JP2008525822A - Nanoelectronic device for DNA detection / recognition of polynucleotide sequences - Google Patents

Nanoelectronic device for DNA detection / recognition of polynucleotide sequences Download PDF

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ジャン−クリストフ・ペ・ガブリエル
シュリパル・ガンディ
ジョージ・グルナー
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ジョゼフ・ニーマン
ロン・ソスノースキー
アレキサンダー・スター
ユージーン・トゥ
クリスティアン・ファルケ
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ナノミックス・インコーポレーテッド
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Abstract

ナノチューブ装置は、標的ＤＮＡ配列用電子センサーとして設計される。ナノチューブのフィルムは、基板上の電極上に沈着される。単鎖ＤＮＡの溶液は、標的ＤＮＡ配列に対して相補的になるように調製される。このＤＮＡ溶液は電極上に沈着され、乾燥後、電極間領域以外の基板から除去される。得られる構造体は、対置する電極間のナノチューブと直接的に接触する所望のＤＮＡ配列の鎖を含み、これによって、標的ＤＮＡ鎖の存在に対して電気的に応答するセンサーが形成される。ｓｓＤＮＡプローブをナノチューブセンサー装置へ結合させるリンカー基を用いる別のアッセイ態様も記載される。  The nanotube device is designed as an electronic sensor for target DNA alignment. A film of nanotubes is deposited on the electrodes on the substrate. A solution of single stranded DNA is prepared to be complementary to the target DNA sequence. This DNA solution is deposited on the electrode, and after drying, is removed from the substrate other than the region between the electrodes. The resulting structure contains a strand of the desired DNA sequence that is in direct contact with the nanotubes between the opposing electrodes, thereby forming a sensor that is electrically responsive to the presence of the target DNA strand. Another assay embodiment is also described that uses a linker group to attach the ssDNA probe to the nanotube sensor device.

Description

本発明は、ポリヌクレオチド配列検出用センサー、特に、ＤＮＡハイブリッド形成の電子的変換器としてナノチューブを用いるセンサーに関する。   The present invention relates to a polynucleotide sequence detection sensor, and more particularly to a sensor using a nanotube as an electronic transducer for DNA hybridization.

関連出願のクロス・レファレンス
この米国特許出願は、米国特許法による下記の米国仮出願及び非仮出願の優先権、及びパリ条約により１２ヶ月以内に出願された以下の各出願の優先権を主張する同時に出願された国際出願に基づく優先権を主張する出願であり、これらの出願の明細書に開示された内容も本願明細書の一部を成すものである。 Cross Reference of Related Applications This US patent application claims the priority of the following US provisional and non-provisional applications under US Patent Law, and the priority of each of the following applications filed within 12 months under the Paris Convention: These are applications claiming priority based on the international applications filed at the same time, and the contents disclosed in the specifications of these applications also form part of the present specification.

また、この米国特許出願は、米国特許法３５ＵＳＣ第１１９条（ｅ）による米国仮特許出願第６０／６３９９５４号（出願日：２００４年１２月２８日、発明の名称：バイオセンサー用上層構造体上のナノチューブネットワーク）、米国仮特許出願第６０／６５７２７５号（出願日：２００５年２月２８日、発明の名称：ＤＮＡ検出用ナノチューブセンサー装置）、米国仮特許出願第６０／６６８８７９号（出願日：２００５年４月５日、発明の名称：ウイルスの検出／同定用ナノ電子システム）、米国仮特許出願第６０／７３０９０５号（出願日：２００５年１０月２７日、発明の名称：呼気中の二酸化炭素と麻酔薬を監視するためのナノ電子センサー及び分析器システム）、米国仮特許出願第６０／７３８６９４号（出願日：２００５年１１月２１日、発明の名称：ヒトの遺伝的多形性のＤＮＡ検出／識別用ナノ電子センサー装置）、及び米国仮特許出願第６０／７４８８３４号（出願日：２００５年１２月９日、発明の名称：予備パターン化電極を有する基板を具有するナノ電子センサー、及び環境中のアンモニアの制御システム）の優先権を主張する。   In addition, this US patent application is filed with US Provisional Patent Application No. 60/639954 (Filing date: December 28, 2004, filed on the upper structure for biosensors) according to 35 USC 119 (e). Nanotube network), US Provisional Patent Application No. 60/657275 (Filing Date: February 28, 2005, Title of Invention: Nanotube Sensor Device for DNA Detection), US Provisional Patent Application No. 60/668879 (Filing Date: April 5, 2005, Title of Invention: Nanoelectronic System for Virus Detection / Identification), US Provisional Patent Application No. 60/730905 (Filing Date: October 27, 2005, Title of Invention: Dioxide in Breath Nanoelectronic sensor and analyzer system for monitoring carbon and anesthetics), US Provisional Patent Application No. 60/734694 (filing date: 2005) Jan. 21, title of invention: DNA detection / discrimination nanoelectronic sensor device for human genetic polymorphism, and US Provisional Patent Application No. 60/748834 (Filing date: Dec. 9, 2005, invention) Name: a nanoelectronic sensor comprising a substrate with pre-patterned electrodes, and a control system for ammonia in the environment).

この出願は、米国仮特許出願第６０／６２７７４３号（出願日：２００４年１１月１３日）の優先権を主張する米国特許出願第１１／２７４７４７号（出願日：２００５年１１月１４日、発明の名称：カーボンナノチューブに基づくグルコースの検出）の一部係属出願としての優先権も主張する出願である。   This application is based on US Patent Application No. 11/274747 (filing date: November 14, 2005, which claims priority to US Provisional Patent Application No. 60/627743 (filing date: November 13, 2004). (Name of: detection of glucose based on carbon nanotubes) is also an application claiming priority as a partially pending application.

この出願は、米国仮特許出願第６０／６０４２９３号（出願日：２００４年８月２４日）及び米国仮特許出願第６０／６２９６０４号（出願日：２００４年、１１月１９日）に基づいて優先権を主張する米国特許出願第１１／２１２０２６号（出願日：２００５年８月２４日、発明の名称：ＤＮＡ検出用ナノチューブセンサー装置）の一部継続出願としての優先権も主張する出願である。   This application is based on US Provisional Patent Application No. 60/604293 (Filing Date: August 24, 2004) and US Provisional Patent Application No. 60/629604 (Filing Date: 2004, November 19). This application claims priority as a partial continuation application of US Patent Application No. 11/12026 (Filing Date: August 24, 2005, Title of Invention: Nanotube Sensor Device for DNA Detection).

この出願は、米国仮特許出願第６０／４７１２４３号（出願日：２００３年５月１６日）に基づいて優先権を主張する米国特許出願第１０／８４６０７２号（出願日：２００４年５月１４日、発明の名称：可撓性ナノチューブトランジスター）の一部継続出願としての優先権も主張する出願である。   This application is based on US Provisional Patent Application No. 10/846072 (Filing Date: May 14, 2004) which claims priority based on US Provisional Patent Application No. 60 / 471,243 (Filing Date: May 16, 2003). The title of the invention: flexible nanotube transistor) is also an application claiming priority as a continuation-in-part application.

この出願は、米国仮特許出願第６０／４４５６５４号（出願日：２００３年２月６日）に基づいて優先権を主張する米国特許出願第１０／７７３６３１号（出願日：２００４年２月６日）、発明の名称：カーボンナノチューブ電界効果伝達装置を用いる液中の被検体の検出）の一部継続出願としての優先権も主張する出願である。   This application is based on US Provisional Patent Application No. 10 / 773,631 (filing date: February 6, 2004) which claims priority based on US Provisional Patent Application No. 60/445654 (filing date: February 6, 2003). ), The title of the invention: detection of an analyte in a liquid using a carbon nanotube field effect transmission device) is also an application claiming priority as a partial continuation application.

この出願は、米国仮特許出願第６０／４２４８９２号（出願日：２００２年１１月８日）に基づいて優先権を主張する米国特許出願第１０／７０４０６６号（出願日：２００３年１１月７日、発明の名称：ナノチューブに基づく生体分子の電子的検出、公開番号：２００４−０１３２０７０）の一部継続出願としての優先権も主張する出願である。   This application is based on US Provisional Patent Application No. 10 / 704,066 (Filing Date: November 7, 2003) which claims priority based on US Provisional Patent Application No. 60 / 424,892 (Filing Date: November 8, 2002). , The title of the invention: electronic detection of biomolecules based on nanotubes, publication number: 2004-0132070).

この出願は、米国仮特許出願第６０／４０８５４７号（出願日：２００２年９月５日）に基づいて優先権を主張する米国特許出願第１０／６５６８９８号（出願日：２００３年９月５日、発明の名称：ナノ構造体センサー装置用ポリマー認識層）の一部継続出願としての優先権も主張する出願である。   This application is based on US Provisional Patent Application No. 10/656898 (Filing Date: September 5, 2003) which claims priority based on US Provisional Patent Application No. 60/408547 (Filing Date: September 5, 2002). , The title of the invention: a polymer recognition layer for a nanostructure sensor device).

さらに、この出願は、米国仮特許出願第６０／３４９６７０号（出願日：２００２年１月１６日）に基づいて優先権を主張する米国特許出願第１０／３４５７８３号（出願日：２００３年１月１６日、発明の名称：機能化ナノ構造体を用いる生物学的／化学的試薬の電子的検出、公開番号：２００３−０１３４４３３）の一部継続出願としての優先権を主張する出願である。   Further, this application is filed with US patent application Ser. No. 10 / 345,783 (filing date: January 2003), which claims priority based on US Provisional Patent Application No. 60/349670 (filing date: January 16, 2002). 16th, title of the invention: electronic detection of biological / chemical reagents using functionalized nanostructures, publication number: 2003-0134433), claiming priority as a part continuation application.

上記の「関連出願のクロス・レファレンス」のセクションに記載の全ての仮特許出願及び非仮特許出願並びにこれらの出願に関連する全ての優先権書類に開示された内容も本願明細書の一部を成すものである。   The contents disclosed in all provisional patent applications and non-provisional patent applications and all priority documents related to these applications described in the section “Cross-reference of related applications” above are incorporated herein by reference. It is to be made.

従来技術の説明
ポリヌクレオチド中の塩基配列は遺伝情報をコードするので、これらの配列の解読性は生物工学の多くの進歩に寄与している。この研究によって、医療条件に関連する多くの重要な配列が確認されている。例えば、ＢＲＣＡ遺伝子は、通常は乳癌で患う女性の体内に存在する。医療的検査において、このような関連性を利用する目的で、特定の重要な配列が発現するかどうかを調べるために組織試料を走査する多くの技術が開発されている。これらの技術は、コスト高で、遅く、複雑であるために日常的な医療検査に適用するには不適当であるという難点がある。 2. Description of the Prior Art Since base sequences in polynucleotides encode genetic information, the decipherability of these sequences has contributed to many advances in biotechnology. This study identifies a number of important sequences related to medical conditions. For example, the BRCA gene is present in the body of women who usually suffer from breast cancer. Many techniques have been developed to scan tissue samples to see if certain important sequences are expressed in order to take advantage of such associations in medical tests. These techniques are disadvantageous in that they are expensive, slow and complex, making them unsuitable for routine medical examinations.

