉分子に結合された後、標的分子の導電性を増大しうる試薬が加えられる。このような試薬は、標的分子に結合されうる、またその後、元素金属に還元されうる金属イオンを含むことができ、これにより感知電極間を電流が流れ、電界効果トランジスタにより電流が検出される。このような試薬の一実施例は、Ｂｒａｕｎら（上記）で説明されている銀強化プロセスで使用されうる銀イオンを含む。
【００２６】
[026]特定の標的分子の検出が行われるためには、バイオセンサセル上に配列されている捕捉分子は、好ましくは、試験される試料内に存在することが疑われる標的分子との選択的親和性を有する。非結合事象の基準読み取り値を設定することが望ましい場合、バイオセンサセルは、さらに、標的分子との選択的親和性を有しない捕捉分子を含むことがあり、したがって、非結合事象から生じる周辺信号を測定することができる。これらの信号は、本当の信号を偽りの信号又は不正確な信号から区別するために使用されうる非結合事象の推定読み取り値を与える「基準」信号とも呼ばれる。
【００２７】
[027]他の実施形態では、第１の感知電極と第２の感知電極は、くし形であり、互いに向かい合い、互いに係合する複数のフィンガーを持つ。くしのこれらのフィンガーは、第１の感知電極のフィンガーが、それぞれ、第２の感知電極のフィンガーに隣接して配列されるように交互に並べて配列されうる。それぞれのフィンガーは、約０．１μｍから約１０μｍまでの範囲内の幅を取りうる。さらに、第１の感知電極及び第２の感知電極は、それらの間のギャップが、数十ナノメートルから数百ナノメートル、特に約１０ｎｍから約１５０ｎｍまでの範囲内の幅を有する。それとは別に、第１の感知電極及び第２の感知電極は、交互に並べて配列されている複数の第１の感知フィンガー及び複数の第２の感知フィンガーを備える互いにかみ合う電極配列に含むことができる。第１の感知電極及び第２の感知電極は、他の代替え形状を有する場合があり、くし形に限定されないことに留意されたい。例えば、第１の感知電極は、第２の感知電極が配列されているプラットフォーム（これ以降、「プラットフォーム配列」と呼ぶ）を備えることができる。第２の感知電極は、第１の接続部材と第２の接続部材との間に接続された複数のフィンガーを備えることができ、それとは別に、第２の感知電極は、第１の感知電極上に蛇行形構成で配列されたフィンガーを備えることができる。さまざまなプラットフォーム配列において、第２の感知電極は、誘電体部分と導電性部分とを備え、導電性部分が誘電体部分により第１の感知電極から電気的に絶縁されるように配列される。
【００２８】
[028]第１の感知電極及び／又は第２の感知電極は、例えば白金、チタン、銅などの導電性材料を含むことができる。現在好ましい材料は、金であるが、それは、電気抵抗が低く、化学的特性が安定しているからである。同様に、導電性粒子も、金で作ることができる。
【００２９】
[029]他の実施形態では、バイオセンサセルは、さらに、電界効果トランジスタが埋め込まれた基板を備える。この基板は、第１の感知電極と第２の感知電極との間のギャップ内に生体適合結合層で覆われうる基板面を有し、生体適合結合層は、捕捉分子をその基板面に結合することができる。使用できる生体適合層の例として、コラーゲン（Ｉ型、ＩＩＩ型、又はＶ型）、キトサン、ヘパリン、さらには、フィブロネクチン、デコリン、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、ヘパラン硫酸、及び増殖因子（ＴＧＦβ、ｂＦＧＦ）が挙げられる。生体適合層の他の例としては、例えばチオール反応部分とアミノ反応部分の両方を担持するヘテロ二官能性架橋分子を介して捕捉分子として作用するチオール修飾ＤＮＡオリゴマーが固定されうるアミノシラン膜がある。
【００３０】
[030]本発明のバイオセンサセルは、試料上で同時に多数の測定を実行できるようにスケールアップすることができる。本発明のバイオセンサのスケーラビリティは、大きな試料母集団に対し統計的に有意な測定を確定するのに有用である。この目的に従って、本発明の第２の態様は、複数のバイオセンサセルを備えるバイオセンサアレイを対象とする。バイオセンサセルは、例えば、正則行列の形でバイオセンサアレイ内に配列できる。一実施形態では、それぞれのバイオセンサセルの電界効果トランジスタのソース電極は、グラウンドに電気的に接続され、それぞれのバイオセンサセルの電界効果トランジスタのドレイン電極は、対応するビットラインに電気的に接続される。それに加えて、第１の感知電極は、電界効果トランジスタのゲート電極に電気的に接続可能であり、それぞれのバイオセンサセルの第２の感知電極は、対応するワードラインを介してゲート電圧に電気的に接続可能である。ゲート電圧は、ロウドライバ及びロウアドレスデコーダを備えることができる。バイオセンサアレイは、さらに、対応するビットラインに電気的に接続されている複数の信号増幅器を備えることができる。対応するビットライン及び対応するワードラインは、導電性材料、例えば、金、銀、銅、クロム、及びアルミニウムからなる群から選択された金属で作ることができる。
【００３１】
[031]本発明の利点は、複数のバイオセンサセルが高密度バイオセンサアレイ内に配列される場合に生じる「クロストーク」をバイオセンサアレイで防止するという点である。さらに、バイオセンサアレイ用の増幅回路及びアドレッシング回路は、高い信号対雑音比及び少量のハイブリダイゼーションに対する高い感度を実現しながら極端に簡素化できる。
【００３２】
[032]バイオセンサアレイの上述の実施形態は、試料中に標的が存在するかどうかを示す２値の定性的結果、つまり、「はい、又はいいえ」の結果を出力するように適合されうる。他の実施形態では、バイオセンサは、バイオセンサ内で生じるハイブリダイゼーション事象の量を定量的に推定するように適合されうる。この目的のために、それぞれのバイオセンサセルは、第２の感知電極を対応するワードラインに電気的に接続する非線形電気的コンポーネントを備えることができる。このような非線形コンポーネントは、例えば、ダイオードとすることができ、このダイオードを通じて、例えば連続パルス発生器によって備えられるＡＣ電源が第２の感知電極につながる。ＡＣ電源は、標的分子上の導電性粒子により形成されるを導電経路を通してゲートキャパシタを充電する。導電度が高い場合、電極ギャップ間の導電度はハイブリダイゼーション事象の量とともに高まるという事実から、トランジスタがオンになるようなレベルにゲートキャパシタが充電される時間が短くなる。したがって、標的分子と捕捉分子との間のハイブリダイゼーション又は複合体形成の量が多いほど、感知電極間の導電度が高くなる。バイオセンサ内の電界効果トランジスタをオンにするのにかかる時間を計測することにより、バイオセンサ内で生じるハイブリダイゼーション事象の量を定量的に、大ざっぱに推定することができる。この実施形態で使用されうるダイオードとしては、ツェナーダイオード、バラクターダイオード、及びスイッチングダイオードが挙げられる。
【００３３】
[033]実用のため配備される場合、バイオセンサアレイは、加工コストが少なくなるようにバイオセンサアレイが使用される目的に応じて構造的に差別化できる。一実施形態では、バイオセンサアレイは、本発明の複数のバイオセンサセルを有するが、内蔵ＦＥＴ及び増幅回路を備えない、感知チップ内に備えられる。これらの感知チップは、生体試料の採取のため広く配備でき（例えば、遠隔地にいるヒト母集団の一部から血液試料を採取するため）、またその後、試験のため実験室に戻されるモバイルチップとして機能することができる。実験室で試験を実施するために、本発明で定義されているようにバイオセンサセルに到達するようにＦＥＴセンサモジュールをチップに接続することができる。ＦＥＴを感知チップから分離する１つの利点は、Ｓｉ単結晶の代わりに、安い材料、例えば、ガラスを感知チップ用の基板として使用できるためチップ当たりのコストを下げることができることにある。他の利点は、ＦＥＴセンサの損傷を潜在的に引き起こすおそれのある試料溶液とＦＥＴセンサとの間の接触を避けられることである。
【００３４】
[034]代替えの実施形態では、バイオセンサアレイは、本発明の複数のバイオセンサセルを有し、一揃いの内蔵ＦＥＴ／アドレッシング及び増幅回路を備える、試験チップ内に備えられる。ＤＮＡ固定化／ハイブリダイゼーションは、感知チップでのみ実行される。
【００３５】
[035]本発明の第３の態様によれば、本発明のバイオセンサセルは、対応するさまざまな捕捉分子を使用するさまざまな標的分子の検出、定量化、及び定性分析に使用されうる。バイオセンサセルの主な用途の１つは、核酸分子の検出である。標的分子は、例えば人体若しくは動物に由来するものであってよい。ウイルス又は細菌感染により引き起こされる人体の特定の病的状態を判定する必要がある場合、バイオセンサセルを使用して、例えば、患者の血液試料中に存在するウイルス性又は細菌性生物に属す核酸配列の存在を検出することができる。バイオセンサセルは、さらに、先天性症状、例えば、特定の遺伝子の存在により識別可能な、遺伝的異常又は特定の疾病に対する遺伝性素因の検出にも使用されうる。バイオセンサは、さらに、食物又は天然源、例えば、海又は河川の微生物個体群を検出するために使用することもできる。
