JP2004205340A

JP2004205340A - Optical dna sensor and dna reading device

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Publication number: JP2004205340A
Application number: JP2002374794A
Authority: JP
Inventors: Jun Ogura; 潤小倉
Original assignee: Casio Computer Co Ltd
Current assignee: Casio Computer Co Ltd
Priority date: 2002-12-25
Filing date: 2002-12-25
Publication date: 2004-07-22
Anticipated expiration: 2022-12-25
Also published as: JP4103582B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To obtain images of high contrast showing distribution of phosphor intensity. <P>SOLUTION: This optical DNA sensor 1 is provided with a solid-state imaging device 2 formed by arranging a plurality of DG-Tr20s in matrix, a titanium oxide layer 34 formed on a surface of the solid-state imaging device 2 by coating, and a plurality of spots 60 arranged on the titanium oxide layer 34 for fixation. One spot 60 is a group of probe DNA fragments having the same nucleotide arrangement. The nucleotide arrangement is different for each of the spots 60, and these nucleotide arrangements are already known. One DG-Tr20 corresponds to one spot 60. A difference of brightness between a part of the probe DNA fragment connected to a sample DNA fragment and a part of the probe DNA fragment, which is not connected to the sample DNA fragment, becomes clear, and image of high contrast can be obtained by the solid-state imaging device 2. Which part of the image obtained by the solid-state imaging device 2 has strong intensity can be easily specified, and the base arrangement of the sample DNA fragment can be easily specified. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ＤＮＡ断片間の相補的相互作用を利用して、ＤＮＡの構造を特定するために用いられる光学的ＤＮＡセンサに関するとともに、前記ＤＮＡセンサを用いたＤＮＡ読取装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、医療分野、農業分野等の幅広い分野で生物の遺伝子情報が利用されるようになってきているが、遺伝子の利用に際しては、ＤＮＡの構造解明が不可欠である。ＤＮＡは螺旋状によじれあった二本のポリヌクレオチド鎖を有し、それぞれのポリヌクレオチド鎖は４種の塩基（アデニン：Ａ、グアニン：Ｇ、シトシン：Ｃ、チミン：Ｔ）が一次元的に並んだヌクレオチド配列を有し、アデニンとチミン、グアニンとシトシンという相補性に基づいて一方のポリヌクレオチド鎖の塩基が他方のポリヌクレオチド鎖の塩基に結合している。
【０００３】
ＤＮＡの構造解明とは、ヌクレオチド配列を特定することであるが、ＤＮＡのヌクレオチド配列を特定するためにＤＮＡマイクロアレイ及びその読取装置が開発されている。従来では、ＤＮＡマイクロアレイ及びその読取装置を用いて次のようにしてサンプルＤＮＡのヌクレオチド配列を特定する。
【０００４】
まず、既知のヌクレオチド配列を有した複数種類のプローブＤＮＡ断片をスライドガラス等の固体担体に整列固定させたＤＮＡマイクロアレイを準備する。次に、サンプルＤＮＡを一本鎖のＤＮＡ断片に変性して、変性したサンプルＤＮＡ断片に蛍光物質等を結合させる。
【０００５】
次に、サンプルＤＮＡ断片をＤＮＡマイクロアレイ上に添加すると、サンプルＤＮＡ断片は、ハイブリダイゼーションによってＤＮＡマイクロアレイ上に固定される。つまり、サンプルＤＮＡ断片の塩基は、複数種類のプローブＤＮＡ断片のうち相補性を有するＤＮＡ断片の塩基と水素結合して、二本鎖が生じる。一方、サンプルＤＮＡ断片は、相補性を有しないプローブＤＮＡ断片とは結合しない。サンプルＤＮＡ断片に蛍光物質でマーキングを施しているため、サンプルＤＮＡと結合したプローブＤＮＡ断片が蛍光を発することになる。例えば、ＴＣＧＧＧＡＡというヌクレオチド配列を有するサンプルＤＮＡ断片は、ＡＧＣＣＣＴＴというヌクレオチド配列を有するプローブＤＮＡ断片とのみ結合し、そのプローブＤＮＡ断片が蛍光を発する。
【０００６】
次いで、ＤＮＡマイクロアレイを読取装置にセッティングして、読取装置にて解析する。読取装置は、ＤＮＡマイクロアレイ上の蛍光強度分布を計測するものである。
【０００７】
読取装置は、大きくわけて二種類あり、面状光方式と共焦点レーザ方式（例えば、特許文献１参照。）がある。
面状光方式の読取装置は、励起光（主に紫外線）をＤＮＡマイクロアレイに面照射し、ＤＮＡマイクロアレイをレンズでＣＣＤイメージセンサに結像し、ＤＮＡマイクロアレイで発した蛍光をＣＣＤイメージセンサで受光し、ＤＮＡマイクロアレイの面内の蛍光強度分布をＣＣＤイメージセンサで計測するようになっている。
【０００８】
共焦点レーザ方式の読取装置は、レーザーダイオードから発した励起光をコリメーターレンズで収束し、レーザ光線をＤＮＡマイクロアレイに対して二次元走査し、レーザ光線の二次元走査と共に顕微鏡及びフォトマルも走査させ、レーザ光線により発した蛍光を顕微鏡を介してフォトマルで受光し、蛍光強度をフォトマルで計測し、二次元走査によってＤＮＡマイクロアレイの面内の蛍光強度分布を計測するようになっている。
【０００９】
何れの方式でも、ＤＮＡマイクロアレイ上の蛍光強度分布は二次元の画像として出力される。出力された画像内で蛍光強度が大きい部分には、サンプルＤＮＡ断片のヌクレオチド配列と相補的なヌクレオチド配列を有したプローブＤＮＡ断片が含まれていることを表している。従って、二次元画像中のどの部分の蛍光強度が大きいかによってサンプルＤＮＡ断片のヌクレオチド配列を確定することができる。
【００１０】
【特許文献１】
特開平９−２３９００号公報
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、共焦点レーザ方式の読取装置は、顕微鏡と、レーザ光線及び顕微鏡をＤＮＡマイクロアレイに対して走査する機構とを必要とし、そのため装置全体が大きいという問題がある。面状光方式の読取装置は、ＤＮＡマイクロアレイをＣＣＤイメージセンサに結像するレンズを必要とし、同様に装置が大型である。
【００１２】
読取装置の大型化を抑えるために、文献公知の発明ではないが、本出願人は、固体撮像デバイスの表面に複数種のプローブＤＮＡ断片を配列して固定してなる光学的ＤＮＡセンサを開発している。この光学的ＤＮＡセンサを用いてＤＮＡを特定するには、蛍光標識したサンプルＤＮＡ断片を固体撮像デバイス上の相補的なプローブＤＮＡ断片とハイブリダイゼーションさせ、この光学的ＤＮＡセンサを読取装置にセッティングする。そして、読取装置の光源から固体撮像デバイスの表面に励起光を照射すると、サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片が蛍光を発し、その部分が明るくなっている蛍光強度分布の画像を読取装置が固体撮像デバイスで読み取る。この光学的ＤＮＡセンサは、固体撮像デバイスの表面にプローブＤＮＡ断片を固定化しているため、レンズや顕微鏡が無くとも蛍光強度分布を表す二次元画像を固体撮像デバイスで鮮明な像を撮像することができ、読取装置の小型化を図れるという効果を奏する。
【００１３】
しかしながら、この光学的ＤＮＡセンサには、次のような問題点もある。即ち、固体撮像デバイスが蛍光のみならず励起光に対しても感度を示すため、サンプルＤＮＡ断片と結合していないプローブＤＮＡ断片の部分も明るくなってしまい、固体撮像デバイスで得られた画像のコントラストが低い。そのため、固体撮像デバイスで得られた画像中のどの部分の強度が大きいかを特定することが困難となる。
【００１４】
そこで、本発明の目的は、蛍光強度分布を表したコントラストの高い画像を取得することができるようにすることである。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
以上の課題を解決するために、請求項１に記載の発明は、例えば図１〜図４に示すように、
蛍光体励起光の被照射によって蛍光を発するサンプルＤＮＡ断片を特定するために用いられる光学的ＤＮＡセンサにおいて、
固体撮像デバイス（例えば、固体撮像デバイス２）と、
前記固体撮像デバイスの表面に成膜された酸化チタン層（例えば、酸化チタン層３４）と、
既知の塩基配列を有するとともに前記酸化チタン層上に配列されて固定された複数種のプローブＤＮＡ断片（例えば、スポット６０，６０，…）と、を備えることを特徴とする。
【００１６】
請求項１に記載の発明では、固体撮像デバイスの表面に成膜された酸化チタン層は蛍光体励起光を遮蔽するとともに蛍光を透過する性質を有する。複数種のプローブＤＮＡ断片に向けて蛍光体励起光を照射した場合、サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片から蛍光が発するが、蛍光は酸化チタン層を透過して、固体撮像デバイスの表面に入射する。一方、蛍光体励起光は、酸化チタン層によって遮蔽されて固体撮像デバイスの表面には入射しない。従って、サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片の部分と、サンプルＤＮＡ断片と結合しなかったプローブＤＮＡ断片の部分との明るさの差が、明瞭になり、コントラストの高い画像を固体撮像デバイスで取得することができる。そのため、固体撮像デバイスで得られた画像中のどの部分の強度が大きいかを容易に特定でき、サンプルＤＮＡ断片の塩基配列を容易に特定することができる。
【００１７】
請求項２に記載の発明は、例えば図１〜図４に示すように、
蛍光体励起光の被照射によって蛍光を発するサンプルＤＮＡ断片を特定するために用いられる光学的ＤＮＡセンサにおいて、
固体撮像デバイス（例えば、固体撮像デバイス２）と、
前記固体撮像デバイスの表面に成膜され、キャリア密度が１．０×１０²⁰〔１／ｃｍ³〕以下となる錫ドープ酸化インジウム層（例えば、導電層３２）と、
既知の塩基配列を有するとともに前記錫ドープ酸化インジウム層上に配列されて固定された複数種のプローブＤＮＡ断片（例えば、スポット６０，６０，…）と、を備えることを特徴とする。
【００１８】
請求項２に記載の発明では、固体撮像デバイスの表面に成膜された錫ドープ酸化インジウム層のキャリア密度が１．０×１０²⁰〔１／ｃｍ³〕以下となれば、蛍光体励起光が錫ドープ酸化インジウム層で吸収され、蛍光が錫ドープ酸化インジウム層では吸収されない。従って、サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片から発した蛍光が、錫ドープ酸化インジウム層を透過して、固体撮像デバイスの表面に入射する。一方、蛍光体励起光は、錫ドープ酸化インジウム層によって吸収されて固体撮像デバイスの表面には入射しない。従って、サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片の部分と、サンプルＤＮＡ断片と結合しなかったプローブＤＮＡ断片の部分との明るさの差が、明瞭になり、コントラストの高い画像を固体撮像デバイスで取得することができる。そのため、サンプルＤＮＡ断片の塩基配列を容易に特定することができる。
【００１９】
請求項３に記載の発明は、例えば図１０に示すように、
蛍光体励起光の被照射によって蛍光を発するサンプルＤＮＡ断片を特定するために用いられる光学的ＤＮＡセンサにおいて、
固体撮像デバイス（例えば、固体撮像デバイス２）と、
屈折率の異なる複数種の誘電体層が蛍光体励起光の波長の１／４となる光学膜厚で周期的に積層されてなるとともに、前記固体撮像デバイスの表面に積層された誘電体多層膜（例えば、誘電体多層膜３５）と、
既知の塩基配列を有するとともに前記誘電体多層膜上に配列されて固定された複数種のプローブＤＮＡ断片（例えば、スポット６０，６０，…）と、を備えることを特徴とする。
【００２０】
請求項３に記載の発明では、固体撮像デバイスの表面に積層された誘電体多層膜が、屈折率の異なる複数種の誘電体層が蛍光体励起光の波長の１／４となる光学膜厚で周期的に積層されてなるので、蛍光体励起光が誘電体多層膜で反射し、蛍光が誘電多層膜を透過する。従って、サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片から発した蛍光は、誘電体多層膜を透過して、固体撮像デバイスの表面に入射する。一方、蛍光体励起光は、誘電体多層膜によって反射されて固体撮像デバイスの表面には入射しない。従って、サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片の部分と、サンプルＤＮＡ断片と結合しなかったプローブＤＮＡ断片の部分との明るさの差が、明瞭になり、コントラストの高い画像を固体撮像デバイスで取得することができる。そのため、サンプルＤＮＡ断片の塩基配列を容易に特定することができる。
【００２１】
請求項４に記載の発明は、例えば図１〜図４に示すように、請求項１から３の何れか一項に記載の光学的ＤＮＡセンサにおいて、
前記固体撮像デバイスが、前記複数種のプローブＤＮＡ断片とそれぞれ対応するように配列された複数の光電変換素子（例えば、ＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…）を有することを特徴とする。
【００２２】
請求項４に記載の発明では、プローブＤＮＡ断片が光電変換素子にそれぞれ対応して配列されているから、プローブＤＮＡ断片間では蛍光強度を検知することがない。従って、固体撮像デバイスで撮像された像はノイズの無い像であり、プローブＤＮＡ断片が配置されていない部分の蛍光強度データが含まれていない。
【００２３】
請求項５に記載の発明は、例えば図５〜図６に示すように、請求項１から４の何れか一項に記載の光学的ＤＮＡセンサを着脱自在とするとともに、
装着された前記固体撮像デバイスを駆動する駆動手段（例えば、駆動回路１０、トップゲートドライバ１１、ボトムゲートドライバ１２、ドレインドライバ１３及び駆動回路１０）と、前記複数種のプローブＤＮＡ断片に向けて面状に蛍光体励起光を照射する光照射手段（例えば、光照射手段７１）と、を備える
ことを特徴とするＤＮＡ読取装置である。
【００２４】
請求項５に記載の発明では、光照射手段によってプローブＤＮＡ断片に蛍光体励起光を照射すると、サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片から蛍光が発し、駆動手段で固体撮像デバイスを駆動すると、固体撮像デバイスで蛍光強度分布を表した画像を取得することができる。
【００２５】
請求項６に記載の発明は、例えば図１１に示すように、蛍光体励起光の被照射によって蛍光を発するサンプルＤＮＡ断片を特定するために用いられるＤＮＡ読取装置において、
固体撮像デバイス（例えば、固体撮像デバイス２）と、既知の塩基配列を有するとともに前記固体撮像デバイスの表面上に配列されて固定された複数種のプローブＤＮＡ断片（例えば、スポット６０，６０，…）と、を具備した光学的ＤＮＡセンサ（光学的ＤＮＡセンサ１）を着脱自在とするとともに、
装着された前記光学的ＤＮＡセンサの前記複数種のプローブＤＮＡ断片と近接する面（全反射面１７１ａ）から前記複数種のプローブＤＮＡ断片に向けてエヴァネッセント光を蛍光体励起光として出射する光照射手段を備える
ことを特徴とする。
【００２６】
請求項６に記載の発明では、光照射手段の面がプローブＤＮＡ断片に近接するため、その面から出射したエヴァネッセント光はプローブＤＮＡ断片に入射する。一方、エヴァネッセント光は媒体中を伝播しないため、固体撮像デバイスの表面には入射しない。従って、サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片の部分と、サンプルＤＮＡ断片と結合しなかったプローブＤＮＡ断片の部分との明るさの差が、明瞭になり、コントラストの高い画像を固体撮像デバイスで取得することができる。そのため、固体撮像デバイスで得られた画像中のどの部分の強度が大きいかを容易に特定でき、サンプルＤＮＡ断片の塩基配列を容易に特定することができる。
【００２７】
請求項７に記載の発明は、例えば図１２に示すように、蛍光体励起光の被照射によって蛍光を発するサンプルＤＮＡ断片を特定するために用いられるＤＮＡ読取装置において、
遮光性を有するボトムゲート電極、光に感度を示す半導体膜、光を透過するトップゲート電極の順に透明基板（例えば、透明基板１７）上に積層してなる複数の光電変換素子（例えば、ＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…）が前記透明基板の表面上に互いに離間して配列され、光を透過する保護層（例えば、保護絶縁層３１）によって前記複数の光電変換素子をまとめて被覆してなる固体撮像デバイス（例えば、固体撮像デバイス２）と、既知の塩基配列を有するとともに前記保護層上に配列されて固定された複数種のプローブＤＮＡ断片（例えば、スポット６０，６０，…）と、を具備した光学的ＤＮＡセンサ（例えば、光学的ＤＮＡセンサ１）を着脱自在とするとともに、
装着された前記光学的ＤＮＡセンサの前記透明基板の裏面に向けて蛍光体励起光を面状に照射する光照射手段（例えば、光照射手段２７１）を備えることを特徴とする。
【００２８】
請求項８に記載の発明は、例えば図１２に示すように、蛍光体励起光の被照射によって蛍光を発するサンプルＤＮＡ断片を特定するために用いられる光学的ＤＮＡセンサにおいて、
