JP2003294677A - Biopolymer detecting device - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、蛋白質を検出・定
量するためのデバイスに関し、より詳しく言えば、標識
付加処理することなく蛋白質を検出・定量可能なデバイ
スに関する。TECHNICAL FIELD The present invention relates to a device for detecting / quantifying a protein, and more specifically to a device capable of detecting / quantifying a protein without a labeling treatment.
【０００２】[0002]
【従来の技術】１９９０年代に入って進められてきたヒ
トゲノム計画は、各国が分担してヒトの遺伝暗号を全て
解読しようとする試みであり、２０００年夏にドラフト
版が完成したことが公表された。今後、機能ゲノム科学
や構造ゲノム科学の進展によって、解読されたヒトゲノ
ム配列情報の各々の箇所がどのような機能にかかわって
いるかが明らかにされていくものと予想される。2. Description of the Related Art The Human Genome Project, which has been underway since the 1990s, is an attempt to share all human genetic codes by each country, and it was announced that the draft version was completed in the summer of 2000. It was In the future, it is expected that with the progress of functional genomics and structural genomics, it will be clarified what function each part of the decoded human genome sequence information is related to.
【０００３】このヒトゲノム計画は、ライフサイエンス
にかかわりを持つ科学技術並びに産業に対して、大きな
パラダイムの変化をもたらした。例えば糖尿病は、血糖
値が高くなるという病状に基づいて分類が行われ、発症
の原因としては患者の体内でインシュリン産成能がどの
程度あるかに基づいてI型（体内でインシュリンを産成
できない）、ＩＩ型（体内でインシュリン量の調整がで
きない）のような分類が行われてきた。ヒトゲノム計画
は、血糖とインシュリンの検出、合成、分解などの調節
に係わっている酵素やレセプターなどの蛋白質のアミノ
酸配列構造、並びにそのような蛋白質の存在量の制御に
かかわっている遺伝子のＤＮＡ配列の情報を全て提示し
ている。このような情報を使うと、血糖値の調節が正常
に行われないという現象としての糖尿病は、検出、合
成、分解などの一連の処理に係わるそれぞれの蛋白質の
どれが不調なのかによって、サブタイプに分類でき、そ
れによって適切な診断と治療を行うことが可能になるは
ずである。特に、製薬業界ではヒトゲノム配列に基づい
て特定の蛋白質に対する薬剤を開発するゲノム創薬が精
力的に進められており、このような一連の機能的にかか
わりのある蛋白質の状態を把握してゲノム創薬薬剤を投
与し、症状の緩和や治癒を行う時代がくると予想され
る。The Human Genome Project has brought about a major paradigm change for science and technology and industries involved in life science. For example, diabetes is classified based on the condition that blood sugar level becomes high, and the cause of the onset is the type I (insulin cannot be produced in the body) based on the insulin production capacity of the patient. ), Type II (insulin amount cannot be adjusted in the body). The Human Genome Project is based on the amino acid sequence structure of proteins such as enzymes and receptors that are involved in the regulation of blood sugar and insulin detection, synthesis, and degradation, as well as the DNA sequences of genes involved in the control of the abundance of such proteins. All information is presented. Using such information, diabetes, which is a phenomenon in which blood sugar is not regulated normally, can be subtyped depending on which of the proteins involved in a series of processes such as detection, synthesis, and degradation is defective. Should be able to make appropriate diagnosis and treatment. In particular, the pharmaceutical industry is energetically advancing genome drug discovery to develop drugs for specific proteins based on the human genome sequence, and it is necessary to understand the state of such a series of functionally related proteins to create a genome. It is expected that the time will come when drugs will be administered to alleviate symptoms and cure them.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】その一方、これらを可
能にするためには、一連の機能的にかかわりのある蛋白
質の存在量を簡便に測定できる技術が必要になる。しか
し、そのような技術は、プロテオーム解析技術として発
展途上にある。現在確立された方法として、二次元電気
泳動と質量分析の組み合わせで測定する方法があるが、
これには比較的大がかりな装置が必要になる。臨床の現
場、例えば病院の検査室やベッドサイドで、患者の症状
を把握するためには、より簡便な新たな技術の開発が必
要とされている。On the other hand, in order to make these possible, a technique capable of simply measuring the abundance of a series of functionally related proteins is required. However, such a technology is still developing as a proteome analysis technology. As a currently established method, there is a method of measuring by a combination of two-dimensional electrophoresis and mass spectrometry.
This requires a relatively large-scale device. In order to understand the symptoms of patients at clinical sites, for example, in the examination room of a hospital or at the bedside, it is necessary to develop a simpler new technology.
【０００５】いわゆるＤＮＡチップは、測定対象である
試料中のＤＮＡを予めＰＣＲ反応（ｐｏｌｙｍｅｒａｓ
ｅ ｃｈａｉｎ ｒｅａｃｔｉｏｎ）によって増幅（増
量）する際に蛍光色素を導入し、チップにアレイ状に配
した相補ＤＮＡ鎖と結合した試料中のＤＮＡ量を蛍光強
度によって定量しようとするものである。それに対し、
蛋白質は、ＤＮＡの場合のＰＣＲ反応による増幅に相当
するものを行うことができない。また、試料中に多種類
の蛋白質が混合された状態で存在する場合に、蛍光標識
を一様に導入するのは、個々の蛋白質と色素との反応性
が異なるために適用することができないという問題があ
った。In a so-called DNA chip, DNA in a sample to be measured is subjected to a PCR reaction (polymerras) in advance.
The fluorescent dye is introduced at the time of amplification (increasing the amount) by e chain reaction, and the amount of DNA in the sample bound to the complementary DNA chains arranged in an array on the chip is quantified by the fluorescence intensity. For it,
A protein cannot perform what is equivalent to amplification by a PCR reaction in the case of DNA. In addition, when many kinds of proteins are present in a mixed state in a sample, uniform introduction of a fluorescent label cannot be applied because the reactivity between individual proteins and dyes is different. There was a problem.
【０００６】本発明は、測定対象の蛋白質などの生体高
分子に対して蛍光等の標識処理を施すことなく生体高分
子を特異的に定量するのを可能にするデバイスの提供を
目的とするものである。また、生体高分子を集団として
捉えるプロテオームの観点で役立つ情報を得るための、
いわゆるアレイチップテクノロジーに適用可能な要素技
術として役立つ技術を提供することも、本発明の目的で
ある。An object of the present invention is to provide a device which enables specific quantification of a biopolymer without subjecting the biopolymer such as a protein to be measured to labeling treatment such as fluorescence. Is. Also, in order to obtain useful information from the perspective of the proteome, which captures biopolymers as a group,
It is also an object of the present invention to provide a technology that serves as a component technology applicable to so-called array chip technology.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】本発明の生体高分子検出
デバイスは、測定対象の生体高分子と結合できる部位
（結合部位）を持つ部材（検出用部材）を備え、且つ該
生体高分子の検出信号として電気信号を発生させる１組
以上の電極と、これらの電極の間に測定対象の生体高分
子を含む試料液を保持するための試料液保持部と、電極
からの電気信号を処理する電気回路とを含むことを特徴
とする。The biopolymer detection device of the present invention comprises a member (detection member) having a site (binding site) capable of binding to the biopolymer to be measured, and One or more sets of electrodes that generate electric signals as detection signals, a sample liquid holding unit for holding a sample liquid containing a biopolymer to be measured between these electrodes, and an electric signal from the electrodes are processed. And an electric circuit.