【００３６】
[036]このような状況において、核酸分子は、例えば（長い鎖の）ＤＮＡ分子及びＲＮＡ分子、ＰＮＡ分子、ｃＤＮＡ分子、或いは、例えば、１０から５０個までの塩基対（ｂｐ）、特に１０から３０個までの塩基対を含むより短いオリゴヌクレオチドであると理解される。核酸は、二本鎖でありうるが、少なくとも一本鎖領域を持つか、又は例えば、検出のための先行する熱変性（鎖分離）の結果として一本鎖として存在する可能性がある。
【００３７】
[037]本発明が、所定のヌクレオチド配列の核酸「標的」分子の検出に使用される場合、これらは、好ましくは一本鎖形態で検出される、つまり、適切であれば検出に先立って、例えば変性により一本鎖に転換される。この場合、使用される捕捉分子は、一本鎖領域に相補的な配列を有する核酸分子である。次いで、これらの核酸捕捉分子は、核酸への捕捉分子のハイブリダイゼーションが検出されるのを妨げる分子間構造を形成しない限り、約２０ｂｐから約５０ｂｐを有する核酸分子であるか、或いは長さが最大約５００ｂｐ以上であるより長いヌクレオチド配列を持つことができる。
【００３８】
[038]バイオセンサセルを使用することで、個々の測定系列で単一の種類の核酸分子を検出することが可能になるだけでなく、むしろ、同時に或いは連続して複数の核酸分子を検出できる。この目的のために、本発明の第２の態様によるバイオセンサアレイは、それぞれ検出すべき特定の核酸分子に対する（特異）結合親和力を有する複数の種類の捕捉分子と併せて使用することができ、固定化ユニット上に結合されることができ、及び／又は複数の固定化ユニットを使用することができ、ただ１つの種類の捕捉分子が前記ユニットのそれぞれに結合される。
【００３９】
[039]一実施形態では、本発明のバイオセンサセルは、例えば米国特許第５，７１２，３８５号で説明されているように人体内の、微生物、例えば、エイズを引き起こすＨＩＶ、又は鳥インフルエンザを引き起こすＨ５Ｎ１などのウイルス性生物の存在により引き起こされる抗原の検出に使用される。捕捉分子は、与えられた試料中の微生物の存在及び／又は量についてアッセイを実行するための捕捉分子又はプローブとして作用する抗体を含むことができる。この文脈において、「抗体」という用語は、可能な限り最も広い意味で理解されるべきであるが、標的抗原に特異的に結合する限り、モノクローナル抗体、ポリクローナル抗体、多特異性抗体（例えば、二重特異性抗体）、及び抗体フラグメントを特に対象とする。抗体をバイオセンサセルの表面に付着させるために、バイオセンサセル内に存在する生体適合層上に抗体を直接固定化することができる。それとは別に、抗体は、生体適合層に向かう親和力を示すアンカーリガンドを組み込むことにより修飾されうる。好ましくは、抗原分子は、導電性ナノ粒子、最も好ましくは金ナノ粒子で標識され、これにより、複合体形成の検出が容易になる。
【００４０】
[040]他の実施形態では、バイオセンサセルは、リボソームＲＮＡ（これ以降Ｒ−ＲＮＡと呼ぶ）、トランスファーＲＮＡ（これ以降ｔ−ＲＮＡと呼ぶ）、又は他のＲＮＡを含む細菌性又はウイルス性生物、そのような生物のメンバ又は大サイズ、中サイズ、若しくは小サイズのカテゴリ又は分類群、及びＲ−ＲＮＡ又はｔ−ＲＮＡを含む未だ知られていない生物を特異的に、また敏感に検出し、定量化するために使用される。このような生物の検出は、例えば、米国特許第５，７２３，５９７号で説明されている。本発明のバイオセンサセルを使用して検出されうるＲＮＡを含む細菌の例としては、限定はしないが、大腸菌、クラミジア、サルモネラ菌、マイコプラズマ肺炎菌、真正細菌、レジオネラ菌、マイコバクテリウム、緑膿菌、及びクリプトコックスネオフォルマンスが挙げられる。
【００４１】
[041]さらに他の実施形態では、本発明は、人体の遺伝的異常の検出に使用される。例えば、本発明は、この疾病の危険を承知の上で鎌状赤血球貧血の出生前診断に使用できる。簡単に言うと、鎌状細胞突然変異をもたらすことが疑われる特異βグロビンＤＮＡ配列が、最初に得られ、導電性ナノ粒子、好ましくは金ナノ粒子で標識されうる。正常βＡグロビン遺伝子配列との合成ＤＮＡ配列相同性は、試料標的配列のアッセイを実行するためのプローブとして使用できる。正常βＡ又は異常βＳグロビン遺伝子配列の存在は、バイオセンサにより測定された信号の差で検出され、それにより、その条件が試料中に存在するかどうかを判定することができる。
【００４２】
[042]要約すると、本発明は、１）異なるバイオセンサセル間の「クロストーク」問題を解消し、２）少量のＤＮＡハイブリダイゼーション事象を検出する高い感度を実現し、３）増幅回路、アドレッシング回路などの回路類を著しく簡素化し、４）信号対雑音比を改善するバイオセンサアレイを実現する。本発明には、臨床及び実験室プロセスにおける広範な用途が考えられ、例えば、ｍＲＮＡ発現分析、ＳＮＰ（単一ヌクレオチド多形）分析、再配列決定、全ゲノムコピー数分析、ＤＮＡタンパク質相互作用、タンパク質間相互作用、及び抗体抗原同定を含む。
【００４３】
[043]本発明のこれらの態様は、以下の説明、図面、及び限定されない実施例を考慮してさらに完全に理解される。
【００４４】
[044]本発明を理解するために、また本発明をどのように実用できるかを示すために、付属の図面を参照しつつ、限定されない実施例のみを使って好ましい実施形態を説明することにする。
【好ましい実施形態の詳細な説明】
【００４５】
[055]本発明によるバイオセンサセル１０を通る断面が、図１に示されている。バイオセンサセル１０は、基板１１を備える。基板１１は、一連の半導体層１２、第１の電気的絶縁層１３、及び第２の電気的絶縁層１４を含む層配列を備える。基板１１の層配列は、第２の電気的絶縁層１４を封じ込める基板面１５で終端する。シリコン（Ｓｉ）は、好ましくは、半導体層１２を形成するために使用され、第１及び第２の電気的絶縁層１３、１４の材料として二酸化ケイ素（ＳｉＯ２）を使用する。しかしながら、他の好適な半導体及び電気的絶縁材料も、それぞれ、基板１１内の層１２から１４に使用されうる。
【００４６】
[056]電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）１６は、基板１１に、特に、半導体層１２及び第１の電気的絶縁層１３内に埋め込まれる。ＦＥＴ１６は、半導体層１２内に配列され、半導体層１２の好適なドーピングにより形成されるソース及びドレイン領域１７、１８、並びにソース領域１７とドレイン領域１８の上に、またその間に横方向に第１の電気的絶縁層１３内に配置され、第１の電気的絶縁層１３の残り部分がゲート領域１９の電気的絶縁のためゲート領域１９と半導体層１２との間に保持されるように配置されているゲート領域１９を備える。本出願では、ソース、ドレイン、及びゲート領域１７、１８、１９は、ときには、それぞれ、ソース、ドレイン、及びゲート電極でも示されている。
【００４７】
[057]半導体層１２では、ゲート領域１９の下のソース領域１７とドレイン領域１８との間の領域は、ＦＥＴ１６のチャネル領域として作用する。ソース及びドレイン領域１７、１８は、対応するソース及びドレイン接続部２１、２３を介してそれぞれのソース及びドレイントラック導体２０、２２に電気的に接続される。ソース及びドレイントラック導体２０、２２は、第２の電気的絶縁層１４内に配列される、つまり、基板１１内にも埋め込まれる。したがって、ソース及びドレイン接続部２１、２３は、第１の電気的絶縁層１３を通して伸びている。ゲート領域１９は、ゲート接続部２６を介して基板面１５上に配列されている第１の感知電極２４に電気的に接続される。したがって、ゲート接続部２６は、ゲート領域１９から第１及び第２の電気的絶縁層１３、１４を通して第１の感知電極２４に伸びる。さらに、第２の感知電極２５は、相隔てて配列され、基板面１５上の第１の感知電極２４から電気的に絶縁される。したがって、第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間にギャップ２７が存在する。ギャップ２７は、第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間の基板面１５を露出させる。第２の感知電極２５は、ＦＥＴ１６のゲート領域１９を、１Ｖから５Ｖまでの範囲（どの技術ノードが実装されるかによる）、特に０．６Ｖから１．５Ｖまでの範囲内のゲート電圧Ｖ１９で充電することができる所定のゲート電圧発生器（図に示されていない）に電気的に接続される。第１及び第２の感知電極２４、２５のさらなる詳細について、以下で説明する。
【００４８】