遮光性を有するボトムゲート電極、光に感度を示す半導体膜、光を透過するトップゲート電極の順に透明基板の表面上に積層してなる複数の光電変換素子（例えば、ＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…）が前記透明基板の表面上に互いに離間して配列され、光を透過する保護層（例えば、保護絶縁層３１）によって前記複数の光電変換素子をまとめて被覆してなる固体撮像デバイス（例えば、固体撮像デバイス２）と、
既知の塩基配列を有するとともに前記保護層上に配列されて固定された複数種のプローブＤＮＡ断片（例えば、スポット６０，６０，…）と、を備えることを特徴とする。
【００２９】
請求項７、８に記載の発明では、ボトムゲート電極、半導体膜、トップゲート電極の順に積層してなる複数の光電変換素子が透明基板の表面上に互いに離間して配列されているため、光照射手段から透明基板の裏面に入射した蛍光体励起光は光電変換素子の間を透過して、プローブＤＮＡ断片に入射する。サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片から蛍光体励起光によって蛍光が発し、その蛍光体励起光は保護層及びトップゲート電極を透過して半導体膜に入射する。
また、トップゲート電極が遮光性を有しているため、光照射手段から透明基板の裏面に入射した蛍光体励起光が半導体膜に直接入射しない。
従って、サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片の部分と、サンプルＤＮＡ断片と結合しなかったプローブＤＮＡ断片の部分との明るさの差が、明瞭になり、コントラストの高い画像を固体撮像デバイスで取得することができる。そのため、サンプルＤＮＡ断片の塩基配列を容易に特定することができる。
【００３０】
【発明の実施の形態】
以下に、図面を用いて本発明の具体的な態様について説明する。ただし、発明の範囲を図示例に限定するものではない。
【００３１】
〔第一の実施の形態〕
図１は、本発明が適用された光学的ＤＮＡセンサを示した斜視図であり、図２は、この光学的ＤＮＡセンサの平面図であり、図３は、図２のI−I破断線で破断して矢印方向に見て示した断面図である。
【００３２】
光学的ＤＮＡセンサ１は、固体撮像デバイス２と、固体撮像デバイス２の表面に成膜された酸化チタン層３４と、酸化チタン層３４上に配列されて固定されたスポット６０，６０，…と、を備え、固体撮像デバイス２の各画素に一つのスポット６０が対応している。
【００３３】
まず、固体撮像デバイス２について説明する。固体撮像デバイス２は、略平板状の透明基板１７と、透明基板１７の表面上にｎ行ｍ列（ｎ、ｍともに整数である。）のマトリクス状に配列された複数のダブルゲート型電界効果トランジスタ（以下、ＤＧ−Ｔｒという。）２０，２０，…と、を備える。
【００３４】
透明基板１７は、紫外線から可視光にわたる３５０ｎｍ〜１０００ｎｍの波長域の光に対して透過性（以下、単に透光性という。）を有するとともに絶縁性を有し、石英ガラス等といったガラス基板又はポリカーボネート等といったプラスチック基板である。この透明基板１７の裏面が、固体撮像デバイス２の裏面を成している。なお、透光性を有した透明基板１７の代わりに、遮光性を有した基板であっても良い。
【００３５】
ＤＧ−Ｔｒ２０について説明する。図４（ａ）は一つのＤＧ−Ｔｒ２０を示した平面図であり、図４（ｂ）は、図４（ａ）のII−II破断線で破断して矢印方向に見て示した断面図である。
それぞれのＤＧ−Ｔｒ２０は、画素となる光電変換素子である。それぞれのＤＧ−Ｔｒ２０は、透明基板１７上に形成されたボトムゲート電極２１と、ボトムゲート電極２１上に形成されたボトムゲート絶縁膜２２と、ボトムゲート電極２１との間にボトムゲート絶縁膜２２を挟むとともにボトムゲート電極２１に対向した半導体膜２３と、半導体膜２３の中央部上に形成されたチャネル保護膜２４と、半導体膜２３の両端部上に互いに離間して形成された不純物半導体膜２５，２６と、不純物半導体膜２５上に形成されたソース電極２７と、不純物半導体膜２６上に形成されたドレイン電極２８と、ソース電極２７及びドレイン電極２８上に形成されたトップゲート絶縁膜２９と、トップゲート絶縁膜２９及びチャネル保護膜２４を半導体膜２３との間に挟むとともに半導体膜２３に対向したトップゲート電極３０と、を具備する。
【００３６】
透明基板１７上には、ボトムゲート電極２１がＤＧ−Ｔｒ２０ごとに形成されている。また、透明基板１７上には横方向に延在するｎ本のボトムゲートライン４１，４１，…が形成されており、横方向に配列された同一行の各ＤＧ−Ｔｒ２０のボトムゲート電極２１は共通のボトムゲートライン４１と一体となって形成されている。ボトムゲート電極２１及びボトムゲートライン４１は、導電性及び遮光性を有し、例えばクロム、クロム合金、アルミ若しくはアルミ合金又はこれらの合金からなる。
【００３７】
ボトムゲート電極２１及びボトムゲートライン４１上には、全てのＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…に共通したボトムゲート絶縁膜２２が形成されている。ボトムゲート絶縁膜２２は、絶縁性及び透光性を有し、例えば窒化シリコン（ＳｉＮ）又は酸化シリコン（ＳｉＯ₂）からなる。
【００３８】
ボトムゲート絶縁膜２２上には、半導体膜２３がＤＧ−Ｔｒ２０ごとに形成されている。半導体膜２３は、平面視して略矩形状を呈しており、アモルファスシリコン又はポリシリコンで形成された層である。半導体膜２３上には、チャネル保護膜２４が形成されている。チャネル保護膜２４は、パターニングに用いられるエッチャントから半導体膜２３の界面を保護する機能を有し、絶縁性及び透光性を有し、例えば窒化シリコン又は酸化シリコンからなる。半導体膜２３は光に対して感度を示し、半導体膜２３に光が入射すると、入射した光量に従った量の電子−正孔対がチャネル保護膜２４と半導体膜２３との界面付近を中心に発生するようになっている。この場合、半導体膜２３側にはキャリアとして正孔が発生し、チャネル保護膜２４側には電子が発生する。ここで、半導体膜２３に適用できる５０ｎｍ厚のアモルファスシリコンの光感度の波長依存性を図５（ａ）に示す。紫外線から可視光線にわたって広い波長域で電子−正孔対を生成する感度を有し、４５０ｎｍ付近の可視光に感度ピークがある。
【００３９】
半導体膜２３の一端部上には、不純物半導体膜２５が一部チャネル保護膜２４に重なるようにして形成されており、半導体膜２３の他端部上には、不純物半導体膜２６が一部チャネル保護膜２４に重なるようにして形成されている。不純物半導体膜２５，２６は、ＤＧ−Ｔｒ２０ごとにパターニングされている。不純物半導体膜２５，２６は、ｎ型の不純物イオンを含むアモルファスシリコン（ｎ⁺シリコン）からなる。
【００４０】
不純物半導体膜２５上には、ＤＧ−Ｔｒ２０ごとにパターニングされたソース電極２７が形成されている。不純物半導体膜２６上には、ＤＧ−Ｔｒ２０ごとにパターニングされたドレイン電極２８が形成されている。また、縦方向に延在するｍ本のソースライン４２，４２，…及びドレインライン４３，４３，…がボトムゲート絶縁膜２２上に形成されており、縦方向に配列された同一列の各ＤＧ−Ｔｒ２０のソース電極２７は共通のソースライン４２と一体に形成されており、縦方向に配列された同一列の各ＤＧ−Ｔｒ２０のドレイン電極２８は共通のドレインライン４３と一体に形成されている。ソース電極２７、ドレイン電極２８、ソースライン４２及びドレインライン４３は、導電性及び遮光性を有しており、例えばクロム、クロム合金、アルミ若しくはアルミ合金又はこれらの合金からなる。
【００４１】
全てのＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…のチャネル保護膜２４、ソース電極２７及びドレイン電極２８並びにソースライン４２，４２，…及びドレインライン４３，４３，…上には、全てのＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…に共通したトップゲート絶縁膜２９が形成されている。トップゲート絶縁膜２９は、絶縁性及び透光性を有し、例えば窒化シリコン又は酸化シリコンからなる。
【００４２】
トップゲート絶縁膜２９上には、ＤＧ−Ｔｒ２０ごとにパターニングされたトップゲート電極３０が形成されている。また、トップゲート絶縁膜２９上には横方向に延在するｎ本のトップゲートライン４４が形成されており、横方向に配列された同一行の各ＤＧ−Ｔｒ２０のトップゲート電極３０は共通のトップゲートライン４４と一体に形成されている。トップゲート電極３０及びトップゲートライン４４は、導電性及び透光性を有し、例えば、酸化インジウム、酸化亜鉛若しくは酸化スズ又はこれらのうちの少なくとも一つを含む混合物（例えば、錫ドープ酸化インジウム（ＩＴＯ）、亜鉛ドープ酸化インジウム）で形成されている。
以上のように構成されたＤＧ−Ｔｒ２０は、半導体膜２３を受光部とした光電変換素子であり、固体撮像デバイス２は、複数のＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…がマトリクス状に配列されているものである。
【００４３】
固体撮像デバイス２の表面には、保護絶縁膜３１、酸化チタン層３４、導電層３２、オーバーコート層３３の順に積層されている。保護絶縁膜３１は、全てのＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…をまとめて被覆しており、トップゲート電極３０及びトップゲートライン４４に被覆するようにトップゲート電極３０及びトップゲートライン４４，４４，…上に形成されている。保護絶縁層３１は、絶縁性及び透光性を有し、窒化シリコン又は酸化シリコンからなる。
【００４４】
保護絶縁層３１上には、酸化チタン層３４が全てのＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…を被覆するように一面に形成されている。酸化チタン層３４に含有した酸化チタンは、アナターゼ型とルチル型があり、本発明では何れも使用することができるが、ルチル型の酸化チタンが好ましい。また、ルチル型の酸化チタンの結晶構造は正方晶であり、Ｔｉの配置は体心立方構造である。
【００４５】
酸化チタン層３４は、後述のＤＮＡ同定方法に用いられる蛍光物質を励起させる蛍光体励起光（主に紫外線であり、特に３０８ｎｍを中心波長とした帯域の紫外線。）を吸収し、蛍光体励起光によって励起された蛍光物質から発する蛍光（主に可視光線であり、特に５２０ｎｍを中心波長とした帯域の可視光線）を透過する性質を有する。
吸収を特性づける光学物性パラメータである消光係数ｋ（＞０）は複素屈折率Ｎとの間で下記に示す式（１）の関係が成り立つ。
Ｎ＝ｎ−ｉｋ……（１）
式（１）においてｉは、虚数単位である。ここでｎは所定方向に進む光の波の位相速度を決め、消光係数ｋは波の振幅の大きさを波の進行方向とともに減衰させる働きを有する。光の進行方向をｚとし、その光の強度をＩとすると、両者の間で下記に示す式（２）の関係が成り立つ。
Ｉ（ｚ）＝Ｉ（０）ｅｘｐ（−αｚ）……（２）
ここでαは吸収係数であり、
α＝２ωｋ／ｃ……（３）
と表すことができる。ｃは真空の光速度であり、ωは光の角振動数である。
ルチル型結晶の酸化チタン層３４は、正方晶であり、チタン原子の配置から体心立方構造である。この結晶は光軸がＣ軸にある１軸結晶であり、厳密には入射光の電場ベクトルとＣ軸のなす角度によって複素屈折率Ｎは異なるが、平均的には、３００ｎｍ程度の紫外線の消光係数ｋは２であり、４４０ｎｍ程度の可視光線では、消光係数ｋは０．０６になり、４６０ｎｍではｋ＝０とみなせる。
図５（ｂ）に、酸化チタン層３４の厚さと、３０８ｎｍ波長の蛍光体励起光及び５３０ｎｍ波長の蛍光の透過率との関係を対数グラフで示す。図５（ｂ）に示すように、酸化チタン層３４の厚さが厚くなるにつれて、蛍光体励起光の透過率が低くなり、酸化チタン層３４の厚さが１００ｎｍ以上であれば、蛍光体励起光の透過率は１．０×１０^-3以下となる。一方、蛍光の透過率は蛍光体励起光ほど低くなく、酸化チタン層３４の厚さに関わらず５０％以上となっている。
【００４６】
図３〜図４に示すように、酸化チタン層３４上には、導電膜３２が一面に形成されている。導電膜３２は、導電性及び透光性を有し、例えば、酸化インジウム、酸化亜鉛若しくは酸化スズ又はこれらのうちの少なくとも一つを含む混合物で形成されている。酸化チタン層３４は蛍光体励起光を吸収することにより電子−正孔対を生成し、そのうちの一部は再結合しない状態が続くが、導電層３２が酸化チタン層３４と接しているので、電子−正孔対による電荷は導電層３２により排出される。このため、電子及び正孔は、酸化チタン層３４及びその下方の保護絶縁層３１に蓄積され続けることはないので、トップゲート電極３０に印加される電圧により形成された電界に影響をほとんど及ぼさない。
【００４７】
導電膜３２上には、オーバーコート層３３が一面に形成されている。このオーバーコート層３３は、透光性を有し、導電膜３２を保護したり、スポット６０，６０，…を固体撮像デバイス２の表面に固定したりするものである。
【００４８】
次に、スポット６０について説明する。図１〜図３に示すように、複数種のスポット６０，６０，…が互いに離間して、ｎ行ｍ列のマトリクス状となってオーバーコート層３３上に配列されている。一つのスポット６０は一本鎖プローブＤＮＡ断片６１が多数集まった群集であり、一つのスポット６０に含まれる多数の一本鎖プローブＤＮＡ断片６１は互いに同じヌクレオチド配列を有する。また、一本鎖プローブＤＮＡ断片６１のヌクレオチド配列は、スポット６０ごとに異なっている。何れのスポット６０のヌクレオチド配列も、塩基配列が既知のものである。
【００４９】
以上のようなスポット６０，６０，…がそれぞれＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…に対応して配列されている。つまり、図２及び図４に主に示すように固体撮像デバイス２を平面視した場合、一つのＤＧ−Ｔｒ２０に一つのスポット６０が重なっており、特にＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３が一つのスポット６０に重なっている。
【００５０】
スポット６０，６０，…を固体撮像デバイス２の表面に固定する方法としては、予め調製したプローブＤＮＡ断片６１を、ポリ陽イオン（ポリ−Ｌ−リシン、ポリエチレンイミン等）で表面処理した固体撮像デバイス２の表面に分注装置を用いて点着して、ＤＮＡの荷電を利用して固体撮像デバイス２の表面に静電結合させる方法が適用される。
その他の固定方法として、アミノ基、アルデヒド基、エポキシ基等を有するシランカップリング剤を用いる方法も利用されている。この場合には、アミノ基、アルデヒド基等は、共有結合により固体撮像デバイス２の表面に導入されるため、ポリ陽イオンによる場合と比較して安定に固体撮像デバイス２の表面に存在する。
その他の固定方法として、反応活性基を導入したオリゴヌクレオチドを合成し、表面処理した固体撮像デバイス２の表面に該オリゴヌクレオチドを点着し、共有結合させる方法もある。
【００５１】
次に、以上のように構成された光学的ＤＮＡセンサ１を用いたＤＮＡ読取装置について、図６及び図７を用いて説明する。
【００５２】
図６及び図７に示すように、ＤＮＡ読取装置７０は、表示装置３と、全体の制御を司る演算処理装置４と、光学的ＤＮＡセンサ１の表面に蛍光体励起光を面状に照射するための光照射手段７１と、光学的ＤＮＡセンサ１を駆動して画像を取得するための駆動手段（トップゲートドライバ１１，ボトムゲートドライバ１２、ドレインドライバ１３及び駆動回路１０から構成される。）と、を備える。
【００５３】
光照射手段７１は、蛍光体励起光の波長域を含み且つ蛍光の波長域をあまり含まない光を発する光源７２と、光源７２から発せられた光を導光して裏面７３ａから面状に出射する導光板７３と、を備える。導光板７３は、略平板状であり、光源７２に対向した側面７３ｂ及び裏面７３ａを除き反射部材で覆われている。
光学的ＤＮＡセンサ１はＤＮＡ読取装置７０に対して着脱自在となっており、ＤＮＡ読取装置７０に装着された光学的ＤＮＡセンサ１の固体撮像デバイス２の表面が導光板７３の裏面７３ａに対向するようになっている。光学的ＤＮＡセンサ１が導光板７３の裏面７３ａに対向した場合、導光板７３の裏面７３ａから面状に出射した光が光学的ＤＮＡセンサ１の表面に均等に照射されるようになっている。
【００５４】
また、光学的ＤＮＡセンサ１がＤＮＡ読取装置７０に装着された場合、光学的ＤＮＡセンサ１のトップゲートライン４４，４４，…がトップゲートドライバ１１の端子にそれぞれ接続されるようになっている。同様に、光学的ＤＮＡセンサ１のボトムゲートライン４１，４１，…がボトムゲートドライバ１２の端子に接続されるようになっており、光学的ＤＮＡセンサ１のドレインライン４３，４３，…がドレインドライバ１３の端子にそれぞれ接続されるようになっている。また、光学的ＤＮＡセンサ１がＤＮＡ読取装置７０に装着された場合、光学的ＤＮＡセンサ１のソースライン４２，４２，…が一定電圧源に接続され、この例では接地されるようになっている。
【００５５】
トップゲートドライバ１１は、シフトレジスタである。つまり、トップゲートドライバ１１は、駆動回路１０から制御信号Ｔｃｎｔを入力することによって、１行目のトップゲートライン４４からｎ行目のトップゲートライン４４の順に（ｎ行目に達したら必要に応じて１行目に戻る。）リセットパルス（図８に図示）を出力するようになっている。リセットパルスのレベルは＋５〔Ｖ〕のハイレベルである。一方、トップゲートドライバ１１は、リセットパルスを出力しない時にローレベルの−２０〔Ｖ〕の電位をそれぞれのトップゲートライン４４に印加するようになっている。
【００５６】
ボトムゲートドライバ１２は、シフトレジスタである。つまり、一行目のボトムゲートライン４１からｎ行目のボトムゲートライン４１の順に（ｎ行目に達したら必要に応じて１行目に戻る。）リードパルス（図８に図示）を出力するようになっている。リードパルスのレベルは＋１０〔Ｖ〕のハイレベルであり、リードパルスが出力されていない時のレベルは±０〔Ｖ〕のローレベルである。
【００５７】
トップゲートドライバ１１がｉ行目（ｉは１〜ｎの何れかの整数。）のトップゲートライン４４にリセットパルスを出力した後にキャリア蓄積期間を経てボトムゲートドライバ１２がｉ行目のボトムゲートライン４１にリードパルスを出力するように、トップゲートドライバ１１及びボトムゲートドライバ１２は出力信号をシフトするようになっている。つまり、各行では、リードパルスが出力されるタイミングは、リセットパルスが出力されるタイミングより遅れている。また、ｉ行目（ｉは、１〜ｎの何れかである。）のトップゲートライン４４へのリセットパルスの入力が開始してから、ｉ行目のボトムゲートライン４１へのリードパルスの入力が終了するまでの期間は、ｉ行目の選択期間である。リセットパルスのレベルは＋５〔Ｖ〕のハイレベルであり、リセットパルスが出力されていない時のレベルは−２０〔Ｖ〕のローレベルである。
【００５８】