【０００８】本発明の生体高分子検出デバイスでは、電
極上の検出用部材が有する結合部位に測定対象の生体高
分子が結合することによって、試料保持部に試料液を満
たす前と後で電極からの電気信号に生じる違いを基に、
測定対象生体高分子の検出と定量を行う。この検出・定
量には、予め作成しておいた校正曲線が利用される。電
極が１組だけの場合にも対象生体高分子の検出・定量が
可能である。電極が複数組の場合、それらのうちの１組
を参照用の電極として利用すれば、より精度の高い検出
・定量が可能である。In the biopolymer detection device of the present invention, the biopolymer to be measured is bound to the binding site of the detection member on the electrode, so that the sample holding portion is filled with the sample liquid and before and after the electrode is removed from the electrode. Based on the difference that occurs in the electrical signal of
Detect and quantify the biopolymer to be measured. A calibration curve prepared in advance is used for this detection / quantification. The target biopolymer can be detected and quantified even when only one set of electrodes is used. When there are a plurality of sets of electrodes, more accurate detection / quantification can be performed by using one of the sets as a reference electrode.
【０００９】[0009]
【発明の実施の形態】本発明の生体高分子検出デバイス
では、測定対象の生体高分子を検出するための結合部位
を持つ部材を用い、この部材は、蛋白質などの生体高分
子に親和性を有する分子、あるいは測定対象の生体高分
子に相互作用を及ぼす化合物から構成される。そのよう
な分子あるいは化合物の代表例は、抗体を始めとする各
種の蛋白質や、ＲＮＡ、オリゴヌクレオチドなどであ
る。それらの組み合わせである複合体を、生体高分子を
検出するための結合部位を持つ部材として使用すること
も可能であり、例として、蛋白質とヌクレオチドとの複
合体、あるいは抗体とヌクレオチドとの複合体を挙げる
ことができる。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION The biopolymer detection device of the present invention uses a member having a binding site for detecting a biopolymer to be measured, and this member has an affinity for biopolymers such as proteins. It is composed of a molecule that has, or a compound that interacts with a biopolymer to be measured. Typical examples of such molecules or compounds are various proteins such as antibodies, RNA, oligonucleotides and the like. It is also possible to use a complex that is a combination thereof as a member having a binding site for detecting a biopolymer, and as an example, a complex of a protein and a nucleotide, or a complex of an antibody and a nucleotide. Can be mentioned.
【００１０】この分子あるいは化合物は、本発明の検出
デバイスの電極上に固定される。これは、所定の分子あ
るいは化合物を含む液を電極と所定の時間接触させてお
くことで行うことができる。This molecule or compound is immobilized on the electrode of the detection device of the present invention. This can be performed by keeping a liquid containing a predetermined molecule or compound in contact with the electrode for a predetermined time.
【００１１】上記の分子あるいは化合物は、電極（ある
いは、後に説明する誘電体層と導電体層との積層体を取
り入れた電極の場合はその積層体のうちの試料液と直接
接触する導電体層）に直接固定してもよく、あるいは、
例えばチオールエーテル基（−Ｓ−）のような適当な結
合基を介して、もしくは例えばヌクレオチドなどの化合
物を介して、間接的に固定してもよい。分子あるいは化
合物の電極（あるいは導電体層）への固定は、カーボン
ナノチューブあるいはカーボンナノファイバーと呼ばれ
る材料を使って行うこともできる。カーボンナノチュー
ブあるいはカーボンナノファイバーは、上記の分子又は
化合物を固定しようとする電極（あるいは導電体層）上
に触媒（例えばＮｉなど）を配置し、熱ＣＶＤあるいは
プラズマＣＶＤで電極（あるいは導電体層）表面から垂
直方向に成長させて形成することができる。形成したカ
ーボンナノチューブあるいはカーボンナノファイバーの
先端の五員環部分は、容易に化学修飾することができ、
この特性を利用してカーボンナノチューブあるいはカー
ボンナノファイバーの先端に所定の分子又は化合物を接
合することができる。カーボンナノチューブあるいはカ
ーボンナノファイバーは固い材料なので、このような材
料を介して電極（あるいは導電体層）に結合した分子又
は化合物は、より強固に固定されることになり、例えば
粘性の高い試料液を使用する場合などに有利である（高
粘性の液を電極間に導入する際や、測定後に排出する際
には、固定された分子又は化合物にはかなりの力が作用
することになる）。The above-mentioned molecule or compound is an electrode (or, in the case of an electrode incorporating a laminate of a dielectric layer and a conductor layer, which will be described later), a conductor layer of the laminate which is in direct contact with the sample solution. ) Directly, or
It may be immobilized indirectly, for example via a suitable linking group such as a thiol ether group (-S-), or via a compound such as a nucleotide. Immobilization of molecules or compounds to electrodes (or conductor layers) can also be performed using a material called carbon nanotube or carbon nanofiber. For carbon nanotubes or carbon nanofibers, a catalyst (such as Ni) is placed on the electrode (or conductor layer) on which the above-mentioned molecule or compound is to be immobilized, and the electrode (or conductor layer) is formed by thermal CVD or plasma CVD. It can be formed by vertically growing from the surface. The formed five-membered ring portion of the carbon nanotube or carbon nanofiber can be easily chemically modified,
By utilizing this characteristic, a predetermined molecule or compound can be bonded to the tip of the carbon nanotube or carbon nanofiber. Since carbon nanotubes or carbon nanofibers are hard materials, molecules or compounds bound to the electrode (or conductor layer) through such materials will be more firmly fixed. It is advantageous when it is used (when a highly viscous liquid is introduced between electrodes or when it is discharged after measurement, a considerable force acts on the immobilized molecule or compound).
【００１２】電極は、導電性の材料から作製され、一般
には金属材料（例えばアルミニウム、銅、金など）を使
用することができる。１組の電極は、それらの間に測定
対象の生体高分子を含む試料液を保持する試料液保持部
を挟んで対向するように配置され、それにより一種のキ
ャパシタを構成する。このキャパシタ構造においては、
少なくとも一方の電極を、誘電体層を含むように構成す
ることができる。両方の電極とも誘電体層を含むように
構成する場合には、少なくとも一方の電極は、誘電体層
を介してではなく導電体層を介して試料液と間接的に接
触するようにする。例えば誘電体層を１つ含む場合、電
極は、導電体層／誘電体層／導電体層の積層構造となる
ようにして、測定対象の生体高分子を検出するための結
合部位を持つ部材は試料液と接する導電体層に固定され
る。１つの電極が複数の誘電体層を含んでもよく、この
場合隣り合う誘電体層の間には導電体層が挿入される。
このように誘電体層を含む電極を用いるのは、試料液を
間に挟むキャパシタのキャパシタンスを変更し、それに
よりデバイスの感度を変えるのに有効である。誘電体層
は、例えばＳｉＯ2、ＳｉＯＮ、Ｓｉ3Ｎ4、炭素系誘電
材料、酸化タンタルなどを用いて形成することができ
る。また、複数の導電体層を含む積層構造の場合、導電
体層は同じ材料から製作してもよく、あるいは異なる材
料で製作してもよい。同様に、積層構造中に複数の誘電
体層がある場合、それらも同じ材料から製作してもよ
く、あるいは異なる材料から製作してもよい。The electrodes are made of an electrically conductive material, and generally metallic materials (for example, aluminum, copper, gold, etc.) can be used. The pair of electrodes are arranged so as to face each other with a sample liquid holding unit holding a sample liquid containing a biopolymer to be measured sandwiched therebetween, thereby forming a kind of capacitor. In this capacitor structure,
At least one electrode can be configured to include a dielectric layer. When both electrodes are configured to include the dielectric layer, at least one of the electrodes is in indirect contact with the sample liquid not through the dielectric layer but through the conductor layer. For example, when one dielectric layer is included, the electrode has a laminated structure of conductor layer / dielectric layer / conductor layer, and a member having a binding site for detecting a biopolymer to be measured is It is fixed to the conductor layer in contact with the sample solution. One electrode may include a plurality of dielectric layers, in which case a conductor layer is inserted between adjacent dielectric layers.