[058]第１の及び第２の感知電極２４、２５用の材料として金（Ａｕ）を使用するのが現在のところ好ましい。しかしながら、第１及び／又は第２の感知電極２４、２５に他の好適な導電体材料を使用することができる。さらに、第１及び／又は第２の感知電極２４、２５に使用される導電体材料と場合によっては異なる導電体材料をゲート接続部２６に使用することもできる。ソース及びドレイントラック導体２０、２２並びにソース及びドレイン接続部２１、２３は、金（Ａｕ）、銀（Ａｇ）、銅（Ｃｕ）、クロム（Ｃｒ）、タングステン（Ｗ）、及びアルミニウム（Ａｌ）からなる群の材料などの導電体材料を含むことができる。
【００４９】
[059]上面図から（図３Ｂに示されているように）、第１及び第２の感知電極２４、２５は、好適な形状を取りうる。本発明によれば、上面図内の第１及び第２の感知電極２４、２５は、くし形であり、互いに向き合って配列され、くしは互いに係合する。このような電極配列は、さらに、当業では互いにかみ合う電極としても知られている。特に、くしは、それぞれ、複数のフィンガーを備える。第１の感知電極２４のくしのそれぞれのフィンガーは、第２の感知電極２５のくしのそれぞれのフィンガーと交互に並ぶ。第１及び第２の感知電極２４、２５のくしのそれぞれのフィンガーは、約０．１μｍから約２０μｍまでの範囲、特に約０．５μｍから約１０μｍまでの範囲内の幅を持つことができる。ギャップ２７は、約１０ｎｍから約２００ｎｍまでの範囲、特に約３０ｎｍから約１５０ｎｍまでの範囲内の幅を持つことができる。
【００５０】
[060]捕捉分子として作用する捕捉ＤＮＡ鎖２８は、第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間のギャップ２７において基板面１５上に固定化される。必要ならば、捕捉分子を、チオール又はアミノ基により修飾し、例えば、基板面、又は生体適合層上に固定することができる。捕捉分子は、生体適合物質を含む溶液をマイクロピペットで落とし、次いで乾燥させて、捕捉分子を含む固定化された薄膜を後に残すことにより基板上に固定化されうる。公刊文献で説明されている手順を含む、他の手順も使用することができる。簡単に言うと、一実施例では、金基板を、特定の時間の間、１．０Ｍリン酸カリウム緩衝液（ｐＨ ７．０）中で１．０μＭプローブオリゴヌクレオチド溶液、４００μＬに浸け、その後、１０ｍＭ ＮａＣｌ、５ｍＭ ＴＲＩＳ（ｐＨ ７．４）（Ｒ−ＢＦＲ）で５秒間すすぎ、その後、基板を脱塩水中の１．０ｍＭ ＭＣＨ溶液、４００μＬに１時間浸け、その後、Ｒ−ＢＦＲで５秒間すすぎ、そして最後に、窒素の流れの中で乾燥させる。基板面上に直接固定化する前に、基板面を強酸、例えば、ピラニア溶液（硫酸７０％／過酸化物３０％）で洗浄するとよい。
【００５１】
[061]捕捉ＤＮＡ鎖２８の固定化を増強するために第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間のギャップ２７内に生体適合結合層（図に示されていない）を設けると都合がよい場合がある。生体適合結合層がギャップ２７内に設けられた場合、捕捉ＤＮＡ鎖２８は、生体適合結合層を介してギャップ２７内の基板面１５に固定化される。
【００５２】
[062]図１に示されている本発明の実施形態によれば、標的分子として作用する標的ＤＮＡ鎖２９は、分析のため捕捉ＤＮＡ鎖２８にハイブリダイゼーションされる。標的ＤＮＡ鎖２９はそれぞれ、２つの端部のうちの第１の端部が、対応する捕捉ＤＮＡ鎖２８にハイブリダイゼーションされ、２つの端部のうちの第２の端部が、導電性粒子３０に接続される。したがって、導電性粒子３０は、ギャップ２７上に載っている。本発明によれば、バイオセンサセル１０は、ＦＥＴ１６がオン状態にあるか、オフ状態にあるかを判定することにより標的ＤＮＡ鎖２９の存在を検出する。特に、第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間の電気的絶縁ギャップ２７が、導電性ブリッジを介してブリッジされる場合、ＦＥＴ１６の状態は、所定のゲート電圧発生器を使ってゲート電圧Ｖ１９でＦＥＴ１６のゲート領域１９を充電することにより変えられる。導電性粒子３０は、そのような導電性ブリッジを表す。言い換えると、標的ＤＮＡ鎖２９が、捕捉ＤＮＡ鎖２８にハイブリダイゼーションされる場合、標的ＤＮＡ鎖２９に接続されている導電性粒子３０は、第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間の導電度をかなり増やすので、ゲート電圧Ｖ１９が印加されることにより所定のゲート電圧発生器とゲート領域１９との間に電流を流すことができる。したがって、ＦＥＴ１６の状態の検出により、標的ＤＮＡ鎖２９の存在に関する情報が直接得られる。
【００５３】
[063]本発明の現在好ましい一実施形態によれば、金（Ａｕ）ナノ粒子は、導電性粒子３０としてバイオセンサ内に存在し、標的分子に付着する。これらの金ナノ粒子はそれぞれ、約１０ｎｍから約１６０ｎｍまでの直径を有する。ナノ粒子は、理想的には、均質な組成であるとよいが、実際には、ランダムに分散した不均一組成である。それとは別に、導電性粒子３０は、コアが銀（Ａｇ）又は金（Ａｕ）シェルで覆われた金（Ａｕ）ナノ粒子を含むコアシェル構造をなしていてもよい。
【００５４】
[064]理想的には、導電性粒子の直径は、結合が生じた後感知電極が自動的にブリッジされるように感知電極間のギャップの幅よりも大きくなければならない。しかし、実際の状況では、このような大きな粒子に標的分子を付着させることは必ずしも可能でない場合がある。このような場合、導電性粒子の直径は、ギャップの幅よりも小さいことがあり、検出を行うためには、上述のように結果として感知電極がショートする適当なサイズ又は導電性になるように金属層、例えば、銀又は金を粒子に堆積させることにより粒子を増強又は拡大しなければならないことがある（上記のＢｒａｕｎらの文献を参照）。金属層の堆積（誤った信号を発生する危険性が高い）を通じて粒子のサイズを拡大することにより電極をショートさせるのとは別に、試験すべき試料中の標的分子の濃度を高めることにより電極をショートさせることもできる。
【００５５】
[065]導電性粒子は、このような場合に均質な構造を有することがある、つまり、粒子の組成は、全体を通して一様である。このような場合、粒子は、コアシェル構造を備えることができ、コアは、標的分子に付着した導電性粒子を含み、シェルは、堆積した金属層を含む。
【００５６】
[066]バイオセンサセル１０内の標的ＤＮＡ鎖２９の存在の検出は、好ましくは、ギャップ２７の導電性の変化に基づき、ギャップ２７のキャパシタンスの変化には基づかない。
【００５７】
[067]さらには、バイオセンサセル１０に使用されている、上述の材料は、限定として理解してはならず、上述の材料に対応する他の材料も同様に使用できることに留意されたい。同様に、使用されている捕捉ＤＮＡ鎖２８以外の捕捉分子、及び使用されている標的ＤＮＡ鎖２９以外の標的分子は、本発明の範囲から逸脱することなく使用できる。
【００５８】
[068]本発明によるバイオセンサセル１０用の理想的等価回路が、図２Ａに示されているが、ただし、ゲート誘電体層は、純粋絶縁体である。次いで、ゲート誘電体層は、ゲートキャパシタンスＣ１９を有するキャパシタを表す。さらに、第１及び第２の感知電極２４、２５は、抵抗を有しないとみなされる。次いで、ゲートキャパシタンスＣ１９は、導電性粒子３０の抵抗Ｒ３０を介してゲート電圧Ｖ１９により充電される。この場合、１つの導電性粒子３０が第１及び第２の感知電極２４、２５をショートしている限り、第２の感知電極２５に印加されるゲート電圧Ｖ１９は、ＦＥＴ１６がオンになるようにゲート領域１９に完全に印加される。
【００５９】
[069]本発明によるバイオセンサセル１０用の実用的等価回路が、図２Ｂに示されている。理想的等価回路に加えて、実用的等価回路は、ゲートキャパシタンスＣ１９と並列に接続されたゲート抵抗Ｒ１９を含むが、それは、一般に、ゲート誘電体層は純粋な電気的絶縁体でない、つまり、わずかな漏れ電流がゲート誘電体を通してグラウンドに流れるからである。特に、金ナノ粒子が、導電性粒子３０として使用される場合、標準的抵抗Ｒ３０は、約１０１１Ω（Ｍａｌａｑｕｉｎら、２００４年のＭｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、第７３〜７４巻、８８７〜８９２ページ）であり、ゲート抵抗Ｒ１９は、約１０１２Ωである。後者の値は、ＩＴＲＳ ２００１（Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｒｏａｄｍａｐ ｆｏｒ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒｓ ２００１ Ｅｄｉｔｉｏｎ）の表５１ａからの直接的結果であり、１つの金ナノ粒子によりショートされる第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間よりも約１０倍高い。ゲート電圧Ｖ１９の大半は、それでも、ＦＥＴ１６をオンにさせるゲート領域１９へのＦＥＴターンオン電圧Ｖｏｎとして所定のゲート電圧発生器により印加される。そのため、本発明は、増幅回路を著しく簡素化し、デバイスの感度及び信号対雑音比を改善する。
