JP2008286714A - Voltanometric biosensor - Google Patents

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JP2008286714A JP2007133526A JP2007133526A JP2008286714A JP 2008286714 A JP2008286714 A JP 2008286714A JP 2007133526 A JP2007133526 A JP 2007133526A JP 2007133526 A JP2007133526 A JP 2007133526A JP 2008286714 A JP2008286714 A JP 2008286714A
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Kazuhiko Matsumoto
和彦 松本
Kenzo Maehashi
兼三 前橋
Yasuo Ifuku
康夫 井福
Chiyougen Murai
長元 村井
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Mitsubishi Kagaku Iatron Inc
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a compact and inexpensive sensor unit of high detection sensitivity, and an analyzer including the same. <P>SOLUTION: The sensor unit includes a sensing part having a transistor part provided with a substrate, a source electrode and a drain electrode provided on the substrate, and a channel serving as a current passage between the source electrode and the drain electrode, and including further a support having a capillary action. <P>COPYRIGHT: (C)2009,JPO&INPIT

Description

本発明は、抗原／抗体、レセプタ／リガンド、酵素／基質、核酸間ハイブリダイゼーション、イオン／イオン感応物質等の（相互作用対の構成員間の）相互作用を利用した、簡易、迅速、安価且つ高感度な電気的測定法及びそのためのセンサユニット、ストリップ並びに分析装置に関する。   The present invention is simple, rapid, inexpensive and uses interactions (between members of an interaction pair) such as antigen / antibody, receptor / ligand, enzyme / substrate, nucleic acid hybridization, ion / ion sensitive substance, etc. The present invention relates to a highly sensitive electrical measurement method and a sensor unit, strip, and analyzer for the same.

なお、電気的測定法とは、トランジスタを利用したボルタノメトリック型測定法と、少なくとも作用極と対極を備えた電極を利用したアンペロメトリック型測定法とが含まれ、トランジスタとは、以下の説明において、特に断らない限り、電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）及び単一電子トランジスタ（ＳＥＴ）のいずれをも含む。   Note that the electrical measurement method includes a voltammetric measurement method using a transistor and an amperometric measurement method using an electrode having at least a working electrode and a counter electrode. In the description, a field effect transistor (FET) and a single electron transistor (SET) are included unless otherwise specified.

本明細書における「測定」及び「検出」には、分析対象物質の存在の有無を判定する「検出」と、分析対象物質の量を定量的又は半定量的に決定する「測定」とが含まれ、両者を特別な場合を除き、区別しない。   “Measurement” and “detection” in this specification include “detection” for determining the presence or absence of an analyte, and “measurement” for quantitatively or semi-quantitatively determining the amount of an analyte. They are not distinguished except in special cases.

ボルタノメトリック型測定法に利用されるトランジスタは、ゲートに入力される電圧信号を、ソース電極あるいはドレイン電極から出力される電流信号に変換する素子である。ソース電極とドレイン電極との間に電圧を加えると、両者の間に形成されたチャネルに存在する荷電粒子がソース電極とドレイン電極との間を電界方向に沿って移動し、ソース電極あるいはドレイン電極から電流信号として出力される。   A transistor used in the voltammetric measurement method is an element that converts a voltage signal input to a gate into a current signal output from a source electrode or a drain electrode. When a voltage is applied between the source electrode and the drain electrode, the charged particles existing in the channel formed between the two move between the source electrode and the drain electrode along the electric field direction, and the source electrode or the drain electrode Is output as a current signal.

この際、出力される電流信号の強さは荷電粒子の密度に比例する。絶縁体を介してチャネルの上方、側面、あるいは下方などに設置したゲートに電圧を加えると、チャネルに存在する荷電粒子の密度が変化するため、これを利用して、ゲート電圧を変化させることにより電流信号を変化させることができる。   At this time, the strength of the output current signal is proportional to the density of charged particles. When a voltage is applied to the gate located above, on the side, or below the channel via an insulator, the density of charged particles in the channel changes. By using this, the gate voltage can be changed by The current signal can be changed.

一方、アンペロメトリック型測定法に利用される電極部は、基板上に少なくとも作用極と対極を有し、前記アンペロメトリック型測定法は電極部近傍で発生した電極活性物質を作用極と対極間に所定電圧を印加することにより、両極間に流れる前記電極活性物質の量に対応した電流信号を測定する方法である。   On the other hand, an electrode part used in an amperometric measurement method has at least a working electrode and a counter electrode on a substrate, and the amperometric measurement method uses an electrode active substance generated near the electrode part as a working electrode and a counter electrode. This is a method of measuring a current signal corresponding to the amount of the electrode active material flowing between the two electrodes by applying a predetermined voltage therebetween.

現在知られている、トランジスタを用いた化学物質検出素子（センサ）は上に述べたトランジスタの原理を応用したものである。具体的なセンサの例としては、特許文献１に記載されているものが挙げられる。特許文献１には、トランジスタのゲートに検出対象物質と選択的に反応する物質を固定化した構造を有するセンサが記載されている。検出対象物質とゲートに固定化された物質との反応によるゲート上の表面電荷の変化により、ゲートにかかる電位が変化するため、チャネルに存在する荷電粒子の密度が変化する。これによって生じるトランジスタのドレイン電極あるいはソース電極からの出力信号の変化を読み取ることによって、検出対象物質を検出することができる。   A currently known chemical substance detection element (sensor) using a transistor is an application of the transistor principle described above. Specific examples of the sensor include those described in Patent Document 1. Patent Document 1 describes a sensor having a structure in which a substance that selectively reacts with a detection target substance is fixed to a gate of a transistor. A change in surface charge on the gate due to a reaction between a detection target substance and a substance immobilized on the gate changes a potential applied to the gate, so that a density of charged particles existing in the channel changes. The substance to be detected can be detected by reading the change in the output signal from the drain electrode or the source electrode of the transistor generated thereby.

一方、現在知られているアンペロメトリック型測定法に利用される化学物質検出素子（センサ）の具体的な例としては、非特許文献１に記載されているものが挙げられる。非特許文献１には、電流信号を検出するために基板上に櫛歯型電極を平面的に配置し、陽極と陰極の電極を独立して電位制御することで検出対象物質と電極近傍に固定化された物質と酵素標識物質の反応により産生される酸化還元物質（酸化型と還元型が可逆的に生じる酸化還元物質）の増幅された電気的な検出信号の変化を読み取ることによって、検出対象物質を検出することができることが示されている。   On the other hand, as a specific example of the chemical substance detection element (sensor) used in the currently known amperometric measurement method, one described in Non-Patent Document 1 can be cited. In Non-Patent Document 1, a comb-shaped electrode is planarly arranged on a substrate to detect a current signal, and an anode and a cathode electrode are independently controlled in potential to be fixed near the detection target substance and the electrode. Detection target by reading the change in the amplified electrical detection signal of the redox substance (redox substance in which the oxidized form and reduced form are reversibly produced) produced by the reaction between the activated substance and the enzyme labeling substance It has been shown that substances can be detected.

しかしながら、特許文献１のような従来のセンサは、検体を前処理することにより、検出対象物質と選択的に反応する物質との反応を阻害する物質を除去する際、あるいは反応によるゲート上の表面電荷の変化量を大きくするための物質を新たに添加する際、測定操作が複雑となり、分析に時間がかかり、簡便、安価に且つ迅速に分析を行うことができない、等の問題点が生じる。
また、非特許文献１のようなセンサの場合も前記と同様の問題点が生じる他、そもそも検出感度が低いため、検体中の検出対象物質が極微量の場合、検出が困難となる。 However, a conventional sensor such as Patent Document 1 removes a substance that inhibits the reaction between a detection target substance and a substance that selectively reacts by pretreating a specimen, or a surface on a gate due to a reaction. When a substance for increasing the amount of change in charge is newly added, the measurement operation becomes complicated, analysis takes time, and problems such as inability to perform analysis simply, inexpensively and rapidly occur.
In addition, in the case of the sensor as in Non-Patent Document 1, the same problems as described above occur, and since the detection sensitivity is low in the first place, it is difficult to detect when the detection target substance in the sample is extremely small.

これらの欠点を解消し、分析を行う際の利便性を高めたセンサユニットとして、特許文献２には、基板と、前記基板に設けられたソース電極及びドレイン電極と、上記のソース電極及びドレイン電極間の電流通路になるチャネルと、検出用感知ゲートとを備えたトランジスタ部を有し、検出対象物質を検出するためのセンサユニットであって、前記検出用感知ゲートが、前記基板に固定されたゲート本体と、検出対象物質と選択的に相互作用をする特定物質を固定され、前記ゲート本体に対して電気的に導通があり、かつ毛細管作用をもつ支持体を含む感知部とを備えることを特徴とする、センサユニットが開示されている。また、前記特許文献２には、前記チャネルがナノチューブ状構造体からなることが好ましいこと、更には、検体を通過させる流路を有する反応場セルユニットを備えることが好ましいことが、それぞれ開示されている。前記特許文献２によれば、ナノチューブ状構造体からなるチャネルを用いることにより、検出感度を飛躍的に高めることが可能であり、極めて高感度の検知を要する分析が可能となる。   As a sensor unit that eliminates these drawbacks and enhances convenience when performing analysis, Patent Document 2 discloses a substrate, a source electrode and a drain electrode provided on the substrate, and the source electrode and the drain electrode described above. A sensor unit for detecting a substance to be detected, having a transistor section having a channel serving as a current path between the two and a detection sensing gate, the detection sensing gate being fixed to the substrate A gate body and a sensing unit that includes a support that is fixed with a specific substance that selectively interacts with the substance to be detected, is electrically conductive to the gate body, and has a capillary action. A featured sensor unit is disclosed. Patent Document 2 discloses that the channel is preferably formed of a nanotube-like structure, and further preferably includes a reaction field cell unit having a flow path through which a specimen passes. Yes. According to Patent Document 2, by using a channel made of a nanotube-like structure, detection sensitivity can be dramatically increased, and analysis that requires extremely high sensitivity detection is possible.

特開平１０−２６０１５６号公報JP-A-10-260156 国際公開ＷＯ２００６／０２５４８１号パンフレットInternational Publication WO2006 / 025481 Pamphlet 「アナリティカル・ケミストリー（Analytical chemistry）」，（米国），1993年，65巻，1559-1563頁"Analytical chemistry" (USA), 1993, 65, 1559-1563

しかしながら、特許文献２に記載のセンサユニットであっても、検出感度が充分でなく、更に高感度の検出が可能なセンサユニットが要求されている。本発明者は、反応感知部が接触する反応場として、単なる検体通過用流路に代えて、毛細管作用をもつ支持体を用いることにより、驚くべきことに、検出感度を飛躍的に高めることが可能であることを見出した。また、特許文献２に記載のセンサユニットでは、反応場に反応溶液を送るために、送液機構を別に準備する必要があり、その結果、装置が大型化し、高価になる欠点があったが、毛細管作用をもつ支持体を用いることにより、センサユニットの小型化及びコスト削減を達成することが可能である。従って、本発明の課題は、従来公知のセンサユニットよりも検出感度が高く、小型で安価なセンサユニット、及びそれを含む分析装置を提供することにある。   However, even with the sensor unit described in Patent Document 2, there is a demand for a sensor unit that does not have sufficient detection sensitivity and can perform detection with higher sensitivity. Surprisingly, the present inventor can dramatically increase detection sensitivity by using a support having a capillary action instead of a simple specimen passage channel as a reaction field with which the reaction sensing unit contacts. I found it possible. In addition, in the sensor unit described in Patent Document 2, it is necessary to separately prepare a liquid feeding mechanism in order to send the reaction solution to the reaction field. As a result, there is a disadvantage that the apparatus becomes large and expensive. By using a support having a capillary action, it is possible to achieve downsizing and cost reduction of the sensor unit. Accordingly, an object of the present invention is to provide a sensor unit that has a detection sensitivity higher than that of a conventionally known sensor unit, is small and inexpensive, and an analysis apparatus including the sensor unit.

前記課題は、本発明による、基板と、前記基板に設けられたソース電極及びドレイン電極と、前記ソース電極及びドレイン電極間の電流通路になるチャネルとを備えたトランジスタ部を有し、更に、毛細管作用をもつ支持体を含む感知部を備えることを特徴とする、検出対象物質を検出するためのセンサユニットにより、解決することができる。   According to the present invention, there is provided a transistor unit including a substrate, a source electrode and a drain electrode provided on the substrate, and a channel serving as a current path between the source electrode and the drain electrode according to the present invention. This can be solved by a sensor unit for detecting a substance to be detected, characterized by including a sensing unit including a support having an action.

本発明のセンサユニットの好ましい態様によれば、前記のトランジスタ部が検出用感知ゲートを備え、前記検出用感知ゲートが、トランジスタ部の基板に固定されたゲート本体と、前記の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部とを備え、前記感知部が前記ゲート本体に対して電気的に導通がある。なお、前記感知部に、検出対象物質と選択的に相互作用をする特定物質が固定化されていることが好ましい。   According to a preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the transistor section includes a detection sensing gate, and the detection sensing gate is a gate body fixed to the substrate of the transistor section, and the support having the capillary action. A sensing unit including a body, wherein the sensing unit is electrically connected to the gate body. In addition, it is preferable that a specific substance that selectively interacts with the detection target substance is immobilized on the sensing unit.

本発明のセンサユニットの更に好ましい態様によれば、前記のトランジスタ部が検出用感知ゲートを備え、前記検出用感知ゲートが、トランジスタ部の基板に固定されたゲート本体と、前記の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部とを備え、前記感知部が、前記ゲート本体に対して電気的に導通があり、更に、検出対象物質の存在を前記トランジスタ部の特性の変化として検出すべく電圧を印加される参照電極を備える。本態様によれば、感知部が毛細管作用をもつ支持体を含み、かつ、ゲート本体とは別に取り扱うことが可能となるため、分析を行う際の利便性を従来よりも高めることができる。   According to a further preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the transistor section includes a detection sensing gate, and the detection sensing gate has a gate body fixed to a substrate of the transistor section and the capillary action. A sensing unit including a support, wherein the sensing unit is electrically connected to the gate body, and further, a voltage is applied to detect the presence of the detection target substance as a change in characteristics of the transistor unit. A reference electrode. According to this aspect, since the sensing unit includes the support having a capillary action and can be handled separately from the gate body, the convenience in performing the analysis can be enhanced as compared with the conventional case.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、前記の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部が、前記のゲート本体に対して機械的に着脱可能であり、前記ゲート本体に装着されているときには前記ゲート本体に電気的に導通状態となる。本態様によれば、感知部を取替えることで特定物質を交換することが可能となる。つまり、センサユニット全体を交換しなくとも、検出対象物質や検出の目的に応じて特定物質を交換することができるようになり、センサユニットの製造コスト、操作の手間などを大幅に改善することが可能となる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the sensing unit including the support body having the capillary action is mechanically detachable from the gate body, and is attached to the gate body. When the gate body is in an electrically conductive state. According to this aspect, the specific substance can be exchanged by replacing the sensing unit. In other words, even if the entire sensor unit is not replaced, the specific substance can be replaced according to the detection target substance and the purpose of detection, which can greatly improve the manufacturing cost of the sensor unit, the operation time, etc. It becomes possible.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、トランジスタ部の基板に固定されたゲート本体が、前記の毛細管作用をもつ支持体と一緒になって前記感知部を形成する。なお、前記感知部に、検出対象物質と選択的に相互作用をする特定物質が固定化されていることが好ましい。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the gate body fixed to the substrate of the transistor portion forms the sensing portion together with the support having the capillary action. In addition, it is preferable that a specific substance that selectively interacts with the detection target substance is immobilized on the sensing unit.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、トランジスタ部の基板に固定されたゲート本体が、前記の毛細管作用をもつ支持体と一緒になって前記感知部を形成し、更に、検出対象物質の存在を前記トランジスタ部の特性の変化として検出すべく電圧を印加される参照電極を備える。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, a gate body fixed to the substrate of the transistor unit forms the sensing unit together with the support having the capillary action, and further detects A reference electrode to which a voltage is applied is provided to detect the presence of the target substance as a change in the characteristics of the transistor portion.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、前記のチャネルに、検出対象物質と選択的に相互作用をする特定物質を固定された毛細管作用をもつ支持体を含む前記感知部が形成されている。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the sensing unit including a support having a capillary action in which a specific substance that selectively interacts with a detection target substance is fixed to the channel is formed. Has been.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、毛細管作用をもつ支持体を含む感知部を、２つ以上有する。本態様によれば、複数の相互反応を一つのセンサユニットで検出できるようになるため、一つのセンサユニットでより多種の検出対象物質の検出を行うことができ、センサユニットの高機能化を図ることができるようになる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the sensor unit has two or more sensing parts including a support having a capillary action. According to this aspect, since a plurality of mutual reactions can be detected by one sensor unit, more types of detection target substances can be detected by one sensor unit, and higher functionality of the sensor unit is achieved. Will be able to.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、１つのゲート本体が、２つ以上の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部と導通可能に形成されている。本態様によれば、ゲート本体の数を抑制することができ、ひいては、トランジスタの小型化、集積化、低コスト化等の利点の少なくともいずれかを得ることができる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, one gate body is formed so as to be able to communicate with a sensing part including a support having two or more capillaries. According to this aspect, the number of gate bodies can be suppressed, and as a result, at least one of advantages such as downsizing, integration, and cost reduction of transistors can be obtained.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、ゲート本体と毛細管作用をもつ支持体を含む感知部との導通を切り替える電気接続切替部を備える。本態様によれば、センサユニットの小型化や、検出データの信頼性向上、検出の効率化などの利点の少なくともいずれかを得ることができる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the sensor unit includes an electrical connection switching unit that switches conduction between the gate body and a sensing unit including a support having a capillary action. According to this aspect, it is possible to obtain at least one of advantages such as downsizing of the sensor unit, improvement in reliability of detection data, and improvement in detection efficiency.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、トランジスタ部が２以上集積されている。本態様によれば、センサユニットの小型化及び低コスト化、検出の迅速化及び検出感度の向上、並びに、操作の簡便等の利点の少なくともいずれかを得ることができる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, two or more transistor portions are integrated. According to this aspect, it is possible to obtain at least one of advantages such as downsizing and cost reduction of the sensor unit, rapid detection and improvement in detection sensitivity, and simple operation.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、毛細管作用をもつ支持体の少なくとも一部が導電性体である。本態様によれば、感知部が毛細管作用をもつ導電性支持体を含むため、検出感度を飛躍的に高めることが可能であり、極めて高感度の検知を要する分析が可能となる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, at least a part of the support body having a capillary action is a conductive body. According to this aspect, since the sensing unit includes a conductive support having a capillary action, the detection sensitivity can be dramatically increased, and analysis that requires extremely high sensitivity can be performed.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、前記チャネルが、ナノチューブ状構造体からなる。また、前記のナノチューブ状構造体が、カーボンナノチューブ、ボロンナイトライドナノチューブ及びチタニアナノチューブよりなる群から選ばれる構造体であることがより好ましい。本態様によれば、検出感度を飛躍的に高めることが可能となる。従って、従来のトランジスタでは不可能であった、抗原抗体反応等のきわめて高感度を要する反応の検知が実用レベルで可能となり、合わせて感度向上によるセンサユニットの小型化を達成でき、極めて高感度の検知を要する抗原抗体反応等を含む一連の検出対象物質の検知がひとつのセンサユニットで可能となる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the channel is made of a nanotube-like structure. More preferably, the nanotube-like structure is a structure selected from the group consisting of carbon nanotubes, boron nitride nanotubes, and titania nanotubes. According to this aspect, it is possible to dramatically increase the detection sensitivity. Therefore, it is possible to detect reactions requiring extremely high sensitivity such as antigen-antibody reactions, which were impossible with conventional transistors, at a practical level, and at the same time, it is possible to achieve downsizing of the sensor unit by improving sensitivity. A single sensor unit can detect a series of detection target substances including an antigen-antibody reaction that requires detection.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、前記トランジスタ部が、前記チャネルに対して電圧又は電界を印加する電圧印加ゲートを備える。また、前記電圧印加ゲートが、前記基板の表面側に設けられたトップゲート、基板表面のチャネル側面に設けられたサイドゲート、あるいは、裏面側に設けられたバックゲートであることがより好ましい。本態様によれば、検出の精度を高めることが可能となる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the transistor unit includes a voltage application gate that applies a voltage or an electric field to the channel. More preferably, the voltage application gate is a top gate provided on the surface side of the substrate, a side gate provided on the channel side surface of the substrate surface, or a back gate provided on the back surface side. According to this aspect, it is possible to improve detection accuracy.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、前記チャネルは、前記基板から離隔した状態で上記のソース電極及びドレイン電極間に装架されていることが好ましい。これにより、相互作用感知ゲートとチャネルとの間の誘電率が低くなり、相互作用感知ゲートの電気容量を小さくできるため、感度よく検出することが可能となる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, it is preferable that the channel is mounted between the source electrode and the drain electrode while being separated from the substrate. As a result, the dielectric constant between the interaction sensing gate and the channel is lowered, and the capacitance of the interaction sensing gate can be reduced, so that detection can be performed with high sensitivity.

また、前記チャネルは、室温において上記のソース電極及びドレイン電極の間に弛んだ状態で設けられていることが好ましい。これにより、温度変化によってチャネルが破損する可能性を小さくすることができる。   The channel is preferably provided in a relaxed state between the source electrode and the drain electrode at room temperature. Thereby, the possibility that the channel is damaged due to a temperature change can be reduced.

また、前記基板は、絶縁性基板であることが好ましい。これにより、トランジスタ内の電流が確実にチャネルを流れるようにすることができ、安定して検出をおこなうことができる。   The substrate is preferably an insulating substrate. As a result, the current in the transistor can surely flow through the channel, and detection can be performed stably.

また、前記チャネルと前記相互作用感知ゲートとの間には、低誘電率の絶縁性材料の層が形成されていることが好ましい。これにより、相互作用感知ゲートで生じる相互作用による電荷の変化が、より効率的にチャネルに伝達されるので、センサの感度を高めることができる。   Preferably, a layer of an insulating material having a low dielectric constant is formed between the channel and the interaction sensing gate. Thereby, a change in charge due to the interaction generated in the interaction sensing gate is more efficiently transmitted to the channel, so that the sensitivity of the sensor can be increased.

前記チャネルと前記ゲートとの間には、高誘電率の絶縁性材料の層が形成されていることが好ましい。これにより、ゲートのゲート電圧により、トランジスタの伝達特性をより効率よく変調させることができ、センサの感度を高めることができる。   A layer of an insulating material having a high dielectric constant is preferably formed between the channel and the gate. Thereby, the transfer characteristic of the transistor can be more efficiently modulated by the gate voltage of the gate, and the sensitivity of the sensor can be increased.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、前記のトランジスタ部に加え、絶縁性の基板上に少なくとも対極と作用極を有するアンペロメトリック型電極を更に備え、前記アンペロメトリック型電極に、毛細管作用をもつ支持体を含む感知部が形成され、前記トランジスタ部及び前記アンペロメトリック型電極における各感知部における電荷の変化を、トランジスタ部においては電圧変化として、アンペロメトリック型電極においては電流変化として捉える。また、アンペロメトリック型電極に形成された前記の毛細管作用をもつ支持体中に、及び／又は、少なくとも前記作用極上に、検出対象物質と選択的に相互作用をする特定物質が固定されていることがより好ましい。更に、前記のアンペロメトリック型電極の作用極が、ナノチューブ状構造体を含む作用極であることが好ましい。本態様によれば、アンペロメトリック型測定法とトランジスタによるボルタノメトリック型測定法が同時に行うことができ、かつ感知部が毛細管作用をもつ支持体を含むため、分析を行う際の利便性を従来よりも高めることができる。また、アンペロメトリック型電極の作用極が、ナノチューブ状構造体を含む作用極であると、検出感度を飛躍的に高めることが可能となる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the amperometric electrode further includes an amperometric electrode having at least a counter electrode and a working electrode on an insulating substrate in addition to the transistor portion. In addition, a sensing unit including a support having a capillary action is formed, and a change in electric charge in each sensing unit in the transistor unit and the amperometric electrode is expressed as a voltage change in the transistor unit, in the amperometric electrode. Is regarded as a current change. In addition, a specific substance that selectively interacts with the detection target substance is fixed in the support having a capillary action formed on the amperometric electrode and / or on at least the working electrode. It is more preferable. Further, the working electrode of the amperometric electrode is preferably a working electrode including a nanotube-like structure. According to this aspect, the amperometric measurement method and the voltammetric measurement method using a transistor can be performed at the same time, and the sensing unit includes a support having a capillary action. It can be higher than before. In addition, when the working electrode of the amperometric electrode is a working electrode including a nanotube-like structure, the detection sensitivity can be dramatically increased.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、アンペロメトリック型電極の前記感知部がコンタクト電極と電気的に接続されており、前記コンタクト電極は、測定回路と電気的に接続されている接続用コネクタに対して機械的に着脱可能であり、前記接続用コネクタに装着されているときには、前記感知部が前記測定回路と電気的に導通状態となる。また、１つの測定回路が、２つ以上のアンペロメトリック型電極の感知部と導通可能に形成されており、前記測定回路と前記感知部との導通を切り替える電気接続切替部を備えることが好ましい。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the sensing portion of the amperometric electrode is electrically connected to a contact electrode, and the contact electrode is electrically connected to a measurement circuit. It is mechanically detachable with respect to the connecting connector, and when it is attached to the connecting connector, the sensing portion is electrically connected to the measurement circuit. Further, it is preferable that one measurement circuit is formed so as to be able to conduct with two or more amperometric electrode sensing units and includes an electrical connection switching unit that switches conduction between the measurement circuit and the sensing unit. .

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、（１）検体添加領域；（２）前記検体中に含まれる検出対象物質と結合することができ、しかも、標識物質で標識された免疫反応性物質を保持している標識化免疫反応性物質保持領域；（３）検出対象物質と選択的に免疫反応をする特定物質を固定された領域を含む感知部位領域；及び（４）液体吸収領域を有する、液体を展開可能なクロマトグラフィー用支持体を更に備え、前記感知部位領域（３）に、前記の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部が設けられ、前記標識化免疫反応性物質保持領域（２）が前記検体添加領域（１）の上流に、あるいは、前記検体添加領域（１）が前記標識化免疫反応性物質保持領域（２）の上流に、あるいは、前記標識化免疫反応性物質保持領域（２）が前記検体添加領域（１）を含む状態に配置され、前記標識化免疫反応性物質保持領域（２）と前記液体吸収領域（４）とが、前記感知部位領域（３）を介して、毛細管作用により液体連絡することが可能である。本態様によれば、予め、標識化免疫反応性物質等必要な物質の一部もしくは全てをストリップ内に保持することができ、かつ液体を毛細管作用により、ストリップ内に展開できるようになるため、センサユニットの小型化及び低コスト化、並びに、操作の簡便化等の利点の少なくともいずれかを得ることができる。   According to still another preferred embodiment of the sensor unit of the present invention, (1) specimen addition region; (2) immunity capable of binding to a detection target substance contained in the specimen and labeled with a labeling substance A labeled immunoreactive substance holding area holding a reactive substance; (3) a sensing site area including an area where a specific substance that selectively immunoreacts with a detection target substance is fixed; and (4) liquid absorption And a chromatographic support having a region, wherein the sensing site region (3) includes a sensing unit including the support having the capillary action, and the labeled immunoreactive substance. The holding region (2) is upstream of the sample addition region (1), the sample addition region (1) is upstream of the labeled immunoreactive substance holding region (2), or the labeled immune reaction Active substance holding area 2) is disposed in a state including the specimen addition region (1), and the labeled immunoreactive substance holding region (2) and the liquid absorption region (4) are interposed via the sensing region (3). It is possible to communicate with the liquid by capillary action. According to this aspect, since a part or all of a necessary substance such as a labeled immunoreactive substance can be held in the strip in advance and the liquid can be developed in the strip by capillary action, At least one of advantages such as downsizing and cost reduction of the sensor unit and simplification of operation can be obtained.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、前記標識物質が、荷電粒子である。また、前記標識物質が酵素であり、前記酵素に対する基質供給領域が、前記感知部位領域に毛細管作用により連絡可能である。本態様によれば、検出感度を飛躍的に高めることが可能となり、従来のトランジスタやアンペロメトリック型電極のみの性能向上では不可能であった抗原抗体反応等のきわめて高感度を要する反応の測定が実用レベルで可能となる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the labeling substance is a charged particle. In addition, the labeling substance is an enzyme, and a substrate supply region for the enzyme can communicate with the sensing region by capillary action. According to this aspect, it becomes possible to dramatically increase the detection sensitivity, and it is possible to measure a reaction requiring extremely high sensitivity such as an antigen-antibody reaction, which has been impossible by improving the performance of only conventional transistors and amperometric electrodes. Is possible at a practical level.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、（１）検体添加領域；（２）前記検体を前処理するための構造あるいは前処理物質を保持している前処理領域；（３）検出対象物質と選択的に化学反応をする特定物質を固定された領域を含む感知部位領域；及び（４）液体吸収領域を有する、液体を展開可能なクロマトグラフィー用支持体を更に備え、前記感知部位領域（３）に、前記の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部が設けられ、前記前処理領域（２）が前記検体添加領域（１）の上流に、あるいは、前記検体添加領域（１）が前記前処理領域（２）の上流に、あるいは、前記前処理領域（２）が前記検体添加領域（１）を含む状態に配置され、前記前処理領域（２）と前記液体吸収領域（４）とが、前記感知部位領域（３）を介して、毛細管作用により液体連絡することが可能である。本態様によれば、予め、例えば、検体として血液を使用した場合、前処理領域において、測定に影響を及ぼす因子等を取り除き、選択性を持たせたりすることが可能となり、かつ検出対象物質と選択的に酵素反応を含む化学反応をする特定物質等測定に必要な物質の一部もしくは全てをストリップ内に保持することができ、かつ液体を毛細管作用により、ストリップ内に展開できるようになるため、センサユニットの小型化及び低コスト化、並びに、操作の簡便化等の利点の少なくともいずれかを得ることができる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, (1) a specimen addition region; (2) a pretreatment region holding a structure or a pretreatment substance for pretreating the specimen; (3) A sensing site region including a region where a specific substance that selectively reacts with a detection target substance is fixed; and (4) a chromatography support having a liquid absorption region and capable of developing a liquid; The site region (3) is provided with a sensing unit including the support having the capillary action, and the pretreatment region (2) is located upstream of the sample addition region (1) or the sample addition region (1 ) Is disposed upstream of the pretreatment region (2), or the pretreatment region (2) includes the specimen addition region (1), and the pretreatment region (2) and the liquid absorption region ( 4) is the sensing region ( ) Through, it can be fluid communication by capillary action. According to this aspect, for example, when blood is used as a specimen in advance, in the pretreatment region, it is possible to remove factors and the like that affect measurement, and to provide selectivity, and Part or all of substances required for measurement, such as specific substances that selectively undergo chemical reactions including enzymatic reactions, can be retained in the strip, and liquid can be developed in the strip by capillary action. In addition, at least one of advantages such as downsizing and cost reduction of the sensor unit and simplification of operation can be obtained.

また、前記態様において、前記前処理領域（２）が前処理物質として界面活性剤を含み、前記感知部位領域（３）に特定物質としてコレステロールオキシダーゼ又はコレステロールエステラーゼを含むことにより、コレステロールの測定が可能となる。また、前記前処理領域（２）が前処理物質として界面活性剤を含み、前記感知部位領域（３）に特定物質としてリポプロテインリパーゼ、グリセロールキナーゼ、又はグリセロリン酸オキシダーゼを含むことにより、中性脂肪の測定が可能となる。   In the above embodiment, the pretreatment region (2) contains a surfactant as a pretreatment substance, and the sensing site region (3) contains cholesterol oxidase or cholesterol esterase as a specific substance, so that cholesterol can be measured. It becomes. Further, the pretreatment region (2) contains a surfactant as a pretreatment substance, and the sensing site region (3) contains lipoprotein lipase, glycerol kinase, or glycerophosphate oxidase as a specific substance. Can be measured.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、（１）検体添加領域；（２）前記検体を前処理するための構造あるいは前処理物質を保持している前処理領域；（３）検出対象イオンに対するイオン選択性物質を固定された領域を含む感知部位領域；及び（４）液体吸収領域を有する、液体を展開可能なクロマトグラフィー用支持体を更に備え、前記感知部位領域（３）に、前記の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部が設けられ、前記前処理領域（２）が前記検体添加領域（１）の上流に、あるいは、前記検体添加領域（１）が前記前処理領域（２）の上流に、あるいは、前記前処理領域（２）が前記検体添加領域（１）を含む状態に配置され、前記前処理領域（２）と前記液体吸収領域（４）とが、前記感知部位領域（３）を介して、毛細管作用により液体連絡することが可能である。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, (1) a specimen addition region; (2) a pretreatment region holding a structure or a pretreatment substance for pretreating the specimen; (3) A sensing site region including a region to which an ion selective substance for detection target ions is fixed; and (4) a chromatography support having a liquid absorption region and capable of developing a liquid, the sensing site region (3) In addition, a sensing unit including the support having the capillary action is provided, and the pretreatment region (2) is upstream of the sample addition region (1), or the sample addition region (1) is the pretreatment. Upstream of the region (2) or the pretreatment region (2) is disposed in a state including the sample addition region (1), and the pretreatment region (2) and the liquid absorption region (4) are The sensing region (3) To, can be fluid communication by capillary action.