The use of the electrode including the dielectric layer is effective for changing the capacitance of the capacitor sandwiching the sample liquid and thereby changing the sensitivity of the device. The dielectric layer can be formed using, for example, SiO 2 , SiON, Si 3 N 4 , a carbon-based dielectric material, tantalum oxide, or the like. In the case of a laminated structure including a plurality of conductor layers, the conductor layers may be made of the same material or different materials. Similarly, if there are multiple dielectric layers in the stack, they may also be made from the same material or different materials.
【００１３】本発明の生体高分子検出デバイスは、測定
対象とする蛋白質などの生体高分子に親和性を有する分
子あるいは測定対象の生体高分子に相互作用を及ぼす化
合物を固定した１組以上のキャパシタ電極を用い、対象
生体高分子がそれに結合することによって生じるキャパ
シタ電極間のキャパシタンスの変化に伴うシグナルの変
化に基づいて、試料中に存在する特定の生体高分子を検
出・定量するものである。検出・定量のためには、予め
作成しておいた校正曲線（検量線）を利用することがで
きる。測定対象の生体高分子の検出と定量は、検出デバ
イスにおける電極が１組だけの場合でも可能である。生
体高分子の検出に有効である分子あるいは化合物を固定
した電極を２組以上使用すれば、対象生体高分子がそれ
に結合することによって生じるシグナルとそのシグナル
を発する電極との対応関係に基づいて、試料中に存在す
る複数種の生体高分子を一括して検出・定量することも
できる。The biopolymer detection device of the present invention comprises one or more sets of capacitors on which molecules having an affinity for a biopolymer such as a protein to be measured or compounds having an interaction with the biopolymer to be measured are fixed. It is intended to detect and quantify a specific biopolymer present in a sample based on a change in signal due to a change in capacitance between capacitor electrodes caused by binding of a target biopolymer to an electrode. For detection / quantification, a calibration curve (calibration curve) created in advance can be used. The biopolymer to be measured can be detected and quantified even when the detection device has only one set of electrodes. If two or more sets of electrodes on which molecules or compounds that are effective for detecting biopolymers are fixed, based on the correspondence between the signal generated by the binding of the target biopolymer and the electrode that emits the signal, It is also possible to collectively detect and quantify multiple types of biopolymers present in a sample.
【００１４】対象生体高分子が結合することにより生じ
るキャパシタ電極間のキャパシタンスの変化に伴い変化
するシグナルとしての電気信号は、検出デバイスに含ま
れる電気回路により処理される。ここでの電気信号は、
具体的には、電極間に蓄積された電荷量（電極間容量）
の変化、あるいはその電荷量の差が原因となって、１組
の電極（生体高分子を結合させる方の電極）と別の１組
の電極（生体高分子を結合しない参照電極）間に流れる
電流等として検出される。例えば、電荷量の変化は電量
計で、電流は電流計で測定され、あるいは、トランジス
ター、ＭＩＳ構造デバイス、ｐｎ接合を使ったデバイ
ス、ショットキー接合を使ったデバイス、又はそれらの
組み合わせを使用して測定してもよい。このような測定
手段は、本発明の検出デバイスの内部に含めてもよく、
あるいは外部に設けてもよい。本発明の検出デバイスに
おける電気信号を処理する電気回路は、前者の場合その
ような測定手段を包含するように構成され、後者の場合
には外部の測定計器への連絡（電気的接続）に当てら
れ、従って検出自体はデバイスの外部で行われる（すな
わちこの場合の検出デバイスの電気回路での処理は電気
信号の外部への伝達を意味する）。An electric signal as a signal that changes with a change in capacitance between the capacitor electrodes caused by binding of the target biopolymer is processed by an electric circuit included in the detection device. The electrical signal here is
Specifically, the amount of charge accumulated between electrodes (interelectrode capacitance)
Flow between one pair of electrodes (the one that binds the biopolymer) and another pair of electrodes (the reference electrode that does not bind the biopolymer) due to the change in It is detected as an electric current. For example, the change in charge is measured with a coulometer and the current is measured with an ammeter, or using a transistor, a MIS structure device, a device using a pn junction, a device using a Schottky junction, or a combination thereof. You may measure. Such measuring means may be included inside the detection device of the invention,
Alternatively, it may be provided outside. The electrical circuit for processing electrical signals in the detection device according to the invention is arranged in the former case to include such measuring means and in the latter case for the connection (electrical connection) to an external measuring instrument. Therefore, the detection itself takes place outside the device (ie the processing in the electrical circuit of the detection device in this case means the transmission of the electrical signal to the outside).
【００１５】本発明の生体高分子検出デバイスには、そ
の電気回路を外部の別の電気回路につなぐための端子
（引き出し電極）を設けることができる。電極間に蓄積
された電荷量の変化をみるデバイスの場合、その最も簡
単な態様では、デバイスは端子を１つだけ持てば、接地
された外部の電量計による測定が可能になる。The biopolymer detection device of the present invention can be provided with a terminal (lead-out electrode) for connecting the electric circuit to another external electric circuit. In the simplest form of a device that looks at the change in the amount of charge stored between the electrodes, the device has only one terminal, allowing measurement by an external grounded coulometer.
【００１６】本発明のデバイスには、生体高分子を含む
試料液を測定の間電極間に保持するための試料液保持部
が必要である。この試料液保持部は、キャパシタ構造の
電極間の間隙部分でよい。保持部へ試料液を供給するた
め、また保持部から試料液を排出するための流路など
を、保持部につなげることが可能である。The device of the present invention requires a sample liquid holding section for holding a sample liquid containing a biopolymer between electrodes during measurement. The sample liquid holding portion may be a gap portion between the electrodes of the capacitor structure. It is possible to connect a channel for supplying the sample solution to the holding section and for discharging the sample solution from the holding section to the holding section.
【００１７】本発明のデバイスは、好ましくは、半導体
デバイスなどの製造で使用されるホトグラフィや成膜手
法を利用して、同一の基板上に作製される。基板として
は、シリコン基板あるいはサファイア基板などを使用す
ることができる。The device of the present invention is preferably manufactured on the same substrate by utilizing the photography and film forming technique used in the manufacture of semiconductor devices and the like. A silicon substrate, a sapphire substrate, or the like can be used as the substrate.
【００１８】本発明による生体高分子検出デバイスは、
いわゆるプロテインチップに相当するものであり、例え
ば糖尿病において肝細胞がインシュリンの受容状態に応
じて細胞内グリコーゲン代謝を切り換えるなどの場合
に、インシュリン受容体からグリコーゲン分解酵素に至
る一連の蛋白質相互作用ネットワークの一部が低下ない
し昂進していることを捉えようとするものである。この
技術を使うことによって、リン酸化や糖鎖付加などのい
わゆる翻訳後修飾も含めて、蛋白質のポピュレーション
を捉えることが可能になる。これにより、従来のように
症状として現れた現象を大括りにして糖尿病と捉えるの
ではなく、相互作用ネットワークに係わるある特定の蛋
白質の機能低下が糖代謝の不全を起こしているなどを把
握できるようになり、機能不全の原因に対応して適切な
診断と治療、並びに治療結果の検証が可能になる。もち
ろん同様の手法は、糖尿病に限らず、高血圧症、高脂血
症その他の多因子性疾患全般に対して適用が可能であ
る。The biopolymer detection device according to the present invention comprises:
It is equivalent to a so-called protein chip, for example, in the case of diabetes where hepatocytes switch intracellular glycogen metabolism in accordance with the insulin accepting state, a series of protein interaction networks from insulin receptor to glycogen degrading enzyme It tries to catch that a part is decreasing or advancing. By using this technique, it becomes possible to capture the protein population including so-called post-translational modifications such as phosphorylation and glycosylation. As a result, it is possible to grasp the fact that the phenomenon that appears as a symptom as a whole is not considered as diabetes as a whole, but that the functional decline of a specific protein involved in the interaction network causes glucose metabolism failure. Therefore, it becomes possible to appropriately diagnose and treat the cause of the malfunction and verify the treatment result. Of course, the same method can be applied not only to diabetes but also to hypertension, hyperlipidemia and other multifactorial diseases in general.