ドレインドライバ１３は、それぞれの行の選択期間において、リセットパルスが出力されてからリードパルスが出力されるまでの間に、全てのドレインライン４３，４３，…にプリチャージパルス（図８に図示）を出力するようになっている。プリチャージパルスのレベルは＋１０〔Ｖ〕のハイレベルであり、プリチャージパルスが出力されていない時のレベルは±０〔Ｖ〕のローレベルである。また、ドレインドライバ１３は、プリチャージパルスの出力後にドレインライン４３，４３，…の電圧を増幅して、駆動回路１０に出力するようになっている。
【００５９】
駆動回路１０は、演算処理装置４に駆動されることによって、ボトムゲートドライバ１２、トップゲートドライバ１１、ドレインドライバ１３それぞれに制御信号Ｂｃｎｔ、Ｔｃｎｔ、Ｄｃｎｔを出力することでボトムゲートドライバ１２、トップゲートドライバ１１、ドレインドライバ１３に適宜パルスを出力させるようになっている。更に、駆動回路１０は、リードパルスが出力されてから所定時間経過後のドレインライン４３，４３，…の電圧を検出することによって、又はリードパルスが出力されてからドレインライン４３，４３，…の電圧が所定閾値電圧に至るまでの時間を検出することによって、画像を取得し、その画像を演算処理装置４に出力するようになっている。演算処理装置４は、駆動回路１０から入力した画像を表示装置３に表示させるようになっている。
【００６０】
固体撮像デバイス２の表面にスポット６０，６０，…が配列されているため、ＤＮＡ読取装置７０にはレンズ・顕微鏡といった光学系を設けずとも、固体撮像デバイス２で鮮明な像を撮像することができる。従って、ＤＮＡ読取装置７０を小型化することができる。
【００６１】
次に、光学的ＤＮＡセンサ１の製造方法について説明する。
まず、スパッタ、蒸着といったＰＶＤ法又はＣＶＤ法により導電体層を透明基板１７上に成膜した後、フォトリソグラフィー法といったマスク工程を行い、エッチング法等により導電体層を形状加工する形状加工工程を行うことによって、それぞれのＤＧ−Ｔｒ２０のボトムゲート電極２１並びにボトムゲートライン４１，４１，…をパターニングする。
【００６２】
次いで、透明基板１７にわたって窒化シリコン又は酸化シリコンからなるボトムゲート絶縁膜２２を成膜し、更にボトムゲート絶縁膜２２上の全面にわたって半導体膜２３となる半導体層を成膜し、半導体層上の全面にわたってチャネル保護膜２４となる窒化シリコン又は酸化シリコンからなる絶縁層を成膜する。次いで、絶縁層にマスクをし、絶縁層を形状加工することによって、ＤＧ−Ｔｒ２０ごとにチャネル保護膜２４をパターニングし、その後にｎ型不純物を含有したアモルファスシリコン層を形成する。そして、このアモルファスシリコン層にマスクをし、アモルファスシリコン層を形状加工することによって、不純物半導体膜２５，２６をＤＧ−Ｔｒ２０ごとにパターニングするとともに下方の半導体膜２３をＤＧ−Ｔｒ２０ごとにパターニングする。
【００６３】
次いで、導電体層を全面に成膜し、導電体層にマスクをして、導電体層を形状加工することによって、ドレイン電極２８及びソース電極２７をＤＧ−Ｔｒ２０ごとにパターニングするとともにドレインライン４３，４３，…及びソースライン４２，４２，…をパターニングする。
【００６４】
次いで、ドレイン電極２８及びソース電極２７等が形成されたボトムゲート絶縁膜２２の全面にトップゲート絶縁膜２９を成膜する。次いで、トップゲート絶縁膜２９上の全面にＩＴＯといった透明な導電体層を成膜し、透明な導電体層（ＩＴＯ層）にマスクをし、透明な導電体層を形状加工することによって、ＤＧ−Ｔｒ２０ごとにトップゲート電極３０をパターニングするとともにトップゲートライン４４，４４，…をトップゲート電極３０と一体形成する。
【００６５】
次いで、トップゲート電極３０及びトップゲートライン４４が形成されたボトムゲート絶縁膜２２上の全面に、保護絶縁層３１を成膜する。次いで、保護絶縁層３１上の全面に酸化チタン層３４を成膜する。次いで、酸化チタン層３４上の全面に導電膜３２を成膜する。次いで、導電膜３２に化学処理を施して、例えばポリ陽イオン（ポリ−Ｌ−リシン、ポリエチレンイミン等）又はシランカップリング剤からなるオーバーコート層３３を導電膜３２上に成膜する。
【００６６】
一方、既知のヌクレオチド配列を有したＤＮＡ断片６１を複数種生成し（各種のＤＮＡ断片６１のヌクレオチド配列は互いに異なっている。）、各種のＤＮＡ断片６１を溶媒で分散又は溶解して、複数種の試料溶液を調製する。調製した複数種の試料溶液を分注装置の複数のピペットにそれぞれセッティングする。また、固体撮像デバイス２を分注装置の載置台にセッティングする。この分注装置では、複数のピペットが載置台上で水平面内に移動し、更に、下降することによって試料溶液を点着するようになっている。
【００６７】
次いで、導電膜３２に正電圧を印加した状態で、分注装置によって複数種の試料溶液をピペットから固体撮像デバイス２の表面（オーバーコート層３３上）に点着する。この際、一つのＤＧ−Ｔｒ２０に対して一種類の試料溶液を平面視して重ねるようにして点着する。アデニン、グアニン、シトシン、チミンの４種の塩基で構成されるヌクレオチド鎖は、塩基と結合している糖がリン酸ジエステル結合しているので全体として負極性なため、導電膜３２に印加された正電圧の電界により、プローブＤＮＡ断片６１が吸引されるから、プローブＤＮＡ断片６１がオーバーコート層３３に固定しやすくなる。
以上により光学的ＤＮＡセンサ１が完成する。
【００６８】
光学的ＤＮＡセンサ１及びＤＮＡ読取装置７０を用いたＤＮＡの同定方法について説明する。
まず、検体からＤＮＡを採取して、採取したＤＮＡを一本鎖ＤＮＡ断片に変性し、ＤＮＡ断片に蛍光物質を結合させ、ＤＮＡ断片を蛍光物質で標識する。蛍光物質としては、例えばＣｙＤｙｅのＣｙ２やＣｙ３（アマシャム社製）がある。
得られたＤＮＡ断片は、溶液中に含まれている。以下では、このＤＮＡ断片をサンプルＤＮＡ断片という。蛍光物質は、ＤＮＡ読取装置７０の光照射手段７１から出射される蛍光体励起光の波長で励起されるものを選択する。蛍光物質は蛍光体励起光によって励起されることによって蛍光を発するが、その蛍光の波長は、光学的ＤＮＡセンサ１の半導体膜２３にキャリアを発生させる波長である。
【００６９】
次いで、サンプルＤＮＡ断片を含有した溶液を光学的ＤＮＡセンサ１の表面に塗布する。サンプルＤＮＡ断片は、ハイブリダイゼーションによってスポット６０，６０，…のうち相補性を有するプローブＤＮＡ断片６１と結合し、相補性を有しないプローブ断片とは結合しない。光学的ＤＮＡセンサ１に塗布されたサンプルＤＮＡ断片のうちハイブリダイゼーションしなかったものは洗い流す。
【００７０】
次いで、光学的ＤＮＡセンサ１をＤＮＡ読取装置７０にセッティングすると、トップゲートライン４４，４４，…がトップゲートドライバ１１の端子にそれぞれ接続され、ボトムゲートライン４１，４１，…がボトムゲートドライバ１２の端子に接続され、ドレインライン４３，４３，…がドレインドライバ１３の端子にそれぞれ接続される。
【００７１】
次いで、光源７２が点灯し、蛍光体励起光が導光板７３から光学的ＤＮＡセンサ１の表面に面状に照射されることによってＤＮＡ読取装置７０の読み取りが開始される。これによって、スポット６０，６０，…のうちのプローブＤＮＡ断片６１及びプローブＤＮＡ断片６１と結合したサンプルＤＮＡ断片の組ではサンプルＤＮＡ断片に付着した蛍光体から蛍光を発し、サンプルＤＮＡ断片と結合しなかったプローブＤＮＡ断片６１は蛍光を発しない。サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片６１を含むスポット６０から発した蛍光は、オーバーコート層３３、導電層３２、酸化チタン層３４、保護絶縁層３１、トップゲート電極３０、層間絶縁膜２０及びチャネル保護膜２４を透過して、蛍光を発したスポット６０に対応したＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３に入射する。ここで一部の蛍光体励起光は、蛍光に変換されずに酸化チタン層３４に入射されてしまうが、酸化チタン層３４に吸収されてしまうので半導体膜２３にほとんど到達することはない。一方、サンプルＤＮＡ断片と結合していないプローブＤＮＡ断片６１からなるスポット６０に対応したＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３には蛍光が入射しない。このため蛍光体励起光が酸化チタン層３４に入射されてしまうが、酸化チタン層３４に吸収されてしまうので半導体膜２３にほとんど到達することはない。従って、どのＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３にも到達しない。即ち、光源７２から発する蛍光体励起光が半導体膜２３に直接入射することで半導体膜２３が励起することもなくなり、ドレイン電流が十分流れる程度の電子−正孔対が半導体阿ｍく２３に生成されることはない。従って、サンプルＤＮＡ断片と結合していないプローブＤＮＡ断片６１からなるスポット６０に対応したＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３が感光せず、サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片６１を含むスポット６０に対応したＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３が感光する。
【００７２】
そして、ＤＮＡ読取装置７０は、光学的ＤＮＡセンサ１を駆動することによって、光学的ＤＮＡセンサ１がそれぞれのＤＧ−Ｔｒ２０で蛍光の強度又は蛍光の光量を検知し、光学的ＤＮＡセンサ１上の蛍光の強度分布を二次元の画像データとして取得する。
【００７３】
ＤＮＡ読取装置７０の画像取得動作は以下のようになる。
即ち、駆動回路１０がトップゲートドライバ１１に制御信号Ｔｃｎｔを出力し、図８に示すようにトップゲートドライバ１１が１行目のトップゲートライン４４からｎ行目のトップゲートライン４４へと順次リセットパルスを出力する。また、駆動回路１０がボトムゲートドライバ１２に制御信号Ｂｃｎｔを出力し、ボトムゲートドライバ１２が１行目のボトムゲートライン４１からｎ行目のボトムゲートライン４１へと順次リードパルスを出力する。また、駆動回路１０が制御信号Ｄｃｎｔをドレインドライバ１３に出力し、ドレインドライバ１３が各行でリセットパルスが出力されているリセット期間と各行でリードパルスが出力されている期間との間に、プリチャージパルスを全てのドレインライン４３，４３，…に出力する。
【００７４】
ｉ行目の各ＤＧ−Ｔｒ２０の動作について詳細に説明する。図８に示すように、トップゲートドライバ１１がｉ行目のトップゲートライン４４にリセットパルスを出力すると、ｉ行目のトップゲートライン４４がハイレベルになる。ｉ行目のトップゲートライン４４がハイレベルになっている間（この期間をリセット期間という。）、ｉ行目の各ＤＧ−Ｔｒ２０では、半導体膜２３とチャネル保護膜２４との界面近傍に蓄積されたキャリア（ここでは、正孔である。）が、トップゲート電極３０の電圧により反発して吐出される。
【００７５】
次いで、トップゲートドライバ１１がｉ行目のトップゲートライン４４にリセットパルスを出力することを終了する。ＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３には、最も近接するスポット６０のプローブＤＮＡ断片６１に結合されたサンプルＤＮＡ断片に付着された蛍光体からの蛍光が入射されており、ｉ行目のトップゲートライン４４のリセットパルスが終了してから、ｉ行目のボトムゲートライン４１にリードパルスが出力されるまでの間（この期間をキャリア蓄積期間という。）、半導体膜２３に入射した蛍光の光量に従って量の電子−正孔対が半導体膜２３内で生成され、そのうちの正孔がトップゲート電極３０の電界により半導体膜２３とチャネル保護膜２４との界面近傍に蓄積される。
【００７６】
次いで、キャリア蓄積期間中に、ドレインドライバ１３が全てのドレインライン４３，４３，…にプリチャージパルスを出力する。プリチャージパルスが出力されている間（プリチャージ期間という。）では、ｉ行目の各ＤＧ−Ｔｒ２０においては、トップゲート電極３０に印加されている電位が−２０〔Ｖ〕であり、ボトムゲート電極２１に印加されている電位が±０〔Ｖ〕であるため、たとえ半導体膜２３とチャネル保護膜２４との界面近傍に蓄積された正孔の電荷だけではゲート−ソース間電位が低いので半導体膜２３にはチャネルが形成されず、ドレイン電極２８とソース電極２７との間に電流は流れない。プリチャージ期間において、ドレイン電極２８とソース電極２７との間に電流が流れないため、ドレインライン４３，４３，…に出力されたプリチャージパルスによってｉ行目の各ＤＧ−Ｔｒ２０のドレイン電極２８に電荷がチャージされる。
【００７７】
次いで、ドレインドライバ１３がプリチャージパルスの出力を終了するとともに、ボトムゲートドライバ１２がｉ行目のボトムゲートライン４１にリードパルスを出力する。ボトムゲートドライバ１２がｉ行目のボトムゲートライン４１にリードパルスを出力している間（この期間を、リード期間という。）では、ｉ行目の各ＤＧ−Ｔｒ２０のボトムゲート電極２１に＋１０〔Ｖ〕の電位が印加されているため、ｉ行目の各ＤＧ−Ｔｒ２０がオン状態になる。
【００７８】
リード期間においては、キャリア蓄積期間において蓄積されたキャリアがトップゲート電極３０とボトムゲート電極２１との間の電圧を緩和するように働くため、ボトムゲート電極２１とトップゲート電極３０との間の電圧により半導体膜２３にチャネルが形成されて、ドレイン電極２８からソース電極２７に電流が流れるようになる。従って、リード期間では、ドレインライン４３，４３，…の電圧は、ドレイン−ソース間電流によって時間の経過とともに徐々に低下する傾向を示す。
【００７９】
ここで、キャリア蓄積期間において半導体膜２３に入射した蛍光の光量が多くなるにつれて、蓄積されるキャリアも多くなり、蓄積されるキャリアが多くなるにつれて、リード期間においてドレイン電極２８からソース電極２７に流れる電流のレベルも大きくなる。従って、リード期間におけるドレインライン４３，４３，…の電圧の変化傾向は、キャリア蓄積期間で半導体膜２３に入射した蛍光の光量に深く関連する。そして、駆動回路１０が、ｉ行目のリード期間から次の（ｉ＋１）行目のプリチャージ期間までの間に、ドレインドライバ１３を介して、リード期間が開始してから所定の時間経過後のドレインライン４３，４３，…の電圧を検出する。これにより、蛍光の強度に換算される。なお、駆動回路１０が、ｉ行目のリード期間から次の（ｉ＋１）行目のプリチャージ期間までの間に、ドレインドライバ１３を介して、所定の閾値電圧に至るまでの時間を検出しても良い。この場合でも、蛍光の強度に換算される。また、図８では、トップゲートドライバ１１の（ｉ＋１）行目のリセットパルスの立ち上がり時期は、ボトムゲートドライバ１２のｉ行目のリードパルスが立ち下がってからであるが、これに限らず、トップゲートドライバ１１の（ｉ＋１）行目のリセットパルスの立ち上がり時期は、トップゲートドライバ１１のｉ行目のリセットパルスの立ち下がり直後からボトムゲートドライバ１２のｉ行目のリードパルスの立ち下がりまでの間であってもよい。ただし、（ｉ＋１）行目のＤＧ−Ｔｒ２０のためにドレインライン４３，４３，…に出力されたプリチャージパルスの出力は、ボトムゲートドライバ１２のｉ行目のリードパルスの立ち下がり以降になるように設定されている。
【００８０】
上述した一連の画像読み取り動作を１サイクルとして、全ての行の各ＤＧ−Ｔｒ２０にも同等の処理手順を繰り返すことにより、光学的ＤＮＡセンサ１上の蛍光の強度分布が画像として取得される。そして、蛍光強度分布を表した画像は、駆動回路１０から演算処理装置４へ出力される。演算処理装置４は、蛍光強度分布を表した画像を表示装置３に表示させる。表示された画像中のどの部分の光強度が大きいかによってサンプルＤＮＡ断片のヌクレオチド配列を特定する。
【００８１】
以上のように、本実施の形態では、蛍光体励起光は酸化チタン層３４によって吸収されて遮蔽され半導体層２３にほとんど入射されないが、蛍光は遮蔽されずに半導体層２３に入射する。そのため、サンプルＤＮＡ断片と結合したスポット６０に対応したＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３のみが感光する。従って、サンプルＤＮＡ断片と結合したスポット６０に対応したＤＧ−Ｔｒ２０によって検知される光強度と、サンプルＤＮＡ断片と結合していないスポット６０に対応したＤＧ−Ｔｒ２０によって検知される光強度との差が大きくなる。そのため、蛍光強度分布を表した画像のコントラストが向上し、サンプルＤＮＡ断片のヌクレオチド配列の特定が容易になる。
【００８２】
なお、以上の説明では酸化チタン層３４が保護絶縁層３１上に積層されていたが、トップゲート絶縁膜２９とトップゲート電極３０との間に積層されていても良いし、トップゲート電極３０と保護絶縁層３１との間に積層されていても良いし、導電層３２とオーバーコート層３３との間に積層されていても良い。つまり、固体撮像デバイス２の表面であって半導体膜２３とスポット６０との間であれば、どの層間に酸化チタン層が積層されていても良い。
【００８３】
また、光電変換素子としてＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…を用いた固体撮像デバイス２を例にして説明したが、光電変換素子としてフォトダイオードを用いた固体撮像デバイスを用いても良い。フォトダイオードを用いた固体撮像デバイスとしては、ＣＣＤイメージセンサ、ＣＭＯＳイメージセンサがある。
【００８４】
ＣＣＤイメージセンサにおいては、フォトダイオードが基板上にマトリクス状となって配列されており、それぞれのフォトダイオードの周囲には、フォトダイオードで光電変換された電気信号を転送するための垂直ＣＣＤ、水平ＣＣＤが形成されている。また、上記固体撮像デバイス２と同様に、保護絶縁膜が複数のフォトダイオードを被覆するように一面に成膜されており、保護絶縁膜上に導電膜が一面に成膜されている。そして、オーバーコート膜を介して導電膜上に複数種のスポットが配列されているが、平面視して一つのフォトダイオードに一つのスポットが重なっている。
【００８５】
ＣＭＯＳイメージセンサにおいては、フォトダイオードが基板上にマトリクス状となって配列されており、それぞれのフォトダイオードの周囲にはフォトダイオードで光電変換された電気信号を増幅するための画素回路が設けられている。
また、上記固体撮像デバイス２と同様に、保護絶縁膜が複数のフォトダイオードを被覆するように一面に成膜されており、保護絶縁膜上に導電膜が一面に成膜されている。そして、オーバーコート膜を介して導電膜上に複数種のスポットが配列されているが、平面視して一つのフォトダイオードに一つのスポットが重なっている。
【００８６】
ＣＣＤイメージセンサであっても、ＣＭＯＳイメージセンサであっても、スポットとフォトダイオードとの間に酸化チタン層を積層し、酸化チタン層によってフォトダイオードを被覆すれば、紫外線がフォトダイオードに入射しなくなる。
【００８７】
また、酸化チタン層３４の代わりに、蛍光体励起光を遮蔽するとともに蛍光を透過する層を設けても良い。
【００８８】
〔第二の実施の形態〕
次に、本発明の第二実施形態について説明する。