【００６０】
[070]以下では、検出限界（ＬＯＤ）、つまり、検出が行われるのに必要な結合された導電性粒子３０の最小数Ｎは、導電性粒子３０が９０ＧΩ／Ｎの抵抗を有する金（Ａｕ）ナノ粒子（つまり、１ナノ粒子当たり９０ＧΩ）であると仮定して導かれる。０．１３μｍノードについては、ＩＴＲＳ ２００１では、以下の表１のデータを示している。
【表１】
【００６１】
[071]検出限界ＬＯＤを導くために、ＦＥＴ１６のゲート幅は２μｍであると仮定されている。したがって、総ゲート漏れ電流は、それぞれ２００ｐＡ及び２ｐＡであり、ゲート抵抗Ｒ１９は、以下の式（１）及び（２）に従って上記の表１から集めることができる。
Ｒ１９（ＬＯＰ）＝１Ｖ／２００ｐＡ＝５×１０９Ω （１）
Ｒ１９（ＬＳＴＰ）＝１Ｖ／２ｐＡ＝５×１０１１Ω （２）
【００６２】
[072]さらに、図２Ｂに示されている実用的等価回路に関して、ＦＥＴターンオン電圧Ｖｏｎは、以下の式（３）に従って導くことができる。
Ｖｏｎ＝Ｖ１９×Ｒ１９／（Ｒ３０＋Ｒ１９） （３）
【００６３】
[073]ＦＥＴターンオン電圧Ｖｏｎが少なくとも１Ｖである場合にＦＥＴ１６はオンになるため（表１と比較）、式（３）は、以下の式（４）及び（５）に変形できる。
１．５Ｒ１９（ＬＯＰ）≧Ｒ３０＋Ｒ１９（ＬＯＰ） （４）
１．２Ｒ１９（ＬＳＴＰ）≧Ｒ３０＋Ｒ１９（ＬＳＴＰ） （５）
【００６４】
[074]式（４）及び（５）のさらなる変形で、以下の式（６）及び（７）が得られる。
Ｒ１９（ＬＯＰ）≧２×Ｒ３０＝２×９０ＧΩ／Ｎ≒２×１０１１Ω／Ｎ （６）
Ｒ１９（ＬＳＴＰ）≧５×Ｒ３０＝５×９０ＧΩ／Ｎ≒５×１０１１Ω／Ｎ （７）
【００６５】
[075]式（１）を式（６）に代入し、式（２）を式（７）に代入することで、以下の式（８）及び（９）に従って検出限界ＬＯＤ、つまり、検出に必要な金ナノ粒子の最小数Ｎを求める。
ＬＯＤ（ＬＯＰ）≧２００金ナノ粒子 （８）
ＬＯＤ（ＬＳＴＰ）≧２金ナノ粒子 （９）
【００６６】
[076]低電力ＬＯＤ（ＬＯＰ）で動作し、２００金ナノ粒子を有するデバイスを使用した場合の検出限界は、約１０−２１Ｍの感度に対応するが、２金ナノ粒子の低スタンバイ電力型ＬＯＤ（ＬＳＴＰ）を使用した場合の検出限界は、約１０−２３Ｍの感度に対応する。
【００６７】
[077]従来バイオセンサで行った測定と本発明のバイオセンサで行った測定との差の比較を試みる際に、比較実験が実施された。実験結果は、以下の図４Ａ及び４Ｂにそれぞれ示されている。従来のバイオセンサでは、１００μｍのＡｕ粒子と約９０ｎｍのギャップを持つ電極（図３Ａ）が、この実験で使用された。ごく少数のＡｕ粒子が存在し、第１の感知電極及び第２の感知電極をショートさせた場合、電極間の測定された抵抗が非常に高いことが観察される（約１０−１１Ω、１Ｖで１０−１１Ａの漏れ電流により導かれる）。図４Ａは、従来の方法を使用して測定された信号の値を表すグラフを示している。従来の方法を使用して検出可能な電気的特性を測定する場合、信号は、Ａｕ粒子なしの電極からの測定結果と比較して１Ｖのときに有意な差が見られなかったくらい十分に弱く、３Ｖでは２桁にすぎない（図４Ａ）。
【００６８】
[078]しかし、本発明を使用した場合、約９桁の差が、１Ｖでは見られた（図４Ｂ）。この結果から、本発明は、電極をショートさせる少数のＡｕ粒子（９０ＧΩ／Ａｕ粒子とした場合）と高い信号対雑音比を検出する能力を有することがわかる。ＦＥＴ１６は、標的ＤＮＡ鎖２９が、捕捉ＤＮＡ鎖２８にハイブリダイゼーションされ、ＦＥＴターンオン電圧Ｖｏｎに達するか、又はそれを超えたときにオンになる。
【００６９】
[079]ＦＥＴ１６で発生する信号が実信号であるか、例えば、特に、プロトコルを最適化する際の不適切な洗浄プロセスのせいで残留／又は金属粒子により引き起こされる偽信号であるかどうかを判定するために、非相補的捕捉ＤＮＡを含む細胞を、バイオセンサセルとしてすべての処理を受ける基準細胞として固定化することができる。標的ＤＮＡは、非相補的捕捉ＤＮＡとハイブリダイゼーションせず、最終的に洗い流されるので、電極のショートは発生しない。基準細胞内のＦＥＴは、常時「オフ」ステータスになければならない。この特徴により、プロセス全体、特に実験時のさまざまなステップでの洗浄プロセスが適切に実行されることが保証される。バイオセンサアレイは、信号確認／又はトラブルシューティング用の１つの基準を必要とするだけである。
【００７０】
[080]本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイ１００の上面図が、図５に示されている。バイオセンサアレイ１００は、正則行列の形に配列された上述の複数のバイオセンサセル１０を備える。すでに上で説明されているコンポーネントは、本明細書では、同一の参照記号を使用して表されているが、ここでまた説明することはしない。図５においてわかりやすくするという理由から、１つのバイオセンサセル１０だけを、破線を有する円で、また対応する参照記号を使って表していることに留意されたい。
【００７１】
[081]本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイ１００は、本発明の１６個のバイオセンサセル１０を４×４の行列、つまり４行×４列の行列の形にした規則正しい配列を備える。ここで、行列は、正則行列である必要はないことに留意されたい。さらに、行列は、任意の数の行及び列を含むことができ、４×４行列に限定されないものとする。
【００７２】
[082]行列の行は、ワードライン１０１で表され、行列の列は、ビットライン１０２により表される。それぞれのワードライン１０１は、一方で、複数の所定のゲート電圧発生器１０３の１つに電気的に接続され、他方で、同じ行列行に属すバイオセンサセル１０の第２の感知電極２５に電気的に接続される。それぞれのビットライン１０２は、一方で、複数の検出電圧発生器及び信号増幅器１０４の１つに電気的に接続され、他方で、同じ行列列に属すバイオセンサセル１０のＦＥＴ１６のドレイン領域１７に電気的に接続される。すべてのバイオセンサセル１０のＦＥＴ１６のソース領域１８は、グラウンドに電気的に接続される。動作中、標的ＤＮＡ鎖２９が、捕捉ＤＮＡ鎖２８のどれかでハイブリダイゼーションされた場合、それぞれのバイオセンサセル１０のＦＥＴ１６は、ワードライン１０１を通して対応する所定のゲート電圧発生器１０３により放出される単一方形波信号１０５を使ってオンにされる。したがって、それぞれのバイオセンサセル１０に対応する検出電圧発生器及び信号増幅器１０４が、それぞれのビットライン１０２を通してこのＦＥＴ１６を充電する場合、検出電圧発生器及び信号増幅器１０４は、グラウンドへの接続に基づく電流増大による対応する信号を使ってこのＦＥＴ１６のターンオン状態を検出し、この対応する信号を増幅する。
【００７３】
[083]ビットライン１０２は、ＦＥＴ１６を使ってワードライン１０１から電気的に分離されるので、従来技術のバイオセンサアレイで知られている「クロストーク」問題は、本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイ１００において解決に成功している。さらに、すべてのビットライン１０２の出力は、ワードライン１０１に印加される単一方形波信号１０５に対応する個別バイオセンサセル１００に関する情報を同時に供給することができ、このため、アドレッシング回路が著しく簡素化される。
【００７４】
[084]本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイ１００で使用されるような本発明によるバイオセンサセル１０の第１及び第２の感知電極２４、２５が図３Ｂに詳しく示されている。上ですでに説明されているように、第１及び第２の感知電極２４、２５は、互いに向かい合うくしの形状を取りうる。したがって、第１の感知電極２４は、複数の第１の感知電極フィンガー２４１を備え、第２の感知電極２５は、複数の第２の感知電極フィンガー２５１を備える。第１及び第２の感知電極フィンガー２４１、２５１は、互いに係合する。言い換えると、第１の感知電極フィンガー２４１と第２の感知電極フィンガー２５１は、図３Ｂの平面図の上から底への方向で交互に並ぶ、つまり第１の感知電極フィンガー２４１に隣接して、第２の感知電極フィンガー２５１が配列され、またその逆も行われる。第１及び第２の感知電極２４、２５のくし形構造のせいで、ギャップ２７は、交互に並ぶ第１及び第２の感知電極フィンガー２４１、２５１の間を縫うように配置される。
【００７５】