【００１９】[0019]
【実施例】次に、実施例を参照して本発明を更に説明す
るが、本発明はこれらの例に限定されるものではない。EXAMPLES Next, the present invention will be further described with reference to examples, but the present invention is not limited to these examples.
【００２０】（実施例１）ここでは、生体高分子検出デ
バイスの作製を説明する。図１（ａ）に示すように、シ
リコン基板１０上に順次形成したＴｉ、Ｐｔ、Ａｕ、Ｐ
ｔ、Ｔｉの各膜からなる金属層をパターニングして、配
線１２を形成した。この例で参照する図面のうち、図１
（ａ）のみは上面図であり、その他の図は断面図として
示されている。また、簡単にするため、配線１２は図１
（ａ）にのみ図示されており、そして共通のシリコン基
板上に多数のデバイスを同時に製作したが、この例に関
連する図１〜３においては、単一の試料液保持部の近傍
のみが図示されている。(Example 1) Here, the production of a biopolymer detection device will be described. As shown in FIG. 1A, Ti, Pt, Au, P sequentially formed on the silicon substrate 10.
The wiring 12 was formed by patterning the metal layer made of each film of t and Ti. Of the drawings referred to in this example, FIG.
Only (a) is a top view and the other figures are shown as sectional views. For simplicity, the wiring 12 is shown in FIG.
Although only shown in (a) and a large number of devices were simultaneously manufactured on a common silicon substrate, in FIGS. 1 to 3 related to this example, only the vicinity of a single sample solution holding part is shown. Has been done.
【００２１】次に、図１（ｂ）に示すように、配線を形
成したシリコン基板１０の表面にＳｉＯ2膜１４（厚さ
１μｍ）を形成し、その上に形成したレジストパターン
１６をマスクにＳｉＯ2膜１４をドライエッチングでパ
ターニングして、溝１８を形成した。続いて、基板の全
面にＡｕ膜（図示せず）を形成し、リフトオフ法により
レジストパターン１６とその上のＡｕ膜を除去して、図
１（ｃ）に示すように、ＳｉＯ2膜１４の溝１８（図１
（ｂ））内にＡｕ導体２０を充填した。このＡｕ導体２
０は、シリコン基板１０上の配線１２の一方の先端部１
２ａ（図１（ａ））の上に位置するようにされている。Next, as shown in FIG. 1B, a SiO 2 film 14 (thickness 1 μm) is formed on the surface of the silicon substrate 10 on which the wiring is formed, and the resist pattern 16 formed thereon is used as a mask. The SiO 2 film 14 was patterned by dry etching to form a groove 18. Then, an Au film (not shown) is formed on the entire surface of the substrate, and the resist pattern 16 and the Au film on the resist pattern 16 are removed by a lift-off method to remove the SiO 2 film 14 as shown in FIG. 1C. Groove 18 (Fig. 1
The (b)) was filled with the Au conductor 20. This Au conductor 2
0 is one end portion 1 of the wiring 12 on the silicon substrate 10.
2a (FIG. 1 (a)).
【００２２】次に、図１（ｄ）に示すように、ＳｉＯ2
膜１４の上に別のＳｉＯ2膜２２（厚さ１μｍ）を形成
し、その上に形成したレジストパターン２４をマスクに
ＳｉＯ 2膜２２、１４を順次ドライエッチングして、溝
２６を形成した。次いで、基板の全面にＳｉ3Ｎ4膜（図
示せず）を形成し、リフトオフ法によりレジストパター
ン２４とその上のＳｉ3Ｎ4膜を除去し、図２（ａ）に示
すように、溝２６（図１（ｄ））内にＳｉ3Ｎ4誘電体２
８を充填した。こうして充填されたＳｉ3Ｎ4誘電体２８
の高さは、下層のＳｉＯ2膜１４の厚さとほぼ等しくな
っている。Next, as shown in FIG. 1D, SiO2
Another SiO on the film 142Form the film 22 (thickness 1 μm)
And using the resist pattern 24 formed thereon as a mask
SiO 2The films 22 and 14 are sequentially dry-etched to form a groove.
26 was formed. Then, on the entire surface of the substrate, Si3NFourMembrane (figure
(Not shown) is formed, and the resist pattern is formed by the lift-off method.
24 and Si on it3NFourThe film was removed and shown in Figure 2 (a).
As shown in FIG.3NFourDielectric 2
8 was filled. Si filled in this way3NFourDielectric 28
The height of the2Is almost equal to the thickness of the film 14
ing.
【００２３】続いて、図２（ｂ）に示すように、上層の
ＳｉＯ2膜２２を覆ってレジストパターン３０を形成
し、これをマスクにＳｉＯ2膜２２、１４を順次ドライ
エッチングして、デバイスの試料液保持部となる、両側
にＡｕ導体２０が露出された溝３２を形成した。[0023] Subsequently, as shown in FIG. 2 (b), a resist pattern 30 is formed over the upper layer of the SiO 2 film 22, which are sequentially dry-etched using the SiO 2 film 22 and 14 as a mask, the device A groove 32 was formed on both sides of which the Au conductor 20 was exposed, which was to be a sample liquid holding portion.
【００２４】レジストパターン３０を剥離後、溝３２内
にオリゴヌクレオチドを含む溶液を満たし、室温で２４
時間オリゴヌクレオチド（図示せず）をＡｕ導体２０と
反応させてそれに結合させ、図２（ｃ）に示すとおり
の、キャパシタ３６ａと３６ｂに挟まれた試料液保持部
３８を含む生体高分子検出デバイス４０を得た。After peeling off the resist pattern 30, the groove 32 is filled with a solution containing an oligonucleotide, and the groove 32 is kept at room temperature for 24 hours.
A time polymer (not shown) reacts with the Au conductor 20 to bind to it, and the biopolymer detection device including the sample liquid holding part 38 sandwiched between the capacitors 36a and 36b as shown in FIG. 2 (c). 40 was obtained.
【００２５】図３に、このデバイスの試料液保持部３８
の部分を拡大して示す。試料液保持部３８の両側に露出
しているＡｕ導体の表面に、多数のオリゴヌクレオチド
４２の一端が結合されている。FIG. 3 shows a sample liquid holding portion 38 of this device.
The portion of is shown enlarged. One end of a large number of oligonucleotides 42 is bonded to the surface of the Au conductor exposed on both sides of the sample liquid holding portion 38.