本発明のセンサユニットの更に別の好ましい態様によれば、前記のクロマトグラフィー用支持体が２以上の感知部を有する。本態様によれば、複数の相互反応を一つのセンサユニットで検出できるようになるため、一つのセンサユニットでより多種の検出対象物質の検出を行うことができ、センサユニットの高機能化を図ることができるようになる。   According to still another preferred aspect of the sensor unit of the present invention, the chromatographic support has two or more sensing units. According to this aspect, since a plurality of mutual reactions can be detected by one sensor unit, more types of detection target substances can be detected by one sensor unit, and higher functionality of the sensor unit is achieved. Will be able to.

また、本発明は、上述したセンサユニットのいずれかを備えることを特徴とする、分析装置に関する。   The present invention also relates to an analyzer comprising any of the sensor units described above.

本発明の分析装置の好ましい態様によれば、分析装置による分析が、化学的反応測定又は免疫学的反応測定である。   According to a preferred aspect of the analyzer of the present invention, the analysis by the analyzer is a chemical reaction measurement or an immunological reaction measurement.

本発明の分析装置の別の好ましい態様によれば、前記分析が、電解質濃度測定グループ、生化学項目測定グループ、血液ガス濃度測定グループ、免疫学的反応測定グループ、核酸間ハイブリダイゼーション反応測定グループ、核酸−タンパク質間相互作用測定グループ及びレセプタ−リガンド間相互作用測定グループからなる群より選ばれる、少なくとも一つの測定グループの測定である。   According to another preferable aspect of the analyzer of the present invention, the analysis is performed by an electrolyte concentration measurement group, a biochemical item measurement group, a blood gas concentration measurement group, an immunological reaction measurement group, an internucleic acid hybridization reaction measurement group, It is a measurement of at least one measurement group selected from the group consisting of a nucleic acid-protein interaction measurement group and a receptor-ligand interaction measurement group.

本発明の分析装置の更に別の好ましい態様によれば、前記分析が、電解質濃度測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、生化学項目測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、血液ガス濃度測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、核酸間ハイブリダイゼーション反応測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、核酸−タンパク質間相互作用測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、レセプタ−リガンド間相互作用測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、及び、免疫学的反応測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質からなる群より選ばれる２以上の検出対象物質の検出である。   According to still another preferred aspect of the analyzer of the present invention, the analysis is performed by at least one detection target substance selected from the electrolyte concentration measurement group, at least one detection target substance selected from the biochemical item measurement group, At least one detection target substance selected from the blood gas concentration measurement group, at least one detection target substance selected from the nucleic acid hybridization reaction measurement group, at least one detection selected from the nucleic acid-protein interaction measurement group Two or more detections selected from the group consisting of a target substance, at least one detection target substance selected from the receptor-ligand interaction measurement group, and at least one detection target substance selected from the immunological reaction measurement group This is the detection of the target substance.

本発明の分析装置の更に別の好ましい態様によれば、前記分析が、電解質濃度測定グループ、生化学項目測定グループ、血液ガス濃度測定グループからなる群より選ばれる少なくとも一つの測定グループ、並びに、核酸間ハイブリダイゼーション反応測定グループ、核酸−タンパク質間相互作用測定グループ、レセプタ−リガンド間相互作用測定グループ及び免疫学的反応測定グループからなる群より選ばれる少なくとも一つの測定グループの測定である。   According to still another preferred aspect of the analyzer of the present invention, the analysis is performed by at least one measurement group selected from the group consisting of an electrolyte concentration measurement group, a biochemical item measurement group, and a blood gas concentration measurement group, and a nucleic acid. Measurement of at least one measurement group selected from the group consisting of an inter-hybridization reaction measurement group, a nucleic acid-protein interaction measurement group, a receptor-ligand interaction measurement group, and an immunological reaction measurement group.

本発明の分析装置の更に別の好ましい態様によれば、前記分析が、特定の疾患又は機能を判別するために選択された２以上の検出対象物質の検出である。   According to still another preferred aspect of the analyzer of the present invention, the analysis is detection of two or more detection target substances selected for discriminating a specific disease or function.

本発明のセンサユニット及び分析装置によれば、感知部が、毛細管作用をもつ支持体を含むため、検出感度を飛躍的に高めることが可能であり、極めて高感度の検知を要する分析が可能となる。また、小型で安価なセンサユニットを提供することができる。   According to the sensor unit and the analysis apparatus of the present invention, since the sensing unit includes a support body having a capillary action, it is possible to dramatically increase detection sensitivity, and analysis that requires extremely sensitive detection is possible. Become. In addition, a small and inexpensive sensor unit can be provided.

以下、本発明の実施の形態について詳細に説明するが、本発明は以下の実施形態や例示等に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲において任意に変形して実施することができる。   Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail. However, the present invention is not limited to the following embodiments and exemplifications, and may be arbitrarily modified and implemented without departing from the gist of the present invention. Can do.

本発明のセンサユニットは、国際公開ＷＯ２００６／０２５４８１号パンフレット（前記特許文献２）に記載の公知のセンサユニットの改良発明であり、反応感知部が接触する反応場として、国際公開ＷＯ２００６／０２５４８１号パンフレットに記載の検体通過用流路に代えて、毛細管作用をもつ支持体（例えば、クロマトグラフィー用ストリップ）を使用するものである。   The sensor unit of the present invention is an improved invention of the known sensor unit described in the pamphlet of International Publication No. WO2006 / 025481 (Patent Document 2). As a reaction field with which the reaction sensing unit contacts, the pamphlet of International Publication No. WO2006 / 025481 In place of the specimen passage channel described in (1), a support having a capillary action (for example, a chromatography strip) is used.

本発明のセンサユニットは、基板と、基板に設けられたソース電極及びドレイン電極と、上記のソース電極及びドレイン電極間の電流通路になるチャネルと、所望により設けることのできる検出用感知ゲート又はゲート本体とを備えたトランジスタ部を有する。このトランジスタ部は、トランジスタとして機能する部分であり、このトランジスタの出力特性の変化を検知することにより、本発明のセンサユニットは検出対象物質を検出するようになっている。また、トランジスタ部は、そのチャネルの具体的な構成により、上述のごとく、電界効果トランジスタとして機能するものと、単一電子トランジスタとして機能するものとに区別できるが、本発明のセンサユニットにおいてはいずれを用いても良い。なお、以下の説明において、トランジスタ部のことを適宜、単に「トランジスタ」というが、その場合、特に断らない限り、電界効果トランジスタ又は単一電子トランジスタのいずれとして機能するかは区別しない。   The sensor unit of the present invention includes a substrate, a source electrode and a drain electrode provided on the substrate, a channel serving as a current path between the source electrode and the drain electrode, and a sensing gate or gate for detection that can be provided as desired. And a transistor portion including a main body. This transistor portion is a portion that functions as a transistor, and the sensor unit of the present invention detects a detection target substance by detecting a change in output characteristics of the transistor. In addition, the transistor portion can be classified into a field effect transistor and a transistor functioning as a single electron transistor as described above depending on the specific configuration of the channel. May be used. In the following description, the transistor portion is simply referred to as “transistor” as appropriate, but in that case, it is not distinguished whether it functions as a field-effect transistor or a single-electron transistor unless otherwise specified.

また、本発明のセンサユニットは、毛細管作用をもつ支持体（例えば、ストリップ）を含む感知部を備え、適宜、電気接続切替部やアンペロメトリック型電極部など、トランジスタ以外の部材を備えていても良い。
以下、本発明におけるセンサユニット及び支持体の構成要素について説明する。 The sensor unit of the present invention includes a sensing unit including a support (for example, a strip) having a capillary action, and appropriately includes members other than transistors, such as an electrical connection switching unit and an amperometric electrode unit. Also good.
Hereinafter, the components of the sensor unit and the support in the present invention will be described.

［Ｉ．トランジスタ部］
（１．基板）
基板は、絶縁性を有する基板であれば任意の素材で形成された基板を用いることができるが、通常は、絶縁性基板、又は、絶縁された半導体基板を用いる。なお、本明細書において絶縁性という場合には、特に断らない限り電気絶縁性のことを指し、絶縁体という場合には、特に断らない限り電気絶縁体の事を指す。また、センサとして用いる場合、感度を高めるためには、絶縁性基板、あるいは、表面を絶縁性基板を構成する素材（即ち、絶縁体）で被覆することにより絶縁した半導体基板であることが好ましい。これら、絶縁性基板や、絶縁体で被覆した半導体基板を用いた場合、他の方法で絶縁した半導体基板に比べ、誘電率が低いために浮遊容量を低減することができ、そのため、例えばバックゲート（基板に対してチャネルと反対側に設けられたゲート）を検出用感知ゲートとした場合に相互作用の感知感度を高めることができる。 [I. Transistor part]
(1. Substrate)
As the substrate, a substrate formed of any material can be used as long as it is an insulating substrate, but an insulating substrate or an insulated semiconductor substrate is usually used. In this specification, the term “insulating” refers to electrical insulation unless otherwise specified, and the term “insulator” refers to an electrical insulator unless otherwise specified. When used as a sensor, in order to increase sensitivity, an insulating substrate or a semiconductor substrate that is insulated by covering the surface with a material (that is, an insulator) constituting the insulating substrate is preferable. When these insulating substrates and semiconductor substrates coated with an insulator are used, the stray capacitance can be reduced because the dielectric constant is lower than that of semiconductor substrates insulated by other methods. When the detection gate (the gate provided on the side opposite to the channel with respect to the substrate) is used as a detection gate, the sensitivity of interaction can be increased.

絶縁性基板は、絶縁体で形成された基板である。絶縁性基板を形成する絶縁体の具体例としては、酸化シリコン、窒化シリコン、酸化アルミニウム、酸化チタン、弗化カルシウム、アクリル樹脂、ポリイミド、テフロン（登録商標）等が挙げられる。なお、絶縁体は１種を単独で用いても良く、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。   The insulating substrate is a substrate formed of an insulator. Specific examples of the insulator forming the insulating substrate include silicon oxide, silicon nitride, aluminum oxide, titanium oxide, calcium fluoride, acrylic resin, polyimide, and Teflon (registered trademark). In addition, an insulator may be used individually by 1 type and may use 2 or more types together by arbitrary combinations and a ratio.

また、半導体基板は、半導体で形成された基板である。半導体基板を形成する半導体の具体例としては、シリコン、ガリウム砒素、窒化ガリウム、酸化亜鉛、インジウム燐、炭化シリコン等が挙げられる。なお、半導体は１種を単独で用いても良く、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。   The semiconductor substrate is a substrate formed of a semiconductor. Specific examples of the semiconductor that forms the semiconductor substrate include silicon, gallium arsenide, gallium nitride, zinc oxide, indium phosphide, and silicon carbide. In addition, a semiconductor may be used individually by 1 type and may use 2 or more types together by arbitrary combinations and ratios.

更に、半導体基板を絶縁する方法は任意であるが、通常は、上記のように絶縁体で被覆して絶縁することが望ましい。半導体基板の上に絶縁膜を形成して絶縁する場合、被覆に用いる絶縁体の具体例としては、上記の絶縁性基板を形成する絶縁体と同様のものが挙げられる。   Furthermore, the method for insulating the semiconductor substrate is arbitrary, but it is usually desirable to cover and insulate with the insulator as described above. In the case of insulating by forming an insulating film on a semiconductor substrate, specific examples of the insulator used for coating include the same insulators as those for forming the insulating substrate.

また、絶縁した半導体基板を用いる場合には、この半導体基板は、後述するゲート（即ち、ゲート本体や電圧印加ゲート等）としても作用させることも可能である。但し、絶縁した半導体基板をゲートに用いる場合、その基板は電気抵抗が小さいことが望ましく、例えば、高濃度にドナーあるいはアクセプタが添加され、抵抗率が低く金属的伝導性を示す半導体を用いた半導体基板が望ましい。
更に、基板の形状は任意であるが、通常は平板状に形成する。また、その寸法についても特に制限は無いが、基板の機械的強度を保つため厚さが１００μｍ以上であることが好ましい。 When an insulated semiconductor substrate is used, this semiconductor substrate can also act as a gate (that is, a gate body, a voltage application gate, etc.) described later. However, in the case where an insulated semiconductor substrate is used for the gate, it is desirable that the substrate has a low electrical resistance. For example, a semiconductor using a semiconductor having a high resistivity and a low resistivity and metallic conductivity. A substrate is desirable.
Furthermore, although the shape of the substrate is arbitrary, it is usually formed in a flat plate shape. Moreover, there is no restriction | limiting in particular also about the dimension, However, In order to maintain the mechanical strength of a board | substrate, it is preferable that thickness is 100 micrometers or more.

（２．ソース電極，ドレイン電極）
ソース電極は、上記トランジスタのキャリアを供給することができる電極であれば他に制限は無い。また、ドレイン電極は、上記トランジスタのキャリアを受け取ることができる電極であれば、他に制限は無く、公知のものを任意に用いることができる。但し、ソース電極及びドレイン電極は、通常は同一の基板上に設けられる。
ソース電極及びドレイン電極はそれぞれ任意の導体で形成することができ、具体例としては、金、白金、チタン、炭化チタン、タングステン、アルミニウム、モリブデン、クロムケイ化タングステン、窒化タングステン、多結晶シリコンなどが挙げられる。また、ソース電極、ドレイン電極を形成する導体は、１種を単独で用いても良く、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。
更に、ソース電極及びドレイン電極の寸法や形状も任意である。 (2. Source electrode and drain electrode)
The source electrode is not limited as long as it can supply carriers of the transistor. The drain electrode is not particularly limited as long as it is an electrode that can receive the carrier of the transistor, and a known electrode can be arbitrarily used. However, the source electrode and the drain electrode are usually provided on the same substrate.
Each of the source electrode and the drain electrode can be formed of any conductor, and specific examples include gold, platinum, titanium, titanium carbide, tungsten, aluminum, molybdenum, chromium tungsten silicide, tungsten nitride, and polycrystalline silicon. It is done. Moreover, the conductor which forms a source electrode and a drain electrode may be used individually by 1 type, and may use 2 or more types together by arbitrary combinations and a ratio.
Furthermore, the dimensions and shapes of the source electrode and the drain electrode are also arbitrary.

（３．チャネル）
チャネルは、ソース電極及びドレイン電極の間の電流の通路となりうるものであり、公知のチャネルを適宜用いることができる。
また、チャネルの形状や寸法に制限は無く、任意である。但し、チャネルは、基板から離隔した状態で上記のソース電極及びドレイン電極間に装架されていることが好ましい。これにより、ゲート本体とチャネルとの間の誘電率を低下させることができ、ゲート本体の電気容量を小さくすることができるため、センサユニットの感度を高めることができる。 (3. Channel)
The channel can serve as a current path between the source electrode and the drain electrode, and a known channel can be used as appropriate.
Moreover, there is no restriction | limiting in the shape and dimension of a channel, and it is arbitrary. However, the channel is preferably mounted between the source electrode and the drain electrode while being separated from the substrate. Thereby, since the dielectric constant between a gate main body and a channel can be reduced and the electric capacitance of a gate main body can be made small, the sensitivity of a sensor unit can be raised.

また、チャネルは、室温において上記のソース電極及びドレイン電極の間に弛んだ状態で設けられていることが好ましい。これにより、温度変化によってチャネルが破損する可能性を小さくすることができる。
更に、チャネルの数も任意であり、１本でも、２本以上であってもよい。 The channel is preferably provided in a relaxed state between the source electrode and the drain electrode at room temperature. Thereby, the possibility that the channel is damaged due to a temperature change can be reduced.
Furthermore, the number of channels is arbitrary, and may be one or two or more.

また、上記のように、チャネルの構成によって上記のトランジスタは電界効果トランジスタと単一電子トランジスタとに分けられる。両者の違いは、チャネルが量子ドット構造を有しているかに応じて区別され、チャネルが量子ドット構造を有していないトランジスタは電界効果トランジスタとなり、チャネルが量子ドット構造を有しているトランジスタは単一電子トランジスタとなる。   Further, as described above, the above transistors are divided into field effect transistors and single electron transistors depending on the channel configuration. The difference between the two is distinguished according to whether the channel has a quantum dot structure, a transistor whose channel does not have a quantum dot structure is a field effect transistor, and a transistor whose channel has a quantum dot structure is It becomes a single electron transistor.

従って、チャネルを形成する場合には、センサユニットの目的や、トランジスタを電界効果トランジスタと単一電子トランジスタとのいずれにするかなどに応じて、適当な材料によって形成することが好ましい。
以下、電界効果トランジスタのチャネル（以下適宜、「ＦＥＴチャネル」という）と、単一電子トランジスタのチャネル（以下適宜、「ＳＥＴチャネル」という）とについて、それぞれ説明する。なお、ＦＥＴチャネルとＳＥＴチャネルとを区別しないで指す場合、単に「チャネル」という。また、上述のように電界効果トランジスタと単一電子トランジスタとはチャネルによって区別することができるため、ＦＥＴチャネルを有するトランジスタは電界効果トランジスタであり、ＳＥＴチャネルを有するトランジスタは単一電子トランジスタと認識すべきである。 Therefore, when forming the channel, it is preferable to form the channel with an appropriate material depending on the purpose of the sensor unit and whether the transistor is a field effect transistor or a single electron transistor.
Hereinafter, the channel of the field effect transistor (hereinafter referred to as “FET channel” as appropriate) and the channel of the single electron transistor (hereinafter referred to as “SET channel” as appropriate) will be described. When the FET channel and the SET channel are not distinguished, they are simply referred to as “channels”. Further, as described above, since the field effect transistor and the single electron transistor can be distinguished by the channel, the transistor having the FET channel is a field effect transistor, and the transistor having the SET channel is recognized as a single electron transistor. Should.

ＦＥＴチャネルは、電流の通路となりうるものであり、公知のチャネルを適宜用いることができる。一般に、トランジスタのチャネルは、半導体基板の素材として例示した半導体により形成され、ＦＥＴチャネルとしても、上記のような半導体によりチャネルを形成することができる。
但し、センサユニットの感度を高めるためには、ＦＥＴチャネルは微細なものであることが好ましい。一般に、トランジスタを用いたセンサの検出感度の限界は、トランジスタのゲートの電気容量（以下適宜、「ゲート容量」という）に関係している。ゲート容量が小さいほど、ゲートの表面電荷の変化を大きなゲート電圧の変化として捉えることができ、センサの検出感度が向上するのである。ゲート容量はチャネルの長さＬとチャネルの幅Ｗとの積Ｌ×Ｗに比例するので、ゲート容量の減少にはチャネルの微細化が効果的である。微細なチャネルとしては、例えば、ナノチューブ状構造体を用いてチャネルを形成することが好ましい。 The FET channel can serve as a current path, and a known channel can be appropriately used. In general, a channel of a transistor is formed of a semiconductor exemplified as a material for a semiconductor substrate, and a channel can be formed of a semiconductor as described above as an FET channel.
However, in order to increase the sensitivity of the sensor unit, the FET channel is preferably fine. In general, the limit of detection sensitivity of a sensor using a transistor is related to the electric capacity of the gate of the transistor (hereinafter referred to as “gate capacity” as appropriate). The smaller the gate capacitance, the more the change in the surface charge of the gate can be regarded as a large change in the gate voltage, and the detection sensitivity of the sensor is improved. Since the gate capacitance is proportional to the product L × W of the channel length L and the channel width W, miniaturization of the channel is effective in reducing the gate capacitance. As the fine channel, for example, it is preferable to form the channel using a nanotube-like structure.

ナノチューブ状構造体とは、チューブ状の構造体であって、その長手方向に直交する断面の直径が０．４ｎｍ以上５０ｎｍ以下のものをいう。なお、ここでチューブ状とは、構造体の長手方向の長さと、これに垂直な方向のうち最も長い一方向の長さとの比が１０以上１００００以下の範囲にある形状を指し、ロッド状（断面形状が略円形）、リボン状（断面形状が扁平な略方形）等の各形状を含む。   The nanotube-like structure is a tube-like structure having a diameter of a cross section perpendicular to the longitudinal direction of 0.4 nm or more and 50 nm or less. Here, the tube shape refers to a shape in which the ratio of the length in the longitudinal direction of the structure to the length in the longest one of the directions perpendicular to the structure is in the range of 10 or more and 10,000 or less. Each shape includes a ribbon shape (a substantially square shape with a flat cross-sectional shape) and the like.

ナノチューブ状構造体は電荷輸送体として用いることができ、直径が数ナノメートルの一次元量子細線構造を有するため、これをトランジスタのチャネルに用いた場合には、従来のセンサ等に用いられていた電界効果トランジスタに比べてトランジスタのゲート容量が著しく低減する。従って、特定物質及び検出対象物質の間の相互作用により生じるゲート電圧の変化は極めて大きくなり、チャネルに存在する荷電粒子の密度の変化は著しく大きくなる。このことにより検出感度は劇的に向上する。   The nanotube-like structure can be used as a charge transporter and has a one-dimensional quantum wire structure with a diameter of several nanometers. Therefore, when this is used for a channel of a transistor, it has been used for a conventional sensor or the like. Compared to a field effect transistor, the gate capacitance of the transistor is significantly reduced. Therefore, the change in the gate voltage caused by the interaction between the specific substance and the detection target substance becomes extremely large, and the change in the density of charged particles existing in the channel becomes extremely large. This dramatically improves detection sensitivity.

ナノチューブ状構造体の具体例としては、カーボンナノチューブ（ＣＮＴ）、ボロンナイトライドナノチューブ、チタニアナノチューブ等が挙げられる。従来の技術では、半導体微細加工技術を用いても、１０ｎｍ級のチャネルの形成は困難であり、それによりセンサとしての検出感度も制限されていたが、これらのナノチューブ状構造体を用いることにより、従来よりも微細なチャネルを形成することができる。   Specific examples of the nanotube-like structure include carbon nanotubes (CNT), boron nitride nanotubes, titania nanotubes and the like. In the conventional technology, even if a semiconductor microfabrication technique is used, it is difficult to form a channel of 10 nm class, and thus the detection sensitivity as a sensor is limited. By using these nanotube-like structures, Finer channels can be formed than in the prior art.

ナノチューブ状構造体は、そのカイラリティに応じて半導体的な電気的性質及び金属的な電気的性質の両方を示すが、半導体的ＦＥＴチャネルに用いる場合、ナノチューブ状構造体は、その電気的性質として半導体的性質を有することがより望ましい。   Nanotube-like structures exhibit both semiconducting and metallic electrical properties depending on their chirality, but when used in semiconducting FET channels, nanotube-like structures are semiconducting as their electrical properties. More desirable.

一方、ＳＥＴチャネルもＦＥＴチャネルと同様、電流の通路となりうるものであり、公知のチャネルを適宜用いることができる。従って、半導体により形成することも可能であるが、通常はその大きさが微細であることが好ましく、ＦＥＴチャネルと同様、ナノチューブ構造体を用いてチャネルを形成することが好ましい。また、ナノチューブ状構造体の具体例としてカーボンナノチューブ（ＣＮＴ）、ボロンナイトライドナノチューブ、チタニアナノチューブ等を使用することができることもＦＥＴチャネルと同様である。   On the other hand, the SET channel, like the FET channel, can serve as a current path, and a known channel can be used as appropriate. Therefore, although it is possible to form it with a semiconductor, it is usually preferable that the size is fine, and it is preferable to form a channel using a nanotube structure like an FET channel. Similarly to the FET channel, carbon nanotubes (CNT), boron nitride nanotubes, titania nanotubes, and the like can be used as specific examples of the nanotube-like structure.

しかし、上述したように、ＦＥＴチャネルと異なり、ＳＥＴチャネルは量子ドット構造を有する。従って、ＳＥＴチャネルは量子ドット構造を有する物質で形成することになり、半導体を材料とする場合でも、量子ドット構造を有する半導体を材料として使用することになる。これは、ナノチューブ構造体をＳＥＴチャネルに用いる場合でも同様であり、ナノチューブ状構造体の中でも、量子ドット構造を有するナノチューブ構造体でＳＥＴチャネルを形成する。その具体例を挙げると、欠陥を導入したカーボンナノチューブをＳＥＴチャネルとして用いることができる。詳しくは、欠陥と欠陥との間に通常０．１ｎｍ以上５０ｎｍ以下の量子ドット構造を有するカーボンナノチューブをＳＥＴチャネルとして用いることができる。   However, as described above, unlike the FET channel, the SET channel has a quantum dot structure. Therefore, the SET channel is formed of a substance having a quantum dot structure, and even when a semiconductor is used as a material, a semiconductor having a quantum dot structure is used as a material. This is the same even when the nanotube structure is used for the SET channel. Among the nanotube-like structures, the SET channel is formed by the nanotube structure having a quantum dot structure. As a specific example, carbon nanotubes into which defects are introduced can be used as the SET channel. Specifically, carbon nanotubes having a quantum dot structure of usually 0.1 nm or more and 50 nm or less between defects can be used as the SET channel.

前記の量子ドット構造を有するカーボンナノチューブの製造方法は任意であるが、例えば、欠陥を有さないカーボンナノチューブに、水素、酸素、アルゴンなどの雰囲気ガス中での加熱、あるいは酸溶液等中での煮沸などの化学的処理を施すことによって欠陥を導入して作製することができる。   The method for producing the carbon nanotube having the quantum dot structure is arbitrary. For example, the carbon nanotube having no defect is heated in an atmosphere gas such as hydrogen, oxygen, argon, or in an acid solution. It can be produced by introducing defects by performing a chemical treatment such as boiling.

ナノチューブ状構造体に欠陥を導入することにより、ナノチューブ状構造体内に欠陥と欠陥との間に領域が数ナノメートルの大きさの量子ドット構造が形成され、更にゲート容量は低減する。量子ドット構造を有するナノチューブ状構造体においては、量子ドット構造内への電子の流入が制限されるクーロンブロッケイド現象が生じるため、そのようなナノチューブ状構造をチャネルに用いれば単一電子トランジスタが実現される。   By introducing defects into the nanotube-like structure, a quantum dot structure having a size of several nanometers is formed between the defects in the nanotube-like structure, and the gate capacity is further reduced. In a nanotube-like structure with a quantum dot structure, the Coulomb blockade phenomenon that restricts the inflow of electrons into the quantum dot structure occurs, so if such a nanotube-like structure is used for a channel, a single-electron transistor is realized. Is done.

具体例を挙げて説明する。例えばシリコン系ＭＯＳＦＥＴ（メタル・オキサイド・セミコンダクター・電界効果トランジスタ）のゲート容量は１０−１５Ｆ（ファラッド）程度であり、これに対して上記の欠陥を導入したナノチューブ状構造体を用いた単一電子トランジスタのゲート容量は１０−１９Ｆ〜１０−２０Ｆ程度である。このように、単一電子トランジスタでは従来のシリコン系ＭＯＳＦＥＴに比べて、ゲート容量が１万〜１０万分の一程度減少する。 A specific example will be described. For example, the gate capacitance of a silicon-based MOSFET (metal oxide semiconductor / field effect transistor) is about 10 −15 F (farad), and on the other hand, a single electron using a nanotube-like structure into which the above defects are introduced The gate capacitance of the transistor is about 10 −19 F to 10 −20 F. Thus, in the single electron transistor, the gate capacity is reduced by about 1 / 10,000 to 100,000 as compared with the conventional silicon MOSFET.

その結果、このようなナノチューブ状構造体をチャネル用いた単一電子トランジスタを形成すれば、検出物質の検出感度を大きく向上させることができる。   As a result, if a single electron transistor using such a nanotube-like structure as a channel is formed, the detection sensitivity of the detection substance can be greatly improved.

また、ＳＥＴチャネルがＦＥＴチャネルと異なるもう一つの点としては、ナノチューブ状構造体をＳＥＴチャネルとして用いる場合、それらは電気的特性として金属的性質を有することが好ましい。なお、ナノチューブ状構造体が金属的か半導体的かを確認する手法の例としては、ラマン分光法でカーボンナノチューブのカイラリティを決定することにより確認する手法や、走査トンネル顕微鏡（ＳＴＭ）分光法を用いてカーボンナノチューブの電子状態密度を測定することにより確認する手法が挙げられる。   Further, as another difference of the SET channel from the FET channel, when a nanotube-like structure is used as the SET channel, it is preferable that they have metallic properties as electrical characteristics. In addition, as an example of a method for confirming whether the nanotube-like structure is metallic or semiconductor, a method for confirming by determining the chirality of the carbon nanotube by Raman spectroscopy, or scanning tunneling microscope (STM) spectroscopy is used. And a method of confirming by measuring the electronic density of states of the carbon nanotube.

更に、チャネルは、絶縁性部材により被覆して、パッシベーションあるいは保護することが望ましい。これにより、トランジスタ内において流れる電流が、確実にチャネルに流れるようにすることができるため、安定して検出を行うことができる。
絶縁性部材としては、絶縁性の部材であれば任意の部材を用いることが可能であるが、具体例としては、フォトレジスト（感光性樹脂）、アクリル樹脂、エポキシ樹脂、ポリイミド、テフロン（登録商標）などの高分子材料、アミノプロピルエトキシシランなどの自己組織化膜、ＰＥＲ−フルオロポリエーテル、フォンブリン（商品名）などのルブリカント、フラーレン類化合物、あるいは酸化シリコン、弗化ケイ酸塩ガラス、ＨＳＱ（Hydrogen Silsesquioxane）、ＭＬＱ（Methyl Lisesquioxane）、多孔質シリカ、窒化シリコン、酸化アルミニウム、酸化チタン、弗化カルシウム、ダイヤモンド薄膜などの無機物質を用いることができる。また、これらは任意の種類及び比率で組み合わせて用いてもよい。 Further, the channel is preferably covered with an insulating member for passivation or protection. Thus, the current flowing in the transistor can be surely flowed to the channel, so that stable detection can be performed.
As the insulating member, any member can be used as long as it is an insulating member. Specific examples include a photoresist (photosensitive resin), an acrylic resin, an epoxy resin, polyimide, and Teflon (registered trademark). ), Polymer materials such as aminopropylethoxysilane, PER-fluoropolyether, rublicants such as Fomblin (trade name), fullerene compounds, silicon oxide, fluorosilicate glass, HSQ Inorganic substances such as (Hydrogen Silsesquioxane), MLQ (Methyl Lisesquioxane), porous silica, silicon nitride, aluminum oxide, titanium oxide, calcium fluoride, and diamond thin film can be used. Moreover, you may use these in combination by arbitrary kinds and ratios.

また、検出用感知ゲートのゲート本体とチャネルとの間には、絶縁性であってかつ低誘電率の材料の層（低誘電率層）が設けられていることが好ましい。更に、ゲート本体からチャネルまでの間が全体に（即ち、ゲート本体からチャネルまでの間にある層がすべて）低誘電率の性質を有することがより好ましい。   Further, it is preferable that a layer of a dielectric material having a low dielectric constant (low dielectric constant layer) is provided between the gate body of the sensing gate for detection and the channel. Furthermore, it is more preferable that the entire structure from the gate body to the channel (that is, all the layers between the gate body and the channel) have a low dielectric constant property.

低誘電率層を構成する材料は、上記のように絶縁性であれば他に制限は無く、公知のものを任意に用いることができる。その具体例としては、二酸化シリコン、弗化ケイ酸塩ガラス、ＨＳＱ（Hydrogen Silsesquioxane）、ＭＬＱ（Methyl Lisesquioxane）、多孔質シリカ、ダイヤモンド薄膜などの無機材料、ポリイミド、パリレン（Parylene）−Ｎ、パリレン（Parylene）−Ｆ、弗化ポリイミドなどの有機材料が挙げられる。なお、低誘電率の材料は、１種を単独で用いても良く、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。   The material constituting the low dielectric constant layer is not particularly limited as long as it is insulative as described above, and a known material can be arbitrarily used. Specific examples include inorganic materials such as silicon dioxide, fluorosilicate glass, HSQ (Hydrogen Silsesquioxane), MLQ (Methyl Lisesquioxane), porous silica, diamond thin film, polyimide, Parylene-N, Parylene ( Organic materials such as Parylene) -F and fluorinated polyimide. In addition, a low dielectric constant material may be used individually by 1 type, and may use 2 or more types together by arbitrary combinations and ratios.

つまり、チャネルからゲート本体にかけての間が絶縁性で且つ低誘電率であることにより、ゲート本体上で生じた表面電荷の変化が、チャネル内の電荷密度の変化としてより効率的に伝達されるのである。これにより、上記相互作用をトランジスタの大きな出力特性の変化として感知することができるので、上記のトランジスタをセンサに用いた場合に、センサの感度をより向上させることができる。   In other words, since the insulation from the channel to the gate body is low and the dielectric constant is low, the change in surface charge generated on the gate body is more efficiently transmitted as the change in charge density in the channel. is there. As a result, the interaction can be sensed as a large change in output characteristics of the transistor, so that the sensitivity of the sensor can be further improved when the transistor is used as a sensor.