一般にこれらの技術は、ポリヌクレオチドがハイブリッドを形成するという傾向に依存する。溶液中の短鎖ＤＮＡ（ｓｓＤＮＡ）の鎖は、ｓｓＤＮＡ中の各々の塩基と対を形成する反対塩基を含む相補鎖ＤＮＡ（ｃＤＮＡ）と容易に結合する。この結合の結果、二重鎖ＤＮＡ（ｄｓＤＮＡ）が形成される。ｄｓＤＮＡは加工処理によってｓｓＤＮＡから分離することができる。従って、特定の標的配列を走査するためには、実験者はプローブ（probe）配列として適当なｃＤＮＡを準備する。標的配列が試料中に存在するときには、標的ｓｓＤＮＡはプローブｓｓＤＮＡとハイブリッドを形成してｄｓＤＮＡを生成する。このハイブリッド形成はいくつかの方法によって検出することができる。   In general, these techniques rely on the tendency of polynucleotides to form hybrids. The strands of short DNA (ssDNA) in solution readily bind to complementary strand DNA (cDNA) containing opposite bases that pair with each base in ssDNA. As a result of this binding, double-stranded DNA (dsDNA) is formed. dsDNA can be separated from ssDNA by processing. Thus, to scan a specific target sequence, the experimenter prepares the appropriate cDNA as a probe sequence. When the target sequence is present in the sample, the target ssDNA hybridizes with the probe ssDNA to generate dsDNA. This hybridization can be detected by several methods.

現在行われている方法は、色素による蛍光−標識化オリゴヌクレオチド、量子ドット（quantum dot）又はオリゴヌクレオチド−改質金ナノ粒子による吸光度増加を利用することによる主として光学的な検出法に注目が集まっている。例えば、ＤＮＡハイブリッド形成の電気化学的検出法は、電極としてナノ構造体を用いておこなってもよい。しかしながら、電気化学的方法は、標識の電気化学的挙動によって左右される。   Current methods are mainly focused on optical detection methods by using fluorescence-labeled oligonucleotides by dyes, quantum dots, or increased absorbance by oligonucleotide-modified gold nanoparticles. ing. For example, an electrochemical detection method for DNA hybridization may be performed using a nanostructure as an electrode. However, the electrochemical method depends on the electrochemical behavior of the label.

この場合の第１の問題点は、このハイブリッド形成を検知するための多くの方法には、ハイブリッド形成前に試料中のｓｓＤＮＡを変性させる過程が含まれるということに起因する。ｓｓＤＮＡに対して蛍光分子を結合させることがしばしばおこなわれている。標識（label）として知られているこのような分子は光学的機器（例えば、顕微鏡及び分光器等）によるｓｓＤＮＡの検知を可能にする。標識化は、ハイブリッド形成後のＤＮＡ試料を検知するために利用されている。標的配列が標識化試料中に存在するときには、標識化されたｓｓＤＮＡは標識化されたｄｓＤＮＡに組み込まれので、該ｄｓＤＮＡは光学的機器を用いて検知することが可能となる。光学的検知法の利用により、上記方法は簡便なものとなるが、ＤＮＡを標識化する化学反応はコスト高で長時間を要する。標識化を必要としない検知法は、日常的な医療検査に対するＤＮＡ走査法の有用性を著しく増大させるであろう。   The first problem in this case is due to the fact that many methods for detecting this hybridization include a process of denaturing ssDNA in the sample before hybridization. Often, fluorescent molecules are bound to ssDNA. Such molecules, known as labels, allow the detection of ssDNA by optical instruments (eg, microscopes, spectrometers, etc.). Labeling is used to detect the DNA sample after hybridization. When the target sequence is present in the labeled sample, the labeled ssDNA is incorporated into the labeled dsDNA, so that the dsDNA can be detected using an optical instrument. The use of the optical detection method makes the above method simple, but the chemical reaction for labeling DNA is expensive and takes a long time. Detection methods that do not require labeling will significantly increase the utility of DNA scanning methods for routine medical testing.

第２の問題点は、伝統的な検知法の感度が低いことに起因する。この種の方法の一部の方法は低濃度のＤＮＡに対して感度を示すが、該方法においては、絶対数として多数のＤＮＡ分子を必要とする。医療的用途においては、通常は僅かな細胞のみが入手できるにすぎないため、試料中に存在する標的配列のＤＮＡ分子は僅かである。この問題は、標的ＤＮＡの量を百万倍増幅させることができるポリメラーゼ連鎖反応（ＰＣＲ）の利用によって改良されている。しかしながら、標識化法の場合と同様に、ＰＣＲは複雑な化学反応であるために、検査に要するコストが高くなり、また、時間もかかる。   The second problem is due to the low sensitivity of traditional detection methods. Some methods of this type are sensitive to low concentrations of DNA, but they require a large number of DNA molecules as absolute numbers. In medical applications, usually only a few cells are available, so there are only a few target sequence DNA molecules present in the sample. This problem is ameliorated by the use of polymerase chain reaction (PCR), which can amplify the amount of target DNA by a factor of one million. However, as in the case of the labeling method, PCR is a complex chemical reaction, so that the cost required for the test is high and it takes time.

このため、当該分野においては、特定の標的ＤＮＡ配列を高感度で迅速に検知できる技術であって、標識化やＰＣＲを利用しない技術が要請されている。必要とされているものは、標識を使用しないでＤＮＡを検知するための装置と方法、例えば、ＤＮＡのハイブリッド形成を、標識を使用せずに検知するための電子的方法であって、高い感度と選択率を伴って低コストで実施可能な電子的方法等である。   Therefore, in this field, there is a demand for a technique that can detect a specific target DNA sequence quickly with high sensitivity and that does not use labeling or PCR. What is needed is an apparatus and method for detecting DNA without the use of a label, for example, an electronic method for detecting DNA hybridization without the use of a label, with high sensitivity. And an electronic method that can be implemented at a low cost with a selectivity.

ナノ構造体（nanostructure）は、サンサーとしての用途においては特有の特性を発揮する。即ち、ナノ構造体は実質的に一次元的であって、電子的摂動に対して著しく高い感度を示すと共に、容易に機能化させることができ、また、多くの半導体製造法に適合させることができる。本発明の観点による実施態様においては、表面上に存在する原子によって大きな影響を受ける特性を有するナノ構造体を使用する。   Nanostructures exhibit unique properties for use as a sunser. That is, nanostructures are substantially one-dimensional, exhibit significantly higher sensitivity to electronic perturbations, can be easily functionalized, and can be adapted to many semiconductor manufacturing methods. it can. In embodiments according to aspects of the present invention, nanostructures are used that have properties that are greatly influenced by atoms present on the surface.

ここで用いる「ナノ構造体」という用語は、少なくとも１つの次元が１００ｎｍよりも小さく、結晶性物質から成る少なくとも１つのシート又はその他の形状体を含有する構造体を意味する。多数の特定の実施例においては、ナノ構造体は、グラファイト様化学結合によって連結された原子から成る１又は複数の圧延格子状シートを含む延伸チューブ状形態を含んでいてもよい。このような構造体としては、特に限定的ではないが、ナノワイヤ、ナノ球状体、単層ナノチューブ、二層ナノチューブ、多層ナノチューブ、フラーレン（fullerene）及びフラーレン様オニオン（onion）状構造体等が例示される。このような結晶性物質の化学的構成成分としては、特に限定的ではないが、炭素、硼素、窒素、酸素、窒化硼素、二硫化モリブデン及び二硫化タングステン等が例示される。例示的な実施態様においては、好ましくは１又は複数のカーボンナノチューブを含み、より好ましくは１又は複数の単層カーボンナノチューブ（single-walled carbon nanotube；ＳＷＮＴ）を含む。   As used herein, the term “nanostructure” means a structure having at least one dimension less than 100 nm and containing at least one sheet or other shape of crystalline material. In many specific embodiments, the nanostructures may include a stretched tubular form comprising one or more rolled lattice sheets of atoms connected by graphite-like chemical bonds. Examples of such structures include, but are not limited to, nanowires, nanospheres, single-walled nanotubes, double-walled nanotubes, multi-walled nanotubes, fullerenes and fullerene-like onion-like structures. The The chemical component of such a crystalline substance is not particularly limited, and examples thereof include carbon, boron, nitrogen, oxygen, boron nitride, molybdenum disulfide, and tungsten disulfide. In exemplary embodiments, it preferably comprises one or more carbon nanotubes, more preferably one or more single-walled carbon nanotubes (SWNT).

特に詳細に記載する実施態様においては、当該装置は、実質上全ての原子が表面上に存在するようなサイズと形態を有するＳＷＮＴを具有する。このような装置は、ＳＷＮＴと被検体種（例えば、ＤＮＡ分子）との間の直接的な電子移動の測定を可能にする作動特性を有する。簡単化のために、以下に詳述する実施例に含まれるナノ構造体は「ナノチューブ」と呼ぶ。別の実施態様においては、本発明の技術的思想を逸脱することなく、ナノ構造体状のセンサー素子を含んでいてもよい。   In an embodiment described in particular detail, the device comprises a SWNT having a size and configuration such that substantially all atoms are present on the surface. Such an apparatus has operational characteristics that allow direct electron transfer measurements between SWNTs and analyte species (eg, DNA molecules). For simplicity, the nanostructures included in the examples detailed below are referred to as “nanotubes”. In another embodiment, a sensor element in the form of a nanostructure may be included without departing from the technical idea of the present invention.

ナノ電子検出装置（nanoelectronic detector device）
本発明の観点によるナノセンサー検出器又はセンサー装置の多くの別の実施態様は、化学的被検体及び／又は生体分子被検体（例えば、ポリヌクレオチド種）の電子的な検出及び／又は同定のために用いてもよい。別の装置の実施態様には、一般的には、標的被検体との相互作用に対して高い感度を示す電子的特性を有する少なくとも１つのナノ構造体（ナノ構造体素子）を具有する素子が含まれていてもよい。１又は複数の導電性素子はナノ構造体素子と連絡していてもよく、これによって、装置の１又は複数の電子的特性であって、被検体の媒体に曝されたときのナノ構造体素子の応答によって影響を受ける電子的特性を測定するための信号を得ることができる。 Nanoelectronic detector device
Many alternative embodiments of nanosensor detectors or sensor devices according to aspects of the present invention are for electronic detection and / or identification of chemical and / or biomolecular analytes (eg, polynucleotide species). You may use for. Another apparatus embodiment generally includes an element comprising at least one nanostructure (nanostructure element) having electronic properties that are highly sensitive to interaction with a target analyte. It may be included. The one or more conductive elements may be in communication with the nanostructure element, whereby the one or more electronic characteristics of the device, the nanostructure element when exposed to the analyte medium A signal can be obtained for measuring the electronic properties affected by the response of.

一般的には、ナノ構造体素子と導体は支持用基板に隣接して配置される。該基板は、一般的には、少なくとも１つの誘電性表面（又は表面コーティング）を含んでおり、これによって装置素子の電気的絶縁がもたらされる。基板は剛直であってもよく、あるいは可撓性であってもよく、一般的には平面上又は平坦状であるが、機能的な形態（例えば、管状形態）を有していてもよい。基板の化学的組成としては、特に限定的ではないが、酸化ケイ素、窒化ケイ素、酸化アルミニウム、ポリイミド及びポリカーボネート等が例示される。本明細書に記載の多くの実施例において、基板は、酸化ケイ素、ＳｉＯ２、及びＳｉ３Ｎ４等の材料を含む１又は複数の層、フィルム又はコーティングをシリコンウェーハ又はシリコンチップ上に具有する。別の実施態様においては、基板は可撓性及び／又は多孔性物質を含有する。本発明の観点によるさらに別の基板は本明細書に含まれる実施例において説明する。 In general, the nanostructure element and the conductor are disposed adjacent to the supporting substrate. The substrate typically includes at least one dielectric surface (or surface coating), which provides electrical isolation of the device elements. The substrate may be rigid or flexible and is generally planar or flat, but may have a functional form (eg, a tubular form). The chemical composition of the substrate is not particularly limited, and examples include silicon oxide, silicon nitride, aluminum oxide, polyimide, and polycarbonate. In many embodiments described herein, the substrate comprises one or more layers, films or coatings comprising materials such as silicon oxide, SiO 2 , and Si 3 N 4 on a silicon wafer or silicon chip. . In another embodiment, the substrate contains a flexible and / or porous material. Additional substrates according to aspects of the invention are described in the examples included herein.