【００２６】（実施例２）実施例１で説明した方法にな
らって、図４に示す構成の生体高分子検出デバイス１０
０を作製した。実施例１で説明したデバイスでは、試料
液保持部を挟む流側の電極が、２つのＡｕ膜とその間の
Ｓｉ3Ｎ4誘電体膜からなるキャパシタ構造を持っていた
が、２つの試料液保持部１０２と１０２’を有するこの
例におけるデバイス１００においては、各試料液保持部
１０２、１０２’の片側の電極１０４、１０４’はそれ
ぞれ、２つのＡｕ導体層１０８ａと１０８ｂ、１０８
ａ’と１０８ｂ’及びその間に挿入されたＳｉ3Ｎ4誘電
体層１１０ａ、１１０ａ’からなるキャパシタ１１２、
１１２’を形成し、そして試料液保持部を挟んで対向す
る電極１０６、１０６’はそれぞれ、Ａｕ導体層１０８
ｃ、１０８ｃ’とＳｉ3Ｎ4誘電体層１１０ｂ、１１０
ｂ’の２つからなり、そして試料液保持部１０２、１０
２’を挟んで対向するＡｕ導体層１０８ｂ、１０８ｂ’
とともに、それぞれキャパシタ１１２、１１２’と直列
につながるキャパシタ１１４、１１４’を形成してい
る。外部の回路への接続用に、電極１０４、１０６、１
０４’、１０６’におのおのつながる引き出し電極１２
０、１２２、１２０’、１２２’を設けた。(Embodiment 2) The biopolymer detection device 10 having the structure shown in FIG. 4 was used according to the method described in Embodiment 1.
0 was produced. In the device described in Example 1, the electrodes on the flow side sandwiching the sample liquid holding portion had a capacitor structure composed of two Au films and a Si 3 N 4 dielectric film between them. In the device 100 in this example having the parts 102 and 102 ′, the electrodes 104 and 104 ′ on one side of each sample solution holding part 102 and 102 ′ have two Au conductor layers 108 a and 108 b and 108, respectively.
a ', 108b' and a capacitor 112 composed of Si 3 N 4 dielectric layers 110a, 110a 'inserted between them;
Electrodes 106 and 106 ′ that form the reference numeral 112 ′ and face each other with the sample solution holding portion interposed therebetween are respectively formed by the Au conductor layer 108.
c, 108c 'and Si 3 N 4 dielectric layers 110b, 110
b ′, and the sample solution holders 102, 10
Au conductor layers 108b and 108b 'that face each other with 2'in between.
At the same time, capacitors 114 and 114 'connected in series with the capacitors 112 and 112', respectively, are formed. Electrodes 104, 106, 1 for connection to external circuitry
Leader electrode 12 connected to each of 04 'and 106'
0, 122, 120 ', 122' are provided.
【００２７】試料液保持部１０２、１０２’に露出して
いるＡｕ導体層１０８ｂ、１０８ｂ’には、抗体を含む
溶液を試料液保持部１０２、１０２’に満たし、室温で
２４時間放置することで、抗体を結合させた。抗体を含
む溶液、及び測定時の試料液を試料液保持部１０２、１
０２’に満たすのを容易にするため、この例のデバイス
１００には、試料液保持部１０２、１０２’に通じる流
路１１６ａ、１１６ｂ、１１６ａ’、１１６ｂ’が設け
てある。試料液保持部１０２、１０２’には、これらの
流路を使って溶液を満たすだけでなく、溶液を流すこと
もできる。試料液保持部の長さと幅は、それぞれ約１ｍ
ｍ及び約１μｍであった。The Au conductor layers 108b and 108b ′ exposed on the sample liquid holding portions 102 and 102 ′ are filled with a solution containing an antibody on the sample liquid holding portions 102 and 102 ′ and left at room temperature for 24 hours. , Antibody conjugated. The solution containing the antibody and the sample solution at the time of measurement are sample solution holding portions 102, 1
To facilitate the filling of the sample liquid 02 ', the device 100 of this example is provided with channels 116a, 116b, 116a', 116b 'leading to the sample liquid holding portions 102, 102'. The sample liquid holding portions 102 and 102 ′ can be used not only to fill the solution with these channels but also to flow the solution. The length and width of the sample solution holder are each about 1 m
m and about 1 μm.
【００２８】この例で使用した測定系を図５に模式的に
示す。この図では、図４に示したデバイスに対応して、
左側に試料液保持部１０２の検出系１３０を、右側に試
料液保持部１０２’の検出系１３０’を示している。試
料液保持部１０２、１０２’に露出されているＡｕ導体
層１０８ｂ、１０８ｂ’には、測定開始前において抗体
１３２が結合している。The measuring system used in this example is schematically shown in FIG. In this figure, corresponding to the device shown in FIG.
The detection system 130 of the sample liquid holding unit 102 is shown on the left side, and the detection system 130 'of the sample liquid holding unit 102' is shown on the right side. The antibody 132 is bound to the Au conductor layers 108b and 108b ′ exposed in the sample liquid holding portions 102 and 102 ′ before the measurement is started.
【００２９】検出系１３０及び検出系１３０’の電極１
０４−１０６間及び１０４’−１０６’間に、直流バイ
アス源（図示せず）により直流バイアスを印加すること
によってキャパシタ１１２及び１１２’にそれぞれ電荷
を蓄積した。一度バイアス印加用の回路を外し、電極１
０６と電極１０６’にそれぞれ溜まっている電荷に相違
があった場合に流れる電極１２２−１２２’間の電流を
検流計１４０を使って、次のように測定した。Electrode 1 of detection system 130 and detection system 130 '
A charge was stored in the capacitors 112 and 112 'by applying a DC bias between 04-106 and 104'-106' by a DC bias source (not shown). Once the circuit for bias application is removed, the electrode 1
The current between the electrodes 122-122 ′ flowing when the charges accumulated in the electrode 06 and that in the electrode 106 ′ are different was measured using the galvanometer 140 as follows.
【００３０】試料液保持部１０２、１０２’に、流路１
１６ａ、１１６ａ’（図４）から抗体１３２と結合する
蛋白質の入っていないサンプルを流し、そして電極１２
０−１２２間及び電極１２０’−１２２’間に同値の直
流バイアスを印加後、バイアス印加用の回路を外した。
電極１２２−１２２’間に検流計１４０をつないで電極
１２２−１２２’間に流れる電流を測定し、電流が検出
されないことを確認した。The flow path 1 is provided in the sample liquid holding portions 102 and 102 '.
16a, 116a ′ (FIG. 4) was run with a sample free of protein that binds to antibody 132, and electrode 12
After applying a DC bias of the same value between 0-122 and between the electrodes 120'-122 ', the circuit for bias application was removed.
A galvanometer 140 was connected between the electrodes 122-122 'and the current flowing between the electrodes 122-122' was measured to confirm that no current was detected.
【００３１】次に、試料液保持部１０２、１０２’に抗
体１３２と結合する蛋白質の入ったサンプルを流し、そ
して電極１２０−１２２間及び電極１２０’−１２２’
間に同値の直流バイアスを印加後、バイアス印加用の回
路を外した。電極１２２−１２２’間に検流計１４０を
つないで電極１２２−１２２’間に流れる電流を測定
し、電流が検出されないことを確認した。Next, the sample containing the protein that binds to the antibody 132 is flown through the sample solution holding portions 102 and 102 ', and the space between the electrodes 120-122 and the electrodes 120'-122'.
After applying a DC bias of the same value in between, the circuit for bias application was removed. A galvanometer 140 was connected between the electrodes 122-122 'and the current flowing between the electrodes 122-122' was measured to confirm that no current was detected.