第一実施形態の光学的ＤＮＡセンサ１と異なる点としては、光学的ＤＮＡセンサ１の導電層３２又はトップゲート電極３０にある。また、第二実施形態においては、第二実施形態の光学的ＤＮＡセンサに酸化チタン層３４が設けられていなくても良いし、設けられていても良い。第二実施形態の光学的ＤＮＡセンサのその他の構成要素は、第一実施形態の光学的ＤＮＡセンサ１の構成要素と同じであり、第二実施形態については図１〜図４を用いて同一構成要素に同一の符号を付すことで異なる点について詳細に説明する。
【００８９】
即ち、第一実施形態では、酸化チタン層３４が蛍光体励起光を吸収して遮蔽するとともに蛍光を透過する性質を有していたが、第二実施形態では、導電層３２とトップゲート電極３０のうちの少なくとも一方が、蛍光体励起光を吸収して遮蔽するとともに蛍光を透過する性質を有している。
【００９０】
詳細に説明すると、導電層３２及びトップゲート電極３０は第一実施形態と同様にＩＴＯで形成されているが、その成膜速度、成膜の際の雰囲気中の酸素濃度等を制御することによって、キャリア密度を１．０×１０²⁰〔１／ｃｍ³〕以下としている。つまり、ＩＴＯのキャリア密度を１．０×１０²⁰〔１／ｃｍ³〕以下に調整することによって、ＩＴＯによって吸収される光の波長と吸収されない光の波長とを分ける閾値をシフトさせ（Burstein - Moss シフト）、蛍光体励起光を吸収するとともに蛍光を吸収しないようにする。これは、ＩＴＯの酸素欠陥或いはドープされた錫により生成されたキャリアが伝導帯の底部を占有することで、バンドギャップが変化することによる。
【００９１】
図９に、ＩＴＯ中のキャリア密度と吸収波長端との関係を示す。図９においては、吸収波長端より短波長の光はＩＴＯによって吸収されることを表しており、ＩＴＯのキャリア密度が小さくなるにつれて、吸収波長端が長波長にシフトするのがわかる。また、ＩＴＯのキャリア密度が１．０×１０²⁰〔１／ｃｍ³〕を越えていると、吸収波長端が低く、蛍光体励起光を吸収せずに透過してしまう。しかしながら、ＩＴＯのキャリア密度が１．０×１０²⁰〔１／ｃｍ³〕になると吸収波長端が３０８ｎｍになり、ＩＴＯが３０８ｎｍ以下の蛍光体励起光を吸収し、更にキャリア密度が１．０×１０¹⁹〔１／ｃｍ³〕になると、吸収波長端が３２５ｎｍとなる。３２５ｎｍ以下の蛍光体励起光を吸収するとともに蛍光を透過する。
【００９２】
以上のように、導電層３２とトップゲート電極３０のうちの少なくとも一方のＩＴＯの光吸収端は、キャリア密度の増加とともにエネルギーの大きい方へシフトしているからキャリア密度を小さくさせてより短波長の光を吸収させることができる。そして、図５（ｃ）に、第一実施形態の構造で光学的ＤＮＡセンサ１の導電層３２又はトップゲート電極３０のＩＴＯのキャリア密度を１．０×１０¹⁹〔１／ｃｍ³〕とし、ＩＴＯの光学定数Ｎ（３０８ｎｍ）＝２．２−０．３４ｉ（ここでのｉは虚数単位）としたときにおける、酸化チタン層３４の厚さと３０８ｎｍ波長の蛍光体励起光及び５３０ｎｍ波長の蛍光の透過率との関係を対数グラフで示す。導電層３２及びトップゲート電極３０の両方のキャリア密度が１．０×１０¹⁹〔１／ｃｍ³〕を越えた場合の図５（ｂ）と比較しても、３０８ｎｍ波長の蛍光体励起光が導電層３２又はトップゲート電極３０において更に遮蔽されていることがわかる。
【００９３】
第二実施形態の光学的ＤＮＡセンサの製造方法は、第一実施形態の光学的ＤＮＡセンサ１の製造方法とほぼ同じであるが、トップゲート電極３０のＩＴＯ層、導電層３２を成膜する際に、そのキャリア密度が１．０×１０²⁰〔１／ｃｍ³〕以下になるように成膜速度及び雰囲気中の酸素濃度を調整する。なお、成膜速度が一定である場合には、ＩＴＯ成膜反応炉内の酸素分圧を高くして酸素濃度が増加するに従ってＩＴＯ中の酸素欠陥が減り、キャリア密度が減らすことができる。また、ＩＴＯ成膜反応炉内の酸素分圧、つまり反応炉雰囲気中の酸素濃度が一定である場合には、成膜速度が遅くなるに従ってＩＴＯ中の酸素欠陥が減り、キャリア密度が減らすことができ、酸素分圧が高い状態でＩＴＯの成膜速度を遅くすることが望ましい。
【００９４】
第二実施形態の光学的ＤＮＡセンサも第一実施形態の光学的ＤＮＡセンサ１と同様にＤＮＡ読取装置７０に用いることができ、ＤＮＡの同定の方法も第一実施形態の場合と同様である。
【００９５】
以上のように、第二実施形態では、蛍光体励起光は導電層３２又はトップゲート電極３０によって吸収されて遮蔽されるが、蛍光は遮蔽されずに半導体層２３に入射する。そのため、サンプルＤＮＡ断片と結合したスポット６０に対応したＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３のみが感光する。従って、蛍光強度分布を表した画像のコントラストが向上し、サンプルＤＮＡ断片のヌクレオチド配列の特定が容易になる。
【００９６】
なお、ＣＣＤイメージセンサ又はＣＭＯＳイメージセンサを用いた光学的ＤＮＡセンサにおいても、キャリア密度が１．０×１０²⁰〔１／ｃｍ³〕以下となるＩＴＯ層をイメージセンサの表面に積層し、そのＩＴＯ層をスポットとフォトダイオードとの間に配設すれば良い。
【００９７】
〔第三の実施の形態〕
次に、本発明の第三実施形態について説明する。
図１０（ａ）は、第三実施形態における光学的ＤＮＡセンサの一画素を示した平面図であり、図１０（ｂ）は、図１０（ａ）のIII−III破断線で破断して矢印方向に見て示した断面図である。
【００９８】
第一実施形態の光学的ＤＮＡセンサ１では、半導体膜２３からスポット６０とまでの間の層間に酸化チタン層３４が積層されていたのに対して、第三実施形態の光学的ＤＮＡセンサでは、半導体膜２３からスポット６０までの間の層間に誘電体多層膜３５が積層されている。
【００９９】
誘電体多層膜３５は、高屈折率の誘電体Ｈ層と、誘電体Ｈ層より低屈折率の誘電体Ｌ層とが蛍光体励起光の中心波長の１／４の光学膜厚で交互に積層された多層構造となっている。蛍光体励起光の中心波長をλとし、誘電体Ｈ層の屈折率をｎ₁としたら誘電体Ｈ層の膜厚はλ／４ｎ₁であり、誘電体Ｌ層の屈折率をｎ₂としたら誘電体Ｌ層の膜厚はλ／４ｎ₂である。例えば、高屈折率の酸化チタン（ＴｉＯ₂：屈折率２．２）を誘電体Ｈ層とし、低屈折率の酸化シリコン（ＳｉＯ₂：屈折率１．４７）を誘電体Ｌ層として交互に積層すれば、誘電体多層膜３５が完成する。誘電体多層膜３５の各層の界面で屈折率差による反射が起こり、中心波長を含んだ帯域の蛍光体励起光が干渉し合うことによって、蛍光体励起光が極めて高い反射率で反射するようになる。一方、蛍光は、誘電多層膜３５で反射せずに、誘電多層膜３５を透過する。
なお、誘電体多層膜３５は、二種類の誘電体層が蛍光体励起光の中心波長の１／４の光学膜厚で交互に積層されたものに限らず、屈折率の異なる三種類以上の誘電体層が蛍光体励起光の中心波長の１／４の光学膜厚で周期的に積層されたものであっても良い。
【０１００】
図１０においては、誘電体多層膜３５がトップゲート電極３５と保護絶縁層３２との間に積層されているが、保護絶縁層３１と導電層３２との間に積層されても良いし、導電層３２とオーバーコート層３３との間に積層されても良い。
【０１０１】
第三実施形態の光学的ＤＮＡセンサも第一実施形態の光学的ＤＮＡセンサ１と同様にＤＮＡ読取装置７０に用いることができ、ＤＮＡの同定の方法も第一実施形態の場合と同様である。
【０１０２】
以上のように、第三実施形態では、蛍光体励起光が誘電体多層膜３５によって反射されるが、蛍光は反射されずに半導体層２３に入射する。そのため、サンプルＤＮＡ断片と結合したスポット６０に対応したＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３のみが感光する。従って、蛍光強度分布を表した画像のコントラストが向上し、サンプルＤＮＡ断片のヌクレオチド配列の特定が容易になる。
【０１０３】
なお、ＣＣＤイメージセンサ又はＣＭＯＳイメージセンサを用いた光学的ＤＮＡセンサにおいても、誘電体多層膜をイメージセンサの表面に積層し、その誘電体多層膜をスポットとフォトダイオードとの間に配設すれば良い。
【０１０４】
〔第四の実施の形態〕
次に、本発明の第四実施形態について説明する。
第一実施形態では、ＤＮＡ読取装置７０の光照射手段７１が、装着された光学的ＤＮＡセンサ１の表面に蛍光体励起光を面状に照射していたのに対して、第四実施形態では、ＤＮＡ読取装置の光照手段が、装着された光学的ＤＮＡセンサ１の表面に近接場によるエヴァネッセント光を蛍光体励起光として面状に照射する。
【０１０５】
図１１は、第四実施形態のＤＮＡ読取装置を示した側面図である。ＤＮＡ読取装置の光照射手段は、紫外線を発する光源（図示略）と、光源から発した紫外線を伝播させる導波路体１７１と、を備える。光源から発した紫外線は、導波路体１７１内を伝播して、導波路体１７１の全反射面１７１ａに臨界角以上の角度で入射し、全反射するようになっている。これにより、全反射面１７１ａから導波路体１７１外に向けてエヴァネッセント光が出射するようになる。
【０１０６】
第四実施形態においても光学的ＤＮＡセンサ１がＤＮＡ読取装置に対して着脱自在となっており、ＤＮＡ読取装置に装着された光学的ＤＮＡセンサ１の表面が導波路体１７１の全反射面１７１ａに対向し、スポット６０，６０、…が導波路体１７１の裏面１７１ａに近接するようになっている。
【０１０７】
また、第四実施形態のＤＮＡ読取装置も、第一実施形態のＤＮＡ読取装置７０と同様に、表示装置３と、演算処理装置４と、トップゲートドライバ１１と、ボトムゲートドライバ１２と、ドレインドライバ１３と、駆動回路１０と、を備える。
【０１０８】
第四実施形態のＤＮＡ読取装置を用いたＤＮＡの同定方法も第一実施形態の場合と同様に、蛍光物質で標識したサンプルＤＮＡ断片を光学的ＤＮＡセンサ１のスポット６０，６０，…に相補的にハイブリダイゼーションさせた後に、光学的ＤＮＡセンサ１をＤＮＡ読取装置にセッティングする。すると、スポット６０，６０，…が導波路体１７１の全反射面１７１ａに近接し、光源が点灯することによってエヴァネッセント光が蛍光体励起光として全反射面１７１ａからスポット６０，６０，…に照射される。スポット６０，６０，…のうちサンプルＤＮＡ断片と結合したものは蛍光を発し、サンプルＤＮＡ断片と結合しなかったものは蛍光を発しない。そして、ＤＮＡ読取装置が、ドライバ１１，１２，１３及び駆動回路１０で光学的ＤＮＡセンサ１を駆動することによって光学的ＤＮＡセンサ１上の蛍光の強度分布を二次元の画像として取得する。そして、蛍光強度分布を表した画像は、演算処理装置４によって表示装置３に表示される。表示された画像中のどの部分の光強度が大きいかによってサンプルＤＮＡ断片のヌクレオチド配列を特定する。
【０１０９】
以上のように、第四実施形態では、エヴァネッセント光は媒体中を殆ど伝播しないため、ＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…のの半導体膜２３にはエヴァネッセント光が到達しない。そのため、サンプルＤＮＡ断片と結合したスポット６０に対応したＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３のみが感光し、蛍光強度分布を表した画像のコントラストが向上し、サンプルＤＮＡ断片のヌクレオチド配列の特定が容易になる。
【０１１０】
なお、第二実施形態及び第三実施形態の光学的ＤＮＡセンサも、第四実施形態のＤＮＡ読取装置に用いることができる。何れの場合でも、光学的ＤＮＡセンサに酸化チタン層３４を成膜しなくても良いし、導電層３２のキャリア密度を１．０×１０²⁰〔１／ｃｍ³〕以下としなくても良いし、誘電体多層膜３５を積層しなくても良い。
また、エヴァネッセント光を照射する光照射手段としては、紫外線を平行光として発する光源と、板状を呈しているとともに光源から発した平行光を面と平行となるように伝播する導波路板と、を具備したものであっても良い。この場合には、光学的ＤＮＡセンサ１がＤＮＡ読取装置に装着された場合、導波路板の面にスポット６０，６０，…が近接される。平行光が導波路板を伝播することによって、導波路板の面から外部へエヴァネッセント光が出射され、スポット６０，６０，…に入射する。
【０１１１】
〔第五の実施の形態〕
次に、本発明の第五実施形態について説明する。
第一実施形態及び第三実施形態では、半導体膜２３からスポット６０までの間の層間に、蛍光体励起光を遮蔽するための層（酸化チタン層３４及び誘電体多層膜３５）が形成されているが、図１２に示すように、第五実施形態の光学的ＤＮＡセンサには蛍光体励起光を遮蔽するための層が形成されておらず、保護絶縁層３１上に直接導電層３２が成膜されている。また、この導電層３２は、第二実施形態と異なり、１．０×１０²⁰〔１／ｃｍ³〕を越えたキャリア密度を有し、蛍光体励起光を遮蔽しないようになっている。第五実施形態の光学的ＤＮＡセンサのその他の構成要素については、第一実施形態の光学的ＤＮＡセンサ１の構成要素と同様である。
【０１１２】
また、第一実施形態では、ＤＮＡ読取装置７０の光照射手段７１が固体撮像デバイス２の表面に向けて蛍光体励起光を照射しているのに対して、第五実施形態では、ＤＮＡ読取装置の光照射手段２７１が、装着された固体撮像デバイス２の裏面に蛍光体励起光を面状に照射する。
【０１１３】
このＤＮＡ読取装置の光照射手段２７１は、蛍光体励起光を発する光源２７２と、光源２７２から発せられた蛍光体励起光を導光して表面２７３ａから面状に出射する導光板２７３と、を備える。導光板２７３は、略平板状であり、光源２７２に対向した側面２７２ｂ及び表面２７３ａを除き反射部材で覆われている。
【０１１４】
第五実施形態においても光学的ＤＮＡセンサ１がＤＮＡ読取装置に対して着脱自在となっており、ＤＮＡ読取装置に装着された光学的ＤＮＡセンサ１が装着された場合に固体撮像デバイス２の裏面が導光板２７３の表面２７３ａに対向するようになっている。固体撮像デバイス２の裏面が導光板２７３の表面２７３ａに対向した場合、導光板２７３の表面２７３ａから面状に出射した蛍光体励起光が固体撮像デバイス２の裏面に均等に照射されるようになっている。
【０１１５】
この場合、ＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…のボトムゲート電極２１が遮光性を有しているため、蛍光体励起光が半導体膜２３に直接入射することはない。一方、ＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…の間では蛍光体励起光が透過して、スポット６０，６０，…に入射する。そして、サンプルＤＮＡ断片と結合したスポット６０は蛍光体励起光によって蛍光を発し、そのスポット６０に対応したＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３に蛍光が入射する。
【０１１６】
以上のように、第五実施形態では、蛍光体励起光がＤＧ−Ｔｒ２０，２０，…のボトムゲート電極２１によって遮蔽されるが、スポット６０で発した蛍光は反射されずに半導体層２３に入射する。そのため、サンプルＤＮＡ断片と結合したスポット６０に対応したＤＧ−Ｔｒ２０の半導体膜２３のみが感光する。従って、蛍光強度分布を表した画像のコントラストが向上し、サンプルＤＮＡ断片のヌクレオチド配列の特定が容易になる。
【０１１７】
なお、本発明は、上記各実施の形態に限定されることなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において、種々の改良並びに設計の変更を行っても良い。
例えば、各実施形態の光学的ＤＮＡセンサでは、一つのスポット６０に対して一つのＤＧ−Ｔｒ２０が対応しているが、隣り合う二つ以上のＤＧ−Ｔｒ２０に対応して一つのスポット６０が固体撮像デバイス２の表面に固定されていても良い。但し、面内のどのスポット６０も、対応するＤＧ−Ｔｒ２０の数は同じであり、一つの組に含まれるＤＧ−Ｔｒ２０の数をＡとし（Ａは２以上である。）、組の数をＢとしたら、スポット６０の数はＢであり、（Ａ×Ｂ）で表される数が固体撮像デバイス２に含まれたＤＧ−Ｔｒ２０の数である。
【０１１８】
【発明の効果】
請求項１〜８に記載の発明によれば、サンプルＤＮＡ断片と結合したプローブＤＮＡ断片の部分と、サンプルＤＮＡ断片と結合しなかったプローブＤＮＡ断片の部分との明るさの差が、明瞭になり、コントラストの高い画像を固体撮像デバイスで取得することができる。そのため、固体撮像デバイスで得られた画像中のどの部分の強度が大きいかを容易に特定でき、サンプルＤＮＡ断片の塩基配列を容易に特定することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適用された光学的ＤＮＡセンサを示した斜視図である。
【図２】上記光学的ＤＮＡセンサを示した平面図である。
【図３】図２のI−I破断線で破断して示した断面図である。
【図４】図４（ａ）は上記光学的ＤＮＡセンサに備わる固体撮像デバイスの一つの画素を示した平面図であり、図４（ｂ）はII−II破断線で破断して示した断面図である。
【図５】（ａ）は、アモルファスシリコンの光感度の波長依存性を示す図であり、（ｂ）は、上記固体撮像デバイスの表面に成膜された酸化チタン層の膜厚と、蛍光体励起光及び蛍光の透過率との関係を示した対数グラフであり、（ｃ）は、さらにＩＴＯのキャリア密度を制御したときの酸化チタン層の膜厚と、蛍光体励起光及び蛍光の透過率との関係を示した対数グラフである。
【図６】上記光学的ＤＮＡセンサを用いたＤＮＡ読取装置の回路構成を示した図面である。
【図７】上記ＤＮＡ読取装置に上記光学的ＤＮＡセンサをセッティングした場合の形態を示した図面である。
【図８】上記固体撮像デバイスのドライバによって出力される電気信号のレベルの推移を示したタイミングチャートである。
【図９】錫ドープ酸化インジウムのキャリア密度と光の吸収波長端との関係を示した平面図である。
【図１０】図１０（ａ）は、図１の光学的ＤＮＡセンサとは別の光学的ＤＮＡセンサに備わる固体撮像デバイスの一つの画素を示した平面図であり、図１０（ｂ）はII−II破断線で破断して示した断面図である。
【図１１】図７のＤＮＡ読取装置とは別のＤＮＡ読取装置に光学的ＤＮＡセンサをセッティングした場合の形態を示した図面である。
【図１２】図７、図１１のＤＮＡ読取装置とは別のＤＮＡ読取装置に光学的ＤＮＡセンサをセッティングした場合の形態を示した図面である。
【符号の説明】
１光学的ＤＮＡセンサ
２固体撮像デバイス
１０駆動回路（駆動手段）
１１トップゲートドライバ（駆動手段）
１２ボトムゲートドライバ（駆動手段）
１３ドレインドライバ（駆動手段）
２０ダブルゲート型電界効果トランジスタ（光電変換素子）
２１ボトムゲート電極
２３半導体膜
３０トップゲート電極
３１保護絶縁膜（保護層）
３２導電膜（錫ドープ酸化インジウム層）
３４酸化チタン層
３５誘電体多層膜
６０スポット（プローブＤＮＡ断片）
７０ＤＮＡ読取装置
７１光照射手段
１７１光照射手段
２７１光照射手段[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an optical DNA sensor used for specifying the structure of DNA by utilizing complementary interaction between DNA fragments, and to a DNA reader using the DNA sensor.