また、特にチャネルとしてＳＥＴチャネルを用いる場合、チャネルとゲート本体間、及び、チャネルと電圧印加ゲート間に設ける絶縁層の誘電率を、量子ドットに電子１個がトラップされることによって生じる静電エネルギーが、動作温度における熱エネルギーより充分大きくなるように適宜選択することが好ましい。例として、量子ドットに２個の接合、ゲート本体、電圧印加ゲートが接合されている場合を挙げる。２個の接合の容量の和をＣＴ、チャネルとゲート本体間に絶縁層を設けることによりチャネルとゲート本体間に形成されるキャパシタの容量をＣＧ１、チャネルと電圧印加ゲート間に絶縁層を設けることによりチャネルと電圧印加ゲート間に形成されるキャパシタの容量をＣＧ２とした場合、ｋＴ＜＜ｅ２／｛２（ＣＴ＋ＣＧ１＋ＣＧ２）｝を満たすように絶縁層の誘電率を適宜選択することが好ましい。ここで、左辺が熱エネルギーを表し、右辺が電子１個のトラップによる静電エネルギーを表す。また、ｋはボルツマン定数を表し、Ｔは動作温度を表し、ｅは素電荷を表す。 In particular, when a SET channel is used as the channel, the dielectric constant of the insulating layer provided between the channel and the gate body and between the channel and the voltage application gate is set to the electrostatic energy generated by trapping one electron in the quantum dot. However, it is preferable to select appropriately so as to be sufficiently larger than the thermal energy at the operating temperature. As an example, a case where two junctions, a gate body, and a voltage application gate are joined to a quantum dot is given. C T is the sum of the capacitances of the two junctions, C G1 is the capacitance of the capacitor formed between the channel and the gate body by providing an insulation layer between the channel and the gate body, and an insulation layer is provided between the channel and the voltage application gate. When the capacitance of the capacitor formed between the channel and the voltage application gate is C G2 , the dielectric constant of the insulating layer is set so as to satisfy kT << e 2 / {2 (C T + C G1 + C G2 )}. It is preferable to select appropriately. Here, the left side represents thermal energy, and the right side represents electrostatic energy due to a trap of one electron. K represents the Boltzmann constant, T represents the operating temperature, and e represents the elementary charge.

また、トランジスタに電圧印加ゲートが設けられている場合、トランジスタにゲート電圧を印加する電圧印加ゲートとチャネルとの間には、絶縁性であってかつ高誘電率の材料の層（高誘電層）が形成されていることが好ましい。更に、電圧印加ゲートからチャネルまでの間が全体に（即ち、電圧印加ゲートからチャネルまでの間にある層がすべて）高誘電率の性質を有することがより好ましい。   In addition, when a voltage application gate is provided in the transistor, an insulating and high dielectric constant material layer (high dielectric layer) is provided between the voltage application gate for applying a gate voltage to the transistor and the channel. Is preferably formed. Further, it is more preferable that the entire portion between the voltage application gate and the channel (that is, all the layers between the voltage application gate and the channel) have a high dielectric constant property.

高誘電層を形成する材料は、上記のように絶縁性を有して且つ高誘電率のものであれば他に制限は無く、公知のものを任意に用いることができる。その具体例としては、窒化シリコン、酸化アルミニウム、酸化タンタル、酸化ハフニウム、酸化チタン、酸化ジルコニウムなどの無機物質、高誘電率特性を有する高分子材料などが挙げられる。また、高誘電率の材料は、１種を単独で用いても良く、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。   The material for forming the high dielectric layer is not particularly limited as long as it has insulating properties and a high dielectric constant as described above, and any known material can be used. Specific examples thereof include inorganic substances such as silicon nitride, aluminum oxide, tantalum oxide, hafnium oxide, titanium oxide, and zirconium oxide, and polymer materials having high dielectric constant characteristics. Moreover, a high dielectric constant material may be used individually by 1 type, and may use 2 or more types together by arbitrary combinations and a ratio.

つまり、電圧印加ゲートからチャネルにかけての間が絶縁性で且つ高誘電率である高誘電層を形成することにより、電圧印加ゲートから電圧印加した場合に、トランジスタの伝達特性をより効率よく変調させることができるのである。これにより、上記のトランジスタをセンサとして用いた場合、センサとしての感度をより向上させることができる。   In other words, by forming a high dielectric layer that is insulative and has a high dielectric constant from the voltage application gate to the channel, it is possible to more efficiently modulate the transfer characteristics of the transistor when voltage is applied from the voltage application gate. Can do it. Thereby, when said transistor is used as a sensor, the sensitivity as a sensor can be improved more.

なお、前記のような絶縁層、低誘電層、高誘電層の形成方法に制限は無く、公知の方法を任意に用いることができる。例えば、酸化シリコンを用いて絶縁層を形成する場合には、基板全面に酸化シリコンからなる膜を形成した後、フォトリソグラフィーによりパターニングを行い、除去したい部分の酸化シリコンを選択的にウェットエッチングにより除去し、形成することができる。   In addition, there is no restriction | limiting in the formation method of the above insulating layers, a low dielectric layer, and a high dielectric layer, A well-known method can be used arbitrarily. For example, when an insulating layer is formed using silicon oxide, after a film made of silicon oxide is formed on the entire surface of the substrate, patterning is performed by photolithography, and a portion of silicon oxide to be removed is selectively removed by wet etching. And can be formed.

チャネルの作製方法に特に制限は無く、上述したチャネルを作製することができれば、任意の方法によりチャネルを作製することができる。例えば、カーボンナノチューブを用いるチャネルは、例えば、国際公開ＷＯ２００６／０２５４８１号パンフレットの項目（３−２．チャネルの作製方法）に記載の作製方法に従って作製することができる。   There is no particular limitation on a channel manufacturing method, and a channel can be manufactured by any method as long as the above-described channel can be manufactured. For example, the channel using a carbon nanotube can be produced according to the production method described in the item (3-2. Production method of channel) of WO 2006/025481, for example.

（４．検出用感知ゲート）
検出用感知ゲートは、ゲート本体と、毛細管作用を持つ支持体を含む感知部（相互作用感知部：以下感知部）とを有して構成されている。検出用感知ゲートを有する本発明のセンサユニットでは、検出用感知ゲートの感知部で相互作用が生じた場合、ゲート本体のゲート電圧が変化するようになっており、このゲート本体のゲート電圧に伴って生じるトランジスタの特性の変化を検出することにより検出対象物質の検出を行うことができるようになっている。
また、本発明のセンサユニットでは、後で詳述するように、前記検出用感知ゲートに代えて、ゲート本体と毛細管作用を持つ支持体とからなる感知部を設ける態様とすることもできるし、あるいは、チャネルと毛細管作用を持つ支持体とからなる感知部を設ける態様とすることもできる。 (4. Sensing gate for detection)
The sensing gate for detection includes a gate body and a sensing unit (interaction sensing unit: hereinafter sensing unit) including a support body having a capillary action. In the sensor unit of the present invention having a sensing gate for detection, when an interaction occurs in the sensing part of the sensing gate for detection, the gate voltage of the gate body changes. Thus, the detection target substance can be detected by detecting a change in the characteristics of the transistor.
Further, in the sensor unit of the present invention, as described in detail later, instead of the detection sensing gate, a sensing unit including a gate body and a support having a capillary action may be provided. Or it can also be set as the aspect which provides the sensing part which consists of a channel and the support body which has a capillary action.

（４−１．ゲート本体）
ゲート本体は、対応するソース電極及びドレイン電極と同一の基板に固定されたゲートである。このゲート本体は、トランジスタのチャネル内の荷電粒子の密度を制御するゲート電圧を印加することができるものであれば他に制限は無い。通常、ゲート本体はチャネル、ソース電極及びドレイン電極から絶縁された導体を有して構成され、一般的には導体及び絶縁体から構成される。 (4-1. Gate body)
The gate body is a gate fixed to the same substrate as the corresponding source electrode and drain electrode. The gate body is not particularly limited as long as it can apply a gate voltage for controlling the density of charged particles in the channel of the transistor. Usually, the gate body is configured to have a conductor insulated from the channel, the source electrode, and the drain electrode, and is generally composed of a conductor and an insulator.

ゲート本体を構成する導体は任意であるが、その具体例としては、金、白金、チタン、炭化チタン、タングステン、ケイ化タングステン、窒化タングステン、アルミニウム、モリブデン、クロム、多結晶シリコンなどが挙げられる。なお、ゲート本体の材料である導体は１種を単独で用いてもよく、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。
また、上記導体の絶縁に用いる絶縁体も任意であり、その具体例としては、基板の材料として例示した絶縁体と同様のものが挙げられる。更に、ゲート本体の絶縁に用いる絶縁体についても、１種を単独で用いても良く、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。
なお、ゲート本体の導体に代えて、又は導体と併用して、半導体を用いるようにしても良い。その際の半導体の種類は任意であり、また、１種を単独で用いてもよく、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。 The conductor constituting the gate body is arbitrary, but specific examples thereof include gold, platinum, titanium, titanium carbide, tungsten, tungsten silicide, tungsten nitride, aluminum, molybdenum, chromium, and polycrystalline silicon. In addition, the conductor which is a material of a gate main body may be used individually by 1 type, and may use 2 or more types together by arbitrary combinations and ratios.
The insulator used for insulating the conductor is also arbitrary, and specific examples thereof include the same insulators as exemplified as the substrate material. Further, the insulator used for insulating the gate body may be used alone or in combination of two or more in any combination and ratio.
A semiconductor may be used instead of the conductor of the gate body or in combination with the conductor. The kind of the semiconductor at that time is arbitrary, and one kind may be used alone, or two or more kinds may be used in any combination and ratio.

また、ゲート本体の寸法及び形状は任意である。
更に、ゲート本体を配置する位置は、チャネルに対してゲート電圧を印加することができる位置であれば他に制限は無く、例えば基板の上方に配設してトップゲートとしてもよく、基板のチャネルと同じ側の面上に配設してサイドゲートとしてもよく、基板の裏面（チャネルと反対側の面）に配設してバックゲートとしてもよい。これにより、検出時の操作を簡単に行うことができる。但し、トップゲートとしてゲート本体を形成すると、一般にチャネルとトップゲートとの距離はチャネルと他の位置のゲートとの距離に比べて近いため、センサユニットの感度を高めることができる。 Further, the size and shape of the gate body are arbitrary.
Further, the position of the gate body is not limited as long as the gate voltage can be applied to the channel. For example, the gate body may be disposed above the substrate to serve as a top gate. It may be arranged on the same side surface as the side gate, or it may be arranged on the back surface (surface opposite to the channel) of the substrate as the back gate. Thereby, the operation at the time of detection can be performed easily. However, when the gate body is formed as the top gate, the distance between the channel and the top gate is generally shorter than the distance between the channel and the gate at another position, so that the sensitivity of the sensor unit can be increased.

更に、ゲート本体をトップゲート又はサイドゲートとして形成する場合には、チャネルの表面に絶縁膜を介してゲートを形成してもよい。ここでいう絶縁膜としては、絶縁性を有する任意の膜を任意に用いることができるが、通常は、絶縁性の素材で形成された膜である。絶縁膜の素材は絶縁性を有していれば他に制限は無く任意であるが、具体例としては、酸化シリコン、窒化シリコン、酸化アルミニウム、酸化チタン、弗化カルシウムなどの無機材料、アクリル樹脂、エポキシ樹脂、ポリイミド、テフロン（登録商標）などの高分子材料が挙げられる。   Further, when the gate body is formed as a top gate or a side gate, the gate may be formed on the surface of the channel via an insulating film. As the insulating film here, any film having an insulating property can be used arbitrarily, but it is usually a film formed of an insulating material. The material of the insulating film is not particularly limited as long as it has insulating properties, but specific examples include inorganic materials such as silicon oxide, silicon nitride, aluminum oxide, titanium oxide, and calcium fluoride, acrylic resin , Polymer materials such as epoxy resin, polyimide, and Teflon (registered trademark).

また、ゲート本体には、使用時に、電圧を印加するようにしてもよいし、電圧を印加せずフローティングの状態とするようにしても良い。
更に、ゲート本体の数は任意であり、トランジスタに１つのみのゲート本体を設けても良く、２つ以上のゲート本体を設けてもよい。 Further, a voltage may be applied to the gate body at the time of use, or a floating state may be applied without applying a voltage.
Furthermore, the number of gate bodies is arbitrary, and the transistor may be provided with only one gate body or two or more gate bodies.

（４−２．毛細管作用をもつ支持体を含む感知部：感知部）
本実施形態において感知部は、好ましくは、検出対象物質と選択的に相互作用をする特定物質が固定され、基板とは離隔して形成された部材であり、検出対象物質と特定物質との相互作用が生じた場合に、その相互作用を電気信号（電荷の変化）としてゲート本体に送ることができるように構成されている。ここで、検出対象物質とは、本発明のセンサユニットを用いて検出しようとする対象であり、特定物質とは、検出対象物質と何らかの相互作用を選択的に生じる物質である。一つの感知部には、１種の特定物質を単独で固定しても良く、２種以上の特定物質を任意の組み合わせ及び比率で固定化してもよいが、通常は、一つの感知部に対しては１種の特定物質を単独で固定化する。なお、これらの検出対象物質、特定物質及び相互作用については、後で詳細に説明する。 (4-2. Sensing unit including a support having a capillary action: sensing unit)
In the present embodiment, the sensing unit is preferably a member formed by fixing a specific substance that selectively interacts with the detection target substance and spaced apart from the substrate. When an action occurs, the interaction can be sent to the gate body as an electric signal (change in charge). Here, the detection target substance is a target to be detected using the sensor unit of the present invention, and the specific substance is a substance that selectively causes some kind of interaction with the detection target substance. In one sensing unit, one specific substance may be fixed alone, or two or more specific substances may be immobilized in any combination and ratio. For example, one specific substance is fixed alone. These detection target substances, specific substances, and interactions will be described in detail later.

感知部は、毛細管作用をもつ支持体と、感知素子（例えば、ゲート本体へ電気信号として伝える電極、又は、ゲート本体若しくはチャネルそれ自体）とから構成され、特定物質を固定化することができ、そこで生じた相互作用をゲート本体等が電気信号として取り出すことができれば他に制限は無く、任意の材料で形成することができる。この時、例えば、感知素子は導体や半導体などで形成することができるが、検出感度を高めるためには、導体で形成することが好ましい。なお、感知素子を形成する導体及び半導体の具体例は、ゲート本体の材料として例示したものと同様のものを用いることができる。また、これらは１種を単独で用いてもよく、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。   The sensing unit is composed of a support having a capillary action and a sensing element (for example, an electrode that transmits an electrical signal to the gate body, or the gate body or the channel itself), and can fix a specific substance. There are no other restrictions as long as the gate body or the like can take out the generated interaction as an electric signal, and it can be formed of any material. At this time, for example, the sensing element can be formed of a conductor, a semiconductor, or the like, but is preferably formed of a conductor in order to increase detection sensitivity. In addition, the same thing as what was illustrated as a material of a gate main body can be used for the specific example of the conductor and semiconductor which form a sensing element. Moreover, these may be used individually by 1 type and may use 2 or more types together by arbitrary combinations and a ratio.

また、感知部として、金属以外に薄い絶縁膜を使用してもよい。絶縁膜としては、酸化シリコン、窒化シリコン、酸化アルミニウム、酸化チタン、弗化カルシウムなどの無機材料、アクリル樹脂、エポキシ樹脂、ポリイミド、テフロン（登録商標）などの高分子材料を用いることができる。これらは１種を単独で用いてもよく、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。但し、ゲート本体が相互作用を電気信号として取り出すことができるよう、ゲート本体との距離を小さくしたり、絶縁膜の膜厚を充分小さくしたりすることが望ましい。   In addition to the metal, a thin insulating film may be used as the sensing unit. As the insulating film, an inorganic material such as silicon oxide, silicon nitride, aluminum oxide, titanium oxide, or calcium fluoride, or a polymer material such as acrylic resin, epoxy resin, polyimide, or Teflon (registered trademark) can be used. These may be used alone or in combination of two or more in any combination and ratio. However, it is desirable to reduce the distance from the gate body or sufficiently reduce the thickness of the insulating film so that the gate body can extract the interaction as an electrical signal.

更に、感知素子は、上記のように相互作用による電気信号をゲート本体に送るため、少なくとも検出時（使用時）には、ゲート本体に対して電気的に導通をとりうるように構成されている。どのようにして導通をとるかは任意であるが、例えば、導線、コネクタ等の導通部材を用いて電気的に接続して導通をとるようにしても良く、感知部とゲート本体とを直接接続することにより導通をとるようにしてもよい。   Furthermore, since the sensing element sends an electrical signal due to the interaction to the gate body as described above, the sensing element can be electrically connected to the gate body at least during detection (in use). . How to conduct is arbitrary, but, for example, it may be electrically connected by using a conducting member such as a conductor or a connector, and the sensing unit and the gate body are directly connected. By doing so, conduction may be obtained.

また、感知部はゲート本体に対して、直接又は間接に、機械的に着脱可能に構成することが望ましい。即ち、ゲート本体を、直接又は導通部材等を用いて機械的にゲート本体に装着（接続）されたときにはゲート本体に電気的に導通状態となり、機械的にゲート本体から脱離されたときにはゲート本体に電気的に非導通状態となるように構成することが望ましい。これにより、感知部を取替えることで特定物質を交換することが可能となる。つまり、センサユニット全体を交換しなくとも、検出対象物質や検出の目的に応じて特定物質を交換することができるようになり、センサユニットの製造コスト、操作の手間などを大幅に改善することが可能となる。   Further, it is desirable that the sensing unit be configured to be mechanically detachable directly or indirectly with respect to the gate body. That is, when the gate body is mechanically attached (connected) to the gate body directly or using a conducting member, the gate body is electrically connected to the gate body, and when the gate body is mechanically detached from the gate body, the gate body It is desirable to be configured so as to be electrically non-conductive. As a result, the specific substance can be exchanged by replacing the sensing unit. In other words, even if the entire sensor unit is not replaced, the specific substance can be replaced according to the detection target substance and the purpose of detection, which can greatly improve the manufacturing cost of the sensor unit, the operation time, etc. It becomes possible.

更に、感知部は１個を単独で設けても良く、２個以上を設けてもよい。また、感知部を２個以上設ける場合、各感知部に固定する特定物質は、同種であっても、異なっていても良い。このように感知部を２個以上設けることにより、複数の相互反応を一つのセンサユニットで検出することができるようになり、これにより、一つのセンサユニットで更に多種の検出対象物質の検出を行うことができるようになる。但し、感知部同士は、各感知部における相互作用を確実に感知するため、通常は電気的に非導通状態とすることが望ましい。   Further, one sensing unit may be provided alone, or two or more sensing units may be provided. When two or more sensing units are provided, the specific substance fixed to each sensing unit may be the same or different. By providing two or more sensing units in this way, a plurality of mutual reactions can be detected by a single sensor unit, whereby a variety of detection target substances can be detected by a single sensor unit. Will be able to. However, it is usually desirable that the sensing units be electrically non-conductive in order to reliably sense the interaction between the sensing units.

また、感知部を２個以上設ける場合、１つのゲート本体に対して２つ以上の感知部を対応して設けることが好ましい。即ち、１つのゲート本体が、２つ以上の感知部と導通可能に形成されることが好ましい。このように、２つ以上の感知部で生じる相互作用に起因する電気信号を１つのゲート本体に送り、それをトランジスタの特性の変化として検出するようにすれば、ゲート本体の数を抑制することができ、ひいては、トランジスタの小型化、及び集積化を行うことが可能になる。
更に、感知部の形状及び寸法に制限は無く、その用途や目的に応じて任意に設定することができる。 When two or more sensing units are provided, it is preferable to provide two or more sensing units corresponding to one gate body. That is, it is preferable that one gate body is formed to be able to conduct with two or more sensing units. In this way, the number of gate bodies can be suppressed by sending an electrical signal resulting from an interaction occurring in two or more sensing units to one gate body and detecting it as a change in transistor characteristics. As a result, the transistor can be miniaturized and integrated.
Furthermore, there is no restriction | limiting in the shape and dimension of a sensing part, According to the use and objective, it can set arbitrarily.

（５．電圧印加ゲート）
本発明のセンサユニットは、検出対象物質と特定物質との相互作用により生じるトランジスタの特性の変化を検出することにより、検出対象物質を検出する。このようなトランジスタの特性の変化が生じるには、通常、チャネルに電流を流すことになるが、そのためには、チャネルに対して電界を生じさせることになる。従って、ゲートに電圧を印加し、そのゲート電圧によりチャネルに対して電界を生じさせることになる。 (5. Voltage application gate)
The sensor unit of the present invention detects the detection target substance by detecting a change in the characteristics of the transistor caused by the interaction between the detection target substance and the specific substance. In order to cause such a change in the characteristics of the transistor, a current is normally passed through the channel. For this purpose, an electric field is generated in the channel. Therefore, a voltage is applied to the gate, and the gate voltage generates an electric field for the channel.

ゲート電圧を印加する場合には、上述したように、ゲート本体に電圧を印加し、その電圧をゲート電圧としてチャネルに電圧を印加するようにしても良い。また、相互作用によって電圧が生じるような場合には、ゲート本体をフローティングの状態にし、相互作用により生じる電圧をゲート電圧として用いるようにしても良い。しかし、検出の精度を高めるためには、ゲート本体とは別に、相互作用をトランジスタの特定の変化として検出するための電圧を印加される電圧印加ゲートを設け、この電圧印加ゲートによりチャネルに対して電界を生じさせることが望ましい。   When applying the gate voltage, as described above, a voltage may be applied to the gate body, and the voltage may be applied to the channel using the voltage as the gate voltage. When a voltage is generated by the interaction, the gate body may be in a floating state, and the voltage generated by the interaction may be used as the gate voltage. However, in order to increase the detection accuracy, a voltage application gate to which a voltage for detecting an interaction as a specific change of the transistor is applied is provided separately from the gate body, and the channel is applied to the channel by this voltage application gate It is desirable to generate an electric field.

電圧印加ゲートは、固定されたゲートとして設けられる。また、通常、チャネル、ソース電極及びドレイン電極から絶縁された導体を有して構成され、一般的には導体及び絶縁体から構成される。   The voltage application gate is provided as a fixed gate. Further, it is usually configured to have a conductor insulated from the channel, source electrode and drain electrode, and is generally composed of a conductor and an insulator.

電圧印加ゲートを構成する導体は任意であるが、具体例としては、ゲート本体に用いる導体と同様のものが挙げられる。また、この導体は１種を単独で用いてもよく、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。
更に、上記導体の絶縁に用いる絶縁体も任意であり、その具体例としては、ゲート本体の材料として例示した絶縁体と同様のものが挙げられる。また、この絶縁体についても、１種を単独で用いても良く、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。
なお、電圧印加ゲートの導体に代えて、又は導体と併用して、半導体を用いるようにしても良い。その際の半導体の種類は任意であり、また、１種を単独で用いてもよく、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。 Although the conductor which comprises a voltage application gate is arbitrary, the thing similar to the conductor used for a gate main body is mentioned as a specific example. Moreover, this conductor may be used individually by 1 type, and may use 2 or more types together by arbitrary combinations and a ratio.
Furthermore, the insulator used for the insulation of the conductor is also arbitrary, and specific examples thereof include those similar to the insulator exemplified as the material of the gate body. Moreover, also about this insulator, 1 type may be used independently and 2 or more types may be used together by arbitrary combinations and a ratio.
A semiconductor may be used instead of the conductor of the voltage application gate or in combination with the conductor. The kind of the semiconductor at that time is arbitrary, and one kind may be used alone, or two or more kinds may be used in any combination and ratio.

また、電圧印加ゲートの寸法及び形状は任意である。
更に、電圧印加ゲートを配置する位置は、チャネルに対してゲート電圧を印加することができる位置であれば他に制限は無く、例えば基板の上方に配設してトップゲートとしてもよく、基板のチャネルと同じ側の面上に配設してサイドゲートとしてもよく、基板の裏面に配設してバックゲートとしてもよい。これにより、検出をより簡単に行うことができる。
また、電圧印加ゲートをトップゲート又はサイドゲートとして形成する場合には、チャネルの表面に絶縁膜を介してゲートを形成してもよい。ここでいう絶縁膜としては、ゲート本体において用いたのと同様のものを指す。 Further, the size and shape of the voltage application gate are arbitrary.
Further, the position where the voltage application gate is arranged is not limited as long as the gate voltage can be applied to the channel. For example, the voltage application gate may be arranged above the substrate to serve as a top gate. A side gate may be provided on the same side as the channel, or a back gate may be provided on the back surface of the substrate. Thereby, detection can be performed more easily.
When the voltage application gate is formed as a top gate or a side gate, the gate may be formed on the surface of the channel via an insulating film. As used herein, the insulating film is the same as that used in the gate body.

更に、電圧印加ゲートをバックゲートとして設け、且つ、トランジスタ部を集積する場合には、各トランジスタに、それぞれ電気的に分離されたバックゲートを設けることが好ましい。トランジスタ部を集積した場合、電気的に分離しないと、隣のトランジスタ部の電圧印加ゲートによる電界の影響で検出感度が低下する虞があるためである。また、この場合、公知技術として広く一般に実施されているような、基板に高ドープをしてアイランドを作製する方法を採用したり、更に、ＳＯＩ（Silicon on Insulator）で電気絶縁を行ったり、又は、ＳＴＩ（Shallow Trench Isolation）でデバイス間を電気的に絶縁分離することが好ましい。   Further, in the case where the voltage application gate is provided as a back gate and the transistor portion is integrated, it is preferable to provide each transistor with an electrically isolated back gate. This is because when the transistor portions are integrated, if they are not electrically separated, the detection sensitivity may be lowered due to the influence of the electric field due to the voltage application gate of the adjacent transistor portion. Further, in this case, a method of producing an island by highly doping the substrate, which is widely practiced as a publicly known technique, is adopted, and further, electrical insulation is performed by SOI (Silicon on Insulator), or It is preferable that the devices are electrically insulated and separated by STI (Shallow Trench Isolation).

更に、電圧印加ゲートに電圧を印加する場合、その電圧の印加方法に制限はなく任意である。例えば、配線などを通じて電圧を印加しても良いが、検体液を含めた何らかの液体を通じて電圧を印加するようにしても良い。   Furthermore, when a voltage is applied to the voltage application gate, the method for applying the voltage is not limited and is arbitrary. For example, the voltage may be applied through wiring or the like, but the voltage may be applied through some liquid including the sample liquid.

電圧印加ゲートには、相互作用をトランジスタの特定の変化として検出するための電圧が印加される。相互作用が生じた場合、ソース電極とドレイン電極間に流れる電流（チャネル電流）の電流値、しきい値電圧、ドレイン電圧のゲート電圧に対する傾き、また次に挙げるものは単一電子トランジスタ特有の特性であるが、クーロン振動のしきい値、クーロン振動の周期、クーロンダイアモンドのしきい値、クーロンダイアモンドの周期などのトランジスタの特性値にその相互作用に起因する変動が生じる。通常、印加される電圧の大きさは、この変動を最大とすることができる大きさに設定する。   A voltage for detecting the interaction as a specific change of the transistor is applied to the voltage application gate. When interaction occurs, the current value (channel current) flowing between the source electrode and the drain electrode, the threshold voltage, the slope of the drain voltage with respect to the gate voltage, and the following are characteristics unique to single-electron transistors: However, fluctuations due to the interaction occur in transistor characteristic values such as the threshold value of Coulomb oscillation, the cycle of Coulomb oscillation, the threshold value of Coulomb diamond, and the cycle of Coulomb diamond. Usually, the magnitude of the applied voltage is set to a magnitude that can maximize this fluctuation.

（６．参照電極）
参照電極は、検出対象物質の存在をトランジスタ部の特性の変化として検出すべく電圧を印加される電極である。詳しくは、感知部に対して電圧を印加する電極であり、このとき、検体を介して感知部に電圧を印加するように構成してもよい。更に、参照電極は、基準電極として用いたり、検体の電圧を一定にするために用いたりすることもできる。 (6. Reference electrode)
The reference electrode is an electrode to which a voltage is applied in order to detect the presence of the detection target substance as a change in characteristics of the transistor portion. Specifically, it is an electrode that applies a voltage to the sensing unit, and at this time, a voltage may be applied to the sensing unit via the specimen. Furthermore, the reference electrode can be used as a reference electrode or used to keep the voltage of the specimen constant.

参照電極は、検出対象物質の検出が可能である限り、その配置位置に制限はない。基板上に形成することも可能であるが、通常は、感知部とともに基板とは別体として形成する。但し、検出感度を高めるためには、参照電極と感知部とを対向させるように配置し、両者の間に検体が位置するようにセンサユニットを構成することが好ましい。また、参照電極は、感知部に対して安定して電圧又は電界を印加できる程度に感知部の近傍に設置することが好ましい。   As long as the detection target substance can be detected, the position of the reference electrode is not limited. Although it can be formed on the substrate, it is usually formed separately from the substrate together with the sensing portion. However, in order to increase the detection sensitivity, it is preferable to arrange the sensor unit so that the reference electrode and the sensing unit are arranged to face each other and the specimen is positioned between the two. The reference electrode is preferably installed in the vicinity of the sensing unit to the extent that a voltage or electric field can be stably applied to the sensing unit.

更に、参照電極はチャネル、ソース電極、ドレイン電極から絶縁された電極として形成するが、この際、参照電極の材料、寸法、形状に特に制限はない。通常は、電圧印加ゲートについて説明したのと同様の材料、寸法、形状で形成することができる。
また、感知部を２つ以上設ける場合には、１つの参照電極が２つ以上の感知部に対応するように構成してもよい。これにより、センサユニットの小型化を図ることができる。 Furthermore, although the reference electrode is formed as an electrode insulated from the channel, source electrode, and drain electrode, there are no particular restrictions on the material, size, and shape of the reference electrode. Usually, it can be formed with the same material, size and shape as described for the voltage application gate.
When two or more sensing units are provided, one reference electrode may correspond to two or more sensing units. Thereby, size reduction of a sensor unit can be achieved.

ここで、参照電極を用いた検出のメカニズムを説明する。
参照電極が感知部に対して電圧又は電界を印加できるようにセンサユニットを構成した場合、参照電極と感知部とを絶縁させ、参照電極が形成する電界内に検体がある状態で、感知部に電圧又は電界を印加する。このとき、検体内の検出対象物質が何らかの変化（数、濃度、密度、相、状態等の変化など）を生じると、検出対象物質の変化に起因して検体部分の誘電率が変化し、このためゲート本体のゲート電位が変化する。このゲート電圧の変化に伴って生じるトランジスタの特性の変化を検出することにより、検出対象物質の検出を行うことができる。 Here, a detection mechanism using the reference electrode will be described.
When the sensor unit is configured so that the reference electrode can apply a voltage or an electric field to the sensing unit, the reference electrode and the sensing unit are insulated from each other, and the specimen is in the electric field formed by the reference electrode. Apply voltage or electric field. At this time, if the detection target substance in the sample undergoes some change (change in number, concentration, density, phase, state, etc.), the dielectric constant of the sample part changes due to the change in the detection target substance. Therefore, the gate potential of the gate body changes. The detection target substance can be detected by detecting the change in the characteristics of the transistor caused by the change in the gate voltage.

一方、検体を介して感知部に電圧を印加できるようにセンサユニットを構成した場合、検体を介して特定（直流、交流）の電圧又は電界を感知部に印加する。このとき、検体内の検出対象物質が何らかの変化（数、濃度、密度、相、状態等の変化など）を生じると、検出対象物質の変化に起因して検体部分の電気インピーダンスが変化し、このためゲート本体のゲート電位が変化する。このゲート電圧の変化に伴って生じるトランジスタの特性の変化を検出することにより、検出対象物質の検出を行うことができる。   On the other hand, when the sensor unit is configured so that a voltage can be applied to the sensing unit via the specimen, a specific (DC, AC) voltage or electric field is applied to the sensing part via the specimen. At this time, if the detection target substance in the sample undergoes some change (change in number, concentration, density, phase, state, etc.), the electrical impedance of the sample part changes due to the change in the detection target substance. Therefore, the gate potential of the gate body changes. The detection target substance can be detected by detecting the change in the characteristics of the transistor caused by the change in the gate voltage.