[085]バイオセンサアレイ１００で使用されるようなバイオセンサセル１０の第１及び第２の感知電極３４、３５を有する他の代替え実施形態が、図３Ｃ及び図３Ｄに詳しく示されている。第１の感知電極３４は、第２の感知電極３５が配列されるプラットフォームを備える。図の水平線にそって切り取った断面図から、第２の感知電極３５は、誘電体部分５１及び導電性部分５２を備え、誘電体部分５１が導電性部分５２を第１の感知電極３４から電気的に絶縁するように配列されていることがわかる。図３Ｃにおいて、第２の感知電極３５は、第１の接続部材５７と第２の接続部材５９との間に接続された複数のフィンガー５６を備える。図３Ｄにおいて、第２の感知電極３５は、第１の感知電極３４上に曲がりくねる形状で配列されている複数のフィンガー６６を備える。図３Ｅは、第２の感知電極３５がフィンガーコネクタ６７に接続された複数のフィンガー７６を備える複雑で、不規則な電極構成を示している。第１の感知電極３４は、プラットフォームとしては構成されていないが、第２の感知電極３５に隣接して配列される。同様に、断面図から、第２の感知電極３５は、誘電体部分５１及び導電性部分５２を備え、誘電体部分５１が導電性部分５２を第１の感知電極３４から電気的に絶縁するように配列されていることがわかる。
【００７６】
[086]本発明の第２の実施形態によるバイオセンサアレイ２００の上面図が、図６に示されている。本発明の第２の実施形態によるバイオセンサアレイ２００は、バイオセンサセル１０のそれぞれが、さらにダイオード２０１を非線形コンポーネントとして備えるという点で本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイ１００と異なる。バイオセンサセル１０のそれぞれにおいて、ダイオード２０１は、第２の感知電極２５及び対応するワードライン１０１を、電流が対応するワードライン１０１からそれぞれのＦＥＴ１６のゲート領域１９に流れ、その反対方向には流れないように電気的に接続する。したがって、ゲートキャパシタは、ワードライン１０１、非線形コンポーネント２０１、及び標的ＤＮＡ鎖２９に接続されている導電性粒子３０を通じて対応する所定のゲート電圧発生器１０３により充電されうる。ゲートキャパシタが、＞１Ｖまで充電されると、ＦＥＴトランジスタはオンになる。ＦＥＴトランジスタをオンにするのに要する充電時間は、第１の感知電極と第２の感知電極との間の導電性に依存し、次いで、ハイブリダイゼーション事象の量とともに増大する。したがって、ハイブリダイゼーション事象の量は、充電時間に基づき定量的に推定されうる。
【００７７】
[087]第１の実施形態によるバイオセンサアレイ１００とは対照的に、ハイブリダイゼーションされたバイオセンサセル１０を充電するために、多重方形波信号２０２がワードライン１０１に印加される。ただ１つの導電性粒子３０によりショートされた第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間の抵抗、さらにはゲートキャパシタＣ１９は、あらかじめ決定できるので、個別バイオセンサセル１０内のハイブリダイゼーションの量は、多重方形波信号２０２を対応するワードライン１０１に印加しながらパルスの数（充電時間に相当する）の関数として対応するビットライン１０２を流れる電流のレベルを測定することにより推定されうる。
【００７８】
[088]本発明のバイオセンサセル１０内の信号増幅回路などのＦＥＴ及び補助回路は、半導体製造、特にＣＭＯＳ製造においてよく知られている生産プロセスを使用して加工されうる。くし形の第１及び第２の感知電極２４、２５は、１）基板の深紫外線リソグラフィパターニング、２）パターン形成基板上に金薄膜をスパッタリングすること、及び３）スパッタリングされた金薄膜をパターン形成基板からリフトオフすることにより加工できる。くし形の第１の感知電極２４及びくし形の第２の感知電極２５は、それぞれ、感知電極対を形成する。
【００７９】
[089]複数の感知電極対を生産した後、本発明の単一のバイオセンサセル１０についてそれぞれの感知電極対が用意されている場合、バイオセンサセル１０は、それぞれの感知電極対の第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間に可能なショートカットに関して試験されなければならない。バイオセンサセル１０は、この試験の結果、合格のバイオセンサセルと不合格のバイオセンサセルに分けられるが、ただし、これらのバイオセンサセルは、感知電極対の内側の第１の感知電極２４のフィンガーと第２の感知電極２５のフィンガーとの間にショートカットが存在する場合に不合格である。主に、合格のバイオセンサセルの歩留まりＹａ（パーセント）は、第１の感知電極２４と第２の感知電極２５との間のギャップ２７の幅が増えると増大するが、不合格のバイオセンサセル１０の割合Ｙｒは、以下の式（１０）に従って減少する。
Ｙｒ＝１００％−Ｙａ （１０）
合格のバイオセンサセルの歩留まりＹａ（パーセント）は、それぞれの感知電極対におけるフィンガー２４１、２５１の幅に依存する。
【００８０】
[090]ＤＮＡを捕捉分子で固定化／ハイブリダイゼーションするプロトコルは、公刊文献、例えば、Ｐａｒｋらの論文（Ｓｃｉｅｎｃｅ、第２９５巻、１５０３〜１５０６ページ、２００２年）に見られる。簡単に言うと、試料をバイオセンサセルに導入するのに先立って、第１の感知電極と第２の感知電極との間のギャップに捕捉分子を固定化することによりバイオセンサセルのプライミングをまず行う。次いで、バイオセンサセルを調査すべき試料、好ましくは、標的核酸配列を含むことが疑われる電解質などの液状媒質と接触させる。これは、核酸配列を捕捉分子に結合できるような方法で、つまり、二本鎖ハイブリッド分子の融点以下の温度で実行される。媒質が検出すべき複数の核酸を含む場合について、二本鎖ハイブリッド分子を形成するために対応する捕捉分子に、ここでそれぞれの場合において同時に、又は連続して結合することができるように条件が選択される。
【００８１】
[091]標的核酸配列が試料中に存在する場合、捕捉分子とのハイブリダイゼーションが生じる。ハイブリダイゼーションされていない核酸分子が、好適な洗浄ステップを使って反応空間から取り除かれた後、電気的検出が実行されうる。（電解質は、導電性があるので、検出前に洗い流されなければならない。）前の方で述べたように、ハイブリダイゼーションを行った結果、バイオセンサセルのＦＥＴにおいて、対応する所定のゲート電圧発生器により放出される単一方形波信号を使ってオンにされる。検出電圧発生器及び信号増幅器は、グラウンドへの接続に基づき増大する電流を使ってＦＥＴの「オン」状態を検出し、それにより、ハイブリダイゼーション事象を表す信号を記録する。バイオセンサを使用する際の適用すべきプロトコルの他の詳細については、例えば、Ｌｉｎｄａ Ａ．ＣｈｒｉｓｅｙのＮｕｃｌｅｉｃ Ａｃｉｄｓ Ｒｅｓｅａｒｃｈ １９９６、第２４巻、第１５号、３０３１〜３９ページで見出せるだろう。
【００８２】
[092]要約すると、本発明は、以下の点で優れているバイオセンサセル及びバイオセンサアレイを実現するということである。
１．高感度バイオセンサアレイの「クロストーク」問題を解消すること、
２．導電性粒子に抱合される標的ＤＮＡ鎖の少量のハイブリダイゼーションにより引き起こされる抵抗／コンダクタンスの小さな変化に対する感度を高めること、
３．感知回路及び増幅回路を極端に簡素化すること、
４．信号対雑音比を著しく改善すること、及び
５．アドレッシング回路を簡素化すること。
【００８３】
[093]本発明は、好ましい実施形態に関して説明されているけれども、請求項で述べているように本発明の精神及び範囲から逸脱することなく、多くの変更及び修正を加えられうることが理解されなければならない。
【図面の簡単な説明】
【００８４】
【図１】標的及び捕捉ＤＮＡ鎖を介して結合されている金ナノ粒子がゲート電圧発生器と電界効果トランジスタのゲート電極との間を導通させる、本発明によるバイオセンサセルを通る断面を示す図である。
【図２Ａ】本発明によるバイオセンサセルに理想的な等価回路を示す図である。
【図２Ｂ】本発明によるバイオセンサセルに対する実用的な等価回路を示す図である。
【図３Ａ】本発明の一実施形態で使用されうるナノスケールの互いにかみ合う電極のクローズアップ写真である。
【図３Ｂ】本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイで使用されるような本発明によるバイオセンサセルの第１及び第２の感知電極を示す詳細図である。
【図３Ｃ】プラットフォーム配列で構成される他の電極配列を示す図である。
【図３Ｄ】プラットフォーム配列で構成される他の電極配列を示す図である。
【図３Ｅ】プラットフォーム配列で構成される他の電極配列を示す図である。
【図４Ａ】感知電極が測定器に直接接続されている従来のバイオセンサを使って測定された電流（Ａ）対電圧（Ｖ）のグラフである。
【図４Ｂ】本発明のバイオセンサを使って測定された電流（Ａ）対電圧（Ｖ）のグラフである。
【図５】正則行列の形に配列されている本発明の複数のバイオセンサセルを備える本発明の第１の実施形態によるバイオセンサアレイを示す図である。