【００３２】続いて、検出系１３０の試料液保持部１０
２に抗体１３２と結合する蛋白質の入っていないサンプ
ルを、検出系１３０’の試料液保持部１０２’に抗体１
３２と結合する蛋白質１３４の入ったサンプル（このサ
ンプルの溶媒条件は蛋白質の入っていないサンプルのそ
れと同じであった）を流し、そして電極１２０−１２２
間及び電極１２０’−１２２’間に同値の直流バイアス
を印加後、バイアス印加用の回路を外した。電極１２２
−１２２’間に検流計１４０をつないで電極１２２−１
２２’間に流れる電流を測定したところ、電流を検出す
ることができた。Subsequently, the sample liquid holding section 10 of the detection system 130
A sample containing no protein that binds to the antibody 132 in 2 is added to the sample solution holding unit 102 'of the detection system 130'.
A sample containing protein 134 that binds 32 (the solvent conditions of this sample were the same as those of the protein-free sample) and electrodes 120-122 were run.
After applying a DC bias of the same value between the electrodes and between the electrodes 120'-122 ', the circuit for bias application was removed. Electrode 122
The galvanometer 140 is connected between -122 'and the electrode 122-1.
When the current flowing between 22 'was measured, the current could be detected.
【００３３】抗体と結合する蛋白質１３４の濃度を変え
たサンプルを使って同様の測定を行い、蛋白質濃度と電
流値をプロットして蛋白質濃度と電流値との校正曲線を
作成した。The same measurement was carried out using samples in which the concentration of the protein 134 binding to the antibody was changed, and the protein concentration and the current value were plotted to prepare a calibration curve of the protein concentration and the current value.
【００３４】図６に、校正曲線を利用して測定対象蛋白
質の定量を行う場合の手順を示すフローチャートを示
す。FIG. 6 shows a flow chart showing the procedure for quantifying the protein to be measured using the calibration curve.
【００３５】本発明は、以上説明したとおりであるが、
その特徴を種々の態様ととも付記すれば、次のとおりで
ある。
（付記１）測定対象の生体高分子と結合できる部位を持
つ部材を備え、且つ該生体高分子の検出信号として電気
信号を発生させる１組以上の電極と、これらの電極の間
に測定対象の生体高分子を含む試料液を保持するための
試料液保持部と、電極からの電気信号を処理する電気回
路とを含むことを特徴とする生体高分子検出デバイス。
（付記２）生体高分子と結合できる部位を持つ前記部材
が、当該生体高分子に親和性を有する分子又は当該生体
高分子に相互作用を及ぼす化合物、あるいはそれらの組
み合わせである複合体から構成されることを特徴とす
る、付記１記載の生体高分子検出デバイス。
（付記３）生体高分子と結合できる部位を持つ前記部材
が蛋白質であることを特徴とする、付記１記載の生体高
分子検出デバイス。
（付記４）前記蛋白質が抗体であることを特徴とする、
付記２記載の生体高分子検出デバイス。
（付記５）生体高分子と結合できる部位を持つ前記部材
がＲＮＡであることを特徴とする、付記１記載の生体高
分子検出デバイス。
（付記６）生体高分子と結合できる部位を持つ前記部材
がオリゴヌクレオチドであることを特徴とする、付記１
記載の生体高分子検出デバイス。
（付記７）前記複合体が、蛋白質とヌクレオチドとの組
み合わせ又は抗体とヌクレオチドとの組み合わせである
ことを特徴とする、付記２記載の生体高分子検出デバイ
ス。
（付記８）生体高分子と結合できる部位を持つ前記部材
が前記電極上に直接設けられていることを特徴とする、
付記１から７までのいずれか一つに記載の生体高分子検
出デバイス。
（付記９）生体高分子と結合できる部位を持つ前記部材
がチオールエーテル結合を介して前記電極に接合されて
いることを特徴とする、付記１から７までのいずれか一
つに記載の生体高分子検出デバイス。
（付記１０）生体高分子と結合できる部位を持つ前記部
材がヌクレオチドを介して前記電極に接合されているこ
とを特徴とする、付記１から７までのいずれか一つに記
載の生体高分子検出デバイス。
（付記１１）生体高分子と結合できる部位を持つ前記部
材がカーボンナノチューブ又はカーボンナノファイバー
を介して前記電極に接合されていることを特徴とする、
付記１から７までのいずれか一つに記載の生体高分子検
出デバイス。
（付記１２）１組の電極のうちの一方が１以上の誘電体
層を含むことを特徴とする、付記１から７までのいずれ
か一つに記載の生体高分子検出デバイス。
（付記１３）前記誘電体層を含む前記電極が前記試料液
保持部に露出していることを特徴とする、付記１２記載
の生体高分子検出デバイス。
（付記１４）前記誘電体層を含む前記電極が前記試料液
保持部に露出される導電体層を有することを特徴とす
る、付記１２記載の生体高分子検出デバイス。
（付記１５）１組の電極のうちの双方が１以上の誘電体
層を含むことを特徴とする、付記１から７までのいずれ
か一つに記載の生体高分子検出デバイス。
（付記１６）前記１組の電極のうちの一方が前記試料液
保持部に露出される誘電体層を有し、他方が前記試料液
保持部に露出される導電体層を有することを特徴とす
る、付記１５記載の生体高分子検出デバイス。
（付記１７）前記１組の電極の両方が前記試料液保持部
に露出される導電体層を有することを特徴とする、付記
１５記載の生体高分子検出デバイス。
（付記１８）生体高分子と結合できる部位を持つ前記部
材が、前記試料液保持部に露出される導電体層にチオー
ルエーテル結合を介して接合されていることを特徴とす
る、付記１４、１６又は１７記載の生体高分子検出デバ
イス。
（付記１９）生体高分子と結合できる部位を持つ前記部
材が、前記試料液保持部に露出される導電体層にヌクレ
オチドを介して接合されていることを特徴とする、付記
１４、１６又は１７記載の生体高分子検出デバイス。
（付記２０）生体高分子と結合できる部位を持つ前記部
材が、前記試料液保持部に露出される導電体層にカーボ
ンナノチューブ又はカーボンナノファイバーを介して接
合されていることを特徴とする、付記１４、１６又は１
７記載の生体高分子検出デバイス。
（付記２１）前記電極からの電気信号を、生体高分子と
結合できる前記部位に測定対象生体高分子が結合した前
後の当該電極間の蓄積電荷量の違いに起因する電気信号
の違いとして検出するようにすることを特徴とする、付
記１から２０までのいずれか一つに記載の生体高分子検
出デバイス。
（付記２２）前記電気信号の検出に、電流計、電圧計、
トランジスター、ＭＩＳ構造デバイス、ｐｎ接合を使っ
たデバイス、ショットキー接合を使ったデバイス、及び
それらの組み合わせのうちから選ばれる検出手段を使用
することを特徴とする、付記２１記載の生体高分子検出
デバイス。
（付記２３）前記検出手段を当該デバイスに組み込んで
いることを特徴とする、付記２２記載の生体高分子検出
デバイス。
（付記２４）前記電極からの電気信号を、生体高分子と
結合できる前記部位に測定対象生体高分子が結合した前
後の当該電極間の蓄積電荷量自体の違いとして検出する
ようにすることを特徴とする、付記１から２０までのい
ずれか一つに記載の生体高分子検出デバイス。
（付記２５）前記蓄積電荷量の違いを、生体高分子と結
合できる前記部位に測定対象生体高分子が結合した１組
の電極の蓄積電荷量と、生体高分子が結合していない別
の１組の参照電極の蓄積電荷量とを比較して求めること
を特徴とする、付記２４記載の生体高分子検出デバイ
ス。
（付記２６）前記電極からの電気信号を、生体高分子と
結合できる前記部位に測定対象生体高分子が結合した前
後の１組の電極と、生体高分子が結合していない別の１
組の参照電極との間を流れる電流の違いとして検出する
ようにすることを特徴とする、付記２１から２３までの
いずれか一つに記載の生体高分子検出デバイス。
（付記２７）外部の電気回路へ接続するための端子を更
に含む、付記１から２６までのいずれか一つに記載の生
体高分子検出デバイス。
（付記２８）１組の電極間に蓄積された電荷量を測定す
るための端子が１つだけ設けられている、付記２４記載
の生体高分子検出デバイス。The present invention is as described above,
The features will be described below together with various aspects. (Supplementary Note 1) One or more sets of electrodes, each of which includes a member having a site capable of binding to a biopolymer to be measured and which generates an electric signal as a detection signal of the biopolymer, and a measurement target between these electrodes. A biopolymer detection device comprising: a sample solution holding unit for holding a sample solution containing a biopolymer; and an electric circuit for processing an electric signal from an electrode. (Supplementary Note 2) The member having a site capable of binding to a biopolymer is composed of a molecule having an affinity for the biopolymer, a compound that interacts with the biopolymer, or a complex that is a combination thereof. The biopolymer detection device according to appendix 1, characterized in that: (Supplementary note 3) The biopolymer detection device according to supplementary note 1, wherein the member having a site capable of binding to a biopolymer is a protein. (Supplementary Note 4) The protein is an antibody,
The biopolymer detection device according to attachment 2. (Supplementary note 5) The biopolymer detection device according to supplementary note 1, wherein the member having a site capable of binding to a biopolymer is RNA. (Supplementary note 6) The supplementary note 1, wherein the member having a site capable of binding to a biopolymer is an oligonucleotide.