ナノチューブネットワーク（nanotube network）装置
ナノセンサー装置の１つの実施態様においては、ナノ構造体素子は、複数のナノ構造体、例えば、集合的構造を形成するように配置されるＳＷＮＴ又はその他のナノチューブ等を含んでいてもよい。特定の実施例においては、複数のナノチューブは、一般的には、相互に平行状態で配置させてもよく、このようなナノ構造体素子は、一般的には、基板に対して平行に配置させてもよく、あるいは垂直に配置させてもよい。 Nanotube network device In one embodiment of the nanosensor device, the nanostructure element comprises a plurality of nanostructures, such as SWNTs or other nanotubes arranged to form a collective structure. May be included. In certain embodiments, the plurality of nanotubes may generally be arranged parallel to each other, and such nanostructured devices are typically arranged parallel to the substrate. Or may be arranged vertically.

しかしながら、ナノセンサー装置の多くの好ましい実施態様においては、ナノ構造体素子は、基板上又は基板に隣接して配置されて少なくとも１つの導線と連絡するナノチューブがランダムに相互連結されたネットワーク（ナノチューブネットワーク）を含むことが有利である。   However, in many preferred embodiments of the nanosensor device, the nanostructure element is a network of randomly interconnected nanotubes arranged on or adjacent to the substrate and in communication with at least one conductor (nanotube network). ).

ここで用いる「ナノチューブネットワーク」という用語は、基板上の特定の領域内に配置されたナノチューブのフィルムを意味する。ナノチューブのフィルムは、基板上において該基板に対して実質上平行に配置された少なくとも１つのナノチューブを含有する。このようなフィルムは、相互に平行に配向された多くのナノチューブを含有していてもよい。あるいは、該フィルムはランダムに配向された多くのナノチューブを含有していてもよい。また、該フィルムは基板の選択された領域内に配置された少数のナノチューブを含有していてもよく、また、該フィルムは基板の選択された領域内に配置された多数のナノチューブを含有していてもよい。基板の領域内に配置されるナノチューブの数は、ネットワークの密度と呼ばれる。好ましくは、該フィルムはランダムに配向された多数のナノチューブを含有し、その密度は、電流がネットワークの特定の領域の一方の側から他方の側へ向かって該ネットワークを通過して（例えば、ナノチューブとナノチューブの接点を経由して）流れるのに充分に高い値にする。   As used herein, the term “nanotube network” refers to a film of nanotubes disposed within a specific area on a substrate. The nanotube film contains at least one nanotube disposed on the substrate substantially parallel to the substrate. Such a film may contain a number of nanotubes oriented parallel to each other. Alternatively, the film may contain a number of randomly oriented nanotubes. The film may also contain a small number of nanotubes arranged in selected areas of the substrate, and the film contains a large number of nanotubes arranged in selected areas of the substrate. May be. The number of nanotubes placed in the area of the substrate is called the density of the network. Preferably, the film contains a large number of randomly oriented nanotubes, the density of which passes through the network from one side of a particular region of the network to the other (eg, nanotubes And high enough to flow (through the nanotube contacts).

ナノチューブネットワークは、伝統的なリソグラフィーを用いる化学蒸着（ＣＶＤ）法、溶剤懸濁沈着法及び真空蒸着法等によって調製してもよい。この点に関しては、下記の文献を参照されたい：米国特許出願第１０／１７７９２９号明細書（該明細書はＷＯ２００４／０４０６７１に対応する）；同第１０／２８０２６５号明細書；同第１０／８４６０７２号明細書；Ｌ．フーら、ナノ・レターズ（２００４年）、第４巻、第１２号、第２５１３〜２５１７頁（「透明な導電性カーボンナノチューブネットワークにおけるパーコレーション」）。これらの文献の開示内容も本明細書の一部を成すものである。本発明の観点によるナノチューブネットワークを調製するためのさらに別の方法は、本明細書に含まれる実施例において説明する。   Nanotube networks may be prepared by chemical vapor deposition (CVD) using traditional lithography, solvent suspension deposition, vacuum deposition, and the like. In this regard, reference is made to the following documents: US patent application Ser. No. 10 / 177,929 (corresponding to WO 2004/040671); No. 10/280265; No. 10/846072. Specification; Fu et al., Nano Letters (2004), Vol. 12, No. 12, pp. 2513-2517 (“Percolation in Transparent Conductive Carbon Nanotube Networks”). The disclosures of these documents are also part of this specification. Yet another method for preparing a nanotube network according to aspects of the present invention is described in the Examples included herein.

ナノ構造体素子（例えば、ナノチューブネットワーク）の特性は、１又は複数の接触子（contact）を用いて測定してもよい。接触子は、ナノチューブネットワークのようなナノ構造体素子と電気的に接続するように配置させた導電性素子を含む。例えば、接触子は、基板の表面上へ直接的に配置させてもよく、あるいは、ナノチューブネットワーク上に配置させてもよい。ナノチューブネットワークを流れる電流は、ナノチューブネットワークの特定の領域内において該ネットワークと電気的に接続させた少なくとも２つの接触子を用いて測定してもよい。   The properties of the nanostructure element (eg, nanotube network) may be measured using one or more contacts. The contact includes a conductive element arranged to be electrically connected to a nanostructure element such as a nanotube network. For example, the contacts may be placed directly on the surface of the substrate or may be placed on the nanotube network. The current flowing through the nanotube network may be measured using at least two contacts electrically connected to the network in a particular region of the nanotube network.

ナノ構造体のコンダクタンス特性
特定の実施態様においては、ナノチューブネットワークと連絡するソース（source）電極とドレイン（drain）電極が間隔を置いて配置され、該ネットワーク中においては、ナノチューブ間の相互連絡によって、ソース電極とドレイン電極との間に導電性経路がもたらされる。 Conductance properties of nanostructures In certain embodiments, a source electrode and a drain electrode that communicate with a nanotube network are spaced apart, and in the network, by interconnection between nanotubes, A conductive path is provided between the source electrode and the drain electrode.

後述の実施例において用いた本発明の観点によるナノ電子装置の特定の実施態様においては、ソース電極とドレイン電極は、ナノチューブネットワークと電気的に連絡する交互に配置された電極としての形態を有していてもよく、また、これらの電極は、ナノチューブネットワークとほぼ同じ広がりを持つように基板上に配置させてもよい。簡便な方法として、これらの電極は、例えば、写真印刷によるマスキング法や金属蒸着法等によってネットワーク上へ沈着させてもよいが、別の態様、例えば、ネットワークと基板との間にこれらの電極を配置させる方法も可能である。   In particular embodiments of nanoelectronic devices according to aspects of the present invention used in the examples described below, the source and drain electrodes have the form of alternating electrodes in electrical communication with the nanotube network. These electrodes may be arranged on the substrate so as to have substantially the same extent as the nanotube network. As a simple method, these electrodes may be deposited on the network by, for example, a photo printing masking method or a metal vapor deposition method. However, in another embodiment, for example, these electrodes are placed between the network and the substrate. A method of arranging them is also possible.

トランジスターの実施態様
本発明の一部の実施態様においては、ゲート電極又は対（counter）電極と呼ばれる付加的な導電性素子が配置される。即ち、該導電性素子は、ナノ構造体素子（例えば、少なくとも１つのナノチューブ）とは電気的に接続しないが、ケート電極とナノ構造体素子との間に電気的キャパシタンスが存在するように配置される。 Transistor Embodiments In some embodiments of the present invention, an additional conductive element called a gate electrode or counter electrode is disposed. That is, the conductive element is not electrically connected to the nanostructure element (eg, at least one nanotube), but is disposed such that an electrical capacitance exists between the Kate electrode and the nanostructure element. The

例示的な装置は、トランジスターのチャンネルがナノチューブを含む電界効果トランジスターを具備しているので、該装置はナノチューブ電界効果トランジスター又はＮＴＦＥＴと呼んでもよい。例えば、ゲート電極は、酸化ケイ素の下方の基板内の導電性平面である。この種のナノチューブ電子装置としては、特に下記の文献に記載されているものが例示される：米国特許出願第１０／６５６８９８号（出願日：２００３年９月５日）及び同第１０／７０４０６６号（出願日：２００３年１１月７日）（該出願は、ＵＳ２００４／０１３２０７０として公開された）。これらの文献の記載内容も本明細書の一部を成すものである。   Since the exemplary device comprises a field effect transistor in which the channel of the transistor comprises a nanotube, the device may be referred to as a nanotube field effect transistor or NTFET. For example, the gate electrode is a conductive plane in the substrate below the silicon oxide. Examples of this type of nanotube electronic device include those described in the following documents: US Patent Application Nos. 10/656898 (filing date: September 5, 2003) and 10 / 704,066. (Application date: November 7, 2003) (The application was published as US 2004/0132070). The contents of these documents are also part of this specification.

あるいは、ゲート電極又は対電極は、ナノ構造体素子に隣接した状態（例えば、下部、上部又は側部に隣接した状態）であって、該素子から電気的に絶縁された状態で配置された導電性層、例えば、可撓性基板上に沈着された導電性ポリマー材料層を含んでいてもよい。ナノチューブの抵抗、インピーダンス、相互コンダクタンス又はその他の特性は、選定されるか又は可変性のゲート電圧の影響下で測定してもよい。   Alternatively, the gate electrode or counter electrode is in a state adjacent to the nanostructure element (eg, adjacent to the bottom, top, or side) and is electrically isolated from the element. May include a conductive layer, for example, a conductive polymer material layer deposited on a flexible substrate. Nanotube resistance, impedance, transconductance or other properties may be selected or measured under the influence of a variable gate voltage.

トランジスター装置は、ゲート電圧（例えば、Ｇ／Ｖｇ信号等）の関数としてのチャンネルの相互コンダクタンスを測定するために役立つ。トランジスターは最大のコンダクタンス、即ち、所定範囲のゲート電圧を用いて測定された最も大きなコンダクタンス、及び最少のコンダクタンス、即ち、所定範囲のゲート電圧を有いて測定された最も小さなカンダクタンスを有する。トランジスターは、最大コンダクタンスと最小コンダクタンスとの比であるオン−オフ比を有する。高感度の化学センサーを製造するためには、ナノチューブトランジスターのオン−オフ比は、好ましくは１．２よりも大きな値であり、より好ましくは２よりも大きな値であり、最も好ましくは１０よりも大きな値である。   The transistor device is useful for measuring the transconductance of the channel as a function of gate voltage (eg, G / Vg signal, etc.). The transistor has the largest conductance, i.e. the largest conductance measured with a range of gate voltages, and the smallest conductance, i.e. the smallest conductance measured with a range of gate voltages. The transistor has an on-off ratio that is the ratio of maximum conductance to minimum conductance. In order to produce a highly sensitive chemical sensor, the on-off ratio of the nanotube transistor is preferably greater than 1.2, more preferably greater than 2, and most preferably greater than 10. It is a big value.