（７．集積化）
上述したトランジスタは、集積化されていることが好ましい。即ち、単一の基板に、ソース電極、ドレイン電極、チャネル、検出用感知ゲート、及び、適宜電圧印加ゲートが２以上設けられていることが好ましく、更に、それらはできるだけ小型化されていることがより好ましい。但し、検出用感知ゲートの構成要素のうち、感知部は、通常は基板とは別に形成されるため、基板上には少なくともゲート本体が集積されていればよい。また、適宜、各トランジスタの構成部材はそれぞれ他のトランジスタの構成部材と共有されるように設けてもよく、例えば、検出用感知ゲートの感知部、及び、電圧印加ゲート等は、集積化されたトランジスタのうちの２以上に共有されるようにしてもよい。更に、集積化するトランジスタは１種のもののみを集積化しても良く、２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用して集積化しても良い。 (7. Integration)
The transistors described above are preferably integrated. That is, it is preferable that two or more source electrodes, drain electrodes, channels, sensing gates for detection, and appropriate voltage application gates are provided on a single substrate, and that they be as small as possible. More preferred. However, among the constituent elements of the sensing gate for detection, the sensing unit is normally formed separately from the substrate, so that at least the gate body may be integrated on the substrate. In addition, as appropriate, the constituent members of each transistor may be provided so as to be shared with the constituent members of other transistors. For example, the sensing portion of the detection sensing gate, the voltage application gate, and the like are integrated. It may be shared by two or more of the transistors. Furthermore, only one type of transistors may be integrated, or two or more types of transistors may be integrated in any combination and ratio.

このようにトランジスタの集積化を行うことにより、センサユニットの小型化及び低コスト化、検出の迅速化及び検出感度の向上、並びに操作の簡便等の利点のうちの少なくともいずれかを得ることができる。即ち、例えば、集積化により一度に多数の検出用感知ゲートを設けることができるため、一つのセンサユニットで多数の検出対象物質を検出することができる多機能なセンサユニットを、低コストで提供することができる。また、例えばソース電極及びドレイン電極を多数並列接続するように集積化を行えば、検出感度を高めることが可能になる。更に、例えば、分析結果の検討のため等に用いる比較用の電極などを別途用意する必要がなくなり、あるトランジスタを用いた結果を同一センサユニット上にある他のトランジスタの結果と比較して分析することが可能となる。   By integrating transistors in this way, at least one of advantages such as downsizing and cost reduction of the sensor unit, speeding up of detection and improvement of detection sensitivity, and simple operation can be obtained. . That is, for example, since many sensing gates for detection can be provided at a time by integration, a multifunctional sensor unit that can detect a large number of detection target substances with one sensor unit is provided at low cost. be able to. For example, if integration is performed so that a large number of source electrodes and drain electrodes are connected in parallel, detection sensitivity can be increased. Furthermore, for example, there is no need to prepare a comparative electrode used for studying the analysis result, and the result of using one transistor is compared with the result of another transistor on the same sensor unit. It becomes possible.

トランジスタの集積化を行う場合、トランジスタの配置やそれに固定化される特定物質の種類などは任意である。例えば、ひとつの検出対象物質を検知するためにひとつのトランジスタを用いてもよいし、複数のトランジスタのアレイを用いソース電極−ドレイン電極間を並列に電気的に接続し、各々の検出用感知ゲートでは同じ検出対象物質を検知することにより、ひとつの検出対象物質を検知するために複数のトランジスタを用いてもよい。   In the case of integrating transistors, the arrangement of transistors and the type of specific substance immobilized thereon are arbitrary. For example, one transistor may be used to detect one substance to be detected, or a source electrode and a drain electrode are electrically connected in parallel using an array of a plurality of transistors, and each detection sensing gate is connected. Then, a plurality of transistors may be used to detect one detection target substance by detecting the same detection target substance.

また、集積化の具体的な方法に制限はなく、公知の方法を任意に用いることができるが、通常は、集積回路を製造する際に一般的に用いられている製造方法を利用することができる。また、最近ではＭＥＭＳ（Micro Electro Mechanical System）と呼ばれる、金属（導体）や半導体に機械的要素を作りこむ方法も開発されており、その技術を利用することも可能である。   In addition, there is no limitation on a specific method of integration, and a known method can be arbitrarily used. Usually, a manufacturing method generally used when manufacturing an integrated circuit can be used. it can. Recently, a method called MEMS (Micro Electro Mechanical System) for creating a mechanical element in a metal (conductor) or a semiconductor has been developed, and the technology can be used.

更に、集積化を行った場合の配線についても制限はなく任意であるが、通常は、寄生容量や寄生抵抗の影響をできるだけ排除するように配置等を工夫することが好ましい。具体的には、例えば、エアブリッジ技術やワイヤボンディング技術を用いて各ソース電極間及び／又はドレイン電極間を接続したりゲート本体と感知部とを接続したりすることが好ましい。   Further, the wiring in the case of integration is not limited and is arbitrary. However, it is usually preferable to devise the arrangement so as to eliminate the influence of parasitic capacitance and parasitic resistance as much as possible. Specifically, for example, it is preferable to connect the source electrodes and / or the drain electrodes using an air bridge technique or a wire bonding technique, or connect the gate body and the sensing unit.

また、このとき、単一の基板に、後述する、１つ以上のアンペロメトリック電極部をトランジスタと同時に、集積させることが好ましい。（特開平１１−１０１７９６号公報参照）   At this time, it is preferable that one or more amperometric electrode portions, which will be described later, be integrated on a single substrate simultaneously with the transistors. (See Japanese Patent Laid-Open No. 11-101796)

［II．アンペロメトリック電極部］
アンペロメトリック電極部は、絶縁性基板上に少なくとも作用極と対極を有する一対の電極部位であり、必要に応じて参照極を有する電極を含む部位である。この時、必要に応じて特許２５９０００２号記載のくし形電極部でも良い。アンペロメトリック型電極部を２つ以上設ける場合には、対極及び／又は参照極を共通化して、対極及び／又は参照極の数を抑制することができる。また、コンタクト電極とは、それぞれの電極から引き出された導電性のリード線が、接続用コネクタを介して分析装置（特に測定回路）に接続する部分である。
アンペロメトリック電極部は導電性であり、参照極に関しては更に測定中の電位の基準を与える電極であれば、その作製法は任意であるが、主としてフォトリソグラフィー法により作製することができ、メッキや印刷でも製造可能である。電極素材としては、金、カーボン、白金などの導電性の物質が最適である。 [II. Amperometric electrode section]
The amperometric electrode portion is a pair of electrode parts having at least a working electrode and a counter electrode on an insulating substrate, and is a part including an electrode having a reference electrode as necessary. At this time, a comb-shaped electrode portion described in Japanese Patent No. 2590002 may be used as necessary. When two or more amperometric electrode portions are provided, the counter electrode and / or the reference electrode can be shared to suppress the number of counter electrodes and / or reference electrodes. The contact electrode is a portion where conductive lead wires drawn out from the respective electrodes are connected to an analyzer (particularly a measurement circuit) via a connector for connection.
The amperometric electrode part is electrically conductive, and the reference electrode can be made by any method as long as it is an electrode that provides a reference for the potential being measured. It can also be manufactured by printing. As the electrode material, a conductive substance such as gold, carbon, platinum or the like is optimal.

本発明のセンサユニットにおいては、アンペロメトリック型電極の作用極がナノチューブ状構造体を含むことが好ましい。このような電極としては、金属表面にカーボンナノチューブを備えるもの、すなわち、金属表面上にカーボンナノチューブを形成した電極を挙げることができ、その他の具体的構成については特に限定されるものではない。前記カーボンナノチューブとしては、例えば、炭素原子のみからなり、直径が０．４〜５０ｎｍ、長さが約１〜数１００μｍの一次元性のナノ材料であることが好ましい。
金属表面にカーボンナノチューブを形成する技術は、従来公知の方法で行うことができ、特に限定されないが、例えば、化学気相成長により簡易に形成することができる。 In the sensor unit of the present invention, it is preferable that the working electrode of the amperometric electrode includes a nanotube-like structure. Examples of such an electrode include those having carbon nanotubes on the metal surface, that is, electrodes having carbon nanotubes formed on the metal surface, and other specific configurations are not particularly limited. The carbon nanotube is preferably, for example, a one-dimensional nanomaterial made of only carbon atoms, having a diameter of 0.4 to 50 nm and a length of about 1 to several 100 μm.
The technique for forming carbon nanotubes on the metal surface can be performed by a conventionally known method and is not particularly limited, but can be easily formed by, for example, chemical vapor deposition.

前記カーボンナノチューブは、単層カーボンナノチューブ（ＳＷＮＴｓ；single-walled carbon nanotubes）であることが好ましい。カーボンナノチューブの化学構造はグラファイト層を丸めてつなぎ合わせたもので表されるが、「単層カーボンナノチューブ」とは、このグラファイト層の数が１枚だけのものである。なお、グラファイト層の巻き方（らせん度）に依存して電子構造が金属的になったり、半導体的になったりすることが知られている。前記構成によれば、直径が小さいため、より高密度に成長でき、その結果、表面積が格段に増加することができる。更に、結晶性も良いため、物質を表面に固定化しやすいという利点がある。   The carbon nanotubes are preferably single-walled carbon nanotubes (SWNTs). The chemical structure of carbon nanotubes is expressed by rolling and joining graphite layers, and “single-walled carbon nanotubes” are those having only one graphite layer. It is known that the electronic structure becomes metallic or semiconducting depending on how the graphite layer is wound (helicality). According to the said structure, since a diameter is small, it can grow at higher density, As a result, a surface area can increase markedly. Further, since the crystallinity is good, there is an advantage that the substance can be easily fixed on the surface.

また、前記カーボンナノチューブは、特定物質を表面に固定化したものであることが好ましい。カーボンナノチューブに抗体等を固定化する技術は、従来公知の方法を好適に用いることができ、特に限定されるものではない。例えば、リンカー物質を介して固定化する技術を用いることができる。   Moreover, it is preferable that the said carbon nanotube is what fixed the specific substance on the surface. A technique for immobilizing an antibody or the like on the carbon nanotube can be suitably used by a conventionally known method, and is not particularly limited. For example, a technique for immobilization via a linker substance can be used.

また、カーボンナノチューブは、金属表面から、例えば、化学気相成長法、例えば、熱化学気相成長法やプラズマ化学気相成長法等を用いて直接成長させることが好ましい。これにより、電気的・機械的に金属表面と良好に接触し、電極の性能と安定性を劇的に向上させることができる。また、カーボンナノチューブを金属電極表面に直接成長させる方法としては、金属電極表面上に触媒をフォトレジスト等でパターニングし、化学気相成長法、例えば、熱化学気相成長法やプラズマ化学気相成長法でカーボンナノチューブを形成させることが好ましい。
また、カーボンナノチューブ電極は、リソグラフィーの方法を用いて、数ミクロンの金属表面上に形成することができるため、複数個同時に１つの基板上に形成することができる。これにより、同時複数項目計測が容易になる。 The carbon nanotubes are preferably grown directly from the metal surface using, for example, chemical vapor deposition, for example, thermal chemical vapor deposition or plasma chemical vapor deposition. As a result, it is possible to make good electrical and mechanical contact with the metal surface and dramatically improve the performance and stability of the electrode. In addition, as a method of directly growing carbon nanotubes on the surface of the metal electrode, a catalyst is patterned on the surface of the metal electrode with a photoresist or the like, and a chemical vapor deposition method, for example, a thermal chemical vapor deposition method or a plasma chemical vapor deposition method is used. It is preferable to form carbon nanotubes by the method.
Further, since carbon nanotube electrodes can be formed on a metal surface of several microns using a lithography method, a plurality of carbon nanotube electrodes can be simultaneously formed on one substrate. This facilitates simultaneous multiple item measurement.

［III．電気接続切替部］
本発明のセンサユニットにおいてトランジスタ部が集積されている場合や感知部が複数設けられている場合、即ち、ゲート本体及び感知部の一方又は両方が２個以上設けられている場合には、本発明のセンサユニットは、ゲート本体と感知部との導通を切り替える電気接続切替部を備えていることが好ましい。これにより、センサユニットの小型化や、検出データの信頼性向上、検出の効率化などを図ることができる。なお、トランジスタを集積した場合には、同一のトランジスタ内の導通だけでなく、他のトランジスタとの間で上記の導通を切り替えるように構成しても良い。 [III. Electrical connection switching unit]
When the transistor unit is integrated in the sensor unit of the present invention or when a plurality of sensing units are provided, that is, when one or both of the gate main body and the sensing unit are provided two or more, the present invention. The sensor unit preferably includes an electrical connection switching unit that switches conduction between the gate body and the sensing unit. As a result, it is possible to reduce the size of the sensor unit, improve the reliability of detection data, increase the efficiency of detection, and the like. Note that in the case where transistors are integrated, the above-described conduction may be switched between other transistors as well as conduction within the same transistor.

例えば、１つのゲート本体に対して２つ以上の感知部が対応して設けられている場合には、電気的接続切替部は、２以上の感知部のうちのどれと、ゲート本体とを導通させるかを選択的に切り替えることが可能に構成できる。これにより、１つのゲート本体で２以上の感知部で生じる相互作用による電気信号を取り出すことができ、ゲート本体の数の抑制が可能となり、ひいてはトランジスタの数の抑制が可能となるため、センサユニットの小型化を行うことが可能となる。   For example, when two or more sensing units are provided corresponding to one gate body, the electrical connection switching unit conducts the gate body with any of the two or more sensing units. It can be configured to be able to selectively switch between. As a result, an electric signal due to an interaction generated by two or more sensing units can be taken out by one gate body, the number of gate bodies can be reduced, and consequently the number of transistors can be reduced. Can be reduced in size.

また、例えば２以上のゲート本体に対して１つの感知部が設けられている場合には、電気的接続切替部は、２以上のゲート本体のうちのどれと、感知部とを導通させるかを選択的に切り替えることが可能に構成できる。これにより、一つの相互作用を２以上のゲート本体を用いて検出することが可能となり、各ゲート本体を用いた検出データを利用することで、検出データの信頼性を高めることが可能となる。
更に、ゲート本体及び感知部がそれぞれ２以上対応して設けられている場合には、両者を組み合わせて、効率的な検出な検出を行うことが可能となるほか、上記の効果も得ることができる。 For example, when one sensing unit is provided for two or more gate bodies, the electrical connection switching unit determines which of the two or more gate bodies is to be electrically connected to the sensing unit. It can be configured to be selectively switched. Thereby, one interaction can be detected using two or more gate bodies, and the reliability of the detected data can be improved by using the detection data using each gate body.
Furthermore, in the case where two or more gate bodies and sensing units are provided corresponding to each other, it is possible to perform both efficient detection and detection as well as the above effect by combining the two. .

電気接続切替部は、ゲート本体と感知部との導通を切り替えることができればその具体的構成は任意であるが、通常は、ゲート本体と感知部とを導通させる導通部材として構成することが好ましい。例えば、ゲート本体と感知部とを接続する配線を有するコネクタにおいて、その配線を適切に切り替えるスイッチを設けるようにすれば、そのコネクタを電気接続切替部として用いることができる。また、スイッチ自体を電気接続切替部とみなしてもよい。   The specific configuration of the electrical connection switching unit is arbitrary as long as it can switch the conduction between the gate body and the sensing unit, but it is usually preferable to configure the electrical connection switching unit as a conduction member that conducts the gate body and the sensing unit. For example, if a connector having a wiring for connecting the gate body and the sensing unit is provided with a switch for appropriately switching the wiring, the connector can be used as the electrical connection switching unit. Further, the switch itself may be regarded as an electrical connection switching unit.

［IV．検出対象物質、特定物質及び相互作用］
（１．検出対象物質及び特定物質）
検出対象物質とは、本発明のセンサユニットが検出する対象となる物質である。検出対象物質については特に制限は無く、任意の物質を検出対象物質とすることができる。また、検出対象物質として、純物質以外のものを用いることも可能である。
また、検出対象物質の検出に必要な特定物質は、検出対象物質と選択的に相互作用できるものであれば特に制限は無く、任意の物質を用いることができる。 [IV. Substances to be detected, specific substances and interactions]
(1. Substances to be detected and specific substances)
The detection target substance is a substance to be detected by the sensor unit of the present invention. The detection target substance is not particularly limited, and any substance can be used as the detection target substance. In addition, it is possible to use a substance other than a pure substance as a detection target substance.
The specific substance necessary for detection of the detection target substance is not particularly limited as long as it can selectively interact with the detection target substance, and any substance can be used.

検出対象物質及び特定物質それぞれの具体例としては、タンパク質（酵素、抗原／抗体、レクチン等）、ペプチド、脂質、ホルモン（アミン・アミノ酸誘導体・ペプチド・タンパク質等からなる含窒素ホルモン、及び、ステロイドホルモン）、核酸、糖、オリゴ糖、多糖等の糖鎖、色素、低分子化合物、有機物質、無機物質、ｐＨ、イオン（Ｎａ＋，Ｋ＋，Ｃｌ等）若しくはこれらの融合体、又は、ウイルス若しくは細胞を構成する分子、血球などが挙げられる。
また、これらの検出対象物質は、血液（全血、血漿、血清）、リンパ液、唾液、尿、大便、汗、粘液、涙、随液、鼻汁、頸部又は膣の分泌液、***、胸膜液、羊水、腹水、中耳液、関節液、胃吸引液、組織・細胞等の抽出液や破砕液等の生体液を含むほとんど全ての液体試料中に含まれる成分として検出される。 Specific examples of detection target substances and specific substances include proteins (enzymes, antigens / antibodies, lectins, etc.), peptides, lipids, hormones (nitrogen-containing hormones consisting of amines, amino acid derivatives, peptides, proteins, etc., and steroid hormones. ), Sugar chains such as nucleic acids, sugars, oligosaccharides, polysaccharides, dyes, low molecular weight compounds, organic substances, inorganic substances, pH, ions (Na + , K + , Cl, etc.) or their fusions, or viruses or Examples include molecules that constitute cells, blood cells, and the like.
These substances to be detected are blood (whole blood, plasma, serum), lymph, saliva, urine, stool, sweat, mucus, tears, nasal discharge, nasal discharge, cervical or vaginal secretion, semen, pleural fluid It is detected as a component contained in almost all liquid samples including amniotic fluid, ascites, middle ear fluid, joint fluid, gastric aspirate, tissue / cell extracts, and biological fluids such as crushed fluid.

タンパク質としては、タンパク質の全長であっても結合活性部位を含む部分ペプチドでもよい。またアミノ酸配列、及びその機能が既知のタンパク質でも、未知のタンパク質でもよい。これらは、合成されたペプチド鎖、生体より精製されたタンパク質、あるいはｃＤＮＡライブラリー等から適当な翻訳系を用いて翻訳し、精製したタンパク質等でも標的分子として用いることができる。合成されたペプチド鎖は、これに糖鎖が結合した糖タンパク質であってもよい。これらのうち好ましくは、アミノ酸配列が既知の精製されたタンパク質か、あるいはｃＤＮＡライブラリー等から適当な方法を用いて翻訳、精製されたタンパク質を用いることができる。   The protein may be a full-length protein or a partial peptide containing a binding active site. Further, the protein may be a protein whose amino acid sequence and its function are known or unknown. These can also be used as target molecules, such as synthesized peptide chains, proteins purified from living organisms, or proteins that have been translated using a suitable translation system from a cDNA library or the like and purified. The synthesized peptide chain may be a glycoprotein having a sugar chain bound thereto. Of these, a purified protein having a known amino acid sequence or a protein translated and purified from a cDNA library or the like using an appropriate method can be preferably used.

更に、脂質としては、特に制限はない。例えば脂質及びタンパク質と脂質との複合体、糖と脂質との複合体等が挙げられ、具体例を挙げると、総コレステロール、ＬＤＬ−コレステロール、ＨＤＬ−コレステロール、リポタンパク、アポリポタンパク、トリグリセライド等が挙げられる。
また、核酸としては、特に制限はなく、ＤＮＡあるいはＲＮＡも用いることができる。また、塩基配列あるいは機能が既知の核酸でも、未知の核酸でもよい。好ましくは、タンパク質に結合能力を有する核酸としての機能、及び塩基配列が既知のものか、あるいはゲノムライブラリー等から制限酵素等を用いて切断単離してきたものを用いることができる。 Furthermore, there is no restriction | limiting in particular as a lipid. Examples include lipids and complexes of proteins and lipids, sugars and lipids, and specific examples include total cholesterol, LDL-cholesterol, HDL-cholesterol, lipoprotein, apolipoprotein, triglyceride and the like. It is done.
Moreover, there is no restriction | limiting in particular as a nucleic acid, DNA or RNA can also be used. Further, it may be a nucleic acid with a known base sequence or function or an unknown nucleic acid. Preferably, the nucleic acid having the ability to bind to a protein and the nucleotide sequence are known, or those that have been cleaved and isolated from a genomic library or the like using a restriction enzyme or the like can be used.

更に、糖鎖としては、その糖配列あるいは機能が、既知の糖鎖でも未知の糖鎖でもよい。好ましくは、既に分離解析され、糖配列あるいは機能が既知の糖鎖が用いられる。
また、低分子化合物としては、相互作用する能力を有する限り、特に制限はない。機能が未知のものでも、あるいはタンパク質と結合もしくは反応する能力が既に知られているものでも用いることができる。 Furthermore, as a sugar chain, the sugar sequence or function may be a known sugar chain or an unknown sugar chain. Preferably, a sugar chain that has already been separated and analyzed and whose sugar sequence or function is known is used.
The low molecular compound is not particularly limited as long as it has the ability to interact. Even those whose functions are unknown or those whose ability to bind to or react with proteins are already known can be used.

（２．相互作用）
上記の通り、感知部上には数多くの特定物質を固定化することができ、特定物質が固定化された感知部を用いれば、本発明のセンサユニットを、その特定物質と相互作用する物質（検出対象物質）を検出するバイオセンサなどに好適に使用することができる。この際、検出対象物質と特定物質との間で生じる相互作用に制限は無いが、例えば、検出対象物質と特定物質との反応のほか、ｐＨ、イオン、温度、圧力、誘電率、抵抗値、粘度等の外環境の変化などが挙げられる。 (2. Interaction)
As described above, a large number of specific substances can be immobilized on the sensing unit. If a sensing unit having a specific substance immobilized thereon is used, the sensor unit of the present invention can be made to interact with the specific substance ( It can be suitably used for a biosensor for detecting a detection target substance). At this time, there is no limitation on the interaction between the detection target substance and the specific substance. For example, in addition to the reaction between the detection target substance and the specific substance, pH, ions, temperature, pressure, dielectric constant, resistance value, Examples include changes in the external environment such as viscosity.

また、検出されるシグナル（相互作用により生じるトランジスタ部及び／又はアンペロメトリック型電極部の特性の変化）の増幅や特定を目的として、特定物質と相互作用した物質と更に相互作用する物質（標識物質）で、検出対象物質を標識することも可能である。なお、標識物質としては、例えば、酵素（例えばＨ２Ｏ２等の電気的活性種を生成及び／又は消費することができる酵素）、電気化学的反応を有する物質やこれらの物質を生成及び／又は消費することができる酵素、あるいは電子メディエーターと酵素の組み合わせ、荷電を有する高分子や粒子などが挙げられる。前記粒子としては、例えば、高分子化合物からなる粒子（例えば、ラテックス粒子）、あるいは、無機化合物又は金属からなる粒子（例えば、金コロイド）などを挙げることができる。また、標識物質は１種を単独で用いても２種以上を任意の組み合わせ及び比率で併用しても良い。これらの標識を行う方法は、イムノアッセイやインターカレーター等を利用したＤＮＡ解析の領域では標識化測定法として広く用いられている方法である（参考文献：今井一洋 生物発光と化学発光 昭和６４年 廣川書店、Ｐ．ＴＩＪＳＳＥＮエンザイムイムノアッセイ 生化学実験法 １１ 東京化学同人、Ｔａｋｅｎａｋａ，Ａｎａｌ．Ｂｉｏｃｈｅｍ．，２１８，４３６（１９９４）等多数）。 In addition, a substance (label) that further interacts with a substance that interacts with a specific substance for the purpose of amplifying or specifying the detected signal (change in characteristics of the transistor part and / or amperometric electrode part caused by the interaction). The substance to be detected can be labeled with the substance. Examples of the labeling substance include an enzyme (for example, an enzyme capable of generating and / or consuming an electrically active species such as H 2 O 2 ), a substance having an electrochemical reaction, and / or generating and / or generating these substances. Alternatively, an enzyme that can be consumed, a combination of an electron mediator and an enzyme, a charged polymer or particle, and the like can be given. Examples of the particles include particles made of a polymer compound (for example, latex particles), particles made of an inorganic compound or metal (for example, gold colloid), and the like. Moreover, a labeling substance may be used individually by 1 type, or may use 2 or more types together by arbitrary combinations and ratios. These labeling methods are widely used as labeling measurement methods in the area of DNA analysis using immunoassay, intercalator, etc. (Reference: Kazuhiro Imai Bioluminescence and chemiluminescence 1988 Yodogawa Bookstore, P. TIJSSEN Enzyme Immunoassay Biochemical Experimental Method 11 Tokyo Chemical Dojin, Takenaka, Anal. Biochem., 218, 436 (1994) and many others).

前記のように、特定物質と検出対象物質との「相互作用」とは特に限定されるものではないが、通常は、共有結合、疎水結合、水素結合、ファンデルワールス結合、及び静電力による結合のうち少なくとも１つから生じる分子間に働く力による作用を示す。但し、本明細書に言う「相互作用」との用語は最も広義に解釈すべきであり、いかなる意味においても限定的に解釈してはならない。共有結合としては、配位結合、双極子結合を含有する。また静電力による結合とは、静電結合の他、電気的反発も含有する。また、上記作用の結果生じる結合反応、合成反応、分解反応も相互作用に含有される。   As described above, the “interaction” between the specific substance and the detection target substance is not particularly limited, but is usually a covalent bond, a hydrophobic bond, a hydrogen bond, a van der Waals bond, or an electrostatic force bond. The effect | action by the force which acts between the molecules which arise from at least 1 is shown. However, the term “interaction” in the present specification should be interpreted in the broadest sense, and should not be limitedly interpreted in any way. The covalent bond includes a coordination bond and a dipole bond. In addition, electrostatic coupling includes electrical repulsion in addition to electrostatic coupling. In addition, a binding reaction, a synthesis reaction, and a decomposition reaction resulting from the above action are also included in the interaction.

相互作用の具体例としては、抗原と抗体との間の結合及び解離、タンパク質レセプタとリガンドとの間の結合及び解離、接着分子と相手方分子との間の結合及び解離、酵素と基質との間の結合及び解離、アポ酵素と補酵素との間の結合及び解離、核酸とそれに結合するタンパク質との間の結合及び解離、核酸と核酸との間の結合及び解離、情報伝達系におけるタンパク質同士の間の結合と解離、糖タンパク質とタンパク質との間の結合及び解離、あるいは糖鎖とタンパク質との間の結合及び解離、細胞及び生体組織と蛋白質との間の結合及び解離、細胞及び生体組織と低分子化合物との間の結合及び解離、イオンとイオン感応性物質との間の相互作用等が挙げられるが、この範囲に限られるものではない。例えば、イムノグロブリンやその派生物であるＦ（ａｂ’）２、Ｆａｂ’、Ｆａｂ、レセプタや酵素とその派生物、核酸、天然あるいは人工のペプチド、人工ポリマー、糖質、脂質、無機物質あるいは有機配位子、ウイルス、細胞、薬物等が挙げられる。 Specific examples of the interaction include binding and dissociation between an antigen and an antibody, binding and dissociation between a protein receptor and a ligand, binding and dissociation between an adhesion molecule and a partner molecule, and between an enzyme and a substrate. Binding and dissociation, binding and dissociation between apoenzyme and coenzyme, binding and dissociation between nucleic acid and protein binding to it, binding and dissociation between nucleic acid and nucleic acid, between proteins in information transmission system Binding and dissociation, glycoprotein and protein binding and dissociation, sugar chain and protein binding and dissociation, cell and biological tissue and protein binding and dissociation, cell and biological tissue and Examples include binding and dissociation with low-molecular compounds, interaction between ions and ion-sensitive substances, and the like, but are not limited to this range. For example, immunoglobulin and its derivatives F (ab ′) 2 , Fab ′, Fab, receptors and enzymes and their derivatives, nucleic acids, natural or artificial peptides, artificial polymers, carbohydrates, lipids, inorganic substances or organics Examples include ligands, viruses, cells, and drugs.

また、感知部に固定化される特定物質と他の物質との「相互作用」として、物質以外にもｐＨやイオン、温度、圧力、誘電率、抵抗値、粘度等の外環境の変化に対するゲートに固定化される機能性物質の関与する応答及び機能性物質が固定化されないゲートそのものの応答が挙げられる。   Also, as an “interaction” between a specific substance immobilized on the sensing unit and another substance, in addition to the substance, a gate for changes in the external environment such as pH, ions, temperature, pressure, dielectric constant, resistance value, viscosity, etc. And the response of the functional substance immobilized on the gate and the response of the gate itself where the functional substance is not immobilized.

（３．感知部への特定物質の固定化方法）
本発明においては、毛細管作用を持つ支持体及び感知素子から構成される感知部に特定物質を固定化することができ、例えば、支持体にのみ、感知素子にのみ、あるいは、支持体及び感知素子の両方に、特定物質を固定化することができる。毛細管作用を持つ支持体及び感知素子から構成される感知部への特定物質の固定化方法としては、感知部として、毛細管作用を持つ支持体又は感知素子の少なくともいずれか一方に特定物質を固定することができる方法であれば特に制限は無く、任意である。例えば、感知部に直接物理吸着で結合させることも可能であるが、予め感知部上にアンカー部を有するフレキシブルスペーサーを介して結合させても良い。 (3. Method of immobilizing a specific substance on the sensor)
In the present invention, a specific substance can be immobilized on a sensing unit composed of a support having a capillary action and a sensing element. For example, only a support, only a sensing element, or a support and a sensing element. A specific substance can be immobilized on both. As a method for immobilizing a specific substance to a sensing unit composed of a support having a capillary action and a sensing element, the specific substance is immobilized on at least one of the support having a capillary action or the sensing element as a sensing part. There is no particular limitation as long as it can be performed, and it is arbitrary. For example, the sensor unit can be directly coupled to the sensing unit by physical adsorption, but may be coupled in advance via a flexible spacer having an anchor unit on the sensing unit.

感知部に金等の金属を用いた場合、フレキシブルスペーサーは構造式（ＣＨ２）ｎ（ｎは１〜３０の自然数を表すが、２〜３０が好ましく、２〜１５が更に好ましい）のアルキレンを含有することが望ましい。スペーサー分子の一端は、金等の金属への吸着として適しているアンカー部としてチオール基やジスルフィド基を使用し、スペーサー分子の検出用感知ゲートから離れた方を向いている他端には固定化したい特定物質を結合しうる結合部を１個又は複数個含有する。このような結合部は、例えばアミノ基やカルボキシル基、ヒドロキシル基、スクシミド基等種々の反応性官能基やビオチン及びビオチン誘導体、ジゴキシン、ジゴキシゲニン、フルオレセイン、及び誘導体、テオフィリン等のハプテンやキレートを用いても良い。 When a metal such as gold is used for the sensing part, the flexible spacer is an alkylene having the structural formula (CH 2 ) n (n represents a natural number of 1 to 30, preferably 2 to 30, more preferably 2 to 15). It is desirable to contain. One end of the spacer molecule uses a thiol group or disulfide group as an anchor part suitable for adsorption to metals such as gold, and is immobilized on the other end facing away from the sensing gate for detecting the spacer molecule One or a plurality of binding parts capable of binding a specific substance desired are contained. For example, such a binding portion is formed by using various reactive functional groups such as amino group, carboxyl group, hydroxyl group, and succinimide group, biotin and biotin derivatives, digoxin, digoxigenin, fluorescein, and derivatives, haptens and chelates such as theophylline. Also good.

また感知部に含まれる毛細管作用を持つ支持体（例えば、ガラス繊維膜、ナイロン膜、又はセルロース膜等）に固定化する場合は、直接物理吸着や共有結合で支持体に結合させることも可能であるが、予め支持体にアンカー部を有するフレキシブルスペーサーを介して結合させても良い。   In addition, when immobilized on a support having a capillary action contained in the sensing unit (for example, a glass fiber membrane, nylon membrane, or cellulose membrane), it can be directly bonded to the support by physical adsorption or covalent bond. However, it may be previously bonded to the support via a flexible spacer having an anchor portion.

また感知部に直接又はこれらアンカー部を有するフレキシブルスペーサーを介して導電性高分子、親水性高分子、ＬＢ膜等やマトリックスを結合させ、その導電性高分子、親水性高分子、ＬＢ膜等やマトリックスに固定化したい特定物質を１又は複数種結合又は包括／担持させても良い。更に、予め導電性高分子、親水性高分子やマトリックスに固定化したい物質を１又は複数個結合又は包括／担持させた後に感知部に結合させても良い。   In addition, a conductive polymer, a hydrophilic polymer, an LB film, or a matrix is bonded to the sensing part directly or through a flexible spacer having these anchor parts, and the conductive polymer, the hydrophilic polymer, the LB film, etc. One or a plurality of specific substances to be immobilized on the matrix may be bonded or included / supported. Further, one or a plurality of conductive polymers, hydrophilic polymers, or substances to be immobilized on the matrix may be bonded or included / supported in advance and then bonded to the sensing unit.