【図６】それぞれのバイオセンサセルがそれぞれのダイオードに電気的に接続されている、正則行列の形に配列されている本発明の複数のバイオセンサセルを備える本発明の第２の実施形態によるバイオセンサアレイを示す図である。
【符号の説明】
【００８５】
１０ バイオセンサセル
１１ 基板
１２ 半導体層
１３ 第１の電気的絶縁層
１４ 第２の電気的絶縁層
１５ 基板面
１６ 電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）
１７、１８ ソース及びドレイン領域
１９ ゲート領域
２０、２２ ソース及びドレイントラック導体
２１、２３ ソース及びドレイン接続部
２４ 第１の感知電極
２４１ 第１の感知電極フィンガー
２５ 第２の感知電極
２５１ 第２の感知電極フィンガー
２６ ゲート接続部
２７ ギャップ
２８ 捕捉ＤＮＡ鎖
２９ 標的ＤＮＡ鎖
３０ 導電性粒子
３４ 第１の感知電極
３５ 第２の感知電極
５１ 第２の感知電極上の誘電体部分
５２ 第２の感知電極上の導電性部分
５６、６６、７６ 複数のフィンガー
５７ 第１の接続部材
５９ 第２の接続部材
６７ フィンガーコネクタ
Ｖ１９ ゲート電圧
Ｒ３０ 粒子抵抗
Ｃ１９ ゲートキャパシタンス
Ｒ１９ ゲート抵抗
Ｖｏｎ ＦＥＴターンオン電圧
１００ 第１の実施形態によるバイオセンサアレイ
１０１ ワードライン
１０２ ビットライン
１０３ 所定のゲート電圧発生器
１０４ 検出電圧発生器及び信号増幅器
１０５ 単一方形波信号
２００ 第２の実施形態によるバイオセンサアレイ
２０１ ダイオード
２０２ 多重方形波信号
【特許請求の範囲】
【請求項１】
基板と、
第１の感知電極、第２の感知電極、及び前記第１の感知電極を前記第２の感知電極から隔てるギャップを内部に配列した、前記第１の感知電極が前記第２の感知電極から前記ギャップにより電気的に絶縁されている、前記基板上に配列された感知ゾーンと、
前記感知ゾーン内に配列された捕捉分子と、
ゲート電極、ソース電極、及びドレイン電極を備える電界効果トランジスタと
を具備し、
前記第１の感知電極は前記電界効果トランジスタの前記ゲート電極に電気的に接続され、
前記第２の感知電極はゲート電圧に電気的に接続可能である、バイオセンサセル。
【請求項２】
捕捉分子は、前記第１の感知電極と前記第２の感知電極との間の前記ギャップ内に固定化される請求項１に記載のバイオセンサセル。
【請求項３】
捕捉分子は、前記第１の感知電極及び／又は前記第２の感知電極の表面に固定化される請求項１又は２に記載のバイオセンサセル。
【請求項４】
前記第１の感知電極及び前記第２の感知電極は、くし形であり、互いに向き合って配列され、互いに係合する複数のフィンガーを有する請求項１〜３のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項５】
前記くし形のフィンガーは、前記第１の感知電極のフィンガーが、それぞれ、前記第２の感知電極のフィンガーに隣接して配列されるように交互に並べて配列される請求項４に記載のバイオセンサセル。
【請求項６】
それぞれのフィンガーは、約０．１μｍから約２０μｍまでの範囲内の幅を有する請求項４又は５に記載のバイオセンサセル。
【請求項７】
前記第１の感知電極及び前記第２の感知電極は、前記ギャップが１ｎｍから１０μｍまでの範囲内の幅を有するように配列される請求項４〜６のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項８】
前記ギャップは、約１０ｎｍから約１５０ｎｍまでの範囲の幅を有する請求項７に記載のバイオセンサセル。
【請求項９】
前記第１の感知電極及び前記第２の感知電極は、交互に並ぶ形で配列された複数の第１の感知電極及び第２の感知電極を備える互いにかみ合う電極配列に含まれる請求項１〜３のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
【請求項１０】
前記第１の感知電極は、プラットフォームを備え、前記第２の感知電極は前記第１の感知電極上に配列される請求項１〜３のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
【請求項１１】
前記第２の感知電極は、誘電体部分と導電性部分とを備え、前記第２の感知電極は前記導電性部分が前記誘電体部分により前記第１の感知電極から電気的に絶縁されるように配列される請求項１０に記載のバイオセンサ。
【請求項１２】
前記第２の感知電極は、第１の接続部材と第２の接続部材との間に接続された複数のフィンガーを備える請求項１１に記載のバイオセンサ。
【請求項１３】
前記第２の感知電極は、前記第１の感知電極上に曲がりくねった形状で配列された複数のフィンガーを備える請求項１１に記載のバイオセンサ。
【請求項１４】
前記捕捉分子は、試験されるべき試料中に存在することが疑われる標的分子との選択的親和性を有する請求項１〜1３のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項１５】
試験されるべき前記試料中に存在することが疑われる前記標的分子との選択的親和性を有しない捕捉分子をさらに含む請求項１〜１４のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項１６】
標的分子と選択的親和性を有する前記捕捉分子と少なくとも部分的に複合体を形成する前記標的分子をさらに含み、それぞれの標的分子は導電性粒子に結合され、前記導電性粒子は、前記第１の感知電極と前記第２の感知電極との間に導電性経路を形成し、これにより、前記第１の感知電極と前記第２の感知電極との間に電流を流すことができ、それにより、前記電界効果トランジスタの前記ゲート電極を充電する請求項１４又は１５に記載のバイオセンサセル。
【請求項１７】
前記導電性粒子は、金、銀、銅、及びそれらの合金からなる群から選択された金属を含む請求項１４〜１６のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項１８】
前記導電性粒子は、約１０ｎｍから約１００ｎｍまでの範囲内の直径を有する請求項１４〜１７のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項１９】
前記導電性粒子は、前記第１の感知電極を前記第２の感知電極から隔てる前記ギャップの前記幅よりも大きい直径を有する請求項１４〜１８のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項２０】
前記導電性粒子は、均質構造を有する請求項１９に記載のバイオセンサセル。
【請求項２１】
前記導電性粒子は、シェルにより囲まれたコアを含む請求項１９に記載のバイオセンサセル。
【請求項２２】
前記基板は、生体適合結合層で覆われた表面を有し、前記生体適合結合層は前記捕捉分子を前記基板面に結合できる請求項１〜２１のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項２３】
前記第１の感知電極及び前記第２の感知電極は、それぞれ、生体適合層で覆われた表面を有する請求項１〜２２のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
【請求項２４】
前記電界効果トランジスタは、前記基板内に埋め込まれる請求項１〜２３のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項２５】
前記電界効果トランジスタは、金属酸化物電界効果トランジスタを含む請求項１〜２４のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項２６】
請求項１〜２５のいずれか一項に記載の複数のバイオセンサセルを備えるバイオセンサアレイ。
【請求項２７】
前記バイオセンサセルは、正則行列の形に配列される請求項２６に記載のバイオセンサアレイ。
【請求項２８】
それぞれのバイオセンサセルの前記電界効果トランジスタの前記ソース電極は、グラウンドに電気的に接続され、それぞれのバイオセンサセルの前記電界効果トランジスタの前記ドレイン電極は、対応するビットラインに電気的に接続され、それぞれのバイオセンサセルの前記第２の感知電極は、対応するワードラインを介して前記ゲート電圧に電気的に接続可能である請求項２７に記載のバイオセンサアレイ。
【請求項２９】
前記対応するビットラインに電気的に接続されている複数の信号増幅器をさらに備える請求項２８に記載のバイオセンサアレイ。
【請求項３０】
それぞれのバイオセンサセルは、ハイブリダイゼーション事象の量を定量的に推定するために前記第２の感知電極及び前記対応するワードラインを電気的に接続する非線形コンポーネントを備える請求項２６〜２９のいずれか一項に記載のバイオセンサアレイ。
【請求項３１】