例えば、図１に、ナノチューブ電子装置におけるゲート電圧（＋１０Ｖ〜−１０Ｖ）の関数としてのコンダクタンス曲線を例示する。約−５Ｖ未満のゲート電圧においては、「オン」曲線部分１０１に比較的高いコンダクタンスが発生し、また、約０Ｖよりも大きなゲート電圧においては、「オフ」曲線部分１０２に比較的低いコンダクタンスが発生する。この装置の場合のオン−オフ比は約１００である。   For example, FIG. 1 illustrates a conductance curve as a function of gate voltage (+ 10V to −10V) in a nanotube electronic device. A relatively high conductance occurs in the “on” curve portion 101 at a gate voltage less than about −5V, and a relatively low conductance occurs in the “off” curve portion 102 at a gate voltage greater than about 0V. To do. The on-off ratio for this device is about 100.

別の好ましい態様においては、ゲート電極は、ナノチューブネットワークと接触した導電性液体と接触する導電性素子である。この態様例は、特に次の文献に記載されており、該文献の開示内容も本明細書の一部を成すものである：ブラッドリーら、Phys. Rev. Lett.、第９１巻、第２１８３０１頁（２００３年）。   In another preferred embodiment, the gate electrode is a conductive element in contact with a conductive liquid in contact with the nanotube network. Examples of this embodiment are described in particular in the following document, the disclosure of which is also part of this specification: Bradley et al., Phys. Rev. Lett., 91, 218301. Page (2003).

別の接触子の配置
この装置を用いるその他の付加的又は別の測定であって、ソース電極及び／又はドレイン電極に対するゲート電極又はその他の対電極のキャパシタンスの測定を含む該測定が有用であることが理解されるべきである。例えば、電圧を１又は複数の接触子に印加することによって、対電極又はゲート電極に対するナノチューブネットワーク中に電場を誘発させ、ネットワークのキャパシタンスを測定してもよい。簡便な方法として、１又は複数のチャンネルの相互コンダクタンス特性を測定するための別の又は付加的なセンサー信号として、ゲート電極に対するチャンネルのキャパシタンスを測定するのに適当な回路部品を用いることによって、ナノ構造体チャネル（例えば、ナノチューブネットワーク）を有するトランジスターのソース電極（及び／又はドレイン電極）及びゲート電極を使用してもよい。キャパシタンス又はその他の特性の測定を最適化するように設定される別の態様も、本発明の技術的思想を逸脱することなく可能である。 Other contact arrangements Other additional or alternative measurements using this device, including measurements of the capacitance of the gate electrode or other counter electrode relative to the source and / or drain electrodes Should be understood. For example, an electric field may be induced in the nanotube network to the counter or gate electrode by applying a voltage to one or more contacts and the capacitance of the network may be measured. As a convenient method, as another or additional sensor signal for measuring the transconductance characteristics of one or more channels, by using appropriate circuit components to measure the capacitance of the channel to the gate electrode, A source electrode (and / or drain electrode) and a gate electrode of a transistor having a structure channel (eg, a nanotube network) may be used. Other aspects set to optimize the measurement of capacitance or other characteristics are possible without departing from the spirit of the invention.

導電性素子はナノチューブセンサーの電気的特性を観測するための電気回路への接続子を提供する。適当ないずれの電気的特性をセンサーの感度の基礎としてもよく、このような特性としては、電気抵抗、コンダクタンス、電流、電圧、キャパシタンス、トランジスターのオン電流、トランジスターのオフ電流、及びトランジスターの限界電圧等が例示される。あるいは、これらの特性値の併用、関係式、パターン及び／又は比率、及び／又は１若しくは複数のこれらの特性値の経時的変化を感度の基礎としてもよい。   The conductive element provides a connector to an electrical circuit for observing the electrical characteristics of the nanotube sensor. Any suitable electrical characteristic may be the basis for the sensitivity of the sensor, such as electrical resistance, conductance, current, voltage, capacitance, transistor on-current, transistor off-current, and transistor threshold voltage. Etc. are exemplified. Alternatively, a combination of these characteristic values, a relational expression, a pattern and / or a ratio, and / or a change with time of one or more of these characteristic values may be used as a basis of sensitivity.

例えば、トランジスターセンサーは、選定された範囲のゲート電圧にわたって調整可能に走査されてもよい。該電圧は、センサーの対応する測定電流と比較される（本明細書においては、一般的にはＩ−Ｖｇ曲線又は走査と呼ばれる）。このようなＩ−Ｖｇ走査は、いずれかの選定されるゲート電圧の範囲にわたると共に、選定されるソース／ドレイン電位においておこなってもよい。Ｖｇの範囲は、一般的には、少なくとも装置のオン電圧から少なくとも装置のオフ電圧にわたって選定される。この走査は、Ｖｇの増加及び／又は低下によって行うことができ、また、いずれかの選定される頻度を増減させて繰り返してもよい。   For example, the transistor sensor may be adjustably scanned over a selected range of gate voltages. The voltage is compared to the corresponding measured current of the sensor (commonly referred to herein as an I-Vg curve or scan). Such an I-Vg scan may be performed over any selected gate voltage range and at a selected source / drain potential. The range of Vg is generally selected from at least the device on voltage to at least the device off voltage. This scanning can be performed by increasing and / or decreasing Vg, and may be repeated by increasing or decreasing any selected frequency.

このような測定値及びこれらから誘導される特性、例えば、ヒステリシス、微細定数（fine constant）、位相ずれ、及び／又は走査速度／頻度依存性等に基づいて、標的の検出及び／又は濃度等との相関を決定してもよい。電子センサー装置は、上記の測定法を実施すると共に得られる信号を分析するように適当にプログラムされた既知デザインの適当なマイクロプロセッサー又はその他のコンピュータ装置を具備し、及び／又はこれらの装置へ接続させてもよい。当業者には明らかなように、感度の基礎としてその他の電気的特性及び／又は磁気的特性等を測定してもよい。従って、上記のリストは、測定できる装置特性の種類を制限することを意味するものではない。また、当業者には明らかなように、その他の電気的特性も容易に観測して測定することができる。従って、上記の例示した電気的特性は、測定できる装置特性の種類を限定することを意味するものではない。   Based on such measurements and the properties derived therefrom, eg hysteresis, fine constant, phase shift, and / or scan speed / frequency dependence, etc. The correlation may be determined. The electronic sensor device comprises and / or is connected to a suitable microprocessor or other computer device of known design suitably programmed to perform the above measurement method and analyze the resulting signal. You may let them. As will be apparent to those skilled in the art, other electrical and / or magnetic properties may be measured as a basis for sensitivity. Thus, the above list is not meant to limit the types of device characteristics that can be measured. Also, as will be apparent to those skilled in the art, other electrical characteristics can be easily observed and measured. Accordingly, the above exemplified electrical characteristics are not meant to limit the types of device characteristics that can be measured.

被検体の認識
標的種や雑種汚染物等を含む被検体含有媒体と装置素子との相互作用を仲介させるために、ナノ構造体素子（例えば、１又は複数のナノ構造体素子への付着種若しくは付着層又は吸着種若しくは吸着層、基板、及び導体等）に関連して付加的な物質を含めてもよい。このような物質としては、１又は複数の認識層又は分子トランスデューサー（例えば、後述の実施例において説明するｓｓＤＮＡオリゴマープローブ等）、触媒物質、不活性化物質、抑制物質、保護物質、フィルター、被検体吸引剤、濃縮剤及び結合性種等が例示される。この種の物質と素子は、選択性、特異性及び／又は装置の使用特性を改良する機能を果たすことができる。 Recognizing an analyte In order to mediate the interaction between an analyte-containing medium containing a target species, a hybrid contaminant, etc., and a device element, a nanostructure element (for example, an adhering species to one or more nanostructure elements or Additional materials may be included in connection with the adhering layer or adsorbing species or adsorbing layer, the substrate, and the conductor. Such substances include one or more recognition layers or molecular transducers (eg, ssDNA oligomer probes described in the examples below), catalytic substances, inactivating substances, inhibitory substances, protective substances, filters, coated substances. Examples include sample aspirating agents, concentrating agents, and binding species. Such materials and elements can serve to improve selectivity, specificity and / or device usage characteristics.

ポリヌクレオチド種
本発明は、ポリヌクレオチドの特異的な標的配列を検出するための電子センサー装置を提供する。該センサーは、ポリヌクレオチドと相互作用して検出性素子として作用するナノ構造体素子（例えば、単層及び／又は多層カーボンナノチューブ及び／又は該ナノチューブを含有する相互連結性ネットワーク等）を含有する。以下において詳述する実施例においては、ナノ構造体素子はカーボンナノチューブ、特にランダムに配向したカーボンナノチューブのネットワークを含有する。これらの実施例においては、検出前に、ナノチューブはｓｓＤＮＡプローブ配列の吸着によって改質される。ＤＮＡの標識化は不要である。さらに、本発明は、該センサー装置の使用法を提供する。 Polynucleotide species The present invention provides an electronic sensor device for detecting a specific target sequence of a polynucleotide. The sensor contains nanostructure elements (eg, single-walled and / or multi-walled carbon nanotubes and / or interconnected networks containing the nanotubes) that interact with polynucleotides to act as detectable elements. In the examples detailed below, the nanostructure elements contain a network of carbon nanotubes, particularly randomly oriented carbon nanotubes. In these examples, the nanotubes are modified by adsorption of ssDNA probe sequences prior to detection. No labeling of DNA is necessary. Furthermore, the present invention provides a method for using the sensor device.

本明細書で使用する「ＤＮＡ」という用語はポリヌクレオチドを意味する。ポリヌクレオチドとしては、特に限定的ではないが、デオキシリボ核酸、リボ核酸、メッセンジャーリボ核酸、転移リボ核酸及びペプチド核酸が例示される。ポリヌクレオチドの明確な特徴は、核酸の鎖と塩基の配列であり、各々の塩基は核酸に化学的に結合し、また、各々の塩基は整合性配列（matching sequence）上で適当な塩基と対を形成する。   As used herein, the term “DNA” refers to a polynucleotide. Examples of the polynucleotide include, but are not limited to, deoxyribonucleic acid, ribonucleic acid, messenger ribonucleic acid, transfer ribonucleic acid, and peptide nucleic acid. A distinctive feature of a polynucleotide is the sequence of nucleic acid strands and bases, each base chemically binding to a nucleic acid, and each base paired with an appropriate base on the matching sequence. Form.

当業者であれば、これらの明確な特徴を有するポリヌクレオチドのその他の変形誘導体を調製することができる。従って、「単鎖ＤＮＡ」（以下においては、「ｓｓＤＮＡ」で表示する）はデオキシリボ核酸、リボ核酸又はその他の前記のポリヌクレオチドの単鎖であってもよい。「二重鎖ＤＮＡ」（以下においては、「ｄｓＤＮＡ」で表示する）は上記のいずれかのポリヌクレオチドの二重鎖であってもよい。「相補的ＤＮＡ」（以下においては、「ｃＤＮＡ」で表示する）は、既に言及した単鎖配列に対して相補的な単鎖配列である前記のポリヌクレオチドのいずれの鎖であってもよい。   One skilled in the art can prepare other modified derivatives of polynucleotides having these distinct characteristics. Accordingly, the “single-stranded DNA” (hereinafter referred to as “ssDNA”) may be a single strand of deoxyribonucleic acid, ribonucleic acid or other such polynucleotides. The “double-stranded DNA” (hereinafter referred to as “dsDNA”) may be a double-stranded DNA of any of the above polynucleotides. The “complementary DNA” (hereinafter referred to as “cDNA”) may be any strand of the aforementioned polynucleotide that is a single-stranded sequence complementary to the single-stranded sequence already mentioned.