この際、導電性高分子としてはポリピロール、ポリチオフェン、ポリアニリン等が使用され、親水性高分子としてはデキストラン、ポリエチレンオキシド等電荷を有さない高分子でも良いし、ポリアクリル酸、カルボキシメチルデキストラン等電荷を有する高分子でも良い。   In this case, polypyrrole, polythiophene, polyaniline or the like is used as the conductive polymer, and the hydrophilic polymer may be a polymer having no charge such as dextran or polyethylene oxide, or a charge such as polyacrylic acid or carboxymethyldextran. It may be a polymer having

特に、特定のイオンを検出する場合は、感知部上に特定のイオンに対応するイオン感応膜を形成させることができる。更に、イオン感応膜の代わりに、あるいはイオン感応膜と共に酵素固定膜を形成させることにより、検出対象物質に対して酵素が触媒として作用した結果生じる生成物の生成を相互作用として感知し、それにより検出対象物質を検出することもできる。   In particular, when specific ions are detected, an ion sensitive film corresponding to the specific ions can be formed on the sensing unit. Furthermore, by forming an enzyme-immobilized membrane instead of the ion-sensitive membrane or together with the ion-sensitive membrane, the production of a product resulting from the enzyme acting as a catalyst on the detection target substance is detected as an interaction, thereby It is also possible to detect the detection target substance.

更に、酵素活性を測定する場合は、抗酵素抗体の固定化された感知部で酵素を捕捉した後、次いで酵素に対応する基質を含む酵素反応液を混合して、生成された酵素反応産物を上記と同じ方法で検出し、それにより酵素活性を測定することもできる（特開２００１−２９９３８６号公報参照）。   Furthermore, when measuring the enzyme activity, after capturing the enzyme with the sensing unit on which the anti-enzyme antibody is immobilized, the enzyme reaction solution containing the substrate corresponding to the enzyme is mixed and the resulting enzyme reaction product is mixed. The enzyme activity can also be measured by the same method as described above (see JP 2001-299386 A).

また、固定化したい特定物質を固定化した後、牛血清アルブミン、ポリエチレンオキシド又は他の不活性分子により表面を処理したり、特定物質の固定化層の上に付着層で被覆することにより非特異的反応を抑制したり、透過することのできる物質を選択したり、制御したりすることもできる。   In addition, after immobilizing the specific substance to be immobilized, the surface is treated with bovine serum albumin, polyethylene oxide or other inert molecules, or the specific substance is coated on the immobilization layer with an adhesive layer. It is also possible to select or control a substance that can suppress or permeate the target reaction.

更に、感知部として薄い絶縁膜を使用した際に、Ｈ＋、Ｎａ＋等のイオンを測定する場合は、必要であれば、絶縁膜上にそれぞれ測定対象となるイオンに対応するイオン感応膜を形成させることもできる。更にイオン感応膜の代わりに、あるいはイオン感応膜とともに酵素固定膜を形成させることにより検出対象物質に対して酵素が触媒として作用した結果生じる生成物を測定することにより検出対象物質を検出することもできる（参考文献：鈴木周一 バイオセンサー １９８４ 講談社，軽部ら センサーの開発と実用化、第３０巻、第１号、別冊化学工業 １９８６）。 Furthermore, when using a thin insulating film as the sensing part, when measuring ions such as H + and Na + , if necessary, an ion sensitive film corresponding to each ion to be measured is provided on the insulating film. It can also be formed. Further, the detection target substance may be detected by measuring a product produced as a result of the enzyme acting as a catalyst for the detection target substance by forming an enzyme-immobilized film instead of or together with the ion sensitive film. (Reference: Shuichi Suzuki, Biosensor 1984 Kodansha, Kurabe et al., Development and Practical Use of Sensors, Vol. 30, No. 1, Separate Chemical Industries, 1986).

［V．ストリップ］
本発明のセンサユニットにおけるストリップ（すなわち、クロマトグラフィー用支持体）は、その一部が、毛細管作用をもつ支持体それ自体であり、毛細管作用により、検体を感知部に接触させる部材である。本発明のセンサユニットにおいては、電気的シグナルを得るために、その使用時において、毛細管作用をもつ支持体が溶液で濡れている（すなわち、通電可能な状態にある）必要がある。また、検体とは、センサユニットを用いて検出する対象となるものであり、その検体に検出対象物質が含有されている場合には、その検出対象物質と特定物質とが相互作用するようになっている。本発明のセンサユニットにおいては、ストリップの乾燥を防止する機構（例えば、カバー）を設けることができる。 [V. strip]
A part of the strip (that is, the support for chromatography) in the sensor unit of the present invention is a support itself having a capillary action, and is a member that brings the specimen into contact with the sensing unit by the capillary action. In the sensor unit of the present invention, in order to obtain an electrical signal, a support having a capillary action needs to be wet with a solution (that is, in a state where electricity can be applied) during use. The specimen is a target to be detected using the sensor unit, and when the target substance is contained in the specimen, the target substance and the specific substance come to interact with each other. ing. In the sensor unit of the present invention, a mechanism (for example, a cover) for preventing drying of the strip can be provided.

ストリップは、毛細管作用により、検体を感知部に接触させて、その検体に検出対象物質が含有されている場合に上記の相互作用を生じさせることができれば具体的な構成に制限は無い。例えば、検体を感知部に接触するように保持する容器として構成することができる。検体を流通させて検出を行うことにより、検出の迅速化、操作の簡便等の利点を得ることができる。   The strip is not limited to a specific configuration as long as the above-described interaction can be caused when the specimen is brought into contact with the sensing unit by capillary action and the specimen contains the detection target substance. For example, it can be configured as a container that holds the specimen in contact with the sensing unit. By performing detection by circulating the sample, advantages such as rapid detection and simple operation can be obtained.

また、ストリップには、上述した感知部を形成してもよい。即ち、基板上のゲート本体と、ストリップの感知部とにより、検出用感知ゲートが構成されるようにしても良い。これにより、感知部の着脱をストリップの着脱と共に行うことが可能となり、操作の簡便化を図ることができる。   Further, the above-described sensing unit may be formed on the strip. That is, a detection sensing gate may be configured by the gate body on the substrate and the strip sensing unit. Thereby, it becomes possible to attach and detach the sensing part together with the attachment and detachment of the strip, and the operation can be simplified.

以下、ストリップについて、更に詳細に説明する。なお、本発明においては、少なくとも１つのトランジスタ部を含む限り、所望により、ボルタメトリック型測定法に基づく前記トランジスタ部と、アンペロメトリック型測定法に基づくアンペロメトリック型電極部とを、任意に組み合わせて使用可能である。従って、以下の説明では、ボルタメトリック型測定法を利用する態様と、アンペロメトリック型測定法を利用する態様とを特に区別することなく、説明する。
ストリップの形状、寸法、数等に特に制限は無いが、その検出の目的に応じて、適切な構造を形成することが望ましい。例えば、２以上の相互作用を感知する場合には、相互作用の感知に用いる試薬や反応生成物が他の相互作用の感知を阻害することを防止するため、各感知部を仕切る壁部を設けること等により、個々の感知部間において検体が混合しないようにすることができる。また、例えば、別種の検出対象物質を一度で分析する場合や、相互作用の感知に必要な試薬を個々の感知部に別々に導入する場合などには、検体を予め別々のストリップに分離させることも可能である。 Hereinafter, the strip will be described in more detail. In the present invention, as long as at least one transistor portion is included, the transistor portion based on the voltammetric measurement method and the amperometric electrode portion based on the amperometric measurement method may be arbitrarily set as desired. Can be used in combination. Therefore, in the following description, the aspect using the voltammetric measurement method and the aspect using the amperometric measurement method will be described without any particular distinction.
There are no particular restrictions on the shape, size, number, etc. of the strip, but it is desirable to form an appropriate structure according to the purpose of detection. For example, when two or more interactions are sensed, a wall portion that separates each sensing portion is provided in order to prevent reagents and reaction products used for sensing the interaction from interfering with sensing other interactions. Thus, it is possible to prevent the sample from being mixed between the individual sensing units. In addition, for example, when analyzing different types of detection target substances at one time, or when separately introducing reagents necessary for sensing an interaction into each sensing unit, the specimen should be separated into separate strips in advance. Is also possible.

ストリップの具体的な態様は検出対象物質により、種々のものが考えられるが、以下、添付図面に基づいて、各用途に応じたストリップについて説明する。   Various specific embodiments of the strip are conceivable depending on the substance to be detected. Hereinafter, the strip corresponding to each application will be described with reference to the accompanying drawings.

例えば、図１及び図２に示すようなストリップを用いて免疫反応を利用した検出対象物質の測定を実施することができる。図１に示すストリップは、展開方向（図１及び図２における矢印Ａで示す方向）の上流から下流に向かって、検体添加領域として機能する試料添加パッド１、標識化免疫反応性物質保持領域として機能する標識化免疫反応性物質保持パッド２、免疫反応性物質固定化領域として機能する免疫反応性物質固定化メンブレン３、及び液体吸収領域として機能する吸収パッド４がこの順に、基材層としての粘着シート６上に、例えば、接着剤によって貼付して配置されている。前記免疫反応性物質固定化メンブレン３は、ボルタノメトリック型測定法の場合は、ゲート本体と電気的導通を取りうるように配線７で配線された感知素子５（図６及び図７、又は図８及び図９参照）と接触し、アンペロメトリック型測定法の場合は、少なくとも作用極と対極とを含む感知素子５（図１０及び図１１）、好ましくは少なくとも作用極と対極と参照極とを含む感知素子５（図１２及び図１３）と接触し、それぞれ、感知部を形成している。なお、前記配線部７は、溶液と接触しないように、絶縁層（図示せず）で表面を覆われている。   For example, the detection target substance can be measured using an immune reaction using a strip as shown in FIGS. The strip shown in FIG. 1 is a sample addition pad 1 that functions as a sample addition region and a labeled immunoreactive substance holding region from upstream to downstream in the development direction (the direction indicated by arrow A in FIGS. 1 and 2). A labeled immunoreactive substance holding pad 2 that functions, an immunoreactive substance immobilization membrane 3 that functions as an immunoreactive substance immobilization region, and an absorption pad 4 that functions as a liquid absorption region are arranged in this order as a base material layer. On the pressure-sensitive adhesive sheet 6, for example, it is disposed by being adhered with an adhesive. In the case of the voltammetric measurement method, the immunoreactive substance-immobilized membrane 3 is a sensing element 5 (FIGS. 6 and 7 or FIG. 6) that is wired with a wiring 7 so as to be electrically connected to the gate body. 8 and 9), in the case of an amperometric measurement method, a sensing element 5 (FIGS. 10 and 11) including at least a working electrode and a counter electrode, preferably at least a working electrode, a counter electrode, and a reference electrode. In contact with the sensing element 5 (FIGS. 12 and 13) including the sensor elements, respectively. The wiring portion 7 is covered with an insulating layer (not shown) so as not to come into contact with the solution.

ここで、図６及び図７に示すボルタノメトリック型感知素子部においては、基板１１上に、絶縁層１２、電極層１５、抗体担持層１６がこの順に設けられており、更に、前記電極層１５とリード線１４により電気的に導通するコンタクト電極１３が、基板１１上に設けられている。前記コンタクト電極１３は、接続用コネクタ（図示せず）と機械的に着脱可能であると同時に、装着時には電気的に導通可能である。前記接続用コネクタは、例えば、ゲート電極と電気的に導通されている。リード線１４は、溶液と接触しないように、絶縁層で表面を覆われている。   Here, in the voltammetric sensing element portion shown in FIGS. 6 and 7, an insulating layer 12, an electrode layer 15, and an antibody carrying layer 16 are provided in this order on the substrate 11, and further, the electrode layer A contact electrode 13 is provided on the substrate 11 so as to be electrically connected to the lead wire 14. The contact electrode 13 is mechanically detachable from a connector for connection (not shown), and at the same time, can be electrically connected when mounted. The connection connector is electrically connected to the gate electrode, for example. The surface of the lead wire 14 is covered with an insulating layer so as not to come into contact with the solution.

また、図８及び図９に示すボルタノメトリック型感知素子部においては、基板１１上に、絶縁層１２、電極層１５、抗体担持層１６がこの順に設けられており、これとは別に、前記基板１１上に参照極１７が設けられている。前記電極層１５と前記参照極１７は、それぞれ、リード線１４ａ，１４ｂを介して、基板１１上に設けられたコンタクト電極１３ａ，１３ｂと電気的に接続されている。前記コンタクト電極１３ａ，１３ｂは、接続用コネクタ（図示せず）と機械的に着脱可能であると同時に、装着時には電気的に導通可能である。前記接続用コネクタは、例えば、ゲート電極と電気的に導通されている。リード線１４ａ，１４ｂは、溶液と接触しないように、絶縁層で表面を覆われている。   8 and 9, the insulating layer 12, the electrode layer 15, and the antibody carrying layer 16 are provided in this order on the substrate 11, and separately from the above, A reference electrode 17 is provided on the substrate 11. The electrode layer 15 and the reference electrode 17 are electrically connected to contact electrodes 13a and 13b provided on the substrate 11 via lead wires 14a and 14b, respectively. The contact electrodes 13a and 13b are mechanically detachable from a connection connector (not shown), and at the same time can be electrically connected to each other. The connection connector is electrically connected to the gate electrode, for example. The surfaces of the lead wires 14a and 14b are covered with an insulating layer so as not to come into contact with the solution.

図１０及び図１１（図１１に示す電子受容体−抗体担持層２０は、図１０からは省略している）に示すアンペロメトリック型感知素子部においては、基板１１上に設けた絶縁層１２上に、カーボンナノチューブ状構造体を含む作用極１８と、対極１９とが互いに非接触状態で設けられており、更に、少なくとも前記作用極１８を覆うように、少なくとも抗体を含む電子受容体−抗体担持層２０が少なくとも前記作用極１８上に設けられている。図１１に示す電子受容体−抗体担持層２０に代えて、作用極１８及び対極１９を覆う電子受容体−抗体担持層を絶縁層１２上に設けることもできる。前記作用極１８と前記対極１９は、それぞれ、リード線１４ａ，１４ｂを介して、基板１１上に設けられたコンタクト電極１３ａ，１３ｂと電気的に接続されている。前記コンタクト電極１３ａ，１３ｂは、接続用コネクタ（図示せず）と機械的に着脱可能であると同時に、装着時には電気的に導通可能である。前記接続用コネクタは、例えば、ポテンショスタットと電気的に導通されている。リード線１４ａ，１４ｂは、溶液と接触しないように、絶縁層で表面を覆われている。   In the amperometric sensing element portion shown in FIGS. 10 and 11 (the electron acceptor-antibody carrying layer 20 shown in FIG. 11 is omitted from FIG. 10), the insulating layer 12 provided on the substrate 11 is used. Further, the working electrode 18 including the carbon nanotube-like structure and the counter electrode 19 are provided in a non-contact state with each other, and at least the electron acceptor-antibody including the antibody so as to cover the working electrode 18. A support layer 20 is provided on at least the working electrode 18. Instead of the electron acceptor-antibody carrying layer 20 shown in FIG. 11, an electron acceptor-antibody carrying layer covering the working electrode 18 and the counter electrode 19 may be provided on the insulating layer 12. The working electrode 18 and the counter electrode 19 are electrically connected to contact electrodes 13a and 13b provided on the substrate 11 via lead wires 14a and 14b, respectively. The contact electrodes 13a and 13b are mechanically detachable from a connection connector (not shown), and at the same time can be electrically connected to each other. The connecting connector is electrically connected to, for example, a potentiostat. The surfaces of the lead wires 14a and 14b are covered with an insulating layer so as not to come into contact with the solution.

図１２及び図１３（図１３に示す電子受容体−抗体担持層２０は、図１２からは省略している）に示すアンペロメトリック型感知素子部においては、基板１１上に設けた絶縁層１２上に、カーボンナノチューブ状構造体を含む作用極１８と、対極１９と、参照極２１とが互いに非接触状態で設けられており、更に、少なくとも前記作用極１８を覆うように、少なくとも抗体を含む電子受容体−抗体担持層２０が少なくとも前記作用極１８上に設けられている。図１３に示す電子受容体−抗体担持層２０に代えて、作用極１８と対極１９及び／又は参照極２１とを覆う電子受容体−抗体担持層を絶縁層１２上に設けることもできる。前記の作用極１８、対極１９、参照極２１は、それぞれ、リード線１４ａ，１４ｂ，１４ｃを介して、基板１１上に設けられたコンタクト電極１３ａ，１３ｂ，１３ｃと電気的に接続されている。前記コンタクト電極１３ａ，１３ｂ，１３ｃは、接続用コネクタ（図示せず）と機械的に着脱可能であると同時に、装着時には電気的に導通可能である。前記接続用コネクタは、例えば、ポテンショスタットと電気的に導通されている。リード線１４ａ，１４ｂ，１４ｃは、溶液と接触しないように、絶縁層で表面を覆われている。   In the amperometric sensing element shown in FIGS. 12 and 13 (the electron acceptor-antibody carrying layer 20 shown in FIG. 13 is omitted from FIG. 12), the insulating layer 12 provided on the substrate 11 is used. A working electrode 18 including a carbon nanotube-like structure, a counter electrode 19 and a reference electrode 21 are provided in a non-contact state with each other, and at least an antibody is included so as to cover at least the working electrode 18. An electron acceptor-antibody carrying layer 20 is provided on at least the working electrode 18. Instead of the electron acceptor-antibody carrying layer 20 shown in FIG. 13, an electron acceptor-antibody carrying layer covering the working electrode 18 and the counter electrode 19 and / or the reference electrode 21 may be provided on the insulating layer 12. The working electrode 18, the counter electrode 19, and the reference electrode 21 are electrically connected to contact electrodes 13a, 13b, and 13c provided on the substrate 11 through lead wires 14a, 14b, and 14c, respectively. The contact electrodes 13a, 13b, and 13c are mechanically detachable from a connection connector (not shown), and at the same time can be electrically connected to each other. The connecting connector is electrically connected to, for example, a potentiostat. The surfaces of the lead wires 14a, 14b, and 14c are covered with an insulating layer so as not to come into contact with the solution.

本発明におけるストリップは、例えば、図１に示すように、検体添加領域、標識化免疫反応性物質保持領域、免疫反応性物質固定化領域、感知部を少なくとも含む限り、特に限定されるものではないが、液体吸収領域を更に含むことが好ましい。
また、本発明におけるストリップは、図１に示すように、これらの各領域を同一平面上に水平方向に配置することもできるし、あるいは、図２（ａ）に示すように、隣接する各領域の一部のみが重なるように配置することもできるし、図２（ｂ）に示すように、複数の領域を積層して配置することもできる。なお、図２では、粘着シート６及び配線７を省略している。 The strip in the present invention is not particularly limited as long as it includes at least a specimen addition region, a labeled immunoreactive substance holding region, an immunoreactive substance immobilization region, and a sensing unit as shown in FIG. However, it is preferable to further include a liquid absorption region.
In the strip of the present invention, these regions can be arranged in the horizontal direction on the same plane as shown in FIG. 1, or adjacent regions as shown in FIG. It is also possible to arrange them so that only a part of them overlap each other, or as shown in FIG. In FIG. 2, the adhesive sheet 6 and the wiring 7 are omitted.

なお、本明細書において「検体添加領域」とは、少なくとも検体を添加可能な領域を意味し、添加物質が検体のみの場合は勿論のこと、例えば、添加物質が検体及び緩衝液の場合である「検体及び緩衝液添加領域」、あるいは、添加物質が検体、基質、及び緩衝液の場合である「検体、基質、及び緩衝液添加領域」、更には、基質供給領域などが包含される。
これらの領域は、利用する反応系に応じて、その配置、供給手順等を適宜設計することができる。例えば、（１）検体と同じく、基質を溶液状態で添加することもできるし、（２）基質保持領域として機能する密封袋に基質（溶液）を予め封入しておき、袋に穴をあけることにより、基質を展開することもできるし、（３）基質（粉）の保持領域を設けておき、後から、緩衝液を加え、基質として展開することもできる。 In the present specification, “specimen addition region” means a region where at least a sample can be added. Of course, the additive substance is only a specimen, for example, the additive substance is a specimen and a buffer solution. “Specimen and buffer solution addition region” or “analyte, substrate and buffer solution addition region” in which the added substance is a sample, a substrate, and a buffer solution, and a substrate supply region are also included.
These regions can be appropriately designed in terms of arrangement, supply procedure, and the like according to the reaction system to be used. For example, (1) The substrate can be added in the same state as the sample, or (2) the substrate (solution) is sealed in a sealed bag that functions as a substrate holding region, and a hole is made in the bag. Thus, the substrate can be developed, or (3) a substrate (powder) holding region can be provided, and a buffer solution can be added later to develop the substrate as a substrate.

なお、本明細書において「標識化免疫反応性物質保持領域」あるいは「前処理領域」が「検体添加領域」より上流に配置されるときは、標識化免疫反応性物質あるいは前処理物質を下流に展開させるため、添加物質として緩衝液、基質、あるいはこれらの混合物を「標識化免疫反応性物質保持領域」あるいは「前処理領域」に添加することもできる。
これらの領域は、利用する反応系に応じて、その配置、供給手順等を適宜設計することができる。例えば、（１）基質を溶液状態で添加することもできるし、（２）基質保持領域として機能する密封袋に基質（溶液）を予め封入しておき、袋に穴をあけることにより、基質を展開することもできるし、（３）基質（粉）の保持領域を設けておき、後から、緩衝液を加え、基質として展開することもできる。 In the present specification, when the “labeled immunoreactive substance holding region” or “pretreatment region” is arranged upstream of the “specimen addition region”, the labeled immunoreactive substance or pretreatment substance is placed downstream. In order to develop, a buffer solution, a substrate, or a mixture thereof can be added as an additive substance to the “labeled immunoreactive substance holding region” or “pretreatment region”.
These regions can be appropriately designed in terms of arrangement, supply procedure, and the like according to the reaction system to be used. For example, (1) the substrate can be added in a solution state, or (2) the substrate (solution) is sealed in a sealed bag that functions as a substrate holding region in advance, and a hole is formed in the bag, thereby removing the substrate. It can also be developed, or (3) a substrate (powder) holding region can be provided, and a buffer solution can be added later to develop as a substrate.

前記免疫反応性物質固定化メンブレン３は、個別測定対象物質（例えば、測定対象物質Ａ及び測定対象物質Ｂ）のいずれか１つとのみ、それぞれ特異的に結合することのできる各免疫反応性物質（以下、特定免疫反応性物質と称する）を、それぞれ別々に固定化した領域である検出ゾーン８ａ，８ｂを有する。更に、免疫反応性物質固定化メンブレン３は、前記検出ゾーン８ａ，８ｂの下流（展開方向に関して）に、標識化免疫反応性物質と結合することのできる共通免疫反応性物質を固定化した領域である検出ゾーン８ｃを有する。
また、別の態様としては、前記免疫反応性物質固定化メンブレン３は、測定対象物質（例えば、測定対象物質Ａ）と特異的に結合することのできる特定免疫反応性物質を、固定化した領域である検出ゾーン８ａと、それとは別に検出ゾーン８ａにおけるシグナルから、測定対象物質Ａの濃度を算出するため、所定濃度に調整された測定対象物質Ａが固定化した検出ゾーン８ｂを有し、更に、免疫反応性物質固定化メンブレン３は、前記検出ゾーン８ａ，８ｂの下流（展開方向に関して）に、標識化免疫反応性物質と結合することのできる共通免疫反応性物質を固定化した領域である検出ゾーン８ｃを有する。 Each of the immunoreactive substance-immobilized membranes 3 is capable of specifically binding to any one of the individual measurement target substances (for example, the measurement target substance A and the measurement target substance B). Hereinafter, it has detection zones 8a and 8b, which are regions in which specific immunoreactive substances are separately immobilized. Further, the immunoreactive substance-immobilized membrane 3 is an area where a common immunoreactive substance that can bind to the labeled immunoreactive substance is immobilized downstream of the detection zones 8a and 8b (with respect to the development direction). It has a certain detection zone 8c.
As another aspect, the immunoreactive substance-immobilized membrane 3 is a region in which a specific immunoreactive substance that can specifically bind to a measurement target substance (for example, the measurement target substance A) is immobilized. In order to calculate the concentration of the measurement target substance A from the detection zone 8a separately from the signal in the detection zone 8a, there is a detection zone 8b in which the measurement target substance A adjusted to a predetermined concentration is fixed. The immunoreactive substance-immobilized membrane 3 is an area in which a common immunoreactive substance that can bind to a labeled immunoreactive substance is immobilized downstream of the detection zones 8a and 8b (with respect to the development direction). It has a detection zone 8c.

図１に示すストリップにおいて、標識化免疫反応性物質の標識物質として、酵素を使用する場合には、例えば、検体、基質、及び緩衝液を試料添加パッド１に添加することができる。また、図１に示すストリップにおいて、標識化免疫反応性物質の標識物質として、荷電粒子（例えば、荷電を有する高分子化合物）を使用する場合には、例えば、検体及び緩衝液を試料添加パッド１に添加することができる。   In the strip shown in FIG. 1, when an enzyme is used as the labeling substance of the labeled immunoreactive substance, for example, a specimen, a substrate, and a buffer solution can be added to the sample addition pad 1. In the case of using charged particles (for example, a charged polymer compound) as the labeling substance of the labeled immunoreactive substance in the strip shown in FIG. 1, for example, a sample and a buffer solution are used as the sample addition pad 1. Can be added.

本発明で用いる各特定免疫反応性物質は、測定対象物質（すなわち、個別測定対象物質と総量測定対象物質との組み合わせ）に応じて適宜決定することができる。   Each specific immunoreactive substance used in the present invention can be appropriately determined according to a measurement target substance (that is, a combination of an individual measurement target substance and a total amount measurement target substance).

更に、別の態様として、図３に示すようなストリップを用いて酵素反応を利用した検出対象物質の測定を実施することができる。図３に示すストリップは、展開方向（図３における矢印Ａで示す方向）の上流から下流あるいは上方から下方に向かって、検体添加領域として機能する試料添加パッド１、検体の前処理領域として機能する前処理パッド２、酵素反応性物質固定化領域として機能する酵素反応性物質固定化メンブレン３、及び液体吸収領域として機能する吸収パッド４がこの順に、基材層としての粘着シート６上に、例えば、接着剤によって貼付して配置されている。前記酵素反応性物質固定化メンブレン３は、ボルタノメトリック型測定法の場合は、ゲート本体と電気的導通を取りうるように配線７で配線された感知素子５（図６及び図７、又は図８及び図９参照；但し、図６〜図９に示す抗体担持層１６に代えて、酵素反応性物質担持層を使用）と接触し、アンペロメトリック型測定法の場合は、少なくとも作用極と対極とを含む感知素子５（図１０及び図１１；但し、図１１に示す電子受容体−抗体担持層２０に代えて、電子受容体−酵素反応性物質担持層を使用）、好ましくは少なくとも作用極と対極と参照極とを含む感知素子５（図１２及び図１３）と接触し、それぞれ、感知部を形成している。本発明のストリップは、検体添加領域、前処理領域、酵素反応性物質固定化領域、感知部を少なくとも含む限り、特に限定されるものではないが、必要に応じて、前処理領域、液体吸収領域を更に含むことが好ましい。なお、本明細書において「酵素反応性物質」とは、酵素反応に関与する物質を意味し、例えば、酵素それ自体、酵素基質を挙げることができる。   Furthermore, as another aspect, the detection target substance can be measured using an enzymatic reaction using a strip as shown in FIG. The strip shown in FIG. 3 functions as a sample addition pad 1 that functions as a sample addition region and a sample pretreatment region from upstream to downstream or from above to below in the development direction (the direction indicated by arrow A in FIG. 3). A pretreatment pad 2, an enzyme-reactive substance-immobilized membrane 3 that functions as an enzyme-reactive substance-immobilized region, and an absorbent pad 4 that functions as a liquid-absorbing region are arranged in this order on an adhesive sheet 6 as a base material layer, for example Attached with an adhesive. In the case of the voltammetric measurement method, the enzyme-reactive substance-immobilized membrane 3 has a sensing element 5 (FIGS. 6 and 7 or FIG. 6) that is wired with a wiring 7 so as to be electrically connected to the gate body. 8 and FIG. 9; except that an enzyme-reactive substance-supporting layer is used instead of the antibody-supporting layer 16 shown in FIGS. 6 to 9, and in the case of an amperometric measurement method, at least a working electrode and Sensing element 5 including a counter electrode (FIGS. 10 and 11; provided that an electron acceptor-enzyme reactive substance supporting layer is used instead of the electron acceptor-antibody supporting layer 20 shown in FIG. 11), preferably at least acting The sensing element 5 (FIGS. 12 and 13) including the pole, the counter electrode, and the reference electrode is in contact with each other to form a sensing unit. The strip of the present invention is not particularly limited as long as it includes at least a specimen addition region, a pretreatment region, an enzyme-reactive substance immobilization region, and a sensing unit, but if necessary, the pretreatment region, the liquid absorption region It is preferable that it is further included. In the present specification, “enzyme-reactive substance” means a substance involved in an enzyme reaction, and examples thereof include an enzyme itself and an enzyme substrate.

この時、特に、測定対象物質がグルコースの場合、ボルタノメトリック型測定法の場合は、ゲート本体と電気的導通を取りうるように配線７で配線された感知素子（例えば、図６又は図８）を含む感知部において、あるいは、アンペロメトリック型測定法の場合は、少なくとも作用極と対極とを含む感知素子（例えば、図１０）、好ましくは少なくとも作用極と対極と参照極とを含む感知素子（例えば、図１２）を含む感知部において、酵素反応性物質固定化領域において、例えば、図１４〜図１７に示すように、感知素子部上には第１から第４の膜で構成される、グルコース検出膜を形成させることができる。   At this time, in particular, when the measurement target substance is glucose, and in the case of the voltammetric measurement method, the sensing element wired by the wiring 7 so as to be electrically connected to the gate body (for example, FIG. 6 or FIG. 8). ), Or in the case of an amperometric measurement method, a sensing element including at least a working electrode and a counter electrode (for example, FIG. 10), preferably a sensing element including at least a working electrode, a counter electrode, and a reference electrode In the sensing part including the element (for example, FIG. 12), in the enzyme-reactive substance immobilization region, for example, as shown in FIGS. 14 to 17, the sensing element part is composed of first to fourth films. A glucose detection membrane can be formed.

第１の膜として妨害物質除去膜３１が形成されている。妨害物質除去膜３１は、例えば、シランカップリング剤、ナフィオン、アセチルセルロースから少なくとも１つを成膜したものである。成膜方法はスピン塗布あるいはディスペンサーによる滴下法が用いられる。第２の膜はグルコース酸化酵素（ＧＯＤ）固定化膜３２である。ＧＯＤ、アルブミン、グルタルアルデヒドを含む水溶液をスピン塗布あるいは滴下して形成され、必要に応じて電子メディエーターとしてフェリシアン化カリウム等を含む。第３の膜はグルコース制限透過膜３３であり、例えば、シリコーン、カルボキシメチルセルロース、ポリウレタンから選択され、スピン塗布あるいは滴下により形成される。第４の膜は汚染物質除去膜３４であり、親水性の高分子膜、例えば、アルブミン−グルタルアルデヒド架橋膜、アルギン酸、κ−カラギーナン、ポリビニールアルコール、親水性ポリメタクリル酸、ポリアクリルアミド、ポリヒドロキシエチルメタクリル酸、親水性ポリシロキサンなどから選択され、スピン塗布あるいは滴下により形成される。積層された膜の厚さは１μｍ以下である。   An interfering substance removing film 31 is formed as the first film. The interfering substance removing film 31 is formed, for example, by depositing at least one of a silane coupling agent, Nafion, and acetylcellulose. As a film forming method, spin coating or a dropping method using a dispenser is used. The second membrane is a glucose oxidase (GOD) immobilization membrane 32. An aqueous solution containing GOD, albumin, and glutaraldehyde is formed by spin coating or dropping, and contains potassium ferricyanide or the like as an electron mediator as necessary. The third film is a glucose-restricted permeable film 33, which is selected from, for example, silicone, carboxymethyl cellulose, and polyurethane, and is formed by spin coating or dropping. The fourth film is a contaminant removal film 34, which is a hydrophilic polymer film such as an albumin-glutaraldehyde crosslinked film, alginic acid, κ-carrageenan, polyvinyl alcohol, hydrophilic polymethacrylic acid, polyacrylamide, polyhydroxy. It is selected from ethyl methacrylic acid, hydrophilic polysiloxane and the like, and is formed by spin coating or dropping. The thickness of the laminated film is 1 μm or less.

グルコース検出膜を所定の部分に形成するために、特公平５−４８４１８号公報により明らかにされているフォトレジストによるリフトオフ法を用いることができる。すなわち、感知部が形成された基板上にフォトレジスト膜を塗布した後、フォトリソグラフィー法により所定の部分のフォトレジスト膜を除き、次に第１から第４までの膜材料をスピン塗布あるいはディスペンサーによる滴下により順次積層し、最後にフォトレジスト膜を溶解させることにより、所定の部分にのみに膜を形成する。   In order to form the glucose detection film in a predetermined portion, a lift-off method using a photoresist disclosed in Japanese Patent Publication No. 5-48418 can be used. That is, after a photoresist film is applied on the substrate on which the sensing portion is formed, a predetermined portion of the photoresist film is removed by photolithography, and then the first to fourth film materials are applied by spin coating or dispenser. By sequentially laminating by dropping and finally dissolving the photoresist film, the film is formed only on a predetermined portion.