[0002]
[Prior art]
In recent years, genetic information of living organisms has been used in a wide range of fields such as the medical field, the agricultural field, and the like. When using genes, elucidation of the structure of DNA is indispensable. DNA has two helically twisted polynucleotide chains, and each polynucleotide chain is composed of four types of bases (adenine: A, guanine: G, cytosine: C, thymine: T) in one dimension. It has an aligned nucleotide sequence, and bases of one polynucleotide chain are linked to bases of the other polynucleotide chain based on complementarity of adenine and thymine and guanine and cytosine.
[0003]
The elucidation of the structure of DNA is to specify the nucleotide sequence. In order to specify the nucleotide sequence of DNA, a DNA microarray and a reading device therefor have been developed. Conventionally, the nucleotide sequence of a sample DNA is specified as follows using a DNA microarray and its reader.
[0004]
First, a DNA microarray in which a plurality of types of probe DNA fragments having a known nucleotide sequence are aligned and fixed on a solid support such as a slide glass is prepared. Next, the sample DNA is denatured into single-stranded DNA fragments, and a fluorescent substance or the like is bound to the denatured sample DNA fragments.
[0005]
Next, when the sample DNA fragment is added to the DNA microarray, the sample DNA fragment is fixed on the DNA microarray by hybridization. That is, the base of the sample DNA fragment is hydrogen-bonded with the base of the complementary DNA fragment of the plurality of types of probe DNA fragments to form a double strand. On the other hand, the sample DNA fragment does not bind to the non-complementary probe DNA fragment. Since the sample DNA fragment is marked with a fluorescent substance, the probe DNA fragment bound to the sample DNA emits fluorescence. For example, a sample DNA fragment having a nucleotide sequence of TCGGGAA binds only to a probe DNA fragment having a nucleotide sequence of AGCCCTT, and the probe DNA fragment emits fluorescence.
[0006]
Next, the DNA microarray is set in a reader and analyzed by the reader. The reader measures the fluorescence intensity distribution on the DNA microarray.
[0007]
There are two types of readers, a planar light type and a confocal laser type (for example, see Patent Document 1).
The surface light type reader irradiates the DNA microarray with excitation light (mainly ultraviolet light), forms an image of the DNA microarray on a CCD image sensor with a lens, and receives the fluorescence emitted from the DNA microarray with the CCD image sensor. The fluorescence intensity distribution in the plane of the DNA microarray is measured by a CCD image sensor.
[0008]
The confocal laser scanning device focuses the excitation light emitted from the laser diode with a collimator lens, scans the laser beam two-dimensionally with respect to the DNA microarray, and scans the microscope and photomultiplier with the two-dimensional laser beam scanning. Then, the fluorescence emitted by the laser beam is received by a photomultiplier through a microscope, the fluorescence intensity is measured by the photomultiplier, and the fluorescence intensity distribution in the plane of the DNA microarray is measured by two-dimensional scanning.
[0009]
In either case, the fluorescence intensity distribution on the DNA microarray is output as a two-dimensional image. The portion where the fluorescence intensity is high in the output image includes a probe DNA fragment having a nucleotide sequence complementary to the nucleotide sequence of the sample DNA fragment. Therefore, the nucleotide sequence of the sample DNA fragment can be determined based on which part of the two-dimensional image has the higher fluorescence intensity.
[0010]
[Patent Document 1]
JP-A-9-23900
[0011]
[Problems to be solved by the invention]
However, the confocal laser type reading device requires a microscope and a mechanism for scanning the laser beam and the microscope with respect to the DNA microarray, and thus has a problem that the entire device is large. The planar light type reading device requires a lens for forming an image of the DNA microarray on the CCD image sensor, and the device is similarly large.
[0012]
To suppress the increase in the size of the reading apparatus, the present applicant has not developed an optical DNA sensor, which is not a known invention, but has a plurality of probe DNA fragments arranged and fixed on the surface of a solid-state imaging device. ing. To specify DNA using the optical DNA sensor, a fluorescently labeled sample DNA fragment is hybridized with a complementary probe DNA fragment on a solid-state imaging device, and the optical DNA sensor is set in a reader. When the surface of the solid-state imaging device is irradiated with excitation light from the light source of the reading device, the probe DNA fragment bonded to the sample DNA fragment emits fluorescence, and the reading device displays an image of the fluorescence intensity distribution in which the portion becomes brighter. Read with an imaging device. In this optical DNA sensor, a probe DNA fragment is immobilized on the surface of a solid-state imaging device, so that a two-dimensional image representing the fluorescence intensity distribution can be sharply captured by the solid-state imaging device without a lens or a microscope. This makes it possible to reduce the size of the reading device.
[0013]
However, this optical DNA sensor also has the following problems. That is, since the solid-state imaging device exhibits sensitivity not only to fluorescence but also to excitation light, the portion of the probe DNA fragment not bound to the sample DNA fragment also becomes bright, and the contrast of the image obtained by the solid-state imaging device is increased. Is low. For this reason, it is difficult to specify which part of the image obtained by the solid-state imaging device has a high intensity.
[0014]
Therefore, an object of the present invention is to enable acquisition of a high-contrast image representing the fluorescence intensity distribution.
[0015]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, the invention described in claim 1 is, for example, as shown in FIGS.
An optical DNA sensor used to specify a sample DNA fragment that emits fluorescence when irradiated with phosphor excitation light,
A solid-state imaging device (for example, solid-state imaging device 2);
A titanium oxide layer (for example, a titanium oxide layer 34) formed on the surface of the solid-state imaging device;
And a plurality of types of probe DNA fragments (for example, spots 60, 60,...) Having a known base sequence and arranged and fixed on the titanium oxide layer.
[0016]
According to the first aspect of the present invention, the titanium oxide layer formed on the surface of the solid-state imaging device has a property of shielding phosphor excitation light and transmitting fluorescence. When a plurality of types of probe DNA fragments are irradiated with phosphor excitation light, fluorescence is emitted from the probe DNA fragments combined with the sample DNA fragments, but the fluorescence passes through the titanium oxide layer and is incident on the surface of the solid-state imaging device. I do. On the other hand, the phosphor excitation light is shielded by the titanium oxide layer and does not enter the surface of the solid-state imaging device. Accordingly, the difference in brightness between the portion of the probe DNA fragment bound to the sample DNA fragment and the portion of the probe DNA fragment not bound to the sample DNA fragment becomes clear, and a high-contrast image is obtained by the solid-state imaging device. can do. Therefore, it is possible to easily specify which part of the image obtained by the solid-state imaging device has the highest intensity, and to easily specify the base sequence of the sample DNA fragment.
[0017]
The invention according to claim 2, for example, as shown in FIGS.
An optical DNA sensor used to specify a sample DNA fragment that emits fluorescence when irradiated with phosphor excitation light,
A solid-state imaging device (for example, solid-state imaging device 2);
A film is formed on the surface of the solid-state imaging device and has a carrier density of 1.0 × 10 ²⁰ [1 / cm ^Three A tin-doped indium oxide layer (e.g., conductive layer 32),
And a plurality of types of probe DNA fragments (for example, spots 60, 60,...) Having a known base sequence and arranged and fixed on the tin-doped indium oxide layer.
[0018]
According to the second aspect of the present invention, the carrier density of the tin-doped indium oxide layer formed on the surface of the solid-state imaging device is 1.0 × 10 4 ²⁰ [1 / cm ^Three In the following cases, the phosphor excitation light is absorbed by the tin-doped indium oxide layer, and the fluorescence is not absorbed by the tin-doped indium oxide layer. Therefore, the fluorescence emitted from the probe DNA fragment bound to the sample DNA fragment penetrates the tin-doped indium oxide layer and enters the surface of the solid-state imaging device. On the other hand, the phosphor excitation light is absorbed by the tin-doped indium oxide layer and does not enter the surface of the solid-state imaging device. Accordingly, the difference in brightness between the portion of the probe DNA fragment bound to the sample DNA fragment and the portion of the probe DNA fragment not bound to the sample DNA fragment becomes clear, and a high-contrast image is obtained by the solid-state imaging device. can do. Therefore, the base sequence of the sample DNA fragment can be easily specified.
[0019]
The invention according to claim 3, for example, as shown in FIG.
An optical DNA sensor used to specify a sample DNA fragment that emits fluorescence when irradiated with phosphor excitation light,
A solid-state imaging device (for example, solid-state imaging device 2);
Dielectric layers having different refractive indices are periodically laminated with an optical film thickness of なる of the wavelength of the phosphor excitation light, and a dielectric multilayer film laminated on the surface of the solid-state imaging device (For example, a dielectric multilayer film 35);
And a plurality of types of probe DNA fragments (for example, spots 60, 60,...) Having a known base sequence and arranged and fixed on the dielectric multilayer film.
[0020]
According to the third aspect of the present invention, the dielectric multilayer film laminated on the surface of the solid-state imaging device has an optical film thickness in which a plurality of types of dielectric layers having different refractive indices have a quarter of the wavelength of the phosphor excitation light. , The phosphor excitation light is reflected by the dielectric multilayer film, and the fluorescent light passes through the dielectric multilayer film. Therefore, the fluorescence emitted from the probe DNA fragment bound to the sample DNA fragment passes through the dielectric multilayer film and enters the surface of the solid-state imaging device. On the other hand, the phosphor excitation light is reflected by the dielectric multilayer film and does not enter the surface of the solid-state imaging device. Accordingly, the difference in brightness between the portion of the probe DNA fragment bound to the sample DNA fragment and the portion of the probe DNA fragment not bound to the sample DNA fragment becomes clear, and a high-contrast image is obtained by the solid-state imaging device. can do. Therefore, the base sequence of the sample DNA fragment can be easily specified.
[0021]
The invention according to claim 4 is the optical DNA sensor according to any one of claims 1 to 3, as shown in FIGS.
The solid-state imaging device includes a plurality of photoelectric conversion elements (for example, DG-Trs 20, 20,...) Arranged so as to correspond to the plurality of types of probe DNA fragments, respectively.
[0022]
According to the fourth aspect of the present invention, since the probe DNA fragments are arranged corresponding to the photoelectric conversion elements, no fluorescence intensity is detected between the probe DNA fragments. Therefore, the image captured by the solid-state imaging device is an image without noise, and does not include the fluorescence intensity data of the portion where the probe DNA fragment is not arranged.
[0023]
According to a fifth aspect of the present invention, as shown in FIGS. 5 to 6, for example, the optical DNA sensor according to any one of the first to fourth aspects is made detachable.
Driving means (for example, a driving circuit 10, a top gate driver 11, a bottom gate driver 12, a drain driver 13 and a driving circuit 10) for driving the mounted solid-state imaging device, and a surface facing the plurality of types of probe DNA fragments Light irradiating means (for example, light irradiating means 71) for irradiating phosphor excitation light in a shape
It is a DNA reader characterized by the above-mentioned.
[0024]
In the invention according to claim 5, when the probe DNA fragment is irradiated with the phosphor excitation light by the light irradiating means, fluorescence is emitted from the probe DNA fragment bonded to the sample DNA fragment. An image representing the fluorescence intensity distribution can be obtained by the imaging device.
[0025]
According to a sixth aspect of the present invention, there is provided a DNA reading apparatus used for specifying a sample DNA fragment which emits fluorescence when irradiated with phosphor excitation light, as shown in FIG.
A solid-state imaging device (for example, solid-state imaging device 2) and a plurality of types of probe DNA fragments (for example, spots 60, 60,...) Having a known base sequence and arranged and fixed on the surface of the solid-state imaging device And an optical DNA sensor (optical DNA sensor 1) comprising:
Light that emits evanescent light as phosphor excitation light from a surface (total reflection surface 171a) of the mounted optical DNA sensor that is adjacent to the plurality of types of probe DNA fragments toward the plurality of types of probe DNA fragments. Equipped with irradiation means
It is characterized by the following.
[0026]
In the invention according to claim 6, since the surface of the light irradiation means is close to the probe DNA fragment, the evanescent light emitted from that surface enters the probe DNA fragment. On the other hand, since the evanescent light does not propagate in the medium, it does not enter the surface of the solid-state imaging device. Accordingly, the difference in brightness between the portion of the probe DNA fragment bound to the sample DNA fragment and the portion of the probe DNA fragment not bound to the sample DNA fragment becomes clear, and a high-contrast image is obtained by the solid-state imaging device. can do. Therefore, it is possible to easily specify which part of the image obtained by the solid-state imaging device has the highest intensity, and to easily specify the base sequence of the sample DNA fragment.
[0027]
According to a seventh aspect of the present invention, there is provided a DNA reading apparatus used for specifying a sample DNA fragment which emits fluorescence when irradiated with phosphor excitation light, as shown in FIG. 12, for example.
A plurality of photoelectric conversion elements (e.g., DG-layer) are stacked on a transparent substrate (e.g., transparent substrate 17) in the order of a light-shielding bottom gate electrode, a light-sensitive semiconductor film, and a light-transmitting top gate electrode. ..) Are arranged on the surface of the transparent substrate so as to be spaced apart from each other, and the plurality of photoelectric conversion elements are collectively covered with a protective layer (for example, a protective insulating layer 31) that transmits light. An imaging device (for example, solid-state imaging device 2) and a plurality of types of probe DNA fragments (for example, spots 60, 60,...) Having a known base sequence and arranged and fixed on the protective layer. Optical DNA sensor (for example, optical DNA sensor 1) made detachable,
A light irradiating unit (for example, a light irradiating unit 271) for irradiating a phosphor excitation light in a plane toward the back surface of the transparent substrate of the mounted optical DNA sensor is provided.
[0028]
According to an eighth aspect of the present invention, there is provided an optical DNA sensor used to specify a sample DNA fragment which emits fluorescence upon irradiation with phosphor excitation light, as shown in FIG. 12, for example.
A plurality of photoelectric conversion elements (for example, DG-Tr 20, 20,...) Are stacked on a transparent substrate surface in the order of a light-shielding bottom gate electrode, a light-sensitive semiconductor film, and a light-transmitting top gate electrode. ) Are arranged on the surface of the transparent substrate so as to be separated from each other, and the plurality of photoelectric conversion elements are collectively covered with a protective layer (for example, protective insulating layer 31) that transmits light. A solid-state imaging device 2);
And a plurality of types of probe DNA fragments (for example, spots 60, 60,...) Having a known base sequence and arranged and fixed on the protective layer.
[0029]
According to the seventh and eighth aspects of the present invention, a plurality of photoelectric conversion elements, which are laminated in the order of a bottom gate electrode, a semiconductor film, and a top gate electrode, are arranged on the surface of the transparent substrate so as to be separated from each other. The phosphor excitation light incident on the back surface of the transparent substrate from the irradiating means is transmitted between the photoelectric conversion elements and is incident on the probe DNA fragment. Fluorescence is emitted from the probe DNA fragment bound to the sample DNA fragment by the phosphor excitation light, and the phosphor excitation light passes through the protective layer and the top gate electrode and enters the semiconductor film.
Further, since the top gate electrode has a light-shielding property, the phosphor excitation light incident on the back surface of the transparent substrate from the light irradiation means does not directly enter the semiconductor film.
Accordingly, the difference in brightness between the portion of the probe DNA fragment bound to the sample DNA fragment and the portion of the probe DNA fragment not bound to the sample DNA fragment becomes clear, and a high-contrast image is obtained by the solid-state imaging device. can do. Therefore, the base sequence of the sample DNA fragment can be easily specified.
[0030]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, specific embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. However, the scope of the invention is not limited to the illustrated example.
[0031]
[First embodiment]
FIG. 1 is a perspective view showing an optical DNA sensor to which the present invention is applied, FIG. 2 is a plan view of the optical DNA sensor, and FIG. 3 is a sectional view taken along a line II in FIG. FIG. 3 is a cross-sectional view taken along the arrow and broken.
[0032]
The optical DNA sensor 1 includes a solid-state imaging device 2, a titanium oxide layer 34 formed on the surface of the solid-state imaging device 2, and spots 60, 60,... And one spot 60 corresponds to each pixel of the solid-state imaging device 2.
[0033]
First, the solid-state imaging device 2 will be described. The solid-state imaging device 2 includes a substantially flat transparent substrate 17 and a plurality of double-gate type field effects arranged in a matrix of n rows and m columns (where n and m are integers) on the surface of the transparent substrate 17. , And transistors (hereinafter, referred to as DG-Tr) 20, 20,.
[0034]
The transparent substrate 17 has an insulating property as well as a light transmitting property (hereinafter, simply referred to as a light transmitting property) with respect to light in a wavelength range of 350 nm to 1000 nm ranging from ultraviolet light to visible light, and a glass substrate such as quartz glass or polycarbonate. And the like. The back surface of the transparent substrate 17 forms the back surface of the solid-state imaging device 2. Note that a substrate having a light-shielding property may be used instead of the transparent substrate 17 having a light-transmitting property.
[0035]
The DG-Tr 20 will be described. 4A is a plan view showing one DG-Tr 20, and FIG. 4B is a cross-sectional view taken along a line II-II in FIG. It is.
Each DG-Tr 20 is a photoelectric conversion element serving as a pixel. Each DG-Tr 20 includes a bottom gate electrode 21 formed on the transparent substrate 17, a bottom gate insulating film 22 formed on the bottom gate electrode 21, and a bottom gate insulating film 22 between the bottom gate electrode 21. , A channel protection film 24 formed on a central portion of the semiconductor film 23, and an impurity semiconductor film formed on both ends of the semiconductor film 23 so as to be separated from each other 25, 26, a source electrode 27 formed on the impurity semiconductor film 25, a drain electrode 28 formed on the impurity semiconductor film 26, and a top gate insulating film 29 formed on the source electrode 27 and the drain electrode 28. A top gate insulating film 29 and a channel protective film 24 sandwiched between the semiconductor film 23 and the top gate It includes an electrode 30, a.
[0036]
On the transparent substrate 17, a bottom gate electrode 21 is formed for each DG-Tr20. Also, n bottom gate lines 41, 41,... Extending in the horizontal direction are formed on the transparent substrate 17, and the bottom gate electrodes 21 of the DG-Trs 20 in the same row arranged in the horizontal direction are It is formed integrally with the common bottom gate line 41. The bottom gate electrode 21 and the bottom gate line 41 have conductivity and light shielding properties, and are made of, for example, chromium, a chromium alloy, aluminum, an aluminum alloy, or an alloy thereof.
[0037]
A bottom gate insulating film 22 common to all the DG-Trs 20, 20,... Is formed on the bottom gate electrode 21 and the bottom gate line 41. The bottom gate insulating film 22 has an insulating property and a light transmitting property, for example, silicon nitride (SiN) or silicon oxide (SiO 2). _Two ).