前記非線形コンポーネントは、ダイオードである請求項３０に記載のバイオセンサアレイ。
【請求項３２】
標的分子を検出する方法であって、
ａ）請求項１〜２５のいずれか一項に記載のバイオセンサセルを試料中に存在することが疑われる前記標的分子を含むことが疑われる試料と接触させ、前記標的分子を前記捕捉分子のいずれか１つに結合することで前記バイオセンサにより生成される信号を測定可能な形で変化させるステップと、
ｂ）前記バイオセンサセルにより生成される少なくとも１つの信号を測定して、前記標的分子の前記捕捉分子への結合が発生したかどうかを判定するステップと
を含む方法。
【請求項３３】
前記バイオセンサにより生成される少なくとも１つの信号を測定するステップは、
ａ）前記バイオセンサセルを前記試料に接触させるのに先立ち第１の電気的測定を実行するステップと、
ｂ）前記バイオセンサセルを前記試料に接触させた後、第２の電気的測定を実行するステップと、
ｃ）前記第１の電気的測定を前記第２の電気的測定と比較し、前記第１の電気的測定が変化したかどうかを判定するステップと
を含む請求項３２に記載の方法。
【請求項３４】
前記第１及び／又は第２の電気的測定を実行するステップは、トランジスタ電流を測定するステップを含み、前記トランジスタ電流は電圧電位、キャパシタンス、電気抵抗、前記電流、又は前記第１及び／又は前記第２の感知電極の間の電位のうちの少なくとも１つの関数となっている請求項３３に記載の方法。
【請求項３５】
請求項１５に記載の基準バイオセンサセルを前記試料と接触させて、それにより基準信号を発生させるステップをさらに含む請求項３２〜３４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３６】
前記第２の電気的測定を前記基準細胞から発生した基準信号と比較して捕捉分子との標的分子のハイブリダイゼーション事象が発生したかどうかを判定するステップをさらに含む請求項３５に記載の方法。
【請求項３７】
前記バイオセンサにより生成された前記少なくとも１つの信号を前記試料中の前記標的分子の存在と相関させるステップをさらに含む請求項３２〜３６のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３８】
少なくとも１つの捕捉分子は、核酸分子、タンパク質、炭水化物、低分子量化合物、及びそれらの混合物からなる群から選択される請求項３２〜３７のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３９】
前記核酸分子は、一本鎖ＤＮＡ分子、ＲＮＡ分子、及びＰＮＡ分子からなる群から選択される請求項３８に記載の方法。
【請求項４０】
前記ＤＮＡ分子は、遺伝子又は遺伝子フラグメントである請求項３９に記載の方法。
【請求項４１】
前記ＲＮＡ分子は、ｍＲＮＡ転写である請求項３９に記載の方法。
【請求項４２】
前記タンパク質は、抗体、抗体フラグメント、抗体類似特性を有するタンパク質、ストレプトアビジン、アビジン、及びタンパク質Ａからなる群から選択される請求項３８に記載の方法。
【請求項４３】
前記標的分子は、核酸分子、タンパク質、炭水化物、ペプチド、代謝産物、及び生体細胞からなる群から選択される請求項３２〜４２のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４４】
前記核酸配列は、ＤＮＡ分子、ＲＮＡ分子、及び１０から５０の塩基対（ｂｐ）を有するオリゴヌクレオチドからなる群から選択される請求項４３に記載の方法。
【請求項４５】
前記標的分子は、金ナノ粒子で標識される請求項３２〜４４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４６】
前記標的分子は、ビオチン、ジゴキシゲニン、フルオレセイン、及びローダミンからなる群から選択された標識と抱合される請求項３２〜４５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４７】
前記標的分子の前記導電性を増強するための、前記標的分子に結合することができる試薬を追加するステップをさらに含む請求項３２〜４６のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４８】
前記試薬は、還元性金属イオンを含む請求項４７に記載の方法。
【請求項４９】
前記金属イオンは、前記標的分子との結合後、元素金属に還元される請求項４７又は４８に記載の方法。
【請求項１】
基板と、
第１の感知電極、第２の感知電極、及び前記第１の感知電極を前記第２の感知電極から隔てるギャップを内部に配列した、前記第１の感知電極が前記第２の感知電極から前記ギャップにより電気的に絶縁されている、前記基板上に配列された感知ゾーンと、
前記感知ゾーン内に配列された捕捉分子と、
ゲート電極、ソース電極、及びドレイン電極を備える電界効果トランジスタと
を具備し、
前記第１の感知電極は前記電界効果トランジスタの前記ゲート電極に電気的に接続され、
前記第２の感知電極はゲート電圧に電気的に接続可能である、バイオセンサセル。
【請求項２】
捕捉分子は、前記第１の感知電極と前記第２の感知電極との間の前記ギャップ内に固定化される請求項１に記載のバイオセンサセル。
【請求項３】
捕捉分子は、前記第１の感知電極及び／又は前記第２の感知電極の表面に固定化される請求項１又は２に記載のバイオセンサセル。
【請求項４】
前記第１の感知電極及び前記第２の感知電極は、くし形であり、互いに向き合って配列され、互いに係合する複数のフィンガーを有する請求項１〜３のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項５】
前記くし形のフィンガーは、前記第１の感知電極のフィンガーが、それぞれ、前記第２の感知電極のフィンガーに隣接して配列されるように交互に並べて配列される請求項４に記載のバイオセンサセル。
【請求項６】
それぞれのフィンガーは、約０．１μｍから約２０μｍまでの範囲内の幅を有する請求項４又は５に記載のバイオセンサセル。
【請求項７】
前記第１の感知電極及び前記第２の感知電極は、前記ギャップが１ｎｍから１０μｍまでの範囲内の幅を有するように配列される請求項４〜６のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項８】
前記ギャップは、約１０ｎｍから約１５０ｎｍまでの範囲の幅を有する請求項７に記載のバイオセンサセル。
【請求項９】
前記第１の感知電極及び前記第２の感知電極は、交互に並ぶ形で配列された複数の第１の感知電極及び第２の感知電極を備える互いにかみ合う電極配列に含まれる請求項１〜３のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
【請求項１０】
前記第１の感知電極は、プラットフォームを備え、前記第２の感知電極は前記第１の感知電極上に配列される請求項１〜３のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
【請求項１１】
前記第２の感知電極は、誘電体部分と導電性部分とを備え、前記第２の感知電極は前記導電性部分が前記誘電体部分により前記第１の感知電極から電気的に絶縁されるように配列される請求項１０に記載のバイオセンサ。
【請求項１２】
前記第２の感知電極は、第１の接続部材と第２の接続部材との間に接続された複数のフィンガーを備える請求項１１に記載のバイオセンサ。
【請求項１３】
前記第２の感知電極は、前記第１の感知電極上に曲がりくねった形状で配列された複数のフィンガーを備える請求項１１に記載のバイオセンサ。
【請求項１４】
前記捕捉分子は、試験されるべき試料中に存在することが疑われる標的分子との選択的親和性を有する請求項１〜1３のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項１５】
試験されるべき前記試料中に存在することが疑われる前記標的分子との選択的親和性を有しない捕捉分子をさらに含む請求項１〜１４のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項１６】
標的分子と選択的親和性を有する前記捕捉分子と少なくとも部分的に複合体を形成する前記標的分子をさらに含み、それぞれの標的分子は導電性粒子に結合され、前記導電性粒子は、前記第１の感知電極と前記第２の感知電極との間に導電性経路を形成し、これにより、前記第１の感知電極と前記第２の感知電極との間に電流を流すことができ、それにより、前記電界効果トランジスタの前記ゲート電極を充電する請求項１４又は１５に記載のバイオセンサセル。
【請求項１７】
前記導電性粒子は、金、銀、銅、及びそれらの合金からなる群から選択された金属を含む請求項１４〜１６のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項１８】