The biopolymer detection device described. (Supplementary Note 7) The biopolymer detection device according to Supplementary Note 2, wherein the complex is a combination of a protein and a nucleotide or a combination of an antibody and a nucleotide. (Supplementary Note 8) The member having a site capable of binding to a biopolymer is directly provided on the electrode,
8. The biopolymer detection device according to any one of appendices 1 to 7. (Supplementary note 9) The biological height according to any one of supplementary notes 1 to 7, characterized in that the member having a site capable of binding to a biopolymer is joined to the electrode through a thiol ether bond. Molecular detection device. (Supplementary note 10) The biopolymer detection according to any one of supplementary notes 1 to 7, characterized in that the member having a site capable of binding to a biopolymer is bonded to the electrode via a nucleotide. device. (Supplementary Note 11) The member having a site capable of binding to a biopolymer is bonded to the electrode via a carbon nanotube or a carbon nanofiber,
8. The biopolymer detection device according to any one of appendices 1 to 7. (Supplementary Note 12) The biopolymer detection device according to any one of Supplementary notes 1 to 7, wherein one of the electrodes in the set includes one or more dielectric layers. (Supplementary note 13) The biopolymer detection device according to supplementary note 12, wherein the electrode including the dielectric layer is exposed to the sample liquid holding portion. (Supplementary note 14) The biopolymer detection device according to supplementary note 12, wherein the electrode including the dielectric layer has a conductor layer exposed to the sample liquid holding portion. (Supplementary note 15) The biopolymer detection device according to any one of supplementary notes 1 to 7, characterized in that both of the pair of electrodes include one or more dielectric layers. (Supplementary Note 16) One of the pair of electrodes has a dielectric layer exposed to the sample liquid holding portion, and the other has a conductor layer exposed to the sample liquid holding portion. The biopolymer detection device according to appendix 15. (Supplementary Note 17) The biopolymer detection device according to Supplementary Note 15, wherein both of the one set of electrodes have a conductor layer exposed to the sample liquid holding portion. (Supplementary Note 18) The supplementary notes 14 and 16, wherein the member having a site capable of binding to a biopolymer is bonded to a conductor layer exposed in the sample solution holding portion via a thiol ether bond. Or the biopolymer detection device according to item 17. (Supplementary note 19) The supplementary note 14, 16 or 17 characterized in that the member having a site capable of binding to a biopolymer is bonded to a conductor layer exposed in the sample solution holding portion via a nucleotide. The biopolymer detection device described. (Additional remark 20) The member having a site capable of binding to a biopolymer is bonded to a conductor layer exposed in the sample liquid holding portion via a carbon nanotube or a carbon nanofiber. 14, 16 or 1
7. The biopolymer detection device according to 7. (Supplementary Note 21) An electric signal from the electrode is detected as a difference in electric signal due to a difference in accumulated charge amount between the electrodes before and after the biopolymer to be measured is bound to the site capable of binding to the biopolymer. 21. The biopolymer detection device according to any one of appendices 1 to 20, characterized in that. (Supplementary note 22) An ammeter, a voltmeter, and
22. A biopolymer detection device according to appendix 21, characterized by using a detection means selected from a transistor, a MIS structure device, a device using a pn junction, a device using a Schottky junction, and a combination thereof. . (Supplementary note 23) The biopolymer detection device according to supplementary note 22, wherein the detection means is incorporated in the device. (Supplementary Note 24) An electric signal from the electrode is detected as a difference in accumulated charge amount between the electrodes before and after the biopolymer to be measured is bound to the site capable of binding to the biopolymer. The biopolymer detection device according to any one of Supplementary Notes 1 to 20. (Supplementary Note 25) The difference in the accumulated charge amount can be calculated by comparing the accumulated charge amount of one set of electrodes in which the biopolymer to be measured is bound to the site capable of binding to the biopolymer and the difference of the other amount in which the biopolymer is not bound. 25. The biopolymer detection device according to appendix 24, wherein the biopolymer detection device is obtained by comparing the accumulated charge amounts of the reference electrodes of the set. (Supplementary note 26) A pair of electrodes before and after the biopolymer to be measured is bound to the site where the electrical signal from the electrode can be bound to the biopolymer, and another set in which the biopolymer is not bound
24. The biopolymer detection device according to any one of appendices 21 to 23, which is configured to detect as a difference in current flowing between the reference electrodes of the set. (Supplementary note 27) The biopolymer detection device according to any one of supplementary notes 1 to 26, further including a terminal for connecting to an external electric circuit. (Supplementary note 28) The biopolymer detection device according to supplementary note 24, wherein only one terminal for measuring the amount of charge accumulated between the pair of electrodes is provided.
【００３６】[0036]
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
測定対象の蛋白質などの生体高分子に対して蛍光等の標
識処理を施すことなしに、生体高分子を特異的に、且つ
簡便に検出・定量することができるようになる。多数組
の電極を同一基板上に配置したアレイ状のデバイスとす
ることで、生体高分子を集団として捉えるプロテオーム
解析への応用も可能である。As described above, according to the present invention,
The biopolymer can be specifically and easily detected and quantified without subjecting the biopolymer such as the protein to be measured to labeling treatment such as fluorescence. By making an array of devices in which multiple sets of electrodes are arranged on the same substrate, it is possible to apply it to proteome analysis that captures biopolymers as a group.
【図１】実施例１で説明する生体高分子検出デバイスの
作製工程の前半を示す図である。FIG. 1 is a diagram showing a first half of a manufacturing process of a biopolymer detection device described in Example 1.
【図２】実施例１で説明する生体高分子検出デバイスの
作製工程の後半を示す図である。FIG. 2 is a diagram showing the latter half of the manufacturing process of the biopolymer detection device described in Example 1.
【図３】実施例１で作製した生体高分子検出デバイスの
試料液保持部を拡大して示す図である。FIG. 3 is an enlarged view showing a sample liquid holding portion of the biopolymer detection device produced in Example 1.
【図４】実施例２の生体高分子デバイスを示す図であ
る。4 is a diagram showing a biopolymer device of Example 2. FIG.
【図５】実施例２で使用した測定計を説明する図であ
る。FIG. 5 is a diagram illustrating a measuring instrument used in Example 2.