特定の実施態様においては、本発明は、ナノチューブネットワーク、１又は複数の接触子、及び該ナノチューブに接触するｓｓＤＮＡを含有するナノチューブセンサー装置を提供する。ナノチュ−ブと接触するｓｓＤＮＡを調製するためには、多数の方法が利用可能である。１つの実施態様においては、次の文献に記載されている方法に従って、溶液状態のｓｓＤＮＡを懸濁液状態のナノチューブと混合する：Ｍ．ツェングら、ネイチャー・マテリアルズ、２００３年、第２巻、第３３８頁〜第３４２頁。得られる溶液は、ｓｓＤＮＡ鎖で覆われたナノチューブを含有する。この溶液を基板上に流延させることによって、ｓｓＤＮＡで被覆されたナノチューブを該基板上へ沈着させる。ナノチューブを配置させた後、リソグラフィーと金属沈着の標準的な技術を用いて接触子を調製する。好ましい実施態様においては、ナノチューブネットワークを基板上に配置させ、次いで接触子を調製する。得られる電子装置を、ｓｓＤＮＡを含有する溶液と接触させた。溶液を除去することによって、ｓｓＤＮＡは、基板を被覆することなく、ナノチューブネットワークを被覆した。   In certain embodiments, the present invention provides a nanotube sensor device comprising a nanotube network, one or more contacts, and ssDNA in contact with the nanotubes. A number of methods are available for preparing ssDNA that contacts a nanotube. In one embodiment, solution ssDNA is mixed with suspension nanotubes according to the methods described in the following literature: Zeng et al., Nature Materials, 2003, Volume 2, pages 338-342. The resulting solution contains nanotubes covered with ssDNA strands. By casting this solution on a substrate, nanotubes coated with ssDNA are deposited on the substrate. After placing the nanotubes, contacts are prepared using standard techniques of lithography and metal deposition. In a preferred embodiment, the nanotube network is placed on the substrate and then the contacts are prepared. The resulting electronic device was brought into contact with a solution containing ssDNA. By removing the solution, the ssDNA coated the nanotube network without coating the substrate.

特定の実施態様においては、ｓｓＤＮＡが、介在するリンカー分子を用いることなく、ナノチューブと直接的に接触する装置が提供される。さらに、ｓｓＤＮＡはナノチューブと接触するが、ナノチューブと接触しない基板上の領域とは接触しない。   In certain embodiments, an apparatus is provided in which ssDNA is in direct contact with a nanotube without using an intervening linker molecule. Furthermore, the ssDNA contacts the nanotubes, but not the regions on the substrate that do not contact the nanotubes.

特定のセンサー装置中のｓｓＤＮＡは、特定の標的配列のためのｃＤＮＡになるように選択してもよい。標的配列は、センッサー装置によって検出されるべき塩基配列である。標的配列用のｃＤＮＡは、プローブ（probe）配列として知られている。標的配列が特定されたならば、プローブ配列を有する一定量のＤＮＡを入手しなければならない。特定配列を有するＤＮＡの合成及び所定の配列に対して相補的なＤＮＡの合成に関しては種々の技術が知られている。当業者であれば、これらの技術に関する知識を有している。所望の標的配列に対して特異的なプローブを調製するのに適当なｃＤＮＡ又はその他のポリヌクレオチドは、バイオテクノロジー工業に関連する既知の商業的製造業者から一般的に入手することができる。   The ssDNA in a particular sensor device may be selected to be a cDNA for a particular target sequence. The target sequence is a base sequence to be detected by the sensor device. The cDNA for the target sequence is known as the probe sequence. Once the target sequence has been identified, a certain amount of DNA with the probe sequence must be obtained. Various techniques are known for synthesizing DNA having a specific sequence and synthesizing DNA complementary to a predetermined sequence. Those skilled in the art have knowledge of these techniques. CDNA or other polynucleotides suitable for preparing probes specific for the desired target sequence are generally available from known commercial manufacturers associated with the biotechnology industry.

センサー装置は、試料ｓｓＤＮＡを含有する溶液にナノチューブネットワークを接触させることによって使用してもよい。ネットワークは、ハイブリッド形成がおこなわれるのに充分に長い時間にわたって該溶液と接触させるべきである。この接触時間は、試料ＤＮＡの濃度、該溶液の量、室内の温度、溶液のｐＨ、及びその他の可変要因によって左右される。当業者であれば、ＤＮＡのハイブリッド形成に対するこれらの可変要因の効果について精通しており、適当な接触時間、溶液の組成、温度及びその他のハイブリッド形成に関連する条件を過度の実験を伴うことなく選定することができる。   The sensor device may be used by contacting the nanotube network with a solution containing the sample ssDNA. The network should be in contact with the solution for a time long enough for hybridization to occur. This contact time depends on the concentration of the sample DNA, the amount of the solution, the room temperature, the pH of the solution, and other variable factors. Those skilled in the art are familiar with the effects of these variables on DNA hybridization and will determine the appropriate contact time, solution composition, temperature and other conditions associated with hybridization without undue experimentation. Can be selected.

センサー装置の種々の使用法について開示する。
１つの実施態様においては、センサー装置の最初の測定は、基板の絶縁体の下方に存在する導電性平面によって印加されるゲート電圧を変化させることによっておこなわれる。次いで、ネットワークを、試料ｓｓＤＮＡを含有する溶液と上記の時間にわたって接触させる。該溶液を除去した後、基板が実質的に乾燥するために充分な時間にわたって放置する。この放置時間は、乾燥過程を促進する措置を講ずることによって短縮させることができる。例えば、乾燥空気を基板上へ吹き付けてもよい。基板が乾燥した後、ゲート電圧を変化させることによって、センサー装置の測定を再度おこなう。得られる測定結果を最初の測定結果と比較することによって、ｄｓＤＮＡが存在するかどうかを確認する。 Various uses of the sensor device are disclosed.
In one embodiment, the initial measurement of the sensor device is performed by changing the gate voltage applied by a conductive plane that exists below the insulator of the substrate. The network is then contacted with the solution containing the sample ssDNA for the time described above. After removing the solution, it is left for a time sufficient for the substrate to dry substantially. This standing time can be shortened by taking measures to accelerate the drying process. For example, dry air may be blown onto the substrate. After the substrate is dried, the sensor device is measured again by changing the gate voltage. Whether the dsDNA is present is confirmed by comparing the obtained measurement result with the first measurement result.

別の実施態様においては、ネットワークを純水と接触させることによって基準となるデータを得る。センサー装置の最初の測定は、基板の絶縁体の下方に存在する導電性平面によって印加されるゲート電圧を変化させることによっておこなわれる。次いで、ネットワークを、純水中に試料ＤＮＡを含有する溶液と接触させる。試料ＤＮＡが標的ＤＮＡを含有する場合には、ハイブリッド形成が経時的におこなわれ、得られるセンサー装置の測定結果は最初の測定結果に比べて変化する。     In another embodiment, baseline data is obtained by contacting the network with pure water. The initial measurement of the sensor device is performed by changing the gate voltage applied by a conductive plane that exists below the insulator of the substrate. The network is then contacted with a solution containing sample DNA in pure water. When the sample DNA contains the target DNA, hybridization occurs over time, and the measurement result of the obtained sensor device changes compared to the initial measurement result.

さらに別の実施態様においては、ネットワークを純水と接触させることによって基準となるデータを得る。センサー装置の最初の測定は、基板の絶縁体の下方に存在する導電性平面によって印加されるゲート電圧を変化させることによっておこなう。次いで、ネットワークを、ハイブリッド形成を促進するように、温度、ｐＨ及び溶解種等の点で調整された緩衝液中に試料ＤＮＡを含有する溶液と接触させる。ハイブリッド形成を所定時間おこなった後、ネットワークを洗浄することによって、ハイブリッド形成しなかったＤＮＡとその他の付着物を除去してもよい。洗浄後、ネットワークを純水と再度接触させ、測定を再度おこなう。試料ＤＮＡが標的ＤＮＡを含有する場合には、このＤＮＡのハイブリッド形成によって、最初の測定に比較して特徴的で測定可能な変化がセンサー装置内にもたらされる。   In yet another embodiment, baseline data is obtained by contacting the network with pure water. The first measurement of the sensor device is performed by changing the gate voltage applied by the conductive plane that exists below the insulator of the substrate. The network is then contacted with a solution containing sample DNA in a buffer adjusted in terms of temperature, pH, dissolved species, etc., to promote hybridization. After hybridization is performed for a predetermined time, the DNA that has not been hybridized and other deposits may be removed by washing the network. After cleaning, the network is brought into contact with pure water again and the measurement is performed again. If the sample DNA contains target DNA, the hybridization of this DNA results in a characteristic and measurable change in the sensor device compared to the initial measurement.

さらにまた別の実施態様においては、ハイブリッド形成のために使用した緩衝液と同じ緩衝液中において、基準となる測定をおこなう。次いで、ネットワークを、ハイブリッド形成用緩衝液中に試料ＤＮＡを含有する溶液に接触させる。ハイブリッド形成をおこなった後、測定を繰り返す。試料ＤＮＡが標的ＤＮＡを含有する場合には、このＤＮＡのハイブリッド形成によって、最初の測定に比較して特徴的で測定可能な変化がセンサー装置内にもたらされる。   In yet another embodiment, the baseline measurement is performed in the same buffer used for hybridization. The network is then contacted with a solution containing sample DNA in a hybridization buffer. After hybridization, the measurement is repeated. If the sample DNA contains target DNA, the hybridization of this DNA results in a characteristic and measurable change in the sensor device compared to the initial measurement.

他の実施態様においては、ネットワークを導電性液体と接触させる。好ましくは、導電性液体は、生理学的液体に対して適当な緩衝液である。最も好ましくは、導電性液体はリン酸塩緩衝液（ＰＢＳ）である。センサー装置の最初の測定は、導電性液体と接触する導電性素子によって印加されるゲート電圧を変化させることによっておこなわれる。次いで、ネットワークを、同じ伝導性液体中に試料ＤＮＡを加えた溶液に接触させる。ネットワークを該溶液に接触させている間に、ゲート電圧を変化させることによってセンサー装置の測定をおこなう。試料ＤＮＡが標的ＤＮＡを含有する場合には、ハイブリッド形成は経時的におこなわれ、センサー装置について得られた測定結果は、最初の測定結果に比較して変化する。   In other embodiments, the network is contacted with a conductive liquid. Preferably, the conductive liquid is a buffer suitable for physiological fluids. Most preferably, the conductive liquid is phosphate buffer (PBS). The initial measurement of the sensor device is performed by changing the gate voltage applied by the conductive element in contact with the conductive liquid. The network is then contacted with a solution of sample DNA in the same conductive liquid. While the network is in contact with the solution, the sensor device is measured by changing the gate voltage. When the sample DNA contains the target DNA, hybridization is performed over time, and the measurement result obtained for the sensor device changes compared to the initial measurement result.

前記の全てのセンサーの実施態様におけるポリヌクレオチドのハイブリッド形成の発生、速度及び特異性が種々の条件に左右されることに留意すべきである。各々のハイブリッド形成過程においては、ｄｓＤＮＡの結合エネルギーは緊縮技術（stringency technique）によって測定することができる。このような測定は、温度を増加させるか、又は緩衝液を、例えば、水酸化ナトリウム等に変更することによっておこなうことができる。   It should be noted that the occurrence, rate and specificity of polynucleotide hybridization in all the sensor embodiments described above depend on various conditions. In each hybridization process, the binding energy of dsDNA can be measured by a stringency technique. Such a measurement can be performed by increasing the temperature or changing the buffer to, for example, sodium hydroxide.

付加的な緊縮対照は、ハイブリッド形成媒体の種々のイオン性成分（例えば、ナトリウムイオン又はマグネシウムイオン等）を含有していてもよい。あるいは、又は、さらに、ハイブリッドの形成前、形成中及び／又は形成後において、センサーの素子（例えば、ナノチューブネットワーク）に電圧を印加することによって、ポリヌクレオチドの挙動に影響を及ぼしてもよい。例えば、ｃＤＮＡのようなポリヌクレオチドはホスフェートに基づく骨格を有しており、該骨格は、一般的にはハイブリッド形成媒体中においてはイオン化されており、局在化された負電荷を保有する。選択的に帯電させたセンサー素子は、例えば、対応する完全に整合化した（matched）プローブの対応するハイブリッドに対してＳＮＰ−不整合化（mismatched）プローブのハイブリッドを不安定化させるために、例えば、インキュベーション中又はすすぎ処理中において、牽引性又は反発性の緊縮調節の因子を付与するために使用してもよい。   Additional stringent controls may contain various ionic components of the hybridization medium, such as sodium ions or magnesium ions. Alternatively, or in addition, the behavior of the polynucleotide may be influenced by applying a voltage to the sensor element (eg, nanotube network) before, during and / or after the formation of the hybrid. For example, polynucleotides such as cDNA have a phosphate-based backbone that is generally ionized in the hybridization medium and carries a localized negative charge. A selectively charged sensor element can be used, for example, to destabilize a hybrid of a SNP-mismatched probe relative to a corresponding hybrid of a corresponding fully matched probe, for example It may be used to impart a traction or repulsive stringency regulator during incubation or rinsing.

緊縮調節の因子を変化させることによって、完全または不完全な相補的塩基対と鎖との結合を差別化することが可能である。緊縮過程に応答してナノチューブの電気的特性が変化することによって、特に、単一塩基の不整合（ＳＮＰ）の差別化が可能となる。当業者であれば、標的配列の完全なハイブリッド形成と不完全なハイブリッド形成に対する感度の選択度を得るために、本発明によるセンサーの特定の実施態様の操作を適合させるように、ハイブリッド形成の条件を変化させることができる。   It is possible to differentiate the binding of complete or incomplete complementary base pairs to strands by changing the stringency regulating factor. The change in the electrical properties of the nanotubes in response to the stringency process allows in particular differentiation of single base mismatches (SNPs). Those skilled in the art will understand the hybridization conditions to adapt the operation of a particular embodiment of the sensor according to the invention in order to obtain a selectivity of sensitivity to complete and incomplete hybridization of the target sequence. Can be changed.

例えば、特定の対立遺伝子に対して同型のＤＮＡ試料を、該対立遺伝子に対して異型の他の比較試料と区別するためのアッセイにおいては、ハイブリッド形成の緊縮条件を、例えば、温度を変化させることにより調整することによって、同型試料と異型試料との間において明確に異なる装置の測定応答が得られるようにしてもよい。   For example, in an assay to distinguish a DNA sample that is homozygous for a particular allele from other comparative samples that are heterologous to that allele, the stringency conditions for hybridization can vary, for example, by changing the temperature. The measurement response of a device that is clearly different between the same-type sample and the different-type sample may be obtained by adjusting according to.

本発明の観点による各々のセンサーの実施態様においては、これらのセンサーはアレイ（array）（例えば、複数の異なる標的ＤＮＡフラグメントに対して機能化されたトランジスターセンサーのアレイ）として構築させてもよい。これに関しては、下記の文献を参照されたい：米国特許出願第１０／３８８７０１号（特許公報ＵＳ２００３−０１７５１６１）（発明の名称：ナノ構造体装置アレイの検出感度の修正）。この文献の記載内容も本明細書の一部を成すものである。   In each sensor embodiment in accordance with aspects of the invention, these sensors may be constructed as an array (eg, an array of transistor sensors functionalized to a plurality of different target DNA fragments). In this regard, see the following document: US patent application Ser. No. 10 / 388,701 (Patent Publication US2003-0175161) (Title of Invention: Correction of detection sensitivity of nanostructure device array). The contents of this document are also part of this specification.

当業者によるナノチューブセンサー装置のより完全な理解並びに該装置のさらに別の利点及び目的の実現は、以下の好ましい実施態様の詳細な説明を参酌することによっておこなわれる。このような説明は添付図面に基づいておこなわれるので、最初に、これらの図面について簡単に説明する。   A more thorough understanding of the nanotube sensor device by those skilled in the art and the realization of further advantages and objects of the device will be made by reference to the following detailed description of the preferred embodiments. Since such description will be made based on the attached drawings, first, these drawings will be briefly described.

図１は、ナノチューブトランジスター装置に関する例示的な電導度曲線を示す模式図である。
実施例Ａ：
図２は、ナノチューブのランダムなネットワークを用いたナノチューブセンサーに関する例示的な形態を示す模式図である。
図３は、図２に示す例示的なナノチューブセンサーの模式的な断面図である。
図４は、実施例Ａに記載の本発明によるナノ電子センサーの製造法の例示的な工程を示すフローチャートである。
図５は、本発明によるポリヌクレオチドの検出方法の例示的な段階を示すフローチャートである。
図６は、３つの環境下におけるナノチューブ電子装置に関するゲート電圧の関数としての電導度を示すチャートであり、これに関しては、後述の好ましい実施態様の詳細な説明においてさらに記載する。 FIG. 1 is a schematic diagram illustrating an exemplary conductivity curve for a nanotube transistor device.
Example A:
FIG. 2 is a schematic diagram illustrating an exemplary configuration for a nanotube sensor using a random network of nanotubes.
FIG. 3 is a schematic cross-sectional view of the exemplary nanotube sensor shown in FIG.
FIG. 4 is a flowchart illustrating exemplary steps of a method of manufacturing a nanoelectronic sensor according to the present invention described in Example A.
FIG. 5 is a flowchart showing exemplary steps of a polynucleotide detection method according to the present invention.
FIG. 6 is a chart showing conductivity as a function of gate voltage for nanotube electronic devices in three environments, which will be further described in the detailed description of the preferred embodiment below.

実施例Ｂ：
図７Ａは、ピレン−ＤＮＡ接合体を用いる機能化処理及びｃＤＮＡを用いる処理に付した後の実施例Ｂに記載のセンサーの装置特性を示す。
図７Ｂは、ピレン−ＤＮＡ接合体を用いる機能化処理、ＳＮＰ−ＤＮＡを用いる処理及びｃＤＮＡを用いる処理に付した後の実施例Ｂに記載のセンサーの装置特性を示す。 Example B:
FIG. 7A shows the device characteristics of the sensor described in Example B after being subjected to a functionalization process using pyrene-DNA conjugates and a process using cDNA.
FIG. 7B shows the device characteristics of the sensor described in Example B after being subjected to functionalization treatment using pyrene-DNA conjugate, treatment using SNP-DNA, and treatment using cDNA.

実施例Ｃ：
図８Ａは、本発明の特定の観点による実施態様であって、センサーに結合させた検出プローブを使用する例示的なＤＮＡアッセイの実施態様を示す。
図８Ｂ〜図８Ｆは、本発明の特定の観点による実施態様であって、電子活性なインカレータ（incalator）を使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様を示す。
図９Ａ〜図９Ｄは、本発明の特定の観点による実施態様であって、増幅基を使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様を示す
図９Ｅ及び図９Ｆは、本発明の特定の観点による実施態様であって、センサーに検出プローブを結合させる抗体−抗原結合を使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様を示す。
図１０Ａ〜図１０Ｄは、本発明の特定の観点による２つの別の構造を有するセンサーであって、検出プローブがナノチューブのようなナノ構造体に結合した該センサーを示す。
図１１Ａ〜図１１Ｃは、本発明の特定の観点による２つの別の構造を有するセンサーであって、検出プローブがセンサー基板に結合した該センサーを示す。
図１２Ａ及び図１２Ｂは、本発明の特定の観点による２つの別の構造を有するセンサーであって、検出プローブがセンサー電極に結合した該センサーを示す。 Example C:
FIG. 8A illustrates an embodiment of an exemplary DNA assay that uses a detection probe coupled to a sensor, according to certain aspects of the invention.
8B-8F illustrate an embodiment of another DNA assay that uses an electronically active incalator, according to certain aspects of the invention.
9A-9D illustrate an embodiment according to a particular aspect of the present invention, illustrating another DNA assay embodiment using an amplification group. FIGS. 9E and 9F are embodiments according to a particular aspect of the present invention. FIG. 5 illustrates another DNA assay embodiment using antibody-antigen binding that binds a detection probe to a sensor.
10A-10D illustrate a sensor having two alternative structures according to certain aspects of the present invention, wherein the detection probe is bound to a nanostructure such as a nanotube.
FIGS. 11A-11C illustrate a sensor having two alternative structures according to certain aspects of the present invention, wherein the detection probe is coupled to a sensor substrate.
12A and 12B illustrate a sensor having two alternative structures according to certain aspects of the present invention, wherein the detection probe is coupled to a sensor electrode.

実施例Ｄ：
図１３〜図１４は、本発明の観点による電気分析装置の検出部と例示的なナノチューブの模式図であって、標的は、直接的な電気的相互作用によって測定される。
図１５Ａ〜１５Ｂは、本発明の観点による電気分析装置の検出部と例示的なナノチューブの模式図であって、標的は、強いエフェクター分子に関するナノチューブの差別的なブロッキングによって測定される。
図１６Ａ〜図１６Ｂは、本発明の観点による電気分析装置の検出部と例示的なナノチューブの模式図であって、標的は、緊縮パラメータに関する特徴的な解離点によって測定される。 Example D:
FIGS. 13-14 are schematic diagrams of detectors and exemplary nanotubes of an electroanalyzer according to aspects of the present invention, where the target is measured by direct electrical interaction.
FIGS. 15A-15B are schematic diagrams of detectors and exemplary nanotubes of an electroanalyzer according to aspects of the present invention, where the target is measured by differential blocking of the nanotubes with respect to strong effector molecules.
FIGS. 16A-16B are schematic diagrams of a detector and an exemplary nanotube of an electroanalyzer according to aspects of the present invention, where the target is measured by a characteristic dissociation point with respect to stringency parameters.

実施例Ｅ：
表１は、実施例Ｅにおいて使用した捕獲プローブと標的に関するオリゴヌクレオチドの構造を詳しく示す。
表２は、実施例Ｅにおいて使用した２つの捕獲プローブと標的ＤＮＡを示す。
図１７Ａ〜図１７Ｄは、ＤＮＡアッセイ装置を示す。
図１７Ａは、被検体（conFIG.d）を検出するための例示的な電子検出装置（ＮＴＦＥＴ）の模式的断面図である。
図１７Ｂは、図１Ａに示すセンサーと一般的に類似するセンサーの３種の顕微鏡写真（ＳＥＭ）を示すもので、平面図ａは交互に配置されたソース接触子とドレイン接触子の配置を示し、平面図ｂはナノチューブネットワークＮと該接触子の拡大写真を示し、平面図ｃはナノチューブネットワークの周縁部の拡大写真を示す。
図１７Ｃは、図１Ａ及び図１Ｂに示すセンサーと一般的に類似するセンサーであって、ダイ上で形成されて常套のＣＥＲＤＩＰパッケージ内にチップとして装着されたセンサーの写真を示す。
図１７Ｄは、図１Ａ及び図１Ｂに示すセンサーと一般的に類似するセンサーであって、図Ｃの場合のように装着された後で、電子センサーシステムの例示的な回路基板に組み込まれたセンサーの写真を示す。 Example E:
Table 1 details the oligonucleotide structures for the capture probes and targets used in Example E.
Table 2 shows the two capture probes and target DNA used in Example E.
17A-17D show a DNA assay device.
FIG. 17A is a schematic cross-sectional view of an exemplary electron detector (NTFET) for detecting a subject (conFIG.d).
FIG. 17B shows three photomicrographs (SEM) of a sensor that is generally similar to the sensor shown in FIG. 1A, with plan view a showing the arrangement of alternating source and drain contacts. The plan view b shows an enlarged photograph of the nanotube network N and the contact, and the plan view c shows an enlarged photograph of the periphery of the nanotube network.
FIG. 17C shows a photograph of a sensor that is generally similar to the sensor shown in FIGS. 1A and 1B, formed on a die and mounted as a chip in a conventional CERDIP package.
FIG. 17D is a sensor that is generally similar to the sensor shown in FIGS. 1A and 1B, and is mounted on the exemplary circuit board of the electronic sensor system after being mounted as in FIG. C. The photograph of is shown.

図１８Ａ〜図１８Ｄは、ウェーハのオートプローブ（Autoprobe）試験法を例示的に示す。
図１８Ａ及び図１８Ｂは、例示的なＮＴＦＥＴウェーハに対する装置の最大コンダクタンス及び装置の変調のウェーハマップをそれぞれ例示的に示す。
図１８Ｃ及び図１８Ｄは、図１８Ａ及び図１８Ｂに示すコンダクタンスのデータ及び変調のデータに係る装置の占有率プロットをそれぞれ示す。
図１９Ａ〜図１９Ｄは、プローブの付着の蛍光による確認を示す。
図１９Ａは、非標識化ｓｓＤＮＡ捕獲プローブと共にインキュベーション処理に付した後であって、標的ＤＮＡを用いて処理する前の装置を示す。
図１９Ｂは、Ｃｙ５−標識化標的ＤＮＡと共にインキュベーション処理に付した後のＮＴＮＦＥＴ装置の蛍光画像を示す。
図１９Ｃは、Ｃｙ５−標識化標的ＤＮＡと共にインキュベーション処理に付した後のＮＴＮＦＥＴ装置の比較蛍光画像を示す。
図１９Ｄは、図１９Ａ〜図１９Ｃに示す装置から得られた蛍光信号に基づく標的ＤＮＡのハイブリッド形成に関する定量的な比較を示す棒グラフを示す。 18A-18D exemplarily illustrate a wafer autoprobe test method.
18A and 18B show exemplary wafer maps of device maximum conductance and device modulation for an exemplary NTFET wafer, respectively.
18C and 18D show occupancy plots of the device for the conductance data and the modulation data shown in FIGS. 18A and 18B, respectively.
19A-19D show confirmation of probe attachment by fluorescence.
FIG. 19A shows the device after being subjected to an incubation process with an unlabeled ssDNA capture probe but before treatment with the target DNA.
FIG. 19B shows a fluorescent image of the NTNFET device after being subjected to an incubation treatment with Cy5-labeled target DNA.
FIG. 19C shows a comparative fluorescence image of the NTNFET device after being subjected to incubation treatment with Cy5-labeled target DNA.
FIG. 19D shows a bar graph showing a quantitative comparison of target DNA hybridization based on the fluorescence signals obtained from the devices shown in FIGS. 19A-19C.

図２０Ａ〜図２０Ｂは、ＤＮＡに対するＮＴＮＦＥＴ装置の電子的応答を示す。
図２０Ａは、相補的プローブのハイブリッド形成の効果を示す。
図２０Ｂは、非相補的プローブのハイブリッド形成の効果を示す。
図２１Ａ〜図２１Ｅは、単一ヌクレオチドの多形性を検出するための対立遺伝子−特異的アッセイを示す。
図２１Ａは、野生型合成ＨＦＥ標的とハイブリッド形成した対立遺伝子−特異的な野生型捕獲プローブを示すプロットである。
図２１Ｂは、野生型合成ＨＦＥ標的との同じハイブリッド形成条件に曝した突然変異体捕獲プローブを示すプロットである。
図２１Ｃは、血色素症を検知するための蛍光標的標識からの電子的応答（１−Ｇ／Ｇ０）と光学的蛍光応答をまとめて示す。
図２１Ｄは、ＨＦＥ単一ヌクレオチドの多形性に対するＮＴＮＦＥＴ装置における電極ピッチの関数としての電子的応答を示すグラフである。
図２１Ｅは、不明確な非相同性ＤＮＡの存在下における単一ヌクレオチドの多形性の検出がトリトンＸ−１００によるブロックによって増大することを示すグラフである。 20A-20B show the electronic response of the NTNFET device to DNA.
FIG. 20A shows the effect of hybridization of complementary probes.
FIG. 20B shows the effect of non-complementary probe hybridization.
Figures 21A-21E show allele-specific assays for detecting single nucleotide polymorphisms.
FIG. 21A is a plot showing an allele-specific wild type capture probe hybridized to a wild type synthetic HFE target.
FIG. 21B is a plot showing a mutant capture probe exposed to the same hybridization conditions with a wild-type synthetic HFE target.
FIG. 21C summarizes the electronic response (1-G / G0) and optical fluorescence response from the fluorescent target label to detect hemochromatosis.
FIG. 21D is a graph showing the electronic response as a function of electrode pitch in an NTNFET device for HFE single nucleotide polymorphisms.
FIG. 21E is a graph showing that detection of single nucleotide polymorphisms in the presence of ambiguous heterologous DNA is increased by blocking with Triton X-100.

実施例Ｆ：
図２２Ａ〜図２２Ｄは、異なる濃度のイオン性種と標的ＤＮＡの存在下での非標識化オリゴヌクレオチドのハイブリッド形成に対するＮＴＮＦＥＴの応答を示す。
図２２Ａは、燐酸ナトリウム緩衝液中でのｎＭ濃度の標的ＤＮＡに対する例示的なＮＴＮＦＥＴ装置に関する変調コンダクタンスのプロットを示す。
図２２Ｂは、Ｍｇ２＋イオンの影響下でのｎＭ濃度の標的ＤＮＡに対する例示的なＮＴＮＦＥＴ装置に関する変調コンダクタンスのプロットを示す。
図２２Ｃは、Ｍｇ２＋イオンの影響下でのｐＭ濃度の標的ＤＮＡ種に対する例示的なＮＴＮＦＥＴ装置に関する変調コンダクタンスのプロットを示す。
図２２Ｄは、図２２Ａ〜図２２Ｃに示すデータのプロットであって、標的ＤＮＡの濃度の関数としての３つのＮＴＮＦＥＴ装置の正規化コンダクタンンス（Ｇ／Ｇ０）を示す。 Example F:
Figures 22A-22D show the response of NTNFET to hybridization of unlabeled oligonucleotides in the presence of different concentrations of ionic species and target DNA.
FIG. 22A shows a modulation conductance plot for an exemplary NTNFET device for nM concentration of target DNA in sodium phosphate buffer.
FIG. 22B shows a plot of modulation conductance for an exemplary NTNFET device for nM concentrations of target DNA under the influence of Mg 2+ ions.
FIG. 22C shows a plot of modulation conductance for an exemplary NTNFET device for a pM concentration of target DNA species under the influence of Mg 2+ ions.
FIG. 22D is a plot of the data shown in FIGS. 22A-22C showing the normalized conductance (G / G0) of three NTNFET devices as a function of target DNA concentration.

実施例Ｇ：
図２３Ａ〜図２３Ｈは、本発明の観点による多重アッセイパネルの操作手順を示す。
図２３Ａは、アレイのセンサーと結合する異なる種類のプローブ混合物と共にインキュベートされるアレイを示す。
図２３Ｂは、過剰の非結合プローブがすすぎ流されたアレイを示す。
図２３Ｃは、測定回路によって呼び掛けられた（interrogated）ときのセンサーを示すダイアグラムである。
図２３Ｄは、プローブの結合配置状態と関連づけられたセンサー信号を示す。
図２３Ｅは、試料標的種と共にインキュベートしたアレイを示す。
図２３Ｆは、過剰の試料をすすぎ流したアレイを示す。
図２３Ｇは、試料に曝した後で呼び掛けられたセンサーを示す。
図２３Ｈは、プローブと標的との結合状態と関連づけられたセンサー信号を示す。 Example G:
Figures 23A-23H illustrate the operating procedure of a multiplex assay panel according to aspects of the present invention.
FIG. 23A shows an array that is incubated with different types of probe mixtures that bind to the sensors of the array.
FIG. 23B shows an array in which excess unbound probe has been rinsed away.
FIG. 23C is a diagram showing the sensor when interrogated by the measurement circuit.
FIG. 23D shows the sensor signal associated with the probe binding configuration.
FIG. 23E shows the array incubated with the sample target species.
FIG. 23F shows an array with excess sample rinsed away.
FIG. 23G shows the sensor interrogated after exposure to the sample.
FIG. 23H shows the sensor signal associated with the binding state of the probe and the target.

図２４Ａ〜図２４Ｄは、プローブとセンサーの配置状態を特徴付ける単一センサーからの多重信号の使用例を示す。
図２４Ａ及び図２４Ｂは、図２３Ａ及び図２３Ｂに関連して一般的に記載されるインキュベーション処理に付されたアレイを示す。
図２４Ｃ及び図２４Ｄは、ソース−ドレインコンダクタンス（各サブプロット左手の軸）及びチャネル−ゲートキャパシタンス（各サブプロットの右手の軸）の測地を示す。
図２５Ａ〜図２５Ｅは、プローブの特性決定を促進するための強化基の使用例を示す。 FIGS. 24A-24D show an example of the use of multiple signals from a single sensor that characterizes probe and sensor placement.
24A and 24B show an array that has been subjected to an incubation process generally described in connection with FIGS. 23A and 23B.
FIGS. 24C and 24D show geodesic measurements of source-drain conductance (left hand axis of each subplot) and channel-gate capacitance (right hand axis of each subplot).
Figures 25A-25E show examples of the use of enhancement groups to facilitate probe characterization.

実施例Ｈ：
図２６は、ナノチューブネットワーク上にバイオ機能性層が沈着された電界効果トランジスターセンサーを例示する。
図２７は、バイオ機能性層上にナノチューブネットワークが沈着された本発明の観点による「ネットワーク上の」電界効果トランジスターセンサーを例示する。
図２８は、ソース導体とドレイン導体がさらに沈着された本発明の観点による別の電界効果トランジスターセンサーを例示する。
図２９は、本発明の観点によるさらに別のセンサーを例示する。
図３０Ａ及び図３０Ｂは、本発明の観点による例示的なセンサーの上面図及び側面図であって、多数の認識分子を示す。
図３１は、プローブ基がバイオ機能層に付着した図８Ａに記載のセンサーと一般的には類似する本発明の観点による別のセンサーを例示する。 Example H:
FIG. 26 illustrates a field effect transistor sensor having a biofunctional layer deposited on a nanotube network.
FIG. 27 illustrates a “network-on” field effect transistor sensor according to an aspect of the present invention with a nanotube network deposited on a biofunctional layer.
FIG. 28 illustrates another field effect transistor sensor according to an aspect of the present invention in which source and drain conductors are further deposited.
FIG. 29 illustrates yet another sensor according to an aspect of the present invention.
30A and 30B are top and side views of an exemplary sensor according to aspects of the present invention, showing a number of recognition molecules.
FIG. 31 illustrates another sensor according to an aspect of the invention that is generally similar to the sensor described in FIG. 8A with a probe group attached to the biofunctional layer.

実施例Ｉ：
図３２Ａは、本発明の観点によるさらに別のナノセンサーの構成を示すダイアグラムであって、この構成においては、多孔性基板を有するセンサーに対して輸送制限される平行方向又は接線方向の被検体媒体の流れがもたらされると共に、被検体媒体の反応制限される垂直方向の流れ又は貫通流がもたらされる。
図３２Ｂ及び図３２Ｃは、２種の異なる微孔性のアルミナ製膜であって、例えば、本発明の観点による通し流型センサーにおいて用いてもよい該膜の顕微鏡写真である。
図３３Ａ〜図３３Ｄは、多孔性基板を通る被検体媒体の流れをもたらす本発明の観点による別のナノセンサーを例示するものであり、また、流体状の試料被検体用モジュールを示す。
図３４Ａ及び図３４Ｂは、非特異的ポリヌクレオチドの結合を緊縮調節する電界をもたらす本発明の間手によるさらに別のナノセンサーを示す。
図３５は、試料を毛管送給する本発明の観点によるさらに別のナノセンサーを示す。
図３６Ａ〜図３６Ｃは、多孔性基板の表面上に適用されたナノチューブネットワークを具有する本発明の観点によるさらにまた別のナノセンサーを示す。 Example I:
FIG. 32A is a diagram illustrating yet another nanosensor configuration in accordance with aspects of the present invention, in which the parallel or tangential analyte media is transport limited with respect to a sensor having a porous substrate. As well as a vertical or through flow that is limited in the reaction of the analyte medium.
32B and 32C are micrographs of two different microporous alumina membranes that may be used, for example, in a flow-through sensor according to aspects of the present invention.
FIGS. 33A-33D illustrate another nanosensor according to aspects of the present invention that provides for the flow of an analyte medium through a porous substrate, and shows a fluid sample analyte module.
34A and 34B show yet another nanosensor according to the present invention that provides an electric field that tightly regulates the binding of non-specific polynucleotides.
FIG. 35 illustrates yet another nanosensor according to an aspect of the present invention for capillary feeding a sample.
Figures 36A-36C show yet another nanosensor according to an aspect of the present invention comprising a nanotube network applied on the surface of a porous substrate.

以下においては、本発明の好ましい実施態様についてさらに詳細に説明する。
特定の実施態様においては、標的ＤＮＡ配列を検出するナノチューブセンサー装置が提供される。この装置は、標的ＤＮＡの標識化を必要とせず、標的ＤＮＡの存在に対して電子的に応答する。以下の詳細な説明においては、同じ素子を示す数字は、１又は複数の図面に表れる同じ素子を示すために用いられる。 In the following, preferred embodiments of the present invention will be described in more detail.
In certain embodiments, a nanotube sensor device for detecting a target DNA sequence is provided. This device does not require labeling of the target DNA and responds electronically to the presence of the target DNA. In the following detailed description, numerals indicating the same elements are used to indicate the same elements appearing in one or more drawings.

本明細書に記載の種々の実施態様と実施例は一緒に理解されるべきである。当業者であれば、本発明の技術的思想を逸脱することなく、これらの実施態様又は実施例の１又は複数の観点を組み合わせることによって、その他の実施態様や実施例を想到することができる。   The various embodiments and examples described herein are to be understood together. A person skilled in the art can conceive other embodiments and examples by combining one or more aspects of these embodiments or examples without departing from the technical idea of the present invention.

実施例Ａ
カーボンナノチューブ装置のＤＮＡによる機能化
図２及び図３において、本発明によるナノチューブＤＮＡセンサー１００は、適当な基板１４０、例えば、縮退的にドープしたシリコンウェーハを具有していてもよい。その他の基板には、例えば、他の半導体、又はセラミック若しくはポリマー等の絶縁性基板が包含される。基板１４０は、当該分野において知られているように、酸化ケイ素フィルム１８０を用いて不働態化されていてもよい。 Example A
Functionalization of Carbon Nanotube Device with DNA In FIGS. 2 and 3, the nanotube DNA sensor 100 according to the present invention may comprise a suitable substrate 140, for example a degenerately doped silicon wafer. Other substrates include, for example, other semiconductors or insulating substrates such as ceramic or polymer. The substrate 140 may be passivated with a silicon oxide film 180 as is known in the art.

所望により、ゲート電極１７０は、基板の下層中に形成され、適当な導体１７５を介して接点１７６へ接続されていてもよい。あるいは、基板は、絶縁層（例えば、ＳｉＯ２層等）によって被覆された導電性基材（例えば、ドープ化ケイ素等）を含有していてもよい（この場合、導電性基材は回路へ接続されて、ゲート電極又は対電極として機能する）。 If desired, the gate electrode 170 may be formed in the lower layer of the substrate and connected to the contact 176 via a suitable conductor 175. Alternatively, the substrate may contain a conductive substrate (eg, doped silicon, etc.) covered by an insulating layer (eg, SiO 2 layer) (in this case, the conductive substrate is connected to the circuit). And function as a gate electrode or a counter electrode).

図示する実施例においては、ランダムに配列されたナノチューブのネットワーク１２０はケイ素基板１４０の上部に配置され、また、該装置は、ネットワーク１２０の上部に配置された交互配置部を有する一対の接点１０１及び１１０を具有する。該ネットワークは該接点対の間に導電性溝を提供する。一般的には長方形の領域１３０の外側の基板１４０は、ナノチューブネットワーク１２０からは実質的に開放されている。   In the illustrated embodiment, a network of randomly arranged nanotubes 120 is disposed on top of a silicon substrate 140, and the device includes a pair of contacts 101 having interleaves disposed on top of the network 120 and 110 is included. The network provides a conductive groove between the contact pairs. The substrate 140 outside the generally rectangular region 130 is substantially free from the nanotube network 120.

別の実施態様においては、基板に隣接して配置された１若しくは複数のナノチューブが含まれており、該ナノチューブは１若しくは複数の接触子と電気的に接続する。いくつかの実施態様においては、大部分の又は全てのナノチューブは一対の隣接接触子対間へ電導状態で延びていてもよい。   In another embodiment, one or more nanotubes are disposed adjacent to the substrate, and the nanotubes are in electrical connection with the one or more contacts. In some embodiments, most or all of the nanotubes may extend in a conductive manner between a pair of adjacent contactors.

しかしながら、図示する実施例においてランダムに配置されて相互に連絡されたナノチューブのネットワーク１２０においては、全ての又は大多数のナノチューブが１若しくは複数の電極と電気的に接触している必要はない。ナノチューブ間の接触子は、ネットワークを経由する電流若しくは電荷の伝送を可能にする導電性経路を提供してもよい。   However, in the illustrated embodiment of the randomly arranged and interconnected nanotube network 120, not all or the majority of nanotubes need be in electrical contact with one or more electrodes. The contacts between the nanotubes may provide a conductive path that allows current or charge transfer through the network.

図示する実施例においては、接触子１０１及び１１０はネットワーク１２０の上部に配置される。あるいは、接触子を基板１４０の上部に配置させ、ネットワーク１２０を接触子上に形成させてもよい。   In the illustrated embodiment, contacts 101 and 110 are placed on top of network 120. Alternatively, the contact may be disposed on the substrate 140 and the network 120 may be formed on the contact.

１若しくは複数の接触子１０１及び１１０を配置させてもよく、該接触子は、所望により、当該分野において知られているように、不働態被覆層１８０を有していてもよい。例えば、接触子１０１及び１１０は１若しくは複数の金属層（例えば、チタン層及び金層等）を具有していてもよい。   One or more contacts 101 and 110 may be disposed, and the contacts may optionally have a passive coating layer 180, as is known in the art. For example, the contacts 101 and 110 may have one or a plurality of metal layers (for example, a titanium layer and a gold layer).

接触子１０１及び１１０は、一般的に長方形の領域１３０の上部に配置された複数の交互配置部を具有していてもよい。この交互配置構造は、接触子間のナノチューブフィルムに接触させることができる接触子の表面積を増加させる点で有利である。接触子の別の配置構造、例えば、いずれかの所望の形態を有する適当な平行ラビリンス（labyrinth）又は対置する接触子間にセンサー領域を提供するその他の配置構造であってもよい。領域１３０の長方形の形態は単なる例示であって、該領域はいずれかの所望の形態を有していてもよい。接触子１０１及び１１０は、電界効果トランジスター用の電源又はドレイン電極として機能するような構造を有していてもよく、あるいは、抵抗型センサー又は容量型センサーへの接続部材として機能するような構造を有していてもよい。特定の実施態様においては、単一の接触子（例えば、１０１）を用いて、ゲート電極又はその他の対電極に対するネットワーク１２０のキャパシタンス又は電界を誘導させることによって、センサー信号を提供するようにしてもよい。   The contacts 101 and 110 may have a plurality of interleaved portions arranged on top of a generally rectangular region 130. This interleaved structure is advantageous in that it increases the surface area of the contacts that can contact the nanotube film between the contacts. Other arrangements of contacts may be used, such as a suitable parallel labyrinth having any desired form or other arrangement that provides a sensor area between opposing contacts. The rectangular shape of region 130 is merely exemplary, and the region may have any desired shape. The contacts 101 and 110 may have a structure that functions as a power source or drain electrode for a field effect transistor, or a structure that functions as a connection member to a resistance sensor or a capacitive sensor. You may have. In certain embodiments, a single contact (eg, 101) may be used to provide the sensor signal by inducing the capacitance or electric field of the network 120 relative to the gate electrode or other counter electrode. Good.

接触子（１０１及び１１０）及び基板１４０の該接触子間以外の部分は遮断材１６０によって保護してもよい。例えば、エポキシ樹脂又はその他の適当なポリマー材料若しくは樹脂材料を沈着させて遮断層を形成させ、次いで対置する接点１０１及び１１０の間の領域部の遮断層をエッチング等によって除去してもよい。   The portions other than the contacts (101 and 110) and the contacts of the substrate 140 may be protected by the blocking material 160. For example, an epoxy resin or other suitable polymer material or resin material may be deposited to form a blocking layer, and then the blocking layer in the region between the contacts 101 and 110 facing each other may be removed by etching or the like.

複数の単鎖ＤＮＡ分子１５０は、いずれかの適当な方法（例えば、以下に説明する方法等）によってナノチューブのフィルム上に配置させてもよい。該ＤＮＡ分子は、ナノチューブのフィルム中のナノチューブへ直接的に付着させてもよく、あるいは該ナノチューブのフィルム中のナノチューブに近接する基板１４０の上部に載置させてもよい。別の態様においては、ＤＮＡ分子を、ナノチューブのフィルムとＤＮＡとの間の介在物上に配置させてもよい。しかしながら、ＤＮＡは、ｓｓＤＮＡ鎖と相補的ｓｓＤＮＡ鎖との間の反応がセンサー１００の測定された電気的特性に影響を及ぼすようにするために、ナノチューブのフィルムへ充分に近接して配置させるべきである。   The plurality of single-stranded DNA molecules 150 may be arranged on the nanotube film by any suitable method (for example, the method described below). The DNA molecules may be directly attached to the nanotubes in the nanotube film, or may be placed on top of the substrate 140 proximate to the nanotubes in the nanotube film. In another embodiment, DNA molecules may be placed on the inclusions between the nanotube film and the DNA. However, the DNA should be placed sufficiently close to the nanotube film so that the reaction between the ssDNA strand and the complementary ssDNA strand affects the measured electrical properties of the sensor 100. is there.

本発明の１つの実施態様においては（実施例Ａ参照）、ｓｓＤＮＡは、介在リンカー分子を使用することなく、ナノチューブと直接的に接触する。さらに、ｓｓＤＮＡはナノチューブと接触するが、ナノチューブと接触しない基板領域とは接触しない。ｓｓＤＮＡ分子１５０は、ナノチューブのフィルム１