検体中のグルコース分子はＧＯＤ固定化膜内でＧＯＤの作用によりＤ−グルコノ−δ−ラクトンと過酸化水素に変換される。アンペロメトリック型測定法の場合、この過酸化水素は作用極表面で酸化され、作用極から対極へ電流が流れる（反応式１）。この時、過酸化水素を酸化するために参照極に対して作用極に所定の電圧を印加し、この電圧が保たれるように対極の電位を変化させながら、作用極から対極へ流れる過酸化水素の酸化電流を測定する（反応式２）ことにより、グルコース濃度が測定される。
β−Ｄ−グルコース＋Ｏ２→Ｄ−グルコノ−δ−ラクトン＋Ｈ２Ｏ２・・・（反応式１）
Ｈ２Ｏ２→２Ｈ＋＋Ｏ２＋２ｅ−・・・（反応式２）
なお、この際、酵素・電極間の電子授受を仲介する電子メディエーターとしてフェリシアン化カリウム等を用いても良い。また、ボルタノメトリック型測定法としてトランジスタを用いる場合は、上記ＧＯＤの酵素反応に伴う感知部におけるｐＨの変化により測定する。 Glucose molecules in the sample are converted into D-glucono-δ-lactone and hydrogen peroxide by the action of GOD in the GOD-immobilized membrane. In the case of the amperometric measurement method, this hydrogen peroxide is oxidized on the surface of the working electrode, and a current flows from the working electrode to the counter electrode (Reaction Formula 1). At this time, in order to oxidize hydrogen peroxide, a predetermined voltage is applied to the working electrode with respect to the reference electrode, and the counter electrode is changed so that the potential of the counter electrode is changed so that this voltage is maintained. By measuring the oxidation current of hydrogen (reaction formula 2), the glucose concentration is measured.
β-D-glucose + O 2 → D-glucono-δ-lactone + H 2 O 2 (Reaction Formula 1)
H 2 O 2 → 2H + + O 2 + 2e − (reaction formula 2)
At this time, potassium ferricyanide or the like may be used as an electron mediator that mediates the exchange of electrons between the enzyme and the electrode. Further, when a transistor is used as a voltammetric measurement method, the measurement is performed based on the change in pH at the sensing unit accompanying the enzyme reaction of GOD.

本発明の実施の形態では酵素としてグルコース酸化酵素を使用したグルコース測定について説明したが、本発明ではこの酵素に限定するものではない。例えば、図１４〜図１７のＧＯＤ固定化膜において、ＧＯＤに代わりにアルコール酸化酵素を使用することによりアルコール酸化酵素固定化膜を形成し、グルコース制限透過膜の代わりに、作製条件を改良しアルコール制限透過膜を形成することによりアルコール検出膜を構成することが可能となり、アルコールセンサを実現することができる。アルコール酸化酵素の他にも酵素として、乳酸酸化酵素、グルタミン酸化酵素などの各種の酸化酵素を用いて、乳酸、グルタミン酸を同様にして測定することができる。   In the embodiment of the present invention, glucose measurement using glucose oxidase as an enzyme has been described. However, the present invention is not limited to this enzyme. For example, in the GOD-immobilized membrane of FIGS. 14 to 17, an alcohol oxidase-immobilized membrane is formed by using alcohol oxidase instead of GOD, and the production conditions are improved instead of the glucose-restricted permeable membrane. By forming the restricted permeable membrane, an alcohol detection membrane can be formed, and an alcohol sensor can be realized. In addition to alcohol oxidase, lactic acid and glutamic acid can be similarly measured using various oxidases such as lactate oxidase and glutamine oxidase as enzymes.

また、本発明の実施の形態では酵素としてグルコース酸化酵素を使用したグルコース測定について説明したが、本発明ではこの酵素に限定するものではない。例えば、図１４〜図１７のＧＯＤ固定化膜において、ＧＯＤに代わりにコレステロールオキシダーゼ、コレステロールエステラーゼを用いて前処理領域に前処理物質として界面活性剤を含ませることにより、コレステロールを測定することができ、リポプロテインリパーゼ、グリセロールキナーゼ、グリセロリン酸オキシダーゼを用い、前記と同じく、前処理領域に前処理物質として界面活性剤を含ませることにより、中性脂肪を測定することができる。   In the embodiment of the present invention, glucose measurement using glucose oxidase as an enzyme has been described. However, the present invention is not limited to this enzyme. For example, in the GOD-immobilized membranes of FIGS. 14 to 17, cholesterol can be measured by using a cholesterol oxidase or cholesterol esterase instead of GOD and including a surfactant as a pretreatment substance in the pretreatment region. Neutral fat can be measured by using lipoprotein lipase, glycerol kinase, glycerophosphate oxidase, and containing a surfactant as a pretreatment substance in the pretreatment region as described above.

酵素反応性物質固定化メンブレンは、個別測定対象物質（例えば、測定対象物質Ａ及び測定対象物質Ｂ）のいずれか１つとのみ、それぞれ特異的に反応することのできる各酵素反応性物質（以下、特定酵素反応性物質と称する）を、それぞれ別々に固定化した領域である検出ゾーンを有する。   The enzyme-reactive substance-immobilized membrane is used for each enzyme-reactive substance (hereinafter, referred to as “reactive substance”) that can specifically react with only one of the individual target substances (for example, the target substance A and the target substance B). Each having a detection zone, which is a separately immobilized region.

一方、酵素活性を測定する場合は、抗酵素抗体の固定化された感知部で酵素を捕捉した後、次いで酵素に対応する基質を含む酵素反応液を添加して、生成された酵素反応産物を上記と同じ方法で検出し、それにより酵素活性を測定することもできる（特開２００１−２９９３８６号公報参照）。   On the other hand, when measuring the enzyme activity, after capturing the enzyme with the sensing unit on which the anti-enzyme antibody is immobilized, an enzyme reaction solution containing a substrate corresponding to the enzyme is added, and the resulting enzyme reaction product is added. The enzyme activity can also be measured by the same method as described above (see JP 2001-299386 A).

更に、別の態様として、図４に示すようなストリップを用いてイオン選択性物質（膜）を利用した検出対象物質の測定を実施することができる。図４に示すストリップは、展開方向（図４における矢印Ａで示す方向）の上流から下流あるいは上方から下方に向かって、検体添加領域として機能する試料添加パッド１、検体の前処理領域として機能する前処理パッド２、ゲート本体若しくアンペロメトリック型電極部と電気的導通を取りうるように配線７された感知部５において、イオン選択性物質固定化領域として機能するイオン選択性物質固定化メンブレン３、及び液体吸収領域として機能する吸収パッド４がこの順に、基材層としての粘着シート６上に、例えば、接着剤によって貼付して配置されている。本発明のストリップは、検体添加領域、前処理領域、及びイオン選択性物質固定化領域、感知部を少なくとも含む限り、特に限定されるものではないが、液体吸収領域を更に含むことが好ましい。   Furthermore, as another aspect, measurement of a detection target substance using an ion selective substance (membrane) can be performed using a strip as shown in FIG. The strip shown in FIG. 4 functions as a sample addition pad 1 that functions as a sample addition region and a sample pretreatment region from upstream to downstream or from above to below in the development direction (direction indicated by arrow A in FIG. 4). An ion-selective substance-immobilized membrane that functions as an ion-selective substance-immobilized region in the sensing unit 5 wired so as to be electrically connected to the pretreatment pad 2, the gate body or the amperometric electrode part 3 and an absorbent pad 4 functioning as a liquid absorption region are arranged in this order on an adhesive sheet 6 as a base material layer, for example, with an adhesive. The strip of the present invention is not particularly limited as long as it includes at least an analyte addition region, a pretreatment region, an ion selective substance immobilization region, and a sensing unit, but preferably further includes a liquid absorption region.

特に、特定のイオンを検出する場合は、感知部に特定のイオンに対応するイオン感応膜を形成させることができる。更に、イオン選択性物質の代わりに、あるいはイオン選択性物質と共に酵素を固定化することにより、検出対象物質に対して酵素が触媒として作用した結果生じる生成物の生成を相互作用として感知し、それにより検出対象物質を検出することもできる。   In particular, when specific ions are detected, an ion sensitive film corresponding to the specific ions can be formed on the sensing unit. Furthermore, by immobilizing the enzyme instead of or together with the ion selective substance, the production of a product resulting from the enzyme acting as a catalyst for the target substance to be detected is detected as an interaction. It is also possible to detect the detection target substance.

更に、感知部として薄い絶縁膜を使用した際に、Ｈ＋、Ｎａ＋等のイオンを測定する場合は必要であれば、絶縁膜上にそれぞれ測定対象となるイオンに対応するイオン感応膜を形成させることもできる。更にイオン感応膜の代わりに、あるいはイオン感応膜とともに酵素固定膜を形成させることにより検出対象物質に対して酵素が触媒として作用した結果生じる生成物を測定することにより検出対象物質を検出することもできる（参考文献：鈴木周一 バイオセンサー １９８４ 講談社，軽部ら センサーの開発と実用化、第３０巻、第１号、別冊化学工業 １９８６）。 Furthermore, when a thin insulating film is used as the sensing part, if ion such as H + and Na + is measured, if necessary, an ion sensitive film corresponding to each ion to be measured is formed on the insulating film. It can also be made. Further, the detection target substance may be detected by measuring a product produced as a result of the enzyme acting as a catalyst for the detection target substance by forming an enzyme-immobilized film instead of or together with the ion sensitive film. (Reference: Shuichi Suzuki, Biosensor 1984 Kodansha, Kurabe et al., Development and Practical Use of Sensors, Vol. 30, No. 1, Separate Chemical Industries, 1986).

本発明のストリップにおいて、各物質固定化領域における各反応性物質の配置パターンは、後述する分析工程において、各信号が区別可能であるように隔離されている限り、特に限定されるものではない。例えば、図５に示すように、図１、図３、又は図４のストリップを２つ以上前記展開方向に並置して配置（多レーン・多行型）することもできる。また、各検出ゾーンの形状も、特に限定されるものではなく、例えば、ドット状又は帯状であることができる。   In the strip of the present invention, the arrangement pattern of each reactive substance in each substance immobilization region is not particularly limited as long as each signal is isolated so as to be distinguishable in the analysis step described later. For example, as shown in FIG. 5, two or more strips of FIG. 1, FIG. 3, or FIG. 4 may be arranged side by side in the development direction (multi-lane / multi-row type). Further, the shape of each detection zone is not particularly limited, and may be, for example, a dot shape or a belt shape.

また、例えば、検体として血液を用いた場合、血液中に含まれる赤血球等を予め除去するため、必要に応じて、図１、図３〜図５における検体添加領域及び／又は前処理領域において細孔によるろ過機能を用たせても良い。   Further, for example, when blood is used as a specimen, red blood cells and the like contained in the blood are removed in advance, so that the specimen addition area and / or the pretreatment area in FIGS. You may use the filtration function by a hole.

本発明のストリップにおける毛細管作用をもつ支持体は、液体が展開可能である支持体である限り、特に限定されるものではないが、例えば、ポリアミド繊維、グラスファイバー、セルロース、ニトロセルロース、セルロースアセテート、フッ化ビニリデン樹脂、又はポリテトラフルオロエチレンなどからなる多孔質体（例えば、濾紙又は多孔性ポリマー）などを挙げることができる。   The support having a capillary action in the strip of the present invention is not particularly limited as long as it is a support on which a liquid can be developed. For example, polyamide fiber, glass fiber, cellulose, nitrocellulose, cellulose acetate, Examples thereof include a porous body (for example, filter paper or porous polymer) made of vinylidene fluoride resin, polytetrafluoroethylene, or the like.

接触工程の終了後、分析工程において、各検出ゾーン毎に、信号を分析する。分析工程では、測定対象物に応じて、図１８に示すようにボルタノメトリック型測定法かアンペロメトリック型測定法を選択し、各信号を分析し、各検出ゾーン毎に測定対象物質の量を算出する。   After the contact step, the signal is analyzed for each detection zone in the analysis step. In the analysis step, a voltammetric measurement method or an amperometric measurement method is selected as shown in FIG. 18 according to the measurement object, each signal is analyzed, and the amount of the measurement target substance for each detection zone. Is calculated.

［VI．分析装置の例］
以下に、本発明のセンサユニット、及び、それを用いた分析装置の一例の構成を示すが、本発明は以下の例に限定されるものではなく、例えば各構成要素の説明において上述したように、本発明の要旨を逸脱しない範囲において任意に変形して実施することができる。 [VI. Example of analyzer]
The configuration of an example of the sensor unit of the present invention and an analysis apparatus using the sensor unit will be described below, but the present invention is not limited to the following example. For example, as described above in the description of each component Any modifications can be made without departing from the scope of the present invention.

図１９は、本発明のセンサユニットを用いた分析装置１００の模式的説明図であり、図２０は、センサユニットの要部構成を模式的に示す分解斜視図である。また、図２１，図２２は、検出デバイス部１０９の要部構成を模式的に示す図であり、図２１はその斜視図、図２２は側面図である。更に、図２３は、コネクタソケット１０５、分離型集積電極１０６、及びストリップ１０７を集積検出デバイス１０４に取り付けた状態について、その電極部１１６及び特定物質固定化領域１０７ａ周辺を模式的に示す断面図である。なお、この図２３においては、説明のため、コネクタソケット１０５はその内部の配線１２１のみを示す。また、図１９〜図２３において、同様の符号で示す部分は、同様のものを表す。   FIG. 19 is a schematic explanatory view of an analysis apparatus 100 using the sensor unit of the present invention, and FIG. 20 is an exploded perspective view schematically showing a main part configuration of the sensor unit. FIGS. 21 and 22 are diagrams schematically showing a main configuration of the detection device unit 109, FIG. 21 is a perspective view thereof, and FIG. 22 is a side view thereof. Further, FIG. 23 is a cross-sectional view schematically showing the periphery of the electrode portion 116 and the specific substance immobilization region 107a in a state where the connector socket 105, the separation type integrated electrode 106, and the strip 107 are attached to the integrated detection device 104. is there. In FIG. 23, the connector socket 105 shows only the internal wiring 121 for the sake of explanation. Moreover, in FIGS. 19-23, the part shown with the same code | symbol represents the same thing.

図１９に示すように、この分析装置１００は、センサユニット１０１と、測定回路１０２とを有して構成され、ストリップ１０７中を、検体及び試薬を矢印のように流すことができるように構成されている。ここで、測定回路１０２は、図１８に示すように、ボルタノメトリック型測定法においてはセンサユニット１０１内のトランジスタ部（図２３のトランジスタ部１０３参照）の特性変化を検出するための回路（トランジスタ特性検出部）であり、アンペロメトリック型測定法の場合は電極部での特性変化を検出するための回路であり、具体例としては、任意の抵抗、コンデンサ、電流計、電圧計、通常利用することができる集積回路素子（所謂ＩＣ、オペレーショナルアンプ等）、コイル（インダクタ）、フォトダイオード、ＬＥＤ（発光ダイオード）などを含めた公知の電子回路部品を用いた回路などから目的に応じて構成される。   As shown in FIG. 19, the analyzer 100 includes a sensor unit 101 and a measurement circuit 102, and is configured to allow a specimen and a reagent to flow through the strip 107 as shown by arrows. ing. Here, as shown in FIG. 18, the measurement circuit 102 is a circuit (transistor) for detecting a change in characteristics of the transistor unit (see the transistor unit 103 in FIG. 23) in the sensor unit 101 in the voltammetric measurement method. In the case of an amperometric measurement method, this is a circuit for detecting a change in characteristics at the electrode part. Specific examples include an arbitrary resistor, capacitor, ammeter, voltmeter, and normal use. It is configured according to the purpose from circuits using known electronic circuit components including integrated circuit elements (so-called ICs, operational amplifiers, etc.), coils (inductors), photodiodes, LEDs (light emitting diodes), etc. The

センサユニット１０１は、図２０に示すように、集積検出デバイス１０４と、コネクタソケット１０５と、分離型集積電極１０６と、ストリップ１０７とを備えている。このうち、集積検出デバイス１０４は分析装置１００に固定されている。一方、コネクタソケット１０５、分離型集積電極１０６、及びストリップ１０７は、集積検出デバイス１０４から機械的に着脱可能となっている。   As shown in FIG. 20, the sensor unit 101 includes an integrated detection device 104, a connector socket 105, a separate integrated electrode 106, and a strip 107. Among these, the integrated detection device 104 is fixed to the analyzer 100. On the other hand, the connector socket 105, the separation-type integrated electrode 106, and the strip 107 are mechanically detachable from the integrated detection device 104.

集積検出デバイス１０４は、図２０に示すように、基板１０８上に、それぞれ同様に構成された複数（ここでは４個）の検出デバイス部１０９が集積化された構成となっている。
基板１０８上に集積化された検出デバイス部１０９は、図２１，図２２に示すように、絶縁性の素材で形成された基板１０８上に、絶縁性で且つ低誘電率の材料で形成された低誘電層１１０を有し、その上に、導体（例えば、金）で形成されたソース電極１１１及びドレイン電極１１２を有している。ソース電極１１１及びドレイン電極１１２には、それぞれ測定回路１０２に通じる配線（図示省略）が接続されていて、この配線を通じ、後述するチャネル１１３を流れる電流が測定回路１０２で検出されるようになっている。更に、ソース電極１１１及びドレイン電極１１２の間にはカーボンナノチューブで形成されたチャネル１１３が装架されている。 As shown in FIG. 20, the integrated detection device 104 has a configuration in which a plurality (four in this example) of detection device units 109 configured in the same manner are integrated on a substrate 108.
The detection device unit 109 integrated on the substrate 108 is formed of an insulating and low dielectric constant material on the substrate 108 formed of an insulating material, as shown in FIGS. A low dielectric layer 110 is provided, and a source electrode 111 and a drain electrode 112 formed of a conductor (for example, gold) are provided thereon. Each of the source electrode 111 and the drain electrode 112 is connected to a wiring (not shown) that leads to the measurement circuit 102, and a current flowing through a channel 113 (to be described later) is detected by the measurement circuit 102 through the wiring. Yes. Further, a channel 113 made of carbon nanotubes is mounted between the source electrode 111 and the drain electrode 112.

また、低誘電層１１０の表面には、チャネル１１３中間部から図２５の奥側縁部にかけて、低誘電率の絶縁材である酸化シリコンの膜（絶縁膜）１１４が形成されていて、チャネル１１３は、この絶縁膜１１４を横方向に貫通していている。言い換えれば、チャネル１１３の中間部は絶縁膜１１４によって被覆されている。また、チャネル１１３は中間部が下にたわんだ状態で装架されていて、これにより、温度が変化しても熱膨張によってチャネル１１３が破損することがないようになっている。   Further, on the surface of the low dielectric layer 110, a silicon oxide film (insulating film) 114, which is an insulating material having a low dielectric constant, is formed from the middle part of the channel 113 to the inner edge of FIG. 25. Passes through the insulating film 114 in the lateral direction. In other words, the intermediate portion of the channel 113 is covered with the insulating film 114. Further, the channel 113 is mounted with the intermediate portion bent downward, so that the channel 113 is not damaged by thermal expansion even when the temperature changes.

更に、絶縁膜１１４の上側表面には、導体（例えば、金）で形成されたゲート本体１１５がトップゲートとして形成されている。即ち、ゲート本体１１５は絶縁膜１１４を介して低誘電層１１０上に形成されていることになる。このゲート本体１１５は、コネクタソケット１０５を介して分離型集積電極１０６及びストリップ１０７を集積検出デバイス１０４に装着することにより、分離型集積電極１０６の対応する電極部１１６と共に検出用感知ゲート１１７（図２３参照）を構成するようになっている。   Furthermore, a gate body 115 made of a conductor (for example, gold) is formed on the upper surface of the insulating film 114 as a top gate. That is, the gate body 115 is formed on the low dielectric layer 110 via the insulating film 114. The gate main body 115 is attached to the integrated detection device 104 with the separation type integrated electrode 106 and the strip 107 through the connector socket 105, thereby detecting the detection sensing gate 117 (see FIG. 23).

また、基板１０８の裏面（即ち、チャネル１１３と反対側の面）には、バックゲートとして、導体（例えば、金）で形成された電圧印加ゲート１１８が設けられている。この電圧印加ゲート１１８には、分析装置１００に設けられた電源（図示省略）を通じて電圧が印加されるようになっている。また、この電圧印加ゲート１１８に印加される電圧の大きさは、測定回路１０２により測定されるようになっている。なお、バックゲートには電圧印加ゲート以外の機能をもたせることも可能である。   In addition, a voltage application gate 118 formed of a conductor (for example, gold) is provided as a back gate on the back surface of the substrate 108 (that is, the surface opposite to the channel 113). A voltage is applied to the voltage application gate 118 through a power source (not shown) provided in the analyzer 100. Further, the magnitude of the voltage applied to the voltage application gate 118 is measured by the measurement circuit 102. The back gate can have a function other than the voltage application gate.

低誘電層１１０の表面には、ソース電極１１１、ドレイン電極１１２及び絶縁膜１１４に被覆されていない面の全体に亘って、絶縁体層１２０が形成されている。この絶縁体層１２０は、チャネル１１３の絶縁膜１１４に被覆されていない部分全体と、ソース電極１１１、ドレイン電極１１２、絶縁膜１１４、及び、ゲート本体１１５のそれぞれの側面と、ソース電極１１１及びドレイン電極１１２の上側の面とを覆うように形成されているが、ゲート本体１１５の上側の面は被覆していない。そして、この絶縁体層１２０に被覆されていないゲート本体１１５の上面が、コネクタソケット１０５によって、分離型集積電極１０６の電極部１１６に接続されるようになっている。なお、図２１，図２２中、絶縁体層１２０は二点鎖線で示す。   On the surface of the low dielectric layer 110, an insulator layer 120 is formed over the entire surface not covered with the source electrode 111, the drain electrode 112, and the insulating film 114. The insulator layer 120 includes the entire portion of the channel 113 that is not covered with the insulating film 114, the side surfaces of the source electrode 111, the drain electrode 112, the insulating film 114, and the gate body 115, and the source electrode 111 and the drain. It is formed so as to cover the upper surface of the electrode 112, but the upper surface of the gate body 115 is not covered. The upper surface of the gate body 115 not covered with the insulator layer 120 is connected to the electrode portion 116 of the separation type integrated electrode 106 by the connector socket 105. 21 and 22, the insulator layer 120 is indicated by a two-dot chain line.

コネクタソケット１０５は、集積検出デバイス１０４と分離型集積電極１０６との間で、集積検出デバイス１０４と分離型集積電極１０６とを接続するコネクタである。コネクタソケット１０５の図中下部（下面）には、集積検出デバイス１０４の上面の形状に合わせて形成された、コネクタソケット１０５を集積検出デバイス１０４に装着するための装着部１０５Ａが設けられている。また、コネクタソケット１０５の図中上部（上面）には、分離型集積電極１０６の下面の形状に合わせて形成された、分離型集積電極１０６をコネクタソケット１０５に装着するための装着部１０５Ｂが設けられている。これにより、コネクタソケット１０５を介して分離型集積電極１０６は集積検出デバイス１０４に装着されるようになっている。なお、コネクタソケット１０５自体は、前記のように集積検出デバイス１０４に対して着脱可能となっている。   The connector socket 105 is a connector for connecting the integrated detection device 104 and the separated integrated electrode 106 between the integrated detection device 104 and the separated integrated electrode 106. A lower portion (lower surface) of the connector socket 105 in the figure is provided with a mounting portion 105 </ b> A for mounting the connector socket 105 to the integrated detection device 104, which is formed in accordance with the shape of the upper surface of the integrated detection device 104. In addition, a mounting portion 105B for mounting the separation type integrated electrode 106 on the connector socket 105, which is formed in accordance with the shape of the bottom surface of the separation type integrated electrode 106, is provided on the upper portion (upper surface) of the connector socket 105 in the drawing. It has been. Thus, the separation type integrated electrode 106 is attached to the integrated detection device 104 via the connector socket 105. The connector socket 105 itself is detachable from the integrated detection device 104 as described above.

コネクタソケット１０５内には導体からなる配線（図２３の配線１２１を参照）が設けられていて、センサユニット１０１の組み立て時には、集積検出デバイス１０４の検出デバイス部１０９のゲート本体１１５と、分離型集積電極１０６の電極部１１６とが電気的に導通をとることができるようになっている。具体的には、集積検出デバイス１０４の図中左から１番目、２番目、３番目及び４番目の検出デバイス部１０９それぞれと、分離型集積電極１０６の図中左から１列目、２列目、３列目及び４列目の各３個ずつの電極部１１６とが対応していて、コネクタソケット１０５内の配線により、対応する検出デバイス部１０９のゲート本体１１５と電極部１１６とが電気的に導通をとられるようになっている。従って、コネクタソケット１０５は、導通部材として機能するようになっている。   A wiring made of a conductor (see wiring 121 in FIG. 23) is provided in the connector socket 105, and when assembling the sensor unit 101, the gate main body 115 of the detection device unit 109 of the integrated detection device 104 and the separation type integration are provided. The electrode portion 116 of the electrode 106 can be electrically connected. Specifically, the first, second, third, and fourth detection device sections 109 from the left in the drawing of the integrated detection device 104, and the first and second columns from the left in the drawing of the separation type integrated electrode 106, respectively. The three electrode portions 116 in the third row and the fourth row respectively correspond to each other, and the gate body 115 and the electrode portion 116 of the corresponding detection device portion 109 are electrically connected by the wiring in the connector socket 105. The continuity can be taken. Therefore, the connector socket 105 functions as a conducting member.

更に、コネクタソケット１０５は、内部に配線を切り替えるスイッチ（図示省略）を有していて、そのスイッチを切り替えることにより、検出デバイス部１０９のゲート本体１１５を、対応する電極部１１６のうちのどれと電気的に導通させるかを選択できるようになっている。従って、コネクタソケット１０５は、電気接続切替部として機能するようになっている。   Further, the connector socket 105 has a switch (not shown) for switching wiring inside, and by switching the switch, the gate body 115 of the detection device unit 109 is connected to any of the corresponding electrode units 116. It is possible to select whether to conduct electrically. Accordingly, the connector socket 105 functions as an electrical connection switching unit.

また、分離型集積電極１０６は、絶縁体で形成された基板１２２に、複数の電極部（感知部）１１６がアレイ状に並んで設けられたものである。本例のセンサユニット１０１においては、電極部１１６は図中左から３個ずつ４列に、合計１２個形成されているとする。   In addition, the separation type integrated electrode 106 is obtained by arranging a plurality of electrode portions (sensing portions) 116 in an array on a substrate 122 formed of an insulator. In the sensor unit 101 of this example, it is assumed that a total of 12 electrode portions 116 are formed in 4 rows of 3 each from the left in the figure.

図２３に示すように、基板１２２の表面には導体により電極部（感知部）１１６が形成されている。この電極部１１６は、例えば積層プリント基板技術等を利用することにより形成することができる。
また、電極部１１６の表面には特定物質１２３が固定化されている。なお、図２３においては説明のために特定物質１２３を視覚可能な大きさに描いたが、通常は、特定物質１２３は極小さいものであり、その具体的形状は視覚できないことが多い。 As shown in FIG. 23, an electrode part (sensing part) 116 is formed on the surface of the substrate 122 by a conductor. The electrode part 116 can be formed by using, for example, a laminated printed circuit board technology.
A specific substance 123 is immobilized on the surface of the electrode part 116. In FIG. 23, the specific substance 123 is drawn in such a size that it can be seen for explanation. However, the specific substance 123 is usually extremely small and its specific shape is often not visible.

更に、基板１２２の電極部１１６の裏側にはスルーホールが形成され、このスルーホールが導電性ペイスト物質により埋められることで配線１２４が形成されている。従って、分離型集積電極１０６をコネクタソケット１０５を介して集積検出デバイス１０４に装着したときには、この配線１２４とコネクタソケット１０５の配線１２１とを通じて、電極部１１６はそれぞれ対応する検出デバイス部１０９のゲート本体１１５と電気的に導通が取れるようになっている。また、ゲート本体１１５及び電極部（感知部）１１６とにより検出用感知ゲート１１７が構成されている。   Further, a through hole is formed on the back side of the electrode portion 116 of the substrate 122, and the wiring 124 is formed by filling the through hole with a conductive paste material. Therefore, when the separation type integrated electrode 106 is attached to the integrated detection device 104 via the connector socket 105, the electrode portion 116 is connected to the gate body of the corresponding detection device portion 109 through the wiring 124 and the wiring 121 of the connector socket 105. 115 can be electrically connected. In addition, a detection sensing gate 117 is constituted by the gate body 115 and the electrode part (sensing part) 116.

なお、分離型集積電極１０６の裏面は、コネクタソケット１０５上部の装着部１０５Ｂに簡単に装着できるようパッケージを作製することが好ましい。具体的には、例えば、配線１２４をパターン化し、バンプ等を形成して、ＴＡＢ（Tape Automated Bonding）やフリップチップボンディングなど利用して基板１２２にボンディングを行い、下部のコネクタソケット１０５に接続できるようにパッケージを作製することが好ましい。また、分離型集積電極１０６はコネクタソケット１０５に着脱可能になっているが、装着時の固定手段は任意であり、例えば、一般的なＩＣパッケージのようなコネクタなどを用いることができる。   In addition, it is preferable to produce a package so that the back surface of the separation-type integrated electrode 106 can be easily mounted on the mounting portion 105B above the connector socket 105. Specifically, for example, the wiring 124 is patterned, bumps and the like are formed, bonded to the substrate 122 using TAB (Tape Automated Bonding), flip chip bonding, etc., and can be connected to the lower connector socket 105. It is preferable to fabricate a package. Further, the separation type integrated electrode 106 can be attached to and detached from the connector socket 105, but a fixing means at the time of mounting is arbitrary, and for example, a connector such as a general IC package can be used.

また、ストリップ１０７は、毛細管作用を持つ支持体１２５（１２５ａ，１２５ｂ、１２６ｃからなる）に、電極部１１６が形成されたものである。具体的には、毛細管作用を持つ支持体１２５を流れる検体が各電極部１１６に接触することができるように、形成されている。この際、温度及び／又は湿度をコントロールすることにより、分析精度を上げることができる。なお、ここでは図中左側から右側にかけて、検出デバイス部１０９それぞれに対応した各３個ずつの電極部１１６のうち、それぞれ１個ずつを通過するように毛細管作用を持つ支持体１２５ａ，１２５ｂ、１２６ｃが設けられている。なお、各支持体中を流れる検体は、１つの支持体中のみを通過し、隣接する支持体には流出しないように、各支持体は、例えば、仕切り等により互いに分離されていることが好ましい。   Further, the strip 107 is obtained by forming an electrode portion 116 on a support body 125 (consisting of 125a, 125b, 126c) having a capillary action. Specifically, it is formed so that the specimen flowing through the support 125 having a capillary action can come into contact with each electrode portion 116. At this time, the analysis accuracy can be increased by controlling the temperature and / or humidity. Here, from the left side to the right side in the figure, among the three electrode portions 116 corresponding to the respective detection device portions 109, supports 125a, 125b, 126c having a capillary action so as to pass through each one. Is provided. In addition, it is preferable that each support body is separated from each other by, for example, a partition so that the specimen flowing in each support body passes through only one support body and does not flow out to the adjacent support bodies. .

図２３では、電極部１１６の表面にのみ、特定物質１２３が固定化されているが、本発明においては、ストリップ１０７における特定物質固定化領域１０７ａにも特定物質を固定化することができる。例えば、特定物質として免疫反応性物質又は酵素反応性物質を用いる場合には、電極部１１６のみに特定物質を固定化することもできるし、あるいは、電極部１１６及び特定物質固定化領域１０７ａの両方に特定物質を固定化することもできる。特定物質としてイオン選択性物質を用いる場合には、電極部１１６のみに特定物質を固定化する。   In FIG. 23, the specific substance 123 is immobilized only on the surface of the electrode part 116. However, in the present invention, the specific substance can also be immobilized in the specific substance immobilization region 107a in the strip 107. For example, when an immunoreactive substance or an enzyme-reactive substance is used as the specific substance, the specific substance can be immobilized only on the electrode part 116, or both the electrode part 116 and the specific substance immobilization region 107a can be fixed. It is also possible to immobilize a specific substance. When an ion selective substance is used as the specific substance, the specific substance is immobilized only on the electrode portion 116.

ストリップ１０７は、分離型集積電極１０６と一体に形成され、ストリップユニット１２６を構成する。従って、分析装置１００の使用時には、ストリップユニット１２６をコネクタソケット１０５を介して集積検出デバイス１０４に装着することになる。なお、このストリップユニット１２６は通常は使い切り（使い捨て）とする。また、ストリップ１０７と分離型集積電極１０６とは、別体として形成しても良い。   The strip 107 is formed integrally with the separation type integrated electrode 106 and constitutes a strip unit 126. Therefore, when the analyzer 100 is used, the strip unit 126 is attached to the integrated detection device 104 via the connector socket 105. The strip unit 126 is normally used up (disposable). Further, the strip 107 and the separation type integrated electrode 106 may be formed separately.