前記導電性粒子は、約１０ｎｍから約１００ｎｍまでの範囲内の直径を有する請求項１４〜１７のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項１９】
前記導電性粒子は、前記第１の感知電極を前記第２の感知電極から隔てる前記ギャップの前記幅よりも大きい直径を有する請求項１４〜１８のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項２０】
前記導電性粒子は、均質構造を有する請求項１９に記載のバイオセンサセル。
【請求項２１】
前記導電性粒子は、シェルにより囲まれたコアを含む請求項１９に記載のバイオセンサセル。
【請求項２２】
前記基板は、生体適合結合層で覆われた表面を有し、前記生体適合結合層は前記捕捉分子を前記基板面に結合できる請求項１〜２１のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項２３】
前記第１の感知電極及び前記第２の感知電極は、それぞれ、生体適合層で覆われた表面を有する請求項１〜２２のいずれか一項に記載のバイオセンサ。
【請求項２４】
前記電界効果トランジスタは、前記基板内に埋め込まれる請求項１〜２３のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項２５】
前記電界効果トランジスタは、金属酸化物電界効果トランジスタを含む請求項１〜２４のいずれか一項に記載のバイオセンサセル。
【請求項２６】
請求項１〜２５のいずれか一項に記載の複数のバイオセンサセルを備えるバイオセンサアレイ。
【請求項２７】
前記バイオセンサセルは、正則行列の形に配列される請求項２６に記載のバイオセンサアレイ。
【請求項２８】
それぞれのバイオセンサセルの前記電界効果トランジスタの前記ソース電極は、グラウンドに電気的に接続され、それぞれのバイオセンサセルの前記電界効果トランジスタの前記ドレイン電極は、対応するビットラインに電気的に接続され、それぞれのバイオセンサセルの前記第２の感知電極は、対応するワードラインを介して前記ゲート電圧に電気的に接続可能である請求項２７に記載のバイオセンサアレイ。
【請求項２９】
前記対応するビットラインに電気的に接続されている複数の信号増幅器をさらに備える請求項２８に記載のバイオセンサアレイ。
【請求項３０】
それぞれのバイオセンサセルは、ハイブリダイゼーション事象の量を定量的に推定するために前記第２の感知電極及び前記対応するワードラインを電気的に接続する非線形コンポーネントを備える請求項２６〜２９のいずれか一項に記載のバイオセンサアレイ。
【請求項３１】
前記非線形コンポーネントは、ダイオードである請求項３０に記載のバイオセンサアレイ。
【請求項３２】
標的分子を検出する方法であって、
ａ）請求項１〜２５のいずれか一項に記載のバイオセンサセルを試料中に存在することが疑われる前記標的分子を含むことが疑われる試料と接触させ、前記標的分子を前記捕捉分子のいずれか１つに結合することで前記バイオセンサにより生成される信号を測定可能な形で変化させるステップと、
ｂ）前記バイオセンサセルにより生成される少なくとも１つの信号を測定して、前記標的分子の前記捕捉分子への結合が発生したかどうかを判定するステップと
を含む方法。
【請求項３３】
前記バイオセンサにより生成される少なくとも１つの信号を測定するステップは、
ａ）前記バイオセンサセルを前記試料に接触させるのに先立ち第１の電気的測定を実行するステップと、
ｂ）前記バイオセンサセルを前記試料に接触させた後、第２の電気的測定を実行するステップと、
ｃ）前記第１の電気的測定を前記第２の電気的測定と比較し、前記第１の電気的測定が変化したかどうかを判定するステップと
を含む請求項３２に記載の方法。
【請求項３４】
前記第１及び／又は第２の電気的測定を実行するステップは、トランジスタ電流を測定するステップを含み、前記トランジスタ電流は電圧電位、キャパシタンス、電気抵抗、前記電流、又は前記第１及び／又は前記第２の感知電極の間の電位のうちの少なくとも１つの関数となっている請求項３３に記載の方法。
【請求項３５】
請求項１５に記載の基準バイオセンサセルを前記試料と接触させて、それにより基準信号を発生させるステップをさらに含む請求項３２〜３４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３６】
前記第２の電気的測定を前記基準細胞から発生した基準信号と比較して捕捉分子との標的分子のハイブリダイゼーション事象が発生したかどうかを判定するステップをさらに含む請求項３５に記載の方法。
【請求項３７】
前記バイオセンサにより生成された前記少なくとも１つの信号を前記試料中の前記標的分子の存在と相関させるステップをさらに含む請求項３２〜３６のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３８】
少なくとも１つの捕捉分子は、核酸分子、タンパク質、炭水化物、低分子量化合物、及びそれらの混合物からなる群から選択される請求項３２〜３７のいずれか一項に記載の方法。
【請求項３９】
前記核酸分子は、一本鎖ＤＮＡ分子、ＲＮＡ分子、及びＰＮＡ分子からなる群から選択される請求項３８に記載の方法。
【請求項４０】
前記ＤＮＡ分子は、遺伝子又は遺伝子フラグメントである請求項３９に記載の方法。
【請求項４１】
前記ＲＮＡ分子は、ｍＲＮＡ転写である請求項３９に記載の方法。
【請求項４２】
前記タンパク質は、抗体、抗体フラグメント、抗体類似特性を有するタンパク質、ストレプトアビジン、アビジン、及びタンパク質Ａからなる群から選択される請求項３８に記載の方法。
【請求項４３】
前記標的分子は、核酸分子、タンパク質、炭水化物、ペプチド、代謝産物、及び生体細胞からなる群から選択される請求項３２〜４２のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４４】
前記核酸配列は、ＤＮＡ分子、ＲＮＡ分子、及び１０から５０の塩基対（ｂｐ）を有するオリゴヌクレオチドからなる群から選択される請求項４３に記載の方法。
【請求項４５】
前記標的分子は、金ナノ粒子で標識される請求項３２〜４４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４６】
前記標的分子は、ビオチン、ジゴキシゲニン、フルオレセイン、及びローダミンからなる群から選択された標識と抱合される請求項３２〜４５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４７】
前記標的分子の前記導電性を増強するための、前記標的分子に結合することができる試薬を追加するステップをさらに含む請求項３２〜４６のいずれか一項に記載の方法。
【請求項４８】
前記試薬は、還元性金属イオンを含む請求項４７に記載の方法。
【請求項４９】
前記金属イオンは、前記標的分子との結合後、元素金属に還元される請求項４７又は４８に記載の方法。
【図１】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図３Ａ】
【図３Ｂ】
【図３Ｃ】
【図３Ｄ】
【図３Ｅ】
【図４Ａ】
【図４Ｂ】
【図５】
【図６】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図３Ａ】
【図３Ｂ】
【図３Ｃ】
【図３Ｄ】
【図３Ｅ】
【図４Ａ】
【図４Ｂ】
【図５】
【図６】
【公表番号】特表２００９−５２４０４６（Ｐ２００９−５２４０４６Ａ）
【公表日】平成２１年６月２５日（２００９．６．２５）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００８−５５１２３１（Ｐ２００８−５５１２３１）
【出願日】平成１８年１月２０日（２００６．１．２０）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＳＧ２００６／００００１３
【国際公開番号】ＷＯ２００７／０８４０７７
【国際公開日】平成１９年７月２６日（２００７．７．２６）
【出願人】（５０３２３１８８２）エージェンシー フォー サイエンス，テクノロジー アンド リサーチ (179)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２１年６月２５日（２００９．６．２５）
【国際特許分類】
【出願日】平成１８年１月２０日（２００６．１．２０）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＳＧ２００６／００００１３
【国際公開番号】ＷＯ２００７／０８４０７７
【国際公開日】平成１９年７月２６日（２００７．７．２６）
【出願人】（５０３２３１８８２）エージェンシー フォー サイエンス，テクノロジー アンド リサーチ (179)
【Ｆターム（参考）】
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