【図６】測定対象蛋白質の定量を行う手順を示すフロー
チャートである。FIG. 6 is a flowchart showing a procedure for quantifying a protein to be measured.
１０…シリコン基板
１２…配線
１４、２２…ＳｉＯ2膜
２０…Ａｕ導体
２８…Ｓｉ3Ｎ4誘電体
３６ａ、３６ｂ…キャパシタ
３８…試料液保持部
４０…生体高分子検出デバイス
１００…生体高分子検出デバイス
１０２、１０２’…試料液保持部
１０４、１０４’、１０６、１０６’…電極
１０８ａ〜１０８ｃ、１０８ａ’〜１０８ｃ’…Ａｕ導
体層
１１０ａ、１１０ｂ、１１０ａ’、１１０ｂ’…Ｓｉ3
Ｎ4誘電体層
１１２、１１２’…キャパシタ
１１４、１１４’…キャパシタ
１２０、１２２、１２０’、１２２’…引き出し電極
１３０、１３０’…検出系
１３２…抗体
１３４…蛋白質
１４０…検流計10 ... silicon substrate 12 ... wiring 14 and 22 ... SiO 2 film 20 ... Au conductor 28 ... Si 3 N 4 dielectric 36a, 36b ... capacitor 38 ... sample liquid holding portion 40 ... biopolymer detection device 100 ... biopolymer detection device 102, 102 '... liquid sample holding section 104, 104', 106, 106 '... electrode 108a~108c, 108a'~108c' ... Au conductor layer 110a, 110b, 110a ', 110b ' ... Si 3
N 4 dielectric layer 112, 112 '... capacitor 114, 114' ... capacitor 120,122,120 ', 122' ... lead-out electrodes 130, 130 '... detection system 132 ... antibody 134 ... protein 140 ... galvanometer
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 藤原 健志 神奈川県川崎市中原区上小田中４丁目１番 １号 富士通株式会社内 Ｆターム(参考） 2G045 DA13 DA14 DA36 FB02 FB05 GC17 JA02 2G060 AA15 AE17 AF10 AG11 FA04 KA06 4B029 AA07 AA23 BB15 BB16 BB17 BB20 CC03 FA15 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continued front page (72) Inventor Takeshi Fujiwara 4-1, Kamiodanaka, Nakahara-ku, Kawasaki-shi, Kanagawa No. 1 within Fujitsu Limited F term (reference) 2G045 DA13 DA14 DA36 FB02 FB05 GC17 JA02 2G060 AA15 AE17 AF10 AG11 FA04 KA06 4B029 AA07 AA23 BB15 BB16 BB17 BB20 CC03 FA15
Claims (10)
を持つ部材を備え、且つ該生体高分子の検出信号として
電気信号を発生させる１組以上の電極と、これらの電極
の間に測定対象の生体高分子を含む試料液を保持するた
めの試料液保持部と、電極からの電気信号を処理する電
気回路とを含むことを特徴とする生体高分子検出デバイ
ス。1. A one or more pair of electrodes, each of which has a member having a site capable of binding to a biopolymer to be measured and which generates an electric signal as a detection signal of the biopolymer, and a measurement target between these electrodes. 2. A biopolymer detection device comprising: a sample liquid holding part for holding a sample liquid containing the biopolymer of 1. and an electric circuit for processing an electric signal from an electrode.
部材が、当該生体高分子に親和性を有する分子又は当該
生体高分子に相互作用を及ぼす化合物、あるいはそれら
の組み合わせである複合体から構成されることを特徴と
する、請求項１記載の生体高分子検出デバイス。2. The member having a site capable of binding to a biopolymer is composed of a molecule having an affinity for the biopolymer, a compound that interacts with the biopolymer, or a complex of a combination thereof. The biopolymer detection device according to claim 1, wherein
部材が蛋白質、ＲＮＡ又はオリゴヌクレオチドであるこ
とを特徴とする、請求項１記載の生体高分子検出デバイ
ス。3. The biopolymer detection device according to claim 1, wherein the member having a site capable of binding to a biopolymer is a protein, RNA or an oligonucleotide.
体層を含むことを特徴とする、請求項１から３までのい
ずれか一つに記載の生体高分子検出デバイス。4. The biopolymer detection device according to claim 1, wherein one of the electrodes of the set includes one or more dielectric layers.
体層を含むことを特徴とする、請求項１から３までのい
ずれか一つに記載の生体高分子検出デバイス。5. A biopolymer detection device according to any one of claims 1 to 3, characterized in that both of the electrodes of the set include one or more dielectric layers.
と結合できる前記部位に測定対象生体高分子が結合した
前後の当該電極間の蓄積電荷量の違いに起因する電気信
号の違いとして検出するようにすることを特徴とする、
請求項１から５までのいずれか一つに記載の生体高分子
検出デバイス。6. The electric signal from the electrode is detected as a difference in electric signal due to a difference in accumulated charge amount between the electrodes before and after the biopolymer to be measured is bound to the site capable of binding to the biopolymer. Characterized in that
The biopolymer detection device according to any one of claims 1 to 5.
出手段を使用して行うことを特徴とする、請求項６記載
の生体高分子検出デバイス。7. The biopolymer detection device according to claim 6, wherein the detection is performed using a detection means incorporated in the device.
と結合できる前記部位に測定対象生体高分子が結合した
前後の当該電極間の蓄積電荷量自体の違いとして検出す
るようにすることを特徴とする、請求項１から５までの
いずれか一つに記載の生体高分子検出デバイス。8. An electric signal from the electrode is detected as a difference in accumulated charge amount between the electrodes before and after the biopolymer to be measured is bound to the site capable of binding to the biopolymer. The biopolymer detection device according to any one of claims 1 to 5, which is characterized.
と結合できる前記部位に測定対象生体高分子が結合した
前後の１組の電極と、生体高分子が結合していない別の
１組の参照電極との間を流れる電流の違いとして検出す
るようにすることを特徴とする、請求項６又は７記載の
生体高分子検出デバイス。9. One set of electrodes before and after a biopolymer to be measured is bound to the site where an electric signal from the electrode can be bound to the biopolymer, and another set where the biopolymer is not bound. The biopolymer detection device according to claim 6 or 7, wherein the detection is performed as a difference in current flowing between the reference polymer and the reference electrode.
定するための端子が１つだけ設けられている、請求項８
記載の生体高分子検出デバイス。10. Only one terminal is provided for measuring the amount of charge accumulated between a pair of electrodes.
The biopolymer detection device described.
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002096165A JP2003294677A (en) | 2002-03-29 | 2002-03-29 | Biopolymer detecting device |
| US10/284,094 US6861224B2 (en) | 2001-11-02 | 2002-10-31 | Protein detecting device |
| US11/035,726 US20050123985A1 (en) | 2001-11-02 | 2005-01-18 | Protein detecting device |
| US12/654,137 US8012720B2 (en) | 2001-11-02 | 2009-12-11 | Protein detecting device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002096165A JP2003294677A (en) | 2002-03-29 | 2002-03-29 | Biopolymer detecting device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003294677A true JP2003294677A (en) | 2003-10-15 |
Family
ID=29239349
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
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Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2003294677A (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004184414A (en) * | 2002-12-03 | 2004-07-02 | Hewlett-Packard Development Co Lp | Self-sustaining nano wire sensor and method for detecting analyte in fluid |
| JP2012118023A (en) * | 2010-12-03 | 2012-06-21 | Maruboshi Su Kk | Insulator used for pressure-resistant container sensor for measuring dielectric property |
-
2002
- 2002-03-29 JP JP2002096165A patent/JP2003294677A/en active Pending
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