本例の分析装置１００及びセンサユニット１０１は以上のように構成されている。従って、使用時には、まず、コネクタソケット１０５、及びストリップユニット１２６（即ち、分離型集積電極１０６及びストリップ１０７）を、集積検出デバイス１０４に装着して、センサユニット１０１を準備する。その後、電圧印加ゲート１１８に、トランジスタ部１０３（即ち、基板１０８、低誘電層１１０、ソース電極１１１、ドレイン電極１１２、チャネル１１３、絶縁膜１１４、検出用感知ゲート１１７及び電圧印加ゲート１１８）の伝達特性を最大とすることができる大きさの電圧を印加し、チャネル１１３に電流を流通させる。その状態で、測定回路１０２でトランジスタ部１０３の特性を測定しながら、毛細管作用を持つ支持体１２５に検体を流通させる。   The analyzer 100 and the sensor unit 101 of this example are configured as described above. Therefore, in use, first, the sensor socket 101 and the strip unit 126 (that is, the separated integrated electrode 106 and the strip 107) are attached to the integrated detection device 104 to prepare the sensor unit 101. Thereafter, the transistor portion 103 (that is, the substrate 108, the low dielectric layer 110, the source electrode 111, the drain electrode 112, the channel 113, the insulating film 114, the detection sensing gate 117, and the voltage application gate 118) is transmitted to the voltage application gate 118. A voltage having a magnitude capable of maximizing the characteristics is applied, and a current is passed through the channel 113. In this state, the measurement circuit 102 measures the characteristics of the transistor portion 103 and distributes the specimen to the support 125 having a capillary action.

検体は毛細管作用を持つ支持体１２５を流通し、電極部１１６に接触する。この際、検体中に、電極部１１６に固定化した特定物質と相互作用する検出対象物質が含まれていれば、相互作用が生じる。更に、この際、温度及び／又は湿度をコントロールすることにより、分析精度を上げることができる。なお、この相互作用は、トランジスタ部１０３の特性の変化として感知される。即ち、前記の相互作用により電極部１１６に表面電荷の変化が生じ、これは、電気信号となって電極部１１６から配線１２４，１２１を通じてゲート本体１１５に伝わる。ゲート本体１１５では、この電気信号によりゲート電圧に変化が生じるなどするため、トランジスタ部１０３の特性が変化する。   The specimen flows through the support body 125 having a capillary action and comes into contact with the electrode portion 116. At this time, if the specimen contains a detection target substance that interacts with the specific substance immobilized on the electrode section 116, an interaction occurs. Furthermore, at this time, the analysis accuracy can be increased by controlling the temperature and / or humidity. This interaction is detected as a change in the characteristics of the transistor portion 103. That is, a change in surface charge occurs in the electrode portion 116 due to the above interaction, and this is transmitted as an electric signal from the electrode portion 116 to the gate body 115 through the wirings 124 and 121. In the gate body 115, a change occurs in the gate voltage due to the electric signal, and the characteristics of the transistor portion 103 change.

従って、前記のトランジスタ部１０３の特性の変化を測定回路１０２で測定することにより、検出対象物質を検出することができる。特に、本例では、チャネル１１３としてカーボンナノチューブを用いているため、非常に感度の高い検出を行うことが可能であり、従って、従来は検出が困難であった検出対象物質の検出も行うことができる。従って、本例の分析装置は、従来よりも広範囲の検出対象物質の分析に用いることが可能である。   Therefore, the substance to be detected can be detected by measuring the change in the characteristics of the transistor portion 103 with the measurement circuit 102. In particular, in this example, since the carbon nanotube is used as the channel 113, it is possible to perform detection with very high sensitivity. Therefore, it is possible to detect a detection target substance that has been difficult to detect in the past. it can. Therefore, the analyzer of this example can be used for analyzing a wider range of detection target substances than in the past.

また、本例では、ゲート本体１１５としてトップゲートを用いているので、ゲート本体１１５とチャネル１１３の間の距離が非常に小さく、極めて高感度な検出を行うことができる。
更に、チャネル１１３とゲート本体１１５との間に、低誘電率の絶縁膜１１４が形成されているので、これにより、ゲート本体１１５における相互作用による表面電荷の変化を、より効率的にチャネル１１３に伝達することができ、検出感度をより向上させることができる。 In this example, since the top gate is used as the gate main body 115, the distance between the gate main body 115 and the channel 113 is very small, and detection with extremely high sensitivity can be performed.
Furthermore, since the insulating film 114 having a low dielectric constant is formed between the channel 113 and the gate body 115, the surface charge change due to the interaction in the gate body 115 can be more efficiently applied to the channel 113. The detection sensitivity can be further improved.

また、チャネル１１３が絶縁体層１２０で被覆されているので、チャネル１１３内の荷電粒子がチャネル１１３外部に漏れること、及び、ソース電極１１１やドレイン電極１１２以外からチャネル１１３外部の電荷粒子がチャネル１１３に侵入することを防止することができる。これにより、特定物質と検出対象物質との相互作用を安定して検出することが可能となる。   In addition, since the channel 113 is covered with the insulator layer 120, charged particles in the channel 113 leak outside the channel 113, and charged particles outside the channel 113 from other than the source electrode 111 and the drain electrode 112 are channel 113. Can be prevented from entering. Thereby, it becomes possible to stably detect the interaction between the specific substance and the detection target substance.

更に、トランジスタ部１０３の集積化を行ったため、センサユニット１０１の小型化、検出の迅速化、操作の簡便等の利点を得ることができる。
また、毛細管作用を持つ支持体１２５を用いているために流れを用いて検出試験を行うことが可能であるため、操作が簡単になるという利点も得られる。 Furthermore, since the transistor portion 103 is integrated, advantages such as downsizing of the sensor unit 101, quick detection, and simple operation can be obtained.
Moreover, since the support body 125 having a capillary action is used, a detection test can be performed using a flow, so that an advantage that the operation is simplified can be obtained.

また、複数設けられている電極部１１６に別々の特定物質を固定化したり、各支持体１２５ａ，１２５ｂ，１２５ｃに流通させる検体を別種のものとしたりすれば、一度の測定で２以上の検出対象物質の検出を行うこと（即ち、２以上の相互作用の感知を行うこと）が可能となり、検体分析をより簡単且つ速やかに行うことができる。特に、電極部１１６の集積化を行えば、同時多発的に起こる相互作用を一度の測定で感知し、検体に対する多様な項目の分析を行うことができる。また、逆に、各電極部１１６に固定化する特定物質１２３を同種の物とすれば、一度の測定で多くのデータを得ることが検体の分析結果が得られるため、結果の信頼性が向上する。   In addition, if different specific substances are immobilized on a plurality of electrode portions 116 or if different types of specimens are circulated through the supports 125a, 125b, 125c, two or more detection targets can be obtained in one measurement. It is possible to detect a substance (that is, to detect two or more interactions), and to perform sample analysis more easily and quickly. In particular, if the electrode portions 116 are integrated, it is possible to detect the interaction that occurs at the same time in a single measurement and analyze various items on the specimen. Conversely, if the specific substance 123 immobilized on each electrode 116 is of the same type, it is possible to obtain a large amount of data in a single measurement, and the analysis result of the specimen can be obtained, so the reliability of the results is improved. To do.

更に、電気接続切替部であるコネクタソケット１０５によって、検出デバイス部１０９のゲート本体１１５を、対応する電極部１１６のうちのどれと電気的に導通させるかを選択できるように構成したため、一つの検出デバイス部１０９によって２以上の電極部１１６における相互作用を感知することができる。従って、より少ないゲート本体１１５によって、より多くの電極部１１６を用いて検出対象物質の検出を行うことができるようになり、センサユニット１０１及び分析装置１００を小型化することが可能となる。   Further, the connector socket 105, which is an electrical connection switching unit, is configured to be able to select which of the corresponding electrode units 116 the gate body 115 of the detection device unit 109 is electrically connected to. The device unit 109 can sense an interaction between two or more electrode units 116. Therefore, the detection target substance can be detected using a larger number of electrode portions 116 with fewer gate bodies 115, and the sensor unit 101 and the analyzer 100 can be miniaturized.

また、本例のようなセンサユニット１０１を用いた分析装置１００を使えば、実時間測定も可能であり、物質間相互作用のモニタリングも可能である。
更に、検出用感知ゲート１１７をゲート本体１１５及び電極部１１６という複数の部材に電極分離したため、電極部（感知部）１１６から上側のストリップユニットを、ディスポタイプとして使用でき、これにより、センサユニット１０１や分析装置１００の小型化も可能であるため、ユーザー側の使い勝手も向上する。 In addition, if the analysis apparatus 100 using the sensor unit 101 as in this example is used, real-time measurement is possible and interaction between substances can also be monitored.
Further, since the sensing gate 117 for detection is separated into a plurality of members, that is, the gate main body 115 and the electrode portion 116, the upper strip unit from the electrode portion (sensing portion) 116 can be used as a disposable type. In addition, since the analysis apparatus 100 can be downsized, user-friendliness is improved.

また、電極部１１６を機械的に着脱可能に構成したことにより、電極部１１６を分離可能、交換可能に構成することができる。従って、センサユニット１０１及び分析装置１００の製造コストを安価にすることができ、更に、使い切り可能にすることや検体がバイオ的に汚染されることを防ぐことができる。   Further, since the electrode portion 116 is configured to be mechanically detachable, the electrode portion 116 can be configured to be separable and replaceable. Therefore, the manufacturing cost of the sensor unit 101 and the analyzer 100 can be reduced, and further, the sensor unit 101 and the analyzer 100 can be used up and the specimen can be prevented from being contaminated biologically.

但し、ここで例示した分析装置１００及びセンサユニット１０１は、あくまで本発明の実施態様の１つとしてのセンサユニットの一例であり、上記構成を、本発明の要旨の範囲内で任意に変形して実施することも可能である。本実施形態のセンサユニットの各構成要素の説明として上述したように変形することも可能であるが、中でも、以下のように変形を行うことも可能である。   However, the analysis apparatus 100 and the sensor unit 101 exemplified here are only examples of the sensor unit as one embodiment of the present invention, and the above configuration is arbitrarily modified within the scope of the gist of the present invention. It is also possible to implement. Although it is possible to modify the components of the sensor unit according to the present embodiment as described above, the following modifications may be made.

例えば、コネクタソケット１０５の形状を、集積検出デバイス１０４及び分離型集積電極１０６の形状や寸法に応じて決定することは好ましい。通常、感知部を有する分離型集積電極１０６のような部分に比べて、検出デバイス部１０９を有する集積検出デバイス１０４のような部分の面積は微小化されやすい。このため、両者の間には面積の大きさの差が生じるため、両者の間にコネクタソケット１０５のような中継接続端子板を設ける意義は大きい。その意義とは、検出デバイス部１０９自体の集積度、即ち、トランジスタ部１０３の集積度を上げることにより、デバイスの歩留まりの低下と低コスト化を見込めることや、感知部の寸法制約条件や配置制約条件などを緩和し、自由な設計ができることなどが挙げられる。   For example, it is preferable to determine the shape of the connector socket 105 according to the shapes and dimensions of the integrated detection device 104 and the separated integrated electrode 106. Usually, the area of a part such as the integrated detection device 104 having the detection device part 109 is likely to be smaller than that of the part such as the separated integrated electrode 106 having the sensing part. For this reason, there is a difference in the size of the area between the two, so it is significant to provide a relay connection terminal plate such as the connector socket 105 between them. The significance of this is that by increasing the integration degree of the detection device unit 109 itself, that is, the integration unit of the transistor unit 103, it is possible to expect a reduction in device yield and cost reduction. It is possible to relax the conditions and make a free design.

また、例えば、上記のように複数のトランジスタ部１０３を集積する場合は、ひとつの検出対象物質の相互作用を感知するためにひとつのトランジスタ部１０３を用いてもよいし、複数のトランジスタ部（１０３）のアレイを用い、ソース電極１１１−ドレイン電極１１２間を並列に電気的に接続し、各々の検出用感知ゲート１１７では同じ検出対象物質の相互作用を感知することにより、ひとつの検出対象物質の相互作用を感知するために複数のトランジスタ部１０３を用いてもよい。   Further, for example, when a plurality of transistor portions 103 are integrated as described above, one transistor portion 103 may be used to sense the interaction of one detection target substance, or a plurality of transistor portions (103 ), The source electrode 111 and the drain electrode 112 are electrically connected in parallel, and each detection sensing gate 117 senses the interaction of the same detection target substance, thereby allowing one detection target substance to be detected. A plurality of transistor portions 103 may be used to sense the interaction.

更に、例えば、本例のセンサユニット１０１においては電圧印加ゲート１１８を設けたが、チャネル１１３には他の手段によりゲート電圧を印加するようにしても良い。例えば、ゲート本体１１５に、検出デバイス部１０９の外部に設けた電極（参照電極）から電圧を印加するようにしてもよい。また、電圧印加ゲート１１８を設けず、ゲート本体１１５自体の電圧を外部からコントロールするようにしても良い。更に、ゲート本体１１５に電圧を印加する方法は任意であり、ストリップ１０７の毛細管作用を持つ支持体１２５内の検体等の液体（緩衝液等を含む）を通じて電圧を印加するようにしても良く、検体等の液体に接しない部分から直接的に電圧を印加するようにしても良い。また、ゲート本体１１５をフローティングの状態としたり、ゲート本体１１５の電位を一定に保つようにしたりしても良い。更に、ゲート本体１１５をフローティングにする場合、ゲート本体１１５を接地電極で囲んでもよい。これにより、外部からの電界の影響や複数のゲート本体１１５間の相互に与える影響を低減することが期待できる。例えば、ソース電極１１１が接地される場合、ソース電極１１１でゲート本体１１５を囲む構造をとるのがよい。もちろん、ドレイン電極１１２が接地されている場合も同様である。   Further, for example, although the voltage application gate 118 is provided in the sensor unit 101 of this example, a gate voltage may be applied to the channel 113 by other means. For example, a voltage may be applied to the gate body 115 from an electrode (reference electrode) provided outside the detection device unit 109. Alternatively, the voltage application gate 118 may not be provided, and the voltage of the gate body 115 itself may be controlled from the outside. Furthermore, the method for applying a voltage to the gate body 115 is arbitrary, and the voltage may be applied through a liquid such as a specimen (including a buffer solution) in the support 125 having a capillary action of the strip 107. A voltage may be directly applied from a portion that does not come into contact with a liquid such as a specimen. Further, the gate body 115 may be in a floating state, or the potential of the gate body 115 may be kept constant. Further, when the gate main body 115 is set in a floating state, the gate main body 115 may be surrounded by a ground electrode. Thereby, it can be expected that the influence of an external electric field and the mutual influence between the plurality of gate bodies 115 are reduced. For example, when the source electrode 111 is grounded, a structure in which the gate body 115 is surrounded by the source electrode 111 is preferable. Of course, the same applies to the case where the drain electrode 112 is grounded.

また、例えば、相互作用として抗原・抗体反応のように反応が数分〜数十分のオーダーでゆっくり進むものを感知する場合には、ソース電極１１１−ドレイン電極１１２間を流れる電流を増幅器により増幅した後、ローパスフィルタに通すようにしてもよい。これにより、信号の品質が格段に向上することが期待できる。   Also, for example, when sensing an interaction such as an antigen / antibody reaction that slowly proceeds in the order of several minutes to several tens of minutes, the current flowing between the source electrode 111 and the drain electrode 112 is amplified by an amplifier. Then, it may be passed through a low-pass filter. Thereby, it can be expected that the quality of the signal is remarkably improved.

本発明で用いることのできるトランジスタ部の別の態様を、図２４及び図２５に、それぞれ示す。図２４は、トランジスタ部の基板に固定されたゲート本体（検出用感知ゲート）がストリップ（図示せず）と一緒になって感知部を形成する態様であり、図２５は、チャネルがストリップ（図示せず）と一緒になって感知部を形成する態様である。   Another mode of a transistor portion that can be used in the present invention is shown in FIGS. 24 and 25, respectively. FIG. 24 shows an embodiment in which a gate body (detection sensing gate) fixed to a substrate of a transistor portion is combined with a strip (not shown) to form a sensing portion, and FIG. (Not shown) to form a sensing part.

図２４に示す態様では、絶縁性の素材で形成された基板２０６上に、低誘電層２０７、ソース電極２０８、ドレイン電極２０９、チャネル２１０、及び絶縁膜２１１が形成されている。これらの低誘電層２０７、ソース電極２０８、ドレイン電極２０９、チャネル２１０、及び絶縁膜２１１は、それぞれ、図２１及び図２２に示すトランジスタ部における低誘電層１１０、ソース電極１１１、ドレイン電極１１２、チャネル１１３、及び絶縁膜１１４と同様に形成されたものである。更に、絶縁膜２１１の上側表面には、導体（例えば、金）で形成されたゲート本体（検出用感知ゲート）２１２がトップゲートとして形成されている。すなわち、ゲート本体２１２は、絶縁膜２１１を介して低誘電層２０７上に形成されている。このゲート本体２１２の表面には特定物質２１４が固定化されている。従って、ゲート本体２１２の表面は、ストリップ（図示せず）と一緒になって、感知部２１３として機能するようになっている。なお、図２４においては説明のために特定物質２１４を視覚可能な大きさに描いたが、通常は、特定物質２１４は極小さいものであり、その具体的形状は視覚できないことが多い。   In the embodiment shown in FIG. 24, a low dielectric layer 207, a source electrode 208, a drain electrode 209, a channel 210, and an insulating film 211 are formed on a substrate 206 made of an insulating material. These low dielectric layer 207, source electrode 208, drain electrode 209, channel 210, and insulating film 211 are the low dielectric layer 110, source electrode 111, drain electrode 112, channel in the transistor portion shown in FIGS. 21 and 22, respectively. 113 and the insulating film 114 are formed. Further, a gate body (detection sensing gate) 212 formed of a conductor (for example, gold) is formed on the upper surface of the insulating film 211 as a top gate. That is, the gate body 212 is formed on the low dielectric layer 207 via the insulating film 211. A specific substance 214 is immobilized on the surface of the gate body 212. Therefore, the surface of the gate main body 212 functions as the sensing unit 213 together with the strip (not shown). In FIG. 24, the specific substance 214 is drawn in a size that can be seen for the purpose of explanation. However, the specific substance 214 is usually extremely small, and its specific shape is often not visible.

図２５に示す態様では、絶縁性の素材で形成された基板３０６上に、低誘電層３０７、ソース電極３０８、ドレイン電極３０９、チャネル３１０が形成されている。これらの低誘電層３０７、ソース電極３０８、ドレイン電極３０９、チャネル３１０は、それぞれ、図２１及び図２２に示すトランジスタ部における低誘電層１１０、ソース電極１１１、ドレイン電極１１２、チャネル１１３と同様に形成されたものである。更に、チャネル３１０の中間部表面には、特定物質３１１が固定化されている。従って、チャネル３１０の表面は、ストリップ（図示せず）と一緒になって、感知部３１２として機能するようになっている。なお、図２５においては説明のために特定物質３１１を視覚可能な大きさに描いたが、通常は、特定物質３１１は極小さいものであり、その具体的形状は視覚できないことが多い。   In the embodiment shown in FIG. 25, a low dielectric layer 307, a source electrode 308, a drain electrode 309, and a channel 310 are formed on a substrate 306 formed of an insulating material. These low dielectric layer 307, source electrode 308, drain electrode 309, and channel 310 are formed in the same manner as the low dielectric layer 110, source electrode 111, drain electrode 112, and channel 113 in the transistor portion shown in FIGS. It has been done. Further, a specific substance 311 is immobilized on the intermediate surface of the channel 310. Accordingly, the surface of the channel 310 is combined with a strip (not shown) so as to function as the sensing unit 312. In FIG. 25, the specific substance 311 is drawn in a visible size for the sake of explanation. Usually, the specific substance 311 is extremely small, and its specific shape is often not visible.

［利用分野］
本発明のセンサユニット及びそれを用いた分析装置は、任意の分野で適宜用いることができるが、例えば、血液（全血、血漿、血清）、リンパ液、唾液、尿、大便、汗、粘液、涙、随液、鼻汁、頸部又は膣の分泌液、***、胸膜液、羊水、腹水、中耳液、関節液、胃吸引液、組織・細胞等の抽出液や破砕液等の生体液を含むほとんど全ての液体試料の分析に利用することができる。具体例を挙げると、次のような分野で用いることができる。 [Application fields]
The sensor unit and the analyzer using the sensor unit of the present invention can be used as appropriate in any field. For example, blood (whole blood, plasma, serum), lymph, saliva, urine, stool, sweat, mucus, tears , Including sap, nasal discharge, cervical or vaginal secretions, semen, pleural fluid, amniotic fluid, ascites, middle ear fluid, joint fluid, gastric aspirate, tissue and cell extracts, and biological fluids such as crushed fluid It can be used to analyze almost any liquid sample. For example, it can be used in the following fields.

血液（全血、血漿、血清）、リンパ液、唾液、尿、大便、汗、粘液、涙、随液、鼻汁、頸部又は膣の分泌液、***、胸膜液、羊水、腹水、中耳液、関節液、胃吸引液、組織・細胞等の抽出液や破砕液等の生体液を含む液体試料の臨床検査を含むバイオセンサとして用いる場合には、ｐＨ、電解質、溶存ガス、有機物、ホルモン、アレルゲン、色素、薬物、抗生物質、酵素活性、蛋白質、ペプチド、変異原性物質、微生物細胞、血液細胞、血球、血液型、遺伝子解析の１つ以上の測定項目を疾患あるいは機能別に集積した感知部又は感知部位を同時あるいは順次、少なくとも２つ以上のゲートで測定することにより、測定が可能となる。集積された感知部又は感知部位でのそれぞれ個々の測定原理としてイオンセンサ、酵素センサ、微生物センサ、免疫センサ、酵素免疫センサ、発光免疫センサ、菌計数センサ、及び各種の電気化学的反応を利用した電気化学センサ等が考えられるが、最終的に電気的シグナルとして取り出せる原理を全て含む［参考文献：鈴木周一 バイオセンサー 講談社（１９８４），軽部ら センサーの開発と実用化、第３０巻、第１号、別冊化学工業（１９８６）］。   Blood (whole blood, plasma, serum), lymph, saliva, urine, stool, sweat, mucus, tears, ascites, nasal discharge, cervical or vaginal discharge, semen, pleural fluid, amniotic fluid, ascites, middle ear fluid, PH, electrolytes, dissolved gases, organic substances, hormones, allergens when used as biosensors including clinical examinations of fluid samples including biological fluids such as joint fluids, gastric aspirates, tissue / cell extracts, and lysates Sensing unit that integrates one or more measurement items according to disease or function, dye, drug, antibiotic, enzyme activity, protein, peptide, mutagenic substance, microbial cell, blood cell, blood cell, blood type, gene analysis Measurement can be performed by measuring the sensing site simultaneously or sequentially with at least two gates. Utilizing ion sensors, enzyme sensors, microbial sensors, immunosensors, enzyme immunosensors, luminescent immunosensors, fungus count sensors, and various electrochemical reactions as individual measurement principles at the integrated sensing unit or sensing site Electrochemical sensors, etc. are conceivable, but all the principles that can be finally taken out as electrical signals are included [Reference: Shuichi Suzuki, Biosensor Kodansha (1984), Karabe et al. Development and commercialization of sensors, Vol. 30, No. 1 , Separate volume chemical industry (1986)].

疾患別に測定する利用方法としては、肝疾患が疑われる場合のスクリーニング検査が挙げられる。通常、肝疾患が疑われる場合、要因として過栄養性脂肪肝、アルコール性肝障害、ウイルス性肝炎、その他の潜在性肝疾患（原発性胆汁性肝硬変、自己免疫性肝炎、慢性心不全、先天性代謝異常）が挙げられる。この際、過栄養性脂肪肝の診断には、ＡＬＴの上昇が認められ、アルコール性肝障害の検出にはγＧＴＰが最も鋭敏に上昇する。またウイルス性肝炎にはＡＬＴの正常例が少なくないのでＨＢｓ抗原、ＨＣＶ抗体等の肝炎ウイルスマーカーの検査が不可欠となる。潜在性肝疾患の検出にはＡＬＴ、ＡＳＴ、γＧＴＰの組み合わせで判断される。即ち、肝疾患のスクリーニング検査には、ＡＬＴ、ＡＳＴ、γＧＴＰという酵素活性を調べる生化学項目とＨＢｓ抗原、ＨＣＶ抗体という高感度を要する免疫項目を同時に測定する。   As a utilization method for measuring according to disease, screening test in case liver disease is suspected can be mentioned. Usually, if liver disease is suspected, factors such as hypertrophic fatty liver, alcoholic liver injury, viral hepatitis, and other latent liver diseases (primary biliary cirrhosis, autoimmune hepatitis, chronic heart failure, innate metabolism) Abnormal). In this case, an increase in ALT is observed in the diagnosis of hypertrophic fatty liver, and γGTP is most rapidly increased in detection of alcoholic liver injury. In addition, since there are many normal cases of ALT in viral hepatitis, examination of hepatitis virus markers such as HBs antigen and HCV antibody is indispensable. Detection of latent liver disease is determined by a combination of ALT, AST, and γGTP. That is, for screening tests for liver diseases, biochemical items for examining enzyme activities such as ALT, AST, and γGTP, and immunity items that require high sensitivity such as HBs antigen and HCV antibody are simultaneously measured.

更に、チャネルにカーボンナノチューブを採用するなどして、センサユニット及び分析装置を高感度にした場合には、従来は複数の測定機器を用いて多くの手間をかけて分析していた測定項目を、上述したセンサユニットによって分析することが可能となる。
例えば、化学的反応測定及び免疫学的反応測定を、上述したセンサユニットで分析できるようにすることが可能である。
例えば、電解質濃度測定グループ、酵素反応等の化学的反応を利用した生化学項目測定グループ、血液ガス濃度測定グループ、免疫学的反応測定グループ、核酸間ハイブリダイゼーション反応測定グループ、核酸−タンパク質相互作用測定グループ及びレセプタ−リガンド間相互作用測定グループからなる測定グループの群より選ばれる、少なくとも一つの測定グループの測定を、上述したセンサユニットで分析できるようにすることが可能となる。 Furthermore, if the sensor unit and analyzer are made highly sensitive, such as by adopting carbon nanotubes in the channel, the measurement items that have conventionally been analyzed with a lot of labor using a plurality of measuring instruments, Analysis can be performed by the sensor unit described above.
For example, chemical reaction measurements and immunological reaction measurements can be analyzed with the sensor unit described above.
For example, electrolyte concentration measurement group, biochemical item measurement group using chemical reaction such as enzyme reaction, blood gas concentration measurement group, immunological reaction measurement group, nucleic acid hybridization reaction measurement group, nucleic acid-protein interaction measurement The measurement of at least one measurement group selected from the group of measurement groups consisting of a group and a receptor-ligand interaction measurement group can be analyzed by the sensor unit described above.

また、例えば、電解質濃度測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、生化学項目測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、血液ガス濃度測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、核酸間ハイブリダイゼーション反応測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、核酸−タンパク質間相互作用測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、レセプタ−リガンド間相互作用測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、及び、免疫学的反応測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質からなる群より選ばれる２以上の検出対象物質の検出を、前記センサユニットで分析できるようにすることも可能である。即ち、それぞれの測定グループに含まれる各検出対象物質のうち、同じ測定グループの検出対象物質を２種以上検出するようにしてもよく、異なる測定グループの検出対象物質を２種以上検出するようにしてもよい。   In addition, for example, at least one detection target substance selected from the electrolyte concentration measurement group, at least one detection target substance selected from the biochemical item measurement group, and at least one detection target substance selected from the blood gas concentration measurement group , At least one detection target substance selected from the nucleic acid hybridization reaction measurement group, at least one detection target substance selected from the nucleic acid-protein interaction measurement group, and receptor-ligand interaction measurement group The sensor unit can analyze the detection of two or more detection target substances selected from the group consisting of at least one detection target substance and at least one detection target substance selected from an immunological reaction measurement group. It is also possible. That is, among the detection target substances included in each measurement group, two or more detection target substances in the same measurement group may be detected, or two or more detection target substances in different measurement groups may be detected. May be.

更に、電解質濃度測定グループ、酵素反応等の化学的反応を利用した生化学項目測定グループ、血液ガス濃度測定グループからなる群より選ばれる少なくとも一つの測定グループ、並びに、核酸間ハイブリダイゼーション反応測定グループ、核酸−タンパク質間相互作用測定グループ、レセプタ−リガンド間相互作用測定グループ、及び、免疫学的反応測定グループ、生化学項目測定グループからなる群より選ばれる少なくとも一つの測定グループの測定を、前記センサユニットで分析できるようにすることも可能である。従来は、核酸間ハイブリダイゼーション反応測定グループ、核酸−タンパク質間相互作用測定グループ、レセプタ−リガンド間相互作用測定グループ、免疫学的反応測定グループなどの測定グループに含まれる検出対象物質を検出しようとする場合には、非常に高い感度が要求されたため、検出が困難であった。そのため、これらの測定グループを、他の測定グループとともに同じセンサユニットを用いて測定することは出来なかった。しかし、本発明のセンサユニットによれば、カーボンナノチューブ等をチャネルに用いることにより高い感度を備えることができ、しかも、集積化により同じセンサユニットで２以上の検出対象物質を検出することが可能となる。従って、従来の技術では同じセンサユニットで分析することができなかった測定グループに含まれる検出対象物質であっても、検出することが可能なセンサユニット及び分析装置を提供することができる。但し、カーボンナノチューブ等を使用しなくても測定できると考えられていた生化学項目測定グループ等の中でも、非常に高感度が要求される検出対象物質と考えられるが、そのような高感度を要する検出対象物質を検出する際には、カーボンナノチューブ等をチャネルに用いたトランジスタ部により検出を行うようにすることが望ましい。   Furthermore, at least one measurement group selected from the group consisting of an electrolyte concentration measurement group, a biochemical item measurement group using a chemical reaction such as an enzyme reaction, a blood gas concentration measurement group, and an internucleic acid hybridization reaction measurement group, The sensor unit measures at least one measurement group selected from the group consisting of a nucleic acid-protein interaction measurement group, a receptor-ligand interaction measurement group, an immunological reaction measurement group, and a biochemical item measurement group. It is also possible to make analysis possible. Conventionally, detection of substances to be detected in measurement groups such as a nucleic acid hybridization reaction measurement group, a nucleic acid-protein interaction measurement group, a receptor-ligand interaction measurement group, and an immunological reaction measurement group is attempted. In some cases, since extremely high sensitivity was required, detection was difficult. Therefore, these measurement groups cannot be measured using the same sensor unit together with other measurement groups. However, according to the sensor unit of the present invention, high sensitivity can be provided by using carbon nanotubes or the like for the channel, and more than one substance to be detected can be detected by the same sensor unit by integration. Become. Therefore, it is possible to provide a sensor unit and an analysis apparatus that can detect even a detection target substance included in a measurement group that could not be analyzed by the same sensor unit in the prior art. However, among biochemical item measurement groups that were considered to be able to measure without using carbon nanotubes, etc., it is considered to be a detection target substance that requires extremely high sensitivity, but such high sensitivity is required. When detecting the detection target substance, it is desirable to perform detection by a transistor portion using a carbon nanotube or the like as a channel.

また、特定の疾患又は機能を判別するために選択された２以上の検出対象物質を検出できるようにすることも可能である。例えば、肝疾患について判別する際には、生化学項目グループの内、ＡＬＴ、ＡＳＴ、γ−ＧＴＰ、ＡＬＰ、総ビリルビン、直接ビリルビン、ＣｈＥ、総コレステロールを測定し、免疫学的反応測定グループの内、肝炎ウイルス関連マーカー（ＩｇＭ−ＨＡ抗体、ＨＢｓ抗原、ＨＢｓ抗体、ＨＢｃ抗体、ＨＣＶ抗体等）の測定を行う。   It is also possible to detect two or more detection target substances selected to discriminate a specific disease or function. For example, when discriminating liver diseases, ALT, AST, γ-GTP, ALP, total bilirubin, direct bilirubin, ChE, and total cholesterol are measured in the biochemical item group. , Hepatitis virus related markers (IgM-HA antibody, HBs antigen, HBs antibody, HBc antibody, HCV antibody, etc.) are measured.