[0038]
On the bottom gate insulating film 22, a semiconductor film 23 is formed for each DG-Tr 20. The semiconductor film 23 has a substantially rectangular shape in plan view, and is a layer formed of amorphous silicon or polysilicon. On the semiconductor film 23, a channel protection film 24 is formed. The channel protective film 24 has a function of protecting the interface of the semiconductor film 23 from an etchant used for patterning, has insulating properties and translucency, and is made of, for example, silicon nitride or silicon oxide. The semiconductor film 23 exhibits sensitivity to light, and when light enters the semiconductor film 23, an amount of electron-hole pairs corresponding to the amount of incident light is centered around the interface between the channel protective film 24 and the semiconductor film 23. Is to occur. In this case, holes are generated as carriers on the semiconductor film 23 side, and electrons are generated on the channel protection film 24 side. Here, FIG. 5A shows the wavelength dependence of the photosensitivity of amorphous silicon having a thickness of 50 nm applicable to the semiconductor film 23. It has a sensitivity to generate electron-hole pairs in a wide wavelength range from ultraviolet to visible light, and has a sensitivity peak at around 450 nm in visible light.
[0039]
On one end of the semiconductor film 23, an impurity semiconductor film 25 is formed so as to partially overlap the channel protective film 24, and on the other end of the semiconductor film 23, an impurity semiconductor film 26 is partially formed on the channel protection film. It is formed so as to overlap with the protective film 24. The impurity semiconductor films 25 and 26 are patterned for each DG-Tr 20. The impurity semiconductor films 25 and 26 are made of amorphous silicon (n) containing n-type impurity ions. ⁺ Silicon).
[0040]
On the impurity semiconductor film 25, a source electrode 27 patterned for each DG-Tr 20 is formed. A drain electrode 28 patterned for each DG-Tr 20 is formed on the impurity semiconductor film 26. , And drain lines 43, 43,... Extending in the vertical direction are formed on the bottom gate insulating film 22, and each of the DGs in the same column arranged in the vertical direction is formed. The source electrode 27 of the -Tr 20 is formed integrally with the common source line 42, and the drain electrode 28 of each DG-Tr 20 in the same column vertically arranged is formed integrally with the common drain line 43. . The source electrode 27, the drain electrode 28, the source line 42, and the drain line 43 have conductivity and light-shielding properties, and are made of, for example, chromium, a chromium alloy, aluminum, an aluminum alloy, or an alloy thereof.
[0041]
, All the DG-Trs 20, 20,..., On the channel protective film 24, the source electrode 27, the drain electrode 28, and the source lines 42, 42,. , A common top gate insulating film 29 is formed. The top gate insulating film 29 has an insulating property and a light transmitting property, and is made of, for example, silicon nitride or silicon oxide.
[0042]
On the top gate insulating film 29, a top gate electrode 30 patterned for each DG-Tr 20 is formed. Further, n top gate lines 44 extending in the horizontal direction are formed on the top gate insulating film 29, and the top gate electrodes 30 of the DG-Trs 20 in the same row arranged in the horizontal direction share a common gate. It is formed integrally with the top gate line 44. The top gate electrode 30 and the top gate line 44 have conductivity and translucency, for example, indium oxide, zinc oxide, tin oxide, or a mixture containing at least one of them (for example, tin-doped indium oxide ( (ITO) and zinc-doped indium oxide).
The DG-Tr 20 configured as described above is a photoelectric conversion element using the semiconductor film 23 as a light receiving unit, and the solid-state imaging device 2 includes a plurality of DG-Trs 20, 20,... Arranged in a matrix. It is.
[0043]
On the surface of the solid-state imaging device 2, a protective insulating film 31, a titanium oxide layer 34, a conductive layer 32, and an overcoat layer 33 are laminated in this order. The protective insulating film 31 covers all the DG-Trs 20, 20,... Collectively, and covers the top gate electrode 30 and the top gate lines 44, 44,. It is formed on. The protective insulating layer 31 has an insulating property and a light transmitting property, and is made of silicon nitride or silicon oxide.
[0044]
On the protective insulating layer 31, a titanium oxide layer 34 is formed on one surface so as to cover all the DG-Trs 20, 20,. The titanium oxide contained in the titanium oxide layer 34 includes an anatase type and a rutile type, and any of them can be used in the present invention, but a rutile type titanium oxide is preferable. The crystal structure of rutile-type titanium oxide is tetragonal, and the arrangement of Ti is a body-centered cubic structure.
[0045]
The titanium oxide layer 34 absorbs phosphor excitation light (mainly ultraviolet light, particularly ultraviolet light having a center wavelength of 308 nm) that excites a fluorescent substance used in a DNA identification method described later, and emits the phosphor excitation light. It has the property of transmitting the fluorescence (mainly visible light, especially visible light in a band having a center wavelength of 520 nm) emitted from the fluorescent substance excited by the light.
An extinction coefficient k (> 0), which is an optical property parameter that characterizes absorption, has a relationship expressed by the following equation (1) with the complex refractive index N.
N = n-ik (1)
In Expression (1), i is an imaginary unit. Here, n determines the phase velocity of the light wave traveling in a predetermined direction, and the extinction coefficient k has a function of attenuating the amplitude of the wave with the traveling direction of the wave. Assuming that the traveling direction of light is z and the intensity of the light is I, a relationship represented by the following equation (2) is established between the two.
I (z) = I (0) exp (−αz) (2)
Where α is the absorption coefficient,
α = 2ωk / c (3)
It can be expressed as. c is the speed of light in vacuum, and ω is the angular frequency of light.
The rutile-type crystal titanium oxide layer 34 is tetragonal and has a body-centered cubic structure due to the arrangement of titanium atoms. This crystal is a uniaxial crystal whose optical axis is on the C axis. Strictly speaking, the complex refractive index N differs depending on the angle between the electric field vector of the incident light and the C axis, but on average, the extinction of ultraviolet light of about 300 nm is performed. The coefficient k is 2, and for visible light of about 440 nm, the extinction coefficient k is 0.06. At 460 nm, k = 0.
FIG. 5B is a logarithmic graph showing the relationship between the thickness of the titanium oxide layer 34 and the transmittance of the phosphor excitation light having a wavelength of 308 nm and the fluorescence having a wavelength of 530 nm. As shown in FIG. 5B, as the thickness of the titanium oxide layer 34 increases, the transmittance of the phosphor excitation light decreases, and when the thickness of the titanium oxide layer 34 is 100 nm or more, the phosphor excitation The light transmittance is 1.0 × 10 ^-3 It is as follows. On the other hand, the transmittance of the fluorescence is not as low as that of the phosphor excitation light, and is 50% or more regardless of the thickness of the titanium oxide layer 34.
[0046]
As shown in FIGS. 3 and 4, the conductive film 32 is formed all over the titanium oxide layer 34. The conductive film 32 has conductivity and translucency, and is formed of, for example, indium oxide, zinc oxide, tin oxide, or a mixture containing at least one of them. The titanium oxide layer 34 generates electron-hole pairs by absorbing the phosphor excitation light, and some of them continue to not recombine. However, since the conductive layer 32 is in contact with the titanium oxide layer 34, The charges generated by the electron-hole pairs are discharged by the conductive layer 32. For this reason, since electrons and holes do not continue to be accumulated in the titanium oxide layer 34 and the protective insulating layer 31 therebelow, they hardly affect the electric field formed by the voltage applied to the top gate electrode 30. .
[0047]
An overcoat layer 33 is formed on the entire surface of the conductive film 32. The overcoat layer 33 has a light transmitting property and protects the conductive film 32 and fixes the spots 60 on the surface of the solid-state imaging device 2.
[0048]
Next, the spot 60 will be described. As shown in FIGS. 1 to 3, a plurality of types of spots 60, 60,... Are arranged on the overcoat layer 33 in a matrix of n rows and m columns, separated from each other. One spot 60 is a group of a large number of single-stranded probe DNA fragments 61. Many single-stranded probe DNA fragments 61 included in one spot 60 have the same nucleotide sequence. The nucleotide sequence of the single-stranded probe DNA fragment 61 is different for each spot 60. The nucleotide sequence of any of the spots 60 has a known base sequence.
[0049]
Are arranged corresponding to the DG-Trs 20, 20,... Respectively. That is, when the solid-state imaging device 2 is mainly viewed in plan as shown in FIGS. 2 and 4, one spot 60 overlaps one DG-Tr 20, and in particular, the semiconductor film 23 of the DG-Tr 20 is one spot. It overlaps 60.
[0050]
As a method of fixing the spots 60, 60,... On the surface of the solid-state imaging device 2, a solid-state imaging device in which a probe DNA fragment 61 prepared in advance is surface-treated with a polycation (poly-L-lysine, polyethyleneimine, etc.) 2 is applied using a dispensing apparatus and electrostatically coupled to the surface of the solid-state imaging device 2 using the charge of DNA.
As another fixing method, a method using a silane coupling agent having an amino group, an aldehyde group, an epoxy group or the like is also used. In this case, since amino groups, aldehyde groups, and the like are introduced to the surface of the solid-state imaging device 2 by covalent bonds, they exist on the surface of the solid-state imaging device 2 more stably than in the case of using polycations.
As another fixing method, there is a method in which an oligonucleotide having a reactive group introduced therein is synthesized, the oligonucleotide is spotted on the surface of the surface-treated solid-state imaging device 2, and covalently bonded.
[0051]
Next, a DNA reader using the optical DNA sensor 1 configured as described above will be described with reference to FIGS.
[0052]
As shown in FIGS. 6 and 7, the DNA reader 70 irradiates the surface of the optical DNA sensor 1 with the phosphor excitation light in a planar manner. Irradiating means 71 and driving means for driving the optical DNA sensor 1 to acquire an image (including a top gate driver 11, a bottom gate driver 12, a drain driver 13 and a driving circuit 10). , Is provided.
[0053]
The light irradiating means 71 includes a light source 72 that emits light that includes the wavelength range of the phosphor excitation light and does not substantially include the wavelength range of the fluorescent light, and guides the light emitted from the light source 72 and emits the light from the back surface 73a in a planar manner. And a light guide plate 73 to be used. The light guide plate 73 has a substantially flat plate shape, and is covered with a reflection member except for a side surface 73 b and a back surface 73 a facing the light source 72.
The optical DNA sensor 1 is detachable from the DNA reader 70, and the surface of the solid-state imaging device 2 of the optical DNA sensor 1 mounted on the DNA reader 70 faces the back surface 73 a of the light guide plate 73. It has become. When the optical DNA sensor 1 faces the back surface 73a of the light guide plate 73, light emitted in a planar manner from the back surface 73a of the light guide plate 73 is evenly applied to the surface of the optical DNA sensor 1.
[0054]
When the optical DNA sensor 1 is mounted on the DNA reader 70, the top gate lines 44 of the optical DNA sensor 1 are connected to the terminals of the top gate driver 11, respectively. Similarly, the bottom gate lines 41, 41,... Of the optical DNA sensor 1 are connected to the terminals of the bottom gate driver 12, and the drain lines 43, 43,. 13 terminals. When the optical DNA sensor 1 is mounted on the DNA reader 70, the source lines 42, 42,... Of the optical DNA sensor 1 are connected to a constant voltage source, and are grounded in this example. .
[0055]
The top gate driver 11 is a shift register. In other words, the top gate driver 11 receives the control signal Tcnt from the drive circuit 10, and in the order from the top gate line 44 in the first row to the top gate line 44 in the nth row (when it reaches the nth row, To return to the first row.) A reset pulse (shown in FIG. 8) is output. The level of the reset pulse is a high level of +5 [V]. On the other hand, the top gate driver 11 applies a low level potential of −20 [V] to each top gate line 44 when not outputting a reset pulse.
[0056]
The bottom gate driver 12 is a shift register. That is, a read pulse (shown in FIG. 8) is output in order from the bottom gate line 41 in the first row to the bottom gate line 41 in the nth row (when the nth row is reached, the first row is returned as necessary). It has become. The level of the read pulse is a high level of +10 [V], and the level when the read pulse is not output is a low level of ± 0 [V].
[0057]
After the top gate driver 11 outputs a reset pulse to the top gate line 44 of the i-th row (i is an integer of 1 to n), the bottom gate driver 12 passes the carrier accumulation period and then the bottom gate driver 12 of the i-th row. The top gate driver 11 and the bottom gate driver 12 shift output signals so as to output a read pulse to 41. That is, in each row, the timing at which the read pulse is output is later than the timing at which the reset pulse is output. Further, after the input of the reset pulse to the top gate line 44 of the i-th row (i is any one of 1 to n) starts, the input of the read pulse to the bottom gate line 41 of the i-th row. Is a selection period of the i-th row. The level of the reset pulse is a high level of +5 [V], and the level when the reset pulse is not output is a low level of -20 [V].
[0058]
The drain driver 13 applies a precharge pulse (shown in FIG. 8) to all the drain lines 43, 43,... Between the output of the reset pulse and the output of the read pulse in the selection period of each row. Is output. The level of the precharge pulse is a high level of +10 [V], and the level when the precharge pulse is not output is a low level of ± 0 [V]. The drain driver 13 amplifies the voltages of the drain lines 43, 43,... After outputting the precharge pulse, and outputs the amplified voltage to the drive circuit 10.
[0059]
The drive circuit 10 outputs the control signals Bcnt, Tcnt, and Dcnt to the bottom gate driver 12, the top gate driver 11, and the drain driver 13 by being driven by the arithmetic processing device 4, thereby outputting the bottom gate driver 12, the top gate The driver 11 and the drain driver 13 output pulses as appropriate. Further, the drive circuit 10 detects the voltage of the drain lines 43, 43,... After a lapse of a predetermined time from the output of the read pulse, or detects the voltage of the drain lines 43, 43,. By detecting the time until the voltage reaches the predetermined threshold voltage, an image is obtained, and the image is output to the arithmetic processing unit 4. The arithmetic processing unit 4 displays an image input from the drive circuit 10 on the display device 3.
[0060]
Since the spots 60, 60,... Are arranged on the surface of the solid-state imaging device 2, a clear image can be captured by the solid-state imaging device 2 without providing an optical system such as a lens and a microscope in the DNA reader 70. it can. Therefore, the size of the DNA reader 70 can be reduced.
[0061]
Next, a method for manufacturing the optical DNA sensor 1 will be described.
First, after a conductive layer is formed on the transparent substrate 17 by a PVD method or a CVD method such as sputtering or vapor deposition, a mask process such as a photolithography method is performed, and a shape processing step of processing the conductive layer by an etching method or the like is performed. By doing so, the bottom gate electrode 21 and the bottom gate lines 41 of each DG-Tr 20 are patterned.
[0062]
Next, a bottom gate insulating film 22 made of silicon nitride or silicon oxide is formed over the transparent substrate 17, and a semiconductor layer serving as a semiconductor film 23 is further formed over the entire surface on the bottom gate insulating film 22. An insulating layer made of silicon nitride or silicon oxide to be the channel protective film 24 is formed over the entire surface. Next, the channel protective film 24 is patterned for each DG-Tr 20 by masking the insulating layer and processing the shape of the insulating layer, and thereafter, an amorphous silicon layer containing an n-type impurity is formed. Then, by using the amorphous silicon layer as a mask and processing the amorphous silicon layer into a shape, the impurity semiconductor films 25 and 26 are patterned for each DG-Tr 20, and the lower semiconductor film 23 is patterned for each DG-Tr 20.
[0063]
Next, by forming a conductive layer over the entire surface, masking the conductive layer, and shaping the conductive layer, the drain electrode 28 and the source electrode 27 are patterned for each DG-Tr 20 and the drain line 43 is formed. , 43,... And the source lines 42, 42,.
[0064]
Next, a top gate insulating film 29 is formed on the entire surface of the bottom gate insulating film 22 on which the drain electrode 28 and the source electrode 27 are formed. Next, a transparent conductor layer such as ITO is formed on the entire surface of the top gate insulating film 29, the transparent conductor layer (ITO layer) is masked, and the transparent conductor layer is shaped to form a DG. The top gate electrode 30 is patterned for each Tr 20, and the top gate lines 44 are integrally formed with the top gate electrode 30.
[0065]
Next, the protective insulating layer 31 is formed on the entire surface of the bottom gate insulating film 22 on which the top gate electrode 30 and the top gate line 44 are formed. Next, a titanium oxide layer 34 is formed on the entire surface of the protective insulating layer 31. Next, a conductive film 32 is formed on the entire surface of the titanium oxide layer 34. Next, the conductive film 32 is subjected to a chemical treatment, and an overcoat layer 33 made of, for example, a polycation (poly-L-lysine, polyethyleneimine, or the like) or a silane coupling agent is formed on the conductive film 32.
[0066]
On the other hand, a plurality of DNA fragments 61 having a known nucleotide sequence are generated (the nucleotide sequences of the various DNA fragments 61 are different from each other), and the various DNA fragments 61 are dispersed or dissolved in a solvent to form a plurality of DNA fragments. Prepare a sample solution of. The prepared plural kinds of sample solutions are set on a plurality of pipettes of a dispensing device, respectively. Further, the solid-state imaging device 2 is set on the mounting table of the dispensing apparatus. In this dispensing device, a plurality of pipettes move on a mounting table in a horizontal plane, and further descend to drop a sample solution.
[0067]
Next, with a positive voltage applied to the conductive film 32, a plurality of sample solutions are spotted from a pipette onto the surface of the solid-state imaging device 2 (on the overcoat layer 33) by a pipetting device. At this time, one kind of sample solution is spotted on one DG-Tr 20 in a plan view. The nucleotide chain composed of four types of bases, adenine, guanine, cytosine, and thymine, was applied to the conductive film 32 because the sugar bonded to the bases was negative as a whole due to the phosphodiester bond. Since the probe DNA fragment 61 is sucked by the electric field of the positive voltage, the probe DNA fragment 61 is easily fixed to the overcoat layer 33.
Thus, the optical DNA sensor 1 is completed.
[0068]
A method for identifying DNA using the optical DNA sensor 1 and the DNA reader 70 will be described.
First, DNA is collected from a specimen, the collected DNA is denatured into a single-stranded DNA fragment, a fluorescent substance is bound to the DNA fragment, and the DNA fragment is labeled with the fluorescent substance. Examples of the fluorescent substance include CyDye Cy2 and Cy3 (manufactured by Amersham).
The obtained DNA fragment is contained in the solution. Hereinafter, this DNA fragment is referred to as a sample DNA fragment. As the fluorescent substance, a substance which is excited by the wavelength of the phosphor excitation light emitted from the light irradiation means 71 of the DNA reader 70 is selected. The fluorescent substance emits fluorescence when excited by the phosphor excitation light, and the wavelength of the fluorescence is a wavelength at which carriers are generated in the semiconductor film 23 of the optical DNA sensor 1.
[0069]
Next, a solution containing the sample DNA fragment is applied to the surface of the optical DNA sensor 1. The sample DNA fragment binds to the probe DNA fragment 61 having complementation among the spots 60, 60,... By hybridization, but does not bind to the probe fragment having no complementarity. Non-hybridized sample DNA fragments applied to the optical DNA sensor 1 are washed away.
[0070]
When the optical DNA sensor 1 is set in the DNA reader 70, the top gate lines 44 are connected to the terminals of the top gate driver 11, and the bottom gate lines 41 are connected to the bottom gate driver 12. Are connected to terminals of the drain driver 13, respectively.
[0071]
Next, the light source 72 is turned on, and the phosphor excitation light is radiated from the light guide plate 73 to the surface of the optical DNA sensor 1 in a planar manner, whereby reading by the DNA reader 70 is started. As a result, among the spots 60, 60,..., The probe DNA fragment 61 and the set of the sample DNA fragments bound to the probe DNA fragment 61 emit fluorescence from the fluorescent substance attached to the sample DNA fragment and do not bind to the sample DNA fragment. The probe DNA fragment 61 does not emit fluorescence. Fluorescence emitted from the spot 60 containing the probe DNA fragment 61 bound to the sample DNA fragment is emitted from the overcoat layer 33, the conductive layer 32, the titanium oxide layer 34, the protective insulating layer 31, the top gate electrode 30, the interlayer insulating film 20, and the channel. The light passes through the protective film 24 and enters the semiconductor film 23 of the DG-Tr 20 corresponding to the spot 60 that emits fluorescence. Here, a part of the phosphor excitation light is incident on the titanium oxide layer 34 without being converted into fluorescence, but hardly reaches the semiconductor film 23 because it is absorbed by the titanium oxide layer 34. On the other hand, no fluorescence is incident on the semiconductor film 23 of the DG-Tr 20 corresponding to the spot 60 composed of the probe DNA fragment 61 not bound to the sample DNA fragment. For this reason, the phosphor excitation light is incident on the titanium oxide layer 34, but is absorbed by the titanium oxide layer 34 and hardly reaches the semiconductor film 23. Therefore, it does not reach the semiconductor film 23 of any DG-Tr 20. That is, since the phosphor excitation light emitted from the light source 72 is directly incident on the semiconductor film 23, the semiconductor film 23 is not excited, and electron-hole pairs are generated in the semiconductor film 23 to such an extent that a sufficient drain current flows. It will not be done. Therefore, the semiconductor film 23 of the DG-Tr 20 corresponding to the spot 60 consisting of the probe DNA fragment 61 not bound to the sample DNA fragment was not exposed, and corresponded to the spot 60 containing the probe DNA fragment 61 bound to the sample DNA fragment. The semiconductor film 23 of the DG-Tr 20 is exposed.
[0072]
Then, the DNA reader 70 drives the optical DNA sensor 1 so that the optical DNA sensor 1 detects the intensity of the fluorescent light or the amount of the fluorescent light with each DG-Tr 20, and the fluorescent light on the optical DNA sensor 1 Is obtained as two-dimensional image data.
[0073]
The image acquiring operation of the DNA reader 70 is as follows.
That is, the driving circuit 10 outputs the control signal Tcnt to the top gate driver 11, and the top gate driver 11 sequentially resets the top gate line 44 from the first row to the top gate line 44 on the nth row as shown in FIG. Output pulse. Further, the drive circuit 10 outputs a control signal Bcnt to the bottom gate driver 12, and the bottom gate driver 12 sequentially outputs a read pulse from the bottom gate line 41 of the first row to the bottom gate line 41 of the nth row. Further, the drive circuit 10 outputs the control signal Dcnt to the drain driver 13, and the drain driver 13 performs a precharge between a reset period in which a reset pulse is output in each row and a period in which a read pulse is output in each row. The pulse is output to all the drain lines 43, 43,.
[0074]
The operation of each DG-Tr 20 in the i-th row will be described in detail. As shown in FIG. 8, when the top gate driver 11 outputs a reset pulse to the top gate line 44 in the i-th row, the top gate line 44 in the i-th row becomes high level. While the top gate line 44 in the i-th row is at a high level (this period is referred to as a reset period), the DG-Tr 20 in the i-th row accumulates near the interface between the semiconductor film 23 and the channel protection film 24. The generated carriers (here, holes) are repelled and discharged by the voltage of the top gate electrode 30.
[0075]
Next, the top gate driver 11 ends outputting the reset pulse to the i-th top gate line 44. Fluorescence from the fluorescent substance attached to the sample DNA fragment bonded to the probe DNA fragment 61 of the spot 60 closest to the spot 60 is incident on the semiconductor film 23 of the DG-Tr 20, and the top gate line 44 in the i-th row From the end of the reset pulse to the output of the read pulse to the bottom gate line 41 of the i-th row (this period is referred to as a carrier accumulation period). Electron-hole pairs are generated in the semiconductor film 23, and the holes are accumulated near the interface between the semiconductor film 23 and the channel protection film 24 by the electric field of the top gate electrode 30.
[0076]
Next, during the carrier accumulation period, the drain driver 13 outputs a precharge pulse to all the drain lines 43, 43,. While the precharge pulse is being output (referred to as a precharge period), in each DG-Tr 20 of the i-th row, the potential applied to the top gate electrode 30 is −20 [V], and the bottom gate Since the potential applied to the electrode 21 is ± 0 [V], the potential between the gate and the source is low only with the charge of the holes accumulated near the interface between the semiconductor film 23 and the channel protective film 24. No channel is formed in the film 23, and no current flows between the drain electrode 28 and the source electrode 27. Since no current flows between the drain electrode 28 and the source electrode 27 in the precharge period, the precharge pulse output to the drain lines 43, 43,. Charge is charged.
[0077]
Next, the drain driver 13 finishes outputting the precharge pulse, and the bottom gate driver 12 outputs a read pulse to the i-th bottom gate line 41. While the bottom gate driver 12 is outputting a read pulse to the bottom gate line 41 of the i-th row (this period is referred to as a read period), +10 [+] [10 g] is applied to the bottom gate electrode 21 of each DG-Tr 20 in the i-th row. V], the DG-Trs 20 in the i-th row are turned on.
[0078]
In the read period, since the carriers accumulated in the carrier accumulation period work to reduce the voltage between the top gate electrode 30 and the bottom gate electrode 21, the voltage between the bottom gate electrode 21 and the top gate electrode 30 is reduced. As a result, a channel is formed in the semiconductor film 23, and current flows from the drain electrode 28 to the source electrode 27. Therefore, in the read period, the voltage of the drain lines 43, 43,... Tends to gradually decrease with the passage of time due to the drain-source current.
[0079]
Here, as the amount of fluorescence incident on the semiconductor film 23 during the carrier accumulation period increases, the amount of accumulated carriers also increases. As the amount of accumulated carriers increases, the current flows from the drain electrode 28 to the source electrode 27 during the lead period. The current level also increases. Therefore, the change tendency of the voltage of the drain lines 43, 43,... During the read period is deeply related to the amount of fluorescent light incident on the semiconductor film 23 during the carrier accumulation period. Then, during a period from the read period of the i-th row to the precharge period of the next (i + 1) -th row, the drive circuit 10 outputs a predetermined time after the start of the read period via the drain driver 13. The voltages of the drain lines 43, 43,... Are detected. Thereby, it is converted into the intensity of fluorescence. Note that the drive circuit 10 detects the time required to reach a predetermined threshold voltage via the drain driver 13 during the period from the read period of the i-th row to the precharge period of the next (i + 1) -th row. Is also good. Even in this case, it is converted to the intensity of fluorescence. Further, in FIG. 8, the rising timing of the reset pulse in the (i + 1) th row of the top gate driver 11 is after the fall of the read pulse in the ith row of the bottom gate driver 12, but is not limited to this. The rise timing of the reset pulse on the (i + 1) th row of the gate driver 11 is from immediately after the fall of the reset pulse on the i-th row of the top gate driver 11 to the fall of the read pulse on the i-th row of the bottom gate driver 12. It may be. However, the output of the precharge pulse output to the drain lines 43, 43,... For the DG-Tr 20 in the (i + 1) th row is made after the fall of the read pulse in the i-th row of the bottom gate driver 12. Is set to
[0080]
The above-described series of image reading operations is defined as one cycle, and the same processing procedure is repeated for each DG-Tr 20 in all rows, whereby the fluorescence intensity distribution on the optical DNA sensor 1 is obtained as an image. Then, the image representing the fluorescence intensity distribution is output from the drive circuit 10 to the arithmetic processing device 4. The arithmetic processing device 4 causes the display device 3 to display an image representing the fluorescence intensity distribution. The nucleotide sequence of the sample DNA fragment is specified based on which portion of the displayed image has the higher light intensity.
[0081]
As described above, in this embodiment, the phosphor excitation light is absorbed and blocked by the titanium oxide layer 34 and is hardly incident on the semiconductor layer 23, but the fluorescence is incident on the semiconductor layer 23 without being blocked. Therefore, only the semiconductor film 23 of the DG-Tr 20 corresponding to the spot 60 combined with the sample DNA fragment is exposed. Accordingly, the difference between the light intensity detected by the DG-Tr 20 corresponding to the spot 60 bound to the sample DNA fragment and the light intensity detected by the DG-Tr 20 corresponding to the spot 60 not bound to the sample DNA fragment is: growing. Therefore, the contrast of the image representing the fluorescence intensity distribution is improved, and the nucleotide sequence of the sample DNA fragment can be easily specified.
[0082]
In the above description, the titanium oxide layer 34 is stacked on the protective insulating layer 31. However, the titanium oxide layer 34 may be stacked between the top gate insulating film 29 and the top gate electrode 30. It may be laminated between the protective insulating layer 31 and between the conductive layer 32 and the overcoat layer 33. That is, the titanium oxide layer may be stacked between any layers on the surface of the solid-state imaging device 2 between the semiconductor film 23 and the spot 60.
[0083]
Further, the solid-state imaging device 2 using the DG-Trs 20, 20,... As the photoelectric conversion element has been described as an example, but a solid-state imaging device using a photodiode as the photoelectric conversion element may be used. As a solid-state imaging device using a photodiode, there are a CCD image sensor and a CMOS image sensor.
[0084]
In a CCD image sensor, photodiodes are arranged in a matrix on a substrate, and a vertical CCD and a horizontal CCD for transferring electric signals photoelectrically converted by the photodiodes are arranged around each photodiode. Is formed. Similarly to the solid-state imaging device 2, a protective insulating film is formed on one surface so as to cover a plurality of photodiodes, and a conductive film is formed on the protective insulating film on one surface. A plurality of types of spots are arranged on the conductive film via the overcoat film, and one spot overlaps one photodiode in plan view.
[0085]
In a CMOS image sensor, photodiodes are arranged in a matrix on a substrate, and a pixel circuit for amplifying an electric signal photoelectrically converted by the photodiode is provided around each photodiode. I have.
Similarly to the solid-state imaging device 2, a protective insulating film is formed on one surface so as to cover a plurality of photodiodes, and a conductive film is formed on the protective insulating film on one surface. A plurality of types of spots are arranged on the conductive film via the overcoat film, and one spot overlaps one photodiode in plan view.
[0086]
Regardless of the CCD image sensor or the CMOS image sensor, if a titanium oxide layer is stacked between the spot and the photodiode, and the photodiode is covered with the titanium oxide layer, ultraviolet rays do not enter the photodiode. .
[0087]
Further, instead of the titanium oxide layer 34, a layer that blocks phosphor excitation light and transmits fluorescence may be provided.
[0088]
[Second embodiment]
Next, a second embodiment of the present invention will be described.
The difference from the optical DNA sensor 1 of the first embodiment lies in the conductive layer 32 or the top gate electrode 30 of the optical DNA sensor 1. In the second embodiment, the titanium oxide layer 34 may not be provided in the optical DNA sensor of the second embodiment, or may be provided. The other components of the optical DNA sensor of the second embodiment are the same as those of the optical DNA sensor 1 of the first embodiment, and the second embodiment has the same configuration with reference to FIGS. Differences will be described in detail by assigning the same reference numerals to the elements.
[0089]
That is, in the first embodiment, the titanium oxide layer 34 has the property of absorbing and blocking the phosphor excitation light and transmitting the fluorescence, but in the second embodiment, the conductive layer 32 and the top gate electrode 30 At least one of them has a property of absorbing and blocking the phosphor excitation light and transmitting the fluorescence.
[0090]
More specifically, the conductive layer 32 and the top gate electrode 30 are formed of ITO as in the first embodiment, but by controlling the film forming speed, the oxygen concentration in the atmosphere at the time of film forming, and the like. , A carrier density of 1.0 × 10 ²⁰ [1 / cm ^Three ] That is, the carrier density of ITO is set to 1.0 × 10 ²⁰ [1 / cm ^Three By adjusting below, the threshold for separating the wavelength of light absorbed by ITO from the wavelength of light not absorbed is shifted (Burstein-Moss shift) so that the phosphor excitation light is absorbed and the fluorescence is not absorbed. I do. This is due to the fact that carriers generated by oxygen vacancies in ITO or doped tin occupy the bottom of the conduction band, thereby changing the band gap.
[0091]
FIG. 9 shows the relationship between the carrier density in ITO and the absorption wavelength end. FIG. 9 shows that light having a wavelength shorter than the absorption wavelength end is absorbed by ITO, and it can be seen that the absorption wavelength end shifts to longer wavelengths as the carrier density of ITO decreases. The carrier density of ITO is 1.0 × 10 ²⁰ [1 / cm ^Three ], The absorption wavelength end is low, and the phosphor excitation light is transmitted without being absorbed. However, the carrier density of ITO is 1.0 × 10 ²⁰ [1 / cm ^Three ], The absorption wavelength end becomes 308 nm, ITO absorbs the phosphor excitation light of 308 nm or less, and further, the carrier density becomes 1.0 × 10 ¹⁹ [1 / cm ^Three ], The absorption wavelength end becomes 325 nm. It absorbs phosphor excitation light of 325 nm or less and transmits fluorescence.
[0092]
As described above, the light absorption edge of the ITO of at least one of the conductive layer 32 and the top gate electrode 30 shifts to a higher energy as the carrier density increases. Light can be absorbed. FIG. 5C shows that the carrier density of the ITO of the conductive layer 32 or the top gate electrode 30 of the optical DNA sensor 1 is 1.0 × 10 3 in the structure of the first embodiment. ¹⁹ [1 / cm ^Three When the optical constant N (308 nm) of ITO is 2.2-0.34i (where i is an imaginary unit), the thickness of the titanium oxide layer 34, the phosphor excitation light of 308 nm wavelength, and the 530 nm wavelength Is shown in a logarithmic graph. The carrier density of both the conductive layer 32 and the top gate electrode 30 is 1.0 × 10 ¹⁹ [1 / cm ^Three 5B in which the phosphor excitation light having a wavelength of 308 nm is further shielded by the conductive layer 32 or the top gate electrode 30.
[0093]
The method of manufacturing the optical DNA sensor according to the second embodiment is substantially the same as the method of manufacturing the optical DNA sensor 1 according to the first embodiment, except that the ITO layer of the top gate electrode 30 and the conductive layer 32 are formed. The carrier density is 1.0 × 10 ²⁰ [1 / cm ^Three The film forming rate and the oxygen concentration in the atmosphere are adjusted so as to be as follows. When the film formation rate is constant, oxygen defects in the ITO are reduced and the carrier density can be reduced as the oxygen concentration increases by increasing the oxygen partial pressure in the ITO film formation reaction furnace. Further, when the oxygen partial pressure in the ITO film forming reaction furnace, that is, the oxygen concentration in the reaction furnace atmosphere is constant, the oxygen vacancies in the ITO decrease as the film forming speed decreases, and the carrier density may decrease. It is desirable that the film formation rate of ITO be reduced while the oxygen partial pressure is high.
[0094]
The optical DNA sensor of the second embodiment can be used for the DNA reader 70 in the same manner as the optical DNA sensor 1 of the first embodiment, and the method of identifying DNA is the same as that of the first embodiment.
[0095]
As described above, in the second embodiment, the phosphor excitation light is absorbed and blocked by the conductive layer 32 or the top gate electrode 30, but the fluorescence is incident on the semiconductor layer 23 without being blocked. Therefore, only the semiconductor film 23 of the DG-Tr 20 corresponding to the spot 60 combined with the sample DNA fragment is exposed. Therefore, the contrast of the image representing the fluorescence intensity distribution is improved, and the nucleotide sequence of the sample DNA fragment can be easily specified.
[0096]
Note that even in an optical DNA sensor using a CCD image sensor or a CMOS image sensor, the carrier density is 1.0 × 10 ²⁰ [1 / cm ^Three The following ITO layer may be laminated on the surface of the image sensor, and the ITO layer may be disposed between the spot and the photodiode.
[0097]
[Third embodiment]
Next, a third embodiment of the present invention will be described.
FIG. 10A is a plan view showing one pixel of the optical DNA sensor according to the third embodiment, and FIG. 10B is an arrow cut along the line III-III in FIG. It is sectional drawing seen and shown in the direction.
[0098]
In the optical DNA sensor 1 of the first embodiment, the titanium oxide layer 34 is laminated between the semiconductor film 23 and the spot 60, whereas in the optical DNA sensor of the third embodiment, The dielectric multilayer film 35 is stacked between the layers from the semiconductor film 23 to the spot 60.
[0099]
The dielectric multilayer film 35 includes a dielectric H layer having a higher refractive index and a dielectric L layer having a lower refractive index than the dielectric H layer alternately having an optical thickness of １／ of the center wavelength of the phosphor excitation light. It has a laminated multilayer structure. Let λ be the center wavelength of the phosphor excitation light, and let n be the refractive index of the dielectric H layer. ₁ Then, the thickness of the dielectric H layer is λ / 4n ₁ And the refractive index of the dielectric L layer is n _Two Then, the film thickness of the dielectric L layer is λ / 4n _Two It is. For example, high refractive index titanium oxide (TiO 2) _Two : A refractive index of 2.2) as a dielectric H layer and a low refractive index silicon oxide (SiO 2) _Two : 1.47) is alternately laminated as a dielectric L layer, thereby completing the dielectric multilayer film 35. Reflection occurs at the interface between the layers of the dielectric multilayer film 35 due to the difference in refractive index, and the phosphor excitation light in the band including the center wavelength interferes with each other, so that the phosphor excitation light is reflected at an extremely high reflectance. Become. On the other hand, the fluorescence passes through the dielectric multilayer film 35 without being reflected by the dielectric multilayer film 35.
Note that the dielectric multilayer film 35 is not limited to a structure in which two types of dielectric layers are alternately laminated with an optical film thickness of １／ of the center wavelength of the phosphor excitation light, and three or more types having different refractive indexes. The dielectric layer may be periodically laminated with an optical thickness of １／ of the center wavelength of the phosphor excitation light.
[0100]
In FIG. 10, the dielectric multilayer film 35 is laminated between the top gate electrode 35 and the protective insulating layer 32, but may be laminated between the protective insulating layer 31 and the conductive layer 32, It may be laminated between the layer 32 and the overcoat layer 33.
[0101]
The optical DNA sensor of the third embodiment can be used for the DNA reader 70 in the same manner as the optical DNA sensor 1 of the first embodiment, and the method of identifying DNA is the same as that of the first embodiment.
[0102]
As described above, in the third embodiment, the phosphor excitation light is reflected by the dielectric multilayer film 35, but the fluorescence enters the semiconductor layer 23 without being reflected. Therefore, only the semiconductor film 23 of the DG-Tr 20 corresponding to the spot 60 combined with the sample DNA fragment is exposed. Therefore, the contrast of the image representing the fluorescence intensity distribution is improved, and the nucleotide sequence of the sample DNA fragment can be easily specified.
[0103]
Incidentally, also in an optical DNA sensor using a CCD image sensor or a CMOS image sensor, a dielectric multilayer film is laminated on the surface of the image sensor, and the dielectric multilayer film is disposed between the spot and the photodiode. good.
[0104]
[Fourth embodiment]
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described.
In the first embodiment, the light irradiation means 71 of the DNA reader 70 irradiates the surface of the mounted optical DNA sensor 1 with the phosphor excitation light in a planar manner. The light illuminating means of the DNA reader irradiates the surface of the mounted optical DNA sensor 1 with evanescent light due to a near field as phosphor excitation light in a planar manner.
[0105]
FIG. 11 is a side view showing the DNA reader of the fourth embodiment. The light irradiation unit of the DNA reader includes a light source (not shown) that emits ultraviolet light, and a waveguide 171 that propagates the ultraviolet light emitted from the light source. Ultraviolet light emitted from the light source propagates through the waveguide body 171 and is incident on the total reflection surface 171a of the waveguide body 171 at an angle equal to or greater than the critical angle, and is totally reflected. As a result, evanescent light is emitted from the total reflection surface 171a to the outside of the waveguide body 171.
[0106]
Also in the fourth embodiment, the optical DNA sensor 1 is detachable from the DNA reader, and the surface of the optical DNA sensor 1 mounted on the DNA reader is placed on the total reflection surface 171a of the waveguide body 171. .. Are opposed to each other, and the spots 60, 60,... Are close to the back surface 171a of the waveguide body 171.
[0107]
Further, the DNA reader of the fourth embodiment also has a display device 3, an arithmetic processing unit 4, a top gate driver 11, a bottom gate driver 12, and a drain driver similarly to the DNA reader 70 of the first embodiment. 13 and a drive circuit 10.
[0108]
The DNA identification method using the DNA reader of the fourth embodiment is also similar to the first embodiment in that the sample DNA fragment labeled with a fluorescent substance is complementary to the spots 60, 60,. After hybridization, the optical DNA sensor 1 is set in a DNA reader. Then, the spots 60, 60,... Approach the total reflection surface 171a of the waveguide body 171, and when the light source is turned on, the evanescent light becomes phosphor excitation light from the total reflection surface 171a to the spots 60, 60,. Irradiated. Of the spots 60, 60,..., Those that bind to the sample DNA fragment emit fluorescence, and those that do not bind to the sample DNA fragment emit no fluorescence. Then, the DNA reader drives the optical DNA sensor 1 with the drivers 11, 12, 13 and the drive circuit 10 to acquire the fluorescence intensity distribution on the optical DNA sensor 1 as a two-dimensional image. The image representing the fluorescence intensity distribution is displayed on the display device 3 by the arithmetic processing device 4. The nucleotide sequence of the sample DNA fragment is specified based on which portion of the displayed image has the higher light intensity.
[0109]
As described above, in the fourth embodiment, since the evanescent light hardly propagates in the medium, the evanescent light does not reach the semiconductor films 23 of the DG-Trs 20, 20,. Therefore, only the semiconductor film 23 of the DG-Tr 20 corresponding to the spot 60 combined with the sample DNA fragment is exposed, the contrast of the image representing the fluorescence intensity distribution is improved, and the nucleotide sequence of the sample DNA fragment is easily specified. .
[0110]
Note that the optical DNA sensors of the second and third embodiments can also be used in the DNA reader of the fourth embodiment. In any case, the titanium oxide layer 34 may not be formed on the optical DNA sensor, and the carrier density of the conductive layer 32 may be 1.0 × 10 ²⁰ [1 / cm ^Three It is not necessary to make the following, and the dielectric multilayer film 35 need not be laminated.
The light irradiating means for irradiating the evanescent light includes a light source that emits ultraviolet light as parallel light, and a waveguide plate that has a plate shape and propagates parallel light emitted from the light source so as to be parallel to a surface. And may be provided. In this case, when the optical DNA sensor 1 is mounted on the DNA reader, the spots 60 are brought close to the surface of the waveguide plate. When the parallel light propagates through the waveguide plate, the evanescent light is emitted to the outside from the surface of the waveguide plate and enters the spots 60, 60,.
[0111]
[Fifth embodiment]
Next, a fifth embodiment of the present invention will be described.
In the first embodiment and the third embodiment, a layer (a titanium oxide layer 34 and a dielectric multilayer film 35) for shielding phosphor excitation light is formed between the layers from the semiconductor film 23 to the spot 60. However, as shown in FIG. 12, the optical DNA sensor of the fifth embodiment has no layer for shielding the phosphor excitation light, and the conductive layer 32 is directly formed on the protective insulating layer 31. Is filmed. Further, unlike the second embodiment, the conductive layer 32 has a thickness of 1.0 × 10 ²⁰ [1 / cm ^Three ] And does not shield phosphor excitation light. Other components of the optical DNA sensor of the fifth embodiment are the same as those of the optical DNA sensor 1 of the first embodiment.
[0112]
In the first embodiment, the light irradiating unit 71 of the DNA reader 70 irradiates the surface of the solid-state imaging device 2 with the phosphor excitation light, whereas in the fifth embodiment, the DNA reader 70 The light irradiating means 271 irradiates the phosphor excitation light on the back surface of the mounted solid-state imaging device 2 in a planar manner.
[0113]
The light irradiation means 271 of the DNA reader includes a light source 272 for emitting phosphor excitation light, and a light guide plate 273 for guiding the phosphor excitation light emitted from the light source 272 and emitting the phosphor excitation light in a planar manner from the surface 273a. Prepare. The light guide plate 273 has a substantially flat plate shape, and is covered with a reflection member except for a side surface 272b and a surface 273a facing the light source 272.
[0114]
Also in the fifth embodiment, the optical DNA sensor 1 is detachable from the DNA reader, and when the optical DNA sensor 1 attached to the DNA reader is mounted, the back surface of the solid-state imaging device 2 is The light guide plate 273 faces the surface 273a. When the back surface of the solid-state imaging device 2 faces the front surface 273a of the light guide plate 273, the phosphor excitation light emitted in a planar manner from the front surface 273a of the light guide plate 273 is evenly applied to the back surface of the solid-state imaging device 2. ing.
[0115]
In this case, since the bottom gate electrodes 21 of the DG-Trs 20, 20,... Have light shielding properties, the phosphor excitation light does not directly enter the semiconductor film 23. On the other hand, between the DG-Trs 20, 20,..., The phosphor excitation light transmits and enters the spots 60, 60,. Then, the spot 60 combined with the sample DNA fragment emits fluorescence by the phosphor excitation light, and the fluorescence enters the semiconductor film 23 of the DG-Tr 20 corresponding to the spot 60.
[0116]
As described above, in the fifth embodiment, the phosphor excitation light is shielded by the bottom gate electrodes 21 of the DG-Trs 20, 20,..., But the fluorescence emitted from the spot 60 enters the semiconductor layer 23 without being reflected. I do. Therefore, only the semiconductor film 23 of the DG-Tr 20 corresponding to the spot 60 combined with the sample DNA fragment is exposed. Therefore, the contrast of the image representing the fluorescence intensity distribution is improved, and the nucleotide sequence of the sample DNA fragment can be easily specified.
[0117]
The present invention is not limited to the above embodiments, and various improvements and design changes may be made without departing from the spirit of the present invention.
For example, in the optical DNA sensor of each embodiment, one DG-Tr 20 corresponds to one spot 60, but one spot 60 corresponds to two or more adjacent DG-Trs 20. It may be fixed to the surface of the imaging device 2. However, the number of corresponding DG-Trs 20 is the same for all spots 60 in the plane, the number of DG-Trs 20 included in one set is A (A is 2 or more), and the number of sets is If B, the number of spots 60 is B, and the number represented by (A × B) is the number of DG-Trs 20 included in the solid-state imaging device 2.
[0118]
【The invention's effect】
According to the invention described in claims 1 to 8, the difference in brightness between the portion of the probe DNA fragment bound to the sample DNA fragment and the portion of the probe DNA fragment not bound to the sample DNA fragment becomes clear. In addition, a high-contrast image can be obtained with a solid-state imaging device. Therefore, it is possible to easily specify which part of the image obtained by the solid-state imaging device has the highest intensity, and to easily specify the base sequence of the sample DNA fragment.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a perspective view showing an optical DNA sensor to which the present invention is applied.
FIG. 2 is a plan view showing the optical DNA sensor.
FIG. 3 is a sectional view taken along a line II in FIG. 2;
FIG. 4A is a plan view showing one pixel of a solid-state imaging device provided in the optical DNA sensor, and FIG. 4B is a cross-sectional view taken along a line II-II. FIG.
FIG. 5A is a diagram illustrating the wavelength dependence of the optical sensitivity of amorphous silicon, and FIG. 5B is a diagram illustrating the thickness of a titanium oxide layer formed on the surface of the solid-state imaging device and a phosphor. 5 is a logarithmic graph showing the relationship between the transmittance of excitation light and fluorescence, and FIG. 5C shows the thickness of a titanium oxide layer when the carrier density of ITO is further controlled, and the transmittance of phosphor excitation light and fluorescence. 6 is a logarithmic graph showing a relationship with the graph.
FIG. 6 is a diagram showing a circuit configuration of a DNA reader using the optical DNA sensor.
FIG. 7 is a view showing an embodiment in which the optical DNA sensor is set in the DNA reader.
FIG. 8 is a timing chart showing a transition of a level of an electric signal output by a driver of the solid-state imaging device.
FIG. 9 is a plan view showing the relationship between the carrier density of tin-doped indium oxide and the light absorption wavelength end.
10 (a) is a plan view showing one pixel of a solid-state imaging device provided in an optical DNA sensor different from the optical DNA sensor of FIG. 1, and FIG. 10 (b) is II. FIG. 2 is a cross-sectional view taken along a line II-II.
FIG. 11 is a view showing an embodiment in which an optical DNA sensor is set in a DNA reader different from the DNA reader of FIG. 7;
FIG. 12 is a view showing an embodiment in which an optical DNA sensor is set in a DNA reader different from the DNA readers of FIGS. 7 and 11;
[Explanation of symbols]
1 Optical DNA sensor
2 Solid-state imaging device
10 Drive circuit (drive means)
11 Top gate driver (driving means)
12 Bottom gate driver (driving means)
13 Drain driver (driving means)
20 Double-gate field-effect transistor (photoelectric conversion element)
21 Bottom gate electrode
23 Semiconductor film
30 Top gate electrode
31 Protective insulating film (protective layer)
32 conductive film (tin-doped indium oxide layer)
34 Titanium oxide layer
35 Dielectric multilayer film
60 spots (probe DNA fragment)
70 DNA reader
71 Light irradiation means
171 Light irradiation means
271 Light irradiation means

Claims

蛍光体励起光の被照射によって蛍光を発するサンプルＤＮＡ断片を特定するために用いられる光学的ＤＮＡセンサにおいて、
固体撮像デバイスと、
前記固体撮像デバイスの表面に成膜された酸化チタン層と、
既知の塩基配列を有するとともに前記酸化チタン層上に配列されて固定された複数種のプローブＤＮＡ断片と、を備えることを特徴とする光学的ＤＮＡセンサ。An optical DNA sensor used to specify a sample DNA fragment that emits fluorescence when irradiated with phosphor excitation light,
A solid-state imaging device;
A titanium oxide layer formed on the surface of the solid-state imaging device,
An optical DNA sensor comprising: a plurality of types of probe DNA fragments having a known base sequence and arranged and fixed on the titanium oxide layer.

蛍光体励起光の被照射によって蛍光を発するサンプルＤＮＡ断片を特定するために用いられる光学的ＤＮＡセンサにおいて、
固体撮像デバイスと、
前記固体撮像デバイスの表面に成膜され、キャリア密度が１．０×１０²⁰〔１／ｃｍ³〕以下となる錫ドープ酸化インジウム層と、
既知の塩基配列を有するとともに前記錫ドープ酸化インジウム層上に配列されて固定された複数種のプローブＤＮＡ断片と、を備えることを特徴とする光学的ＤＮＡセンサ。An optical DNA sensor used to specify a sample DNA fragment that emits fluorescence when irradiated with phosphor excitation light,
A solid-state imaging device;
A tin-doped indium oxide layer formed on the surface of the solid-state imaging device and having a carrier density of 1.0 × 10 ²⁰ [1 / cm ³ ] or less;
An optical DNA sensor comprising: a plurality of types of probe DNA fragments having a known base sequence and arranged and fixed on the tin-doped indium oxide layer.

蛍光体励起光の被照射によって蛍光を発するサンプルＤＮＡ断片を特定するために用いられる光学的ＤＮＡセンサにおいて、
固体撮像デバイスと、
屈折率の異なる複数種の誘電体層が蛍光体励起光の波長の１／４となる光学膜厚で周期的に積層されてなるとともに、前記固体撮像デバイスの表面に積層された誘電体多層膜と、
既知の塩基配列を有するとともに前記誘電体多層膜上に配列されて固定された複数種のプローブＤＮＡ断片と、を備えることを特徴とする光学的ＤＮＡセンサ。An optical DNA sensor used to specify a sample DNA fragment that emits fluorescence when irradiated with phosphor excitation light,
A solid-state imaging device;
Dielectric layers having different refractive indices are periodically laminated with an optical film thickness of なる of the wavelength of the phosphor excitation light, and a dielectric multilayer film laminated on the surface of the solid-state imaging device When,
An optical DNA sensor, comprising: a plurality of types of probe DNA fragments having a known base sequence and arranged and fixed on the dielectric multilayer film.

前記固体撮像デバイスが、前記複数種のプローブＤＮＡ断片とそれぞれ対応するように配列された複数の光電変換素子を有することを特徴とする請求項１から３の何れか一項に記載の光学的ＤＮＡセンサ。The optical DNA according to any one of claims 1 to 3, wherein the solid-state imaging device has a plurality of photoelectric conversion elements arranged so as to respectively correspond to the plurality of types of probe DNA fragments. Sensors.

請求項１から４の何れか一項に記載の光学的ＤＮＡセンサを着脱自在とするとともに、
装着された前記固体撮像デバイスを駆動する駆動手段と、前記複数種のプローブＤＮＡ断片に向けて面状に蛍光体励起光を照射する光照射手段と、を備える
ことを特徴とするＤＮＡ読取装置。The optical DNA sensor according to any one of claims 1 to 4, wherein the optical DNA sensor is detachable.
A DNA reader comprising: a driving unit for driving the mounted solid-state imaging device; and a light irradiation unit for irradiating the plurality of types of probe DNA fragments with phosphor excitation light in a plane.

蛍光体励起光の被照射によって蛍光を発するサンプルＤＮＡ断片を特定するために用いられるＤＮＡ読取装置において、
固体撮像デバイスと、既知の塩基配列を有するとともに前記固体撮像デバイスの表面上に配列されて固定された複数種のプローブＤＮＡ断片と、を具備した光学的ＤＮＡセンサを着脱自在とするとともに、
装着された前記光学的ＤＮＡセンサの前記複数種のプローブＤＮＡ断片と近接する面から前記複数種のプローブＤＮＡ断片に向けてエヴァネッセント光を蛍光体励起光として出射する光照射手段を備える
ことを特徴とするＤＮＡ読取装置。In a DNA reader used to specify a sample DNA fragment that emits fluorescence when irradiated with phosphor excitation light,
A solid-state imaging device and a plurality of types of probe DNA fragments fixed and arranged on the surface of the solid-state imaging device having a known base sequence, and an optical DNA sensor comprising a detachable optical sensor,
A light irradiating unit that emits evanescent light as phosphor excitation light from the surface of the mounted optical DNA sensor adjacent to the plurality of types of probe DNA fragments toward the plurality of types of probe DNA fragments. Characteristic DNA reader.

蛍光体励起光の被照射によって蛍光を発するサンプルＤＮＡ断片を特定するために用いられるＤＮＡ読取装置において、
遮光性を有するボトムゲート電極、光に感度を示す半導体膜、光を透過するトップゲート電極の順に透明基板の表面上に積層してなる複数の光電変換素子が前記透明基板の表面上に互いに離間して配列され、光を透過する保護層によって前記複数の光電変換素子をまとめて被覆してなる固体撮像デバイスと、既知の塩基配列を有するとともに前記保護層上に配列されて固定された複数種のプローブＤＮＡ断片と、を具備した光学的ＤＮＡセンサを着脱自在とするとともに、
装着された前記光学的ＤＮＡセンサの前記透明基板の裏面に向けて蛍光体励起光を面状に照射する光照射手段を備える
ことを特徴とするＤＮＡ読取装置。In a DNA reader used to specify a sample DNA fragment that emits fluorescence when irradiated with phosphor excitation light,
A plurality of photoelectric conversion elements, which are stacked on the surface of the transparent substrate in the order of a bottom gate electrode having a light-shielding property, a semiconductor film showing sensitivity to light, and a top gate electrode transmitting light, are separated from each other on the surface of the transparent substrate. A solid-state imaging device in which the plurality of photoelectric conversion elements are collectively covered with a protective layer that transmits light, and a plurality of types that have a known base sequence and are arranged and fixed on the protective layer. A probe DNA fragment, and an optical DNA sensor comprising
A DNA reading device, comprising: a light irradiating unit that irradiates a phosphor excitation light in a plane toward a back surface of the transparent substrate of the mounted optical DNA sensor.

蛍光体励起光の被照射によって蛍光を発するサンプルＤＮＡ断片を特定するために用いられる光学的ＤＮＡセンサにおいて、
遮光性を有するボトムゲート電極、光に感度を示す半導体膜、光を透過するトップゲート電極の順に透明基板の表面上に積層してなる複数の光電変換素子が前記透明基板の表面上に互いに離間して配列され、光を透過する保護層によって前記複数の光電変換素子をまとめて被覆してなる固体撮像デバイスと、
既知の塩基配列を有するとともに前記保護層上に配列されて固定された複数種のプローブＤＮＡ断片と、を備えることを特徴とする光学的ＤＮＡセンサ。An optical DNA sensor used to specify a sample DNA fragment that emits fluorescence when irradiated with phosphor excitation light,
A plurality of photoelectric conversion elements, which are stacked on the surface of the transparent substrate in the order of a bottom gate electrode having a light-shielding property, a semiconductor film showing sensitivity to light, and a top gate electrode transmitting light, are separated from each other on the surface of the transparent substrate. And a solid-state imaging device formed by covering the plurality of photoelectric conversion elements collectively with a protective layer that transmits light;
An optical DNA sensor, comprising: a plurality of types of probe DNA fragments having a known base sequence and arranged and fixed on the protective layer.