但し、生化学項目グループ等はここで例示したもの以外にも今後新規に発見される項目を含む多くの項目が存在し、それぞれの疾患（例えば腎・尿路疾患、血液・造血器疾患、内分泌疾患、膠原病・自己免疫疾患、循環器疾患、感染症等）にあった測定項目を選択すべきであり、これら各疾患に対して選択されるべき項目は「実践 臨床検査（株）じほう ２００１年発行」、「日本臨床 第５３巻，１９９５年増刊号 広範囲 血液・尿化学検査、免疫学検査」等に記載されているように臨床検査項目として広く知られている項目を含む。また、疾患を特定できず、発熱、痙攣等の症状からも「瀧 健治：救急外来診療で役立つ症候からの鑑別診断の進めかた 羊土社」等に記載されている様に測定項目を選択することができる。   However, there are many items in the biochemical item group including items newly discovered in addition to those exemplified here, and each disease (for example, kidney / urinary tract disease, blood / hematopoietic disease, endocrine disease) Disease, collagen disease / autoimmune disease, cardiovascular disease, infectious disease, etc.) should be selected, and the items to be selected for each of these diseases are “Practical Clinical Laboratory Inc. Jiho 2001” This includes items that are widely known as clinical test items, as described in “Issuance of the Year”, “Japanese Clinical Volume 53, 1995 Special Issue, Wide Area Blood and Urine Chemistry Test, Immunology Test”. In addition, because the disease could not be identified and the symptoms such as fever and convulsions were selected, the measurement items were selected as described in “Takeshi Kenji: How to proceed with differential diagnosis from symptoms useful in emergency outpatient clinics” can do.

ところで、実際に本発明のセンサユニットを用いた分析装置を準備する際には、高い検出感度を要求されない検出対象物質の検出に用いるトランジスタ部のチャネルはどのようなチャネルを用いても良いが、高い検出感度を要求される検出対象物質の検出に用いるトランジスタ部のチャネルには、カーボンナノチューブを用いることが好ましい。上述したように、カーボンナノチューブ等のナノチューブ構造体をチャネルに用いたトランジスタ部においては高い検出感度を実現することが可能であり、特に、カーボンナノチューブをチャネルに用いたトランジスタ部では確実に高い感度を発揮することができる。   By the way, when actually preparing an analyzer using the sensor unit of the present invention, any channel may be used as the channel of the transistor part used for detection of the detection target substance that does not require high detection sensitivity. It is preferable to use carbon nanotubes for the channel of the transistor portion used for detection of a detection target substance that requires high detection sensitivity. As described above, it is possible to achieve high detection sensitivity in a transistor portion using a nanotube structure such as a carbon nanotube for a channel. In particular, a transistor portion using a carbon nanotube for a channel surely has high sensitivity. It can be demonstrated.

医療等の分野に本発明の分析装置を用いる場合には、核酸間ハイブリダイゼーション反応測定グループ、核酸−タンパク質間相互作用測定グループ、レセプタ−リガンド間相互作用測定グループ、免疫学的反応測定グループなどの高い検出感度を要求される測定グループ（以下適宜「高感度測定グループ」という）に含まれる検出対象物質と、電解質濃度測定グループ、生化学項目測定グループ、血液ガス濃度測定グループ、血算測定グループ、血液凝固能測定グループなどの高い検出感度を要求されない測定グループ（以下適宜「低感度測定グループ」という）に含まれる検出対象物質とを一連の操作で検出したい場合がある。   When the analyzer of the present invention is used in the medical field, the nucleic acid hybridization reaction measurement group, the nucleic acid-protein interaction measurement group, the receptor-ligand interaction measurement group, the immunological reaction measurement group, etc. Detection target substances included in measurement groups that require high detection sensitivity (hereinafter referred to as “high-sensitivity measurement groups”), electrolyte concentration measurement groups, biochemical item measurement groups, blood gas concentration measurement groups, blood count measurement groups, There are cases where it is desired to detect a substance to be detected contained in a measurement group that does not require high detection sensitivity such as a blood coagulation ability measurement group (hereinafter referred to as “low-sensitivity measurement group” as appropriate) by a series of operations.

このような場合に用いる分析装置は、高感度測定グループに対応したトランジスタ部（第１トランジスタ部）と、低感度測定グループに対応したトランジスタ部（第２トランジスタ部）とを有するセンサチップを備えるものが好ましい。この時、トランジスタに加えて、アンペロメトリック型電極部を同様な趣旨により、用いることもでき、特に血糖等の生化学項目をアンペロメトリック型電極で測定するのが好ましい。   An analyzer used in such a case includes a sensor chip having a transistor part (first transistor part) corresponding to a high sensitivity measurement group and a transistor part (second transistor part) corresponding to a low sensitivity measurement group. Is preferred. At this time, in addition to the transistor, an amperometric electrode part can be used for the same purpose, and it is particularly preferable to measure a biochemical item such as blood glucose with the amperometric electrode.

［ＰＯＣＴについて］
上述したようにセンサユニットや分析装置の利便性の向上や小型化を行うことが可能になったことにより、ＰＯＣＴ（ポイントオブケアテスト）の観点からも利点が得られる。
即ち、従来、医療診断分野では患者により近いところでの検査を迅速に行うという観点から、臨床検査のＰＯＣＴ化（小型化、迅速化）が急速に進行すると考えられており、様々な機種が開発されつつある。 [About POCT]
As described above, it is possible to improve the convenience and downsizing of the sensor unit and the analysis apparatus, so that an advantage can be obtained from the viewpoint of POCT (point of care test).
In other words, in the field of medical diagnosis, from the viewpoint of promptly performing a test closer to the patient, it has been considered that POCT (miniaturization, speed-up) of clinical tests will proceed rapidly, and various models have been developed. It's getting on.

医療診断分野における測定対象としては、電解質／血液ガス、生化学項目、免疫項目等をはじめ、上記のような様々な測定グループが挙げられるが、従来技術ではそれぞれ測定方法が異なるため別々の装置で測定されており、疾患ごとに全ての検査項目を同一原理で一度に測定することはできず、真のＰＯＣＴは実現されていない。   The measurement targets in the medical diagnosis field include various measurement groups as described above, including electrolyte / blood gas, biochemical items, immunity items, etc. However, in the prior art, the measurement methods are different, so separate devices are used. Since all the measurement items cannot be measured at the same time on the same principle for each disease, true POCT is not realized.

例えば、肝疾患が疑われる場合、ＡＳＴ（アスパラギン酸アミノトランスファラーゼ）、ＡＬＴ（アラニンアミノトランスフェラーゼ）、γ−ＧＴＰ等の生化学項目は比色法で測定され、ウイルス肝炎項目は化学発光等の高感度な検出法で測定されている。このように、従来は、特定の診断に際して別々の方法を組み合わせて測定されていた。これは極めて高感度の検出感度を要する抗原−抗体反応を利用した免疫項目の検出感度に技術的制限があり、他の電解質／血液ガス、生化学項目と同一原理で一度に測定することができないからであった。   For example, when liver disease is suspected, biochemical items such as AST (aspartate aminotransferase), ALT (alanine aminotransferase), and γ-GTP are measured by a colorimetric method, and viral hepatitis items are high in chemiluminescence. It is measured by a sensitive detection method. Thus, conventionally, measurement is performed by combining different methods for specific diagnosis. This has technical limitations on the detection sensitivity of immune items using antigen-antibody reactions that require extremely high detection sensitivity, and cannot be measured at the same time on the same principle as other electrolyte / blood gas and biochemical items. It was from.

これに対して、本発明のセンサユニットにおいては、例えば、カーボンナノチューブをチャネルに用いれば、非常に高感度な検出を実現することができ、このため、高感度の検出感度を必要とする免疫項目等とその他の電解質等を同一原理で一度に測定することにより、機能別、疾患別に一度に診断を行うことができ、ＰＯＣＴの実現が可能となる。   On the other hand, in the sensor unit of the present invention, for example, if a carbon nanotube is used for a channel, extremely high-sensitivity detection can be realized. Therefore, an immune item that requires high-sensitivity detection sensitivity. And other electrolytes at the same time on the same principle, diagnosis can be performed at a time for each function and disease, and POCT can be realized.

即ち、例えば極めて高感度の検出感度を要する抗原−抗体反応を利用した免疫項目の検出にはカーボンナノチューブを利用した単一電子トランジスタ（ＣＮＴ−ＳＥＴ）、若しくはカーボンナノチューブを利用した電界効果トランジスタ（ＣＮＴ−ＦＥＴ）を採用し、一方、他の電解質／血液ガス、生化学項目にはＣＮＴ−ＳＥＴ、ＣＮＴ−ＦＥＴ、あるいは従来から使用されている特許３１３７６１２号等に記載の電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）もしくはアンペロメトリック型測定法を採用し、更に、トランジスタ部の集積化、即ち、ＣＮＴ−ＳＥＴ、ＣＮＴ−ＦＥＴ、その他のトランジスタ、及び電極等の集積化、並びに、これらを含むストリップユニット又はセンサユニットの分離、各ストリップユニットに試薬等を供給するためのラテラルフロー加工、組立て技術等を組み合わせることにより、高感度の検出感度を要する項目の検出を含む複数の異なる測定項目を一度に測定することができる。   That is, for example, a single electron transistor (CNT-SET) using carbon nanotubes or a field effect transistor (CNT) using carbon nanotubes for detection of immune items using antigen-antibody reactions that require extremely high detection sensitivity. -FET), while other electrolyte / blood gas and biochemical items are CNT-SET, CNT-FET, or a field effect transistor (FET) described in Japanese Patent No. 3137612 or the like conventionally used, Employing an amperometric measurement method, further integrating transistors, that is, integrating CNT-SET, CNT-FET, other transistors, electrodes, etc., and strip units or sensor units including these Separation, for supplying reagents etc. to each strip unit Terarufuro processing, by combining the assembly technique or the like can be measured a plurality of different measurement items including the detection of items requiring the detection sensitivity of the high sensitivity at one time.

また、高い精度で検出を行う観点から、検出には全ての検出対象物質をＣＮＴ−ＦＥＴもしくはＣＮＴ−ＳＥＴを用いて測定することが好ましいが、少なくとも高感度を要する免疫項目などの検出対象物質の検出において、ＣＮＴ−ＦＥＴ又はＣＮＴ−ＳＥＴを用いれば、その他の検出対象物質については、従来から良く知られているアンペロメトリック型測定法等の他法で測定してもよく、カーボンナノチューブを利用しない電界効果トランジスタや単一電子トランジスタを用いて測定してもよい。   In addition, from the viewpoint of detection with high accuracy, it is preferable to measure all detection target substances using CNT-FET or CNT-SET for detection, but at least detection target substances such as immunity items that require high sensitivity. In detection, if CNT-FET or CNT-SET is used, other substances to be detected may be measured by other methods such as the well-known amperometric measurement method, and carbon nanotubes are used. Measurement may be performed using a field effect transistor or a single electron transistor that does not.

本発明のセンサユニット及びそれを含む分析装置は、各種検出対象物質の、例えば、化学的反応測定又は免疫学的反応測定の用途に適用することができる。   The sensor unit of the present invention and an analyzer including the sensor unit can be applied to various detection target substances, for example, for chemical reaction measurement or immunological reaction measurement.

本発明の分析装置の一態様（免疫反応性物質を固定化）について、その主要部を模式的に示す側面図、平面図、及び底面図である。FIG. 4 is a side view, a plan view, and a bottom view schematically showing the main part of one embodiment of the analyzer of the present invention (immobilizing an immunoreactive substance). 本発明の分析装置の別の一態様について、その主要部を模式的に示す側面図である。It is a side view which shows typically the principal part about another one aspect | mode of the analyzer of this invention. 本発明の分析装置の更に別の一態様（酵素反応性物質を固定化）について、その主要部を模式的に示す側面図、平面図、及び底面図である。It is the side view, top view, and bottom view which show typically the principal part about another one aspect | mode (immobilization of an enzyme-reactive substance) of the analyzer of this invention. 本発明の分析装置の更に別の一態様（イオン選択性物質を固定化）について、その主要部を模式的に示す側面図、平面図、及び底面図である。It is the side view, top view, and bottom view which show typically the principal part about another one aspect (Ion selective substance is fix | immobilized) of the analyzer of this invention. 本発明の分析装置の更に別の一態様（複数レーン）について、その主要部を模式的に示す側面図、平面図、及び底面図である。It is the side view, top view, and bottom view which show typically the principal part about another one aspect (multiple lanes) of the analyzer of this invention. 本発明のセンサユニットに用いることのできるボルタノメトリック型感知素子部を模式的に示す平面図である。It is a top view which shows typically the voltametric type sensing element part which can be used for the sensor unit of this invention. 図６に示すボルタノメトリック型感知素子部のＩ−Ｉ線模式的断面図である。FIG. 7 is a schematic cross-sectional view taken along line II of the voltammetric sensing element unit shown in FIG. 6. 本発明のセンサユニットに用いることのできる別のボルタノメトリック型感知素子部を模式的に示す平面図である。It is a top view which shows typically another voltammetric type sensing element part which can be used for the sensor unit of this invention. 図８に示すボルタノメトリック型感知素子部のＩ−Ｉ線模式的断面図である。FIG. 9 is a schematic cross-sectional view taken along the line II of the voltammetric sensing element unit illustrated in FIG. 8. 本発明のセンサユニットに用いることのできるアンペロメトリック型感知素子部を模式的に示す平面図である。It is a top view which shows typically the amperometric type sensing element part which can be used for the sensor unit of this invention. 図１０に示すアンペロメトリック型感知素子部のＩ−Ｉ線模式的断面図である。FIG. 11 is a schematic cross-sectional view taken along the line II of the amperometric sensing element portion illustrated in FIG. 10. 本発明のセンサユニットに用いることのできる別のアンペロメトリック型感知素子部を模式的に示す平面図である。It is a top view which shows typically another amperometric type sensing element part which can be used for the sensor unit of this invention. 図１２に示すアンペロメトリック型感知素子部のＩ−Ｉ線模式的断面図である。It is an II line | wire schematic sectional drawing of the amperometric type sensing element part shown in FIG. 本発明のセンサユニットに用いることのできる、グルコース酸化酵素（ＧＯＤ）固定化膜を有するボルタノメトリック型感知素子部を模式的に示す断面図である。It is sectional drawing which shows typically the voltammetric type sensing element part which has a glucose oxidase (GOD) fixed film | membrane which can be used for the sensor unit of this invention. 本発明のセンサユニットに用いることのできる、グルコース酸化酵素（ＧＯＤ）固定化膜を有する別のボルタノメトリック型感知素子部を模式的に示す断面図である。It is sectional drawing which shows typically another voltammetric type sensing element part which has a glucose oxidase (GOD) fixed film | membrane which can be used for the sensor unit of this invention. 本発明のセンサユニットに用いることのできる、グルコース酸化酵素（ＧＯＤ）固定化膜を有するアンペロメトリック型感知素子部を模式的に示す断面図である。It is sectional drawing which shows typically the amperometric type sensing element part which has a glucose oxidase (GOD) fixed film | membrane which can be used for the sensor unit of this invention. 本発明のセンサユニットに用いることのできる、グルコース酸化酵素（ＧＯＤ）固定化膜を有する別のアンペロメトリック型感知素子部を模式的に示す断面図である。It is sectional drawing which shows typically another amperometric type sensing element part which has a glucose oxidase (GOD) fixed film | membrane which can be used for the sensor unit of this invention. 本発明の分析装置の一態様の構成を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the structure of the one aspect | mode of the analyzer of this invention. 本発明の分析装置の別の一態様について、センサユニットを、分離型集積電極とコネクタソケットとの間で分離した状態で示す、模式的説明図である。It is typical explanatory drawing which shows a sensor unit in the state isolate | separated between the separation type | mold integrated electrode and the connector socket about another one aspect | mode of the analyzer of this invention. 図１９に示す本発明のセンサユニットの要部構成を模式的に示す分解斜視図である。It is a disassembled perspective view which shows typically the principal part structure of the sensor unit of this invention shown in FIG. 本発明のセンサユニットの検出デバイス部の要部構成を模式的に示す斜視図である。It is a perspective view which shows typically the principal part structure of the detection device part of the sensor unit of this invention. 図２１に示す検出デバイス部の要部構成を模式的に示す側面図である。It is a side view which shows typically the principal part structure of the detection device part shown in FIG. 図２１に示す検出デバイス部を含む、本発明のセンサユニットの主要部を模式的に示す断面図である。It is sectional drawing which shows typically the principal part of the sensor unit of this invention containing the detection device part shown in FIG. 本発明のセンサユニットに用いることのできる別の検出デバイス部の要部構成を模式的に示す斜視図である。It is a perspective view which shows typically the principal part structure of another detection device part which can be used for the sensor unit of this invention. 本発明のセンサユニットに用いることのできる更に別の検出デバイス部の要部構成を模式的に示す斜視図である。It is a perspective view which shows typically the principal part structure of another detection device part which can be used for the sensor unit of this invention.

Claims (35)

基板と、前記基板に設けられたソース電極及びドレイン電極と、前記ソース電極及びドレイン電極間の電流通路になるチャネルとを備えたトランジスタ部を有し、更に、毛細管作用をもつ支持体を含む感知部を備えることを特徴とする、検出対象物質を検出するためのセンサユニット。   A sensing device including a transistor having a substrate, a source electrode and a drain electrode provided on the substrate, and a channel serving as a current path between the source electrode and the drain electrode, and further including a support having a capillary action The sensor unit for detecting a detection target substance characterized by including a part. 前記のトランジスタ部が検出用感知ゲートを備え、
前記検出用感知ゲートが、トランジスタ部の基板に固定されたゲート本体と、前記の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部とを備え、前記感知部が前記ゲート本体に対して電気的に導通がある、請求項１に記載のセンサユニット。 The transistor section includes a sensing gate for detection;
The sensing gate for detection includes a gate body fixed to a substrate of the transistor unit, and a sensing unit including a support having the capillary action, and the sensing unit is electrically connected to the gate body. The sensor unit according to claim 1. 更に、検出対象物質の存在を前記トランジスタ部の特性の変化として検出すべく電圧を印加される参照電極を備える、請求項２に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 2, further comprising a reference electrode to which a voltage is applied in order to detect the presence of the detection target substance as a change in characteristics of the transistor unit. 前記の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部が、前記のゲート本体に対して機械的に着脱可能であり、前記ゲート本体に装着されているときには前記ゲート本体に電気的に導通状態となる、請求項２又は３に記載のセンサユニット。   The sensing unit including the support body having the capillary action is mechanically detachable from the gate body, and is electrically connected to the gate body when attached to the gate body. The sensor unit according to claim 2 or 3. トランジスタ部の基板に固定されたゲート本体が、前記の毛細管作用をもつ支持体と一緒になって前記感知部を形成する、請求項１に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 1, wherein a gate body fixed to a substrate of the transistor unit forms the sensing unit together with the support body having a capillary action. 更に、検出対象物質の存在を前記トランジスタ部の特性の変化として検出すべく電圧を印加される参照電極を備える、請求項５に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 5, further comprising a reference electrode to which a voltage is applied in order to detect the presence of a detection target substance as a change in characteristics of the transistor unit. 前記チャネルが、前記の毛細管作用をもつ支持体と一緒になって前記感知部を形成し、前記感知部に、検出対象物質と選択的に相互作用をする特定物質が固定されている、請求項１に記載のセンサユニット。   The channel forms the sensing part together with the support having the capillary action, and a specific substance that selectively interacts with a substance to be detected is fixed to the sensing part. The sensor unit according to 1. 毛細管作用をもつ支持体を含む感知部を、２つ以上有する、請求項１〜７のいずれか一項に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to any one of claims 1 to 7, comprising two or more sensing units including a support having a capillary action. １つのゲート本体が、２つ以上の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部と導通可能に形成されている、請求項８に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 8, wherein one gate body is formed to be able to communicate with a sensing unit including a support having two or more capillaries. ゲート本体と毛細管作用をもつ支持体を含む感知部との導通を切り替える電気接続切替部を備える、請求項９に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 9, further comprising an electrical connection switching unit that switches conduction between the gate body and a sensing unit including a support having a capillary action. トランジスタ部が２以上集積されている、請求項１〜１０のいずれか一項に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to any one of claims 1 to 10, wherein two or more transistor portions are integrated. 毛細管作用をもつ支持体の少なくとも一部が導電性体である、請求項１〜１１のいずれか一項に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 1, wherein at least a part of the support body having a capillary action is a conductive body. 前記チャネルが、ナノチューブ状構造体からなる、請求項１〜１２のいずれか一項に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 1, wherein the channel includes a nanotube-like structure. 前記のナノチューブ状構造体が、カーボンナノチューブ、ボロンナイトライドナノチューブ及びチタニアナノチューブよりなる群から選ばれる構造体である、請求項１３に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 13, wherein the nanotube-like structure is a structure selected from the group consisting of carbon nanotubes, boron nitride nanotubes, and titania nanotubes. 前記トランジスタ部が、前記チャネルに対して電圧又は電界を印加する電圧印加ゲートを備える、請求項１〜１４のいずれか一項に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 1, wherein the transistor unit includes a voltage application gate that applies a voltage or an electric field to the channel. 前記電圧印加ゲートが、前記基板の表面側に設けられたトップゲート、基板表面のチャネル側面に設けられたサイドゲート、あるいは、裏面側に設けられたバックゲートである、請求項１５に記載のセンサユニット。   The sensor according to claim 15, wherein the voltage application gate is a top gate provided on the surface side of the substrate, a side gate provided on a channel side surface of the substrate surface, or a back gate provided on the back surface side. unit. 前記のトランジスタ部に加え、絶縁性の基板上に少なくとも対極と作用極を有するアンペロメトリック型電極を更に備え、
前記アンペロメトリック型電極に、毛細管作用をもつ支持体を含む感知部が形成され、
前記トランジスタ部及び前記アンペロメトリック型電極における各感知部における電荷の変化を、トランジスタ部においては電圧変化として、アンペロメトリック型電極においては電流変化として捉える、請求項１〜１６のいずれか一項に記載のセンサユニット。 In addition to the above-described transistor portion, an amperometric electrode having at least a counter electrode and a working electrode on an insulating substrate is further provided,
On the amperometric electrode, a sensing part including a support having a capillary action is formed,
The charge change in each sensing part in the transistor part and the amperometric electrode is regarded as a voltage change in the transistor part and a current change in the amperometric electrode. The sensor unit described in 1. アンペロメトリック型電極に形成された前記の毛細管作用をもつ支持体中に、及び／又は、少なくとも前記作用極上に、検出対象物質と選択的に相互作用をする特定物質が固定されている、請求項１７に記載のセンサユニット。   A specific substance that selectively interacts with a substance to be detected is fixed in the support having capillary action formed on an amperometric electrode and / or on at least the working electrode. Item 18. The sensor unit according to Item 17. 前記のアンペロメトリック型電極の作用極が、ナノチューブ状構造体を含む作用極である、請求項１７又は１８に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 17 or 18, wherein the working electrode of the amperometric electrode is a working electrode including a nanotube-like structure. アンペロメトリック型電極の前記感知部がコンタクト電極と電気的に接続されており、前記コンタクト電極は、測定回路と電気的に接続されている接続用コネクターに対して機械的に着脱可能であり、前記接続用コネクターに装着されているときには、前記感知部が前記測定回路と電気的に導通状態となる、請求項１７〜１９のいずれか一項に記載のセンサユニット。   The sensing portion of the amperometric electrode is electrically connected to a contact electrode, and the contact electrode is mechanically detachable from a connection connector electrically connected to a measurement circuit; The sensor unit according to any one of claims 17 to 19, wherein the sensing unit is electrically connected to the measurement circuit when the connector is attached to the connection connector. １つの測定回路が、２つ以上のアンペロメトリック型電極の感知部と導通可能に形成されており、前記測定回路と前記感知部との導通を切り替える電気接続切替部を備える、請求項１７〜２０のいずれか一項に記載のセンサユニット。   One measurement circuit is formed to be able to conduct with a sensing unit of two or more amperometric electrodes, and includes an electrical connection switching unit that switches conduction between the measurement circuit and the sensing unit. The sensor unit according to any one of 20. （１）検体添加領域；（２）前記検体中に含まれる検出対象物質と結合することができ、しかも、標識物質で標識された免疫反応性物質を保持している標識化免疫反応性物質保持領域；（３）検出対象物質と選択的に免疫反応をする特定物質を固定された領域を含む感知部位領域；及び（４）液体吸収領域を有する、液体を展開可能なクロマトグラフィー用支持体を更に備え、
前記感知部位領域（３）に、前記の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部が設けられ、
前記標識化免疫反応性物質保持領域（２）が前記検体添加領域（１）の上流に、あるいは、前記検体添加領域（１）が前記標識化免疫反応性物質保持領域（２）の上流に、あるいは、前記標識化免疫反応性物質保持領域（２）が前記検体添加領域（１）を含む状態に配置され、前記標識化免疫反応性物質保持領域（２）と前記液体吸収領域（４）とが、前記感知部位領域（３）を介して、毛細管作用により液体連絡することが可能である、請求項１〜２１のいずれか一項に記載のセンサユニット。 (1) Sample addition region; (2) Labeled immunoreactive substance holding capable of binding to the detection target substance contained in the sample and holding the immunoreactive substance labeled with the labeling substance An area; (3) a sensing region including an area in which a specific substance that selectively immunoreacts with a detection target substance is fixed; and (4) a chromatography support having a liquid absorption area and capable of developing a liquid. In addition,
The sensing part region (3) is provided with a sensing unit including a support having the capillary action,
The labeled immunoreactive substance holding area (2) is upstream of the specimen addition area (1), or the specimen addition area (1) is upstream of the labeled immunoreactive substance holding area (2), Alternatively, the labeled immunoreactive substance holding region (2) is arranged in a state including the specimen addition region (1), and the labeled immunoreactive substance holding region (2) and the liquid absorption region (4) The sensor unit according to any one of claims 1 to 21, which is capable of fluid communication by capillary action via the sensing site region (3). 前記標識物質が荷電粒子である、請求項２２に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 22, wherein the labeling substance is a charged particle. 前記標識物質が酵素であり、前記酵素に対する基質供給領域が、前記感知部位領域に毛細管作用により連絡可能である、請求項２２に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 22, wherein the labeling substance is an enzyme, and a substrate supply region for the enzyme can communicate with the sensing site region by capillary action. （１）検体添加領域；（２）前記検体を前処理するための構造あるいは前処理物質を保持している前処理領域；（３）検出対象物質と選択的に化学反応をする特定物質を固定された領域を含む感知部位領域；及び（４）液体吸収領域を有する、液体を展開可能なクロマトグラフィー用支持体を更に備え、
前記感知部位領域（３）に、前記の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部が設けられ、
前記前処理領域（２）が前記検体添加領域（１）の上流に、あるいは、前記検体添加領域（１）が前記前処理領域（２）の上流に、あるいは、前記前処理領域（２）が前記検体添加領域（１）を含む状態に配置され、前記前処理領域（２）と前記液体吸収領域（４）とが、前記感知部位領域（３）を介して、毛細管作用により液体連絡することが可能である、請求項１〜２１のいずれか一項に記載のセンサユニット。 (1) Sample addition region; (2) Structure for pretreatment of the sample or a pretreatment region holding a pretreatment substance; (3) A specific substance that selectively reacts with a detection target substance is fixed. A sensing site region comprising a defined region; and (4) a chromatographic support having a liquid absorbing region and capable of developing a liquid,
The sensing part region (3) is provided with a sensing unit including a support having the capillary action,
The pretreatment region (2) is upstream of the sample addition region (1), the sample addition region (1) is upstream of the pretreatment region (2), or the pretreatment region (2) is Arranged in a state including the specimen addition region (1), the pretreatment region (2) and the liquid absorption region (4) are in fluid communication by capillary action via the sensing region (3). The sensor unit according to any one of claims 1 to 21, wherein 前記前処理領域（２）が前処理物質として界面活性剤を含み、前記感知部位領域（３）に特定物質としてコレステロールオキシダーゼ又はコレステロールエステラーゼを含む、請求項２５に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to claim 25, wherein the pretreatment region (2) contains a surfactant as a pretreatment substance, and the sensing site region (3) contains cholesterol oxidase or cholesterol esterase as a specific substance. 前記前処理領域（２）が前処理物質として界面活性剤を含み、前記感知部位領域（３）に特定物質としてリポプロテインリパーゼ、グリセロールキナーゼ、又はグリセロリン酸オキシダーゼを含む、請求項２５に記載のセンサユニット。   The sensor according to claim 25, wherein the pretreatment region (2) includes a surfactant as a pretreatment substance, and the sensing site region (3) includes lipoprotein lipase, glycerol kinase, or glycerophosphate oxidase as a specific substance. unit. （１）検体添加領域；（２）前記検体を前処理するための構造あるいは前処理物質を保持している前処理領域；（３）検出対象イオンに対するイオン選択性物質を固定された領域を含む感知部位領域；及び（４）液体吸収領域を有する、液体を展開可能なクロマトグラフィー用支持体を更に備え、
前記感知部位領域（３）に、前記の毛細管作用をもつ支持体を含む感知部が設けられ、
前記前処理領域（２）が前記検体添加領域（１）の上流に、あるいは、前記検体添加領域（１）が前記前処理領域（２）の上流に、あるいは、前記前処理領域（２）が前記検体添加領域（１）を含む状態に配置され、前記前処理領域（２）と前記液体吸収領域（４）とが、前記感知部位領域（３）を介して、毛細管作用により液体連絡することが可能である、請求項１〜２１のいずれか一項に記載のセンサユニット。 (1) specimen addition region; (2) a structure for pretreatment of the specimen or a pretreatment region holding a pretreatment substance; (3) a region in which an ion-selective substance for detection target ions is fixed A chromatographic support having a sensing site region; and (4) a liquid absorbing region capable of developing a liquid,
The sensing part region (3) is provided with a sensing unit including a support having the capillary action,
The pretreatment region (2) is upstream of the sample addition region (1), the sample addition region (1) is upstream of the pretreatment region (2), or the pretreatment region (2) is Arranged in a state including the specimen addition region (1), the pretreatment region (2) and the liquid absorption region (4) are in fluid communication by capillary action via the sensing region (3). The sensor unit according to any one of claims 1 to 21, wherein 前記のクロマトグラフィー用支持体が２以上の感知部を有する、請求項２２〜２８のいずれか一項に記載のセンサユニット。   The sensor unit according to any one of claims 22 to 28, wherein the chromatography support has two or more sensing units. 請求項１〜２９のいずれか一項に記載のセンサユニットを備える、分析装置。   An analyzer comprising the sensor unit according to any one of claims 1 to 29. 分析装置による分析が、化学的反応測定又は免疫学的反応測定である、請求項３０に記載の分析装置。   The analyzer according to claim 30, wherein the analysis by the analyzer is a chemical reaction measurement or an immunological reaction measurement. 前記分析が、電解質濃度測定グループ、生化学項目測定グループ、血液ガス濃度測定グループ、免疫学的反応測定グループ、核酸間ハイブリダイゼーション反応測定グループ、核酸−タンパク質間相互作用測定グループ及びレセプタ−リガンド間相互作用測定グループからなる群より選ばれる、少なくとも一つの測定グループの測定である、請求項３０又は３１に記載の分析装置。   The analysis includes an electrolyte concentration measurement group, a biochemical item measurement group, a blood gas concentration measurement group, an immunological reaction measurement group, a nucleic acid hybridization reaction measurement group, a nucleic acid-protein interaction measurement group, and a receptor-ligand interaction. 32. The analyzer according to claim 30 or 31, wherein the analyzer is a measurement of at least one measurement group selected from the group consisting of action measurement groups. 前記分析が、電解質濃度測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、生化学項目測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、血液ガス濃度測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、核酸間ハイブリダイゼーション反応測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、核酸−タンパク質間相互作用測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、レセプタ−リガンド間相互作用測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質、及び、免疫学的反応測定グループから選択された少なくとも１つの検出対象物質からなる群より選ばれる２以上の検出対象物質の検出である、請求項３０〜３２のいずれか一項に記載の分析装置。   In the analysis, at least one detection target substance selected from the electrolyte concentration measurement group, at least one detection target substance selected from the biochemical item measurement group, and at least one detection target substance selected from the blood gas concentration measurement group , At least one detection target substance selected from the nucleic acid hybridization reaction measurement group, at least one detection target substance selected from the nucleic acid-protein interaction measurement group, and receptor-ligand interaction measurement group 33. The detection of two or more detection target substances selected from the group consisting of at least one detection target substance and at least one detection target substance selected from an immunological reaction measurement group. The analyzer according to one item. 前記分析が、電解質濃度測定グループ、生化学項目測定グループ、血液ガス濃度測定グループからなる群より選ばれる少なくとも一つの測定グループ、並びに、核酸間ハイブリダイゼーション反応測定グループ、核酸−タンパク質間相互作用測定グループ、レセプタ−リガンド間相互作用測定グループ及び免疫学的反応測定グループからなる群より選ばれる少なくとも一つの測定グループの測定である、請求項３０〜３３のいずれか一項に記載の分析装置。   The analysis includes at least one measurement group selected from the group consisting of an electrolyte concentration measurement group, a biochemical item measurement group, and a blood gas concentration measurement group, a nucleic acid hybridization reaction measurement group, and a nucleic acid-protein interaction measurement group. The analyzer according to any one of claims 30 to 33, which is a measurement of at least one measurement group selected from the group consisting of a receptor-ligand interaction measurement group and an immunological reaction measurement group. 前記分析が、特定の疾患又は機能を判別するために選択された２以上の検出対象物質の検出である、請求項３０〜３４のいずれか一項に記載の分析装置。   The analysis device according to any one of claims 30 to 34, wherein the analysis is detection of two or more detection target substances selected to discriminate a specific disease or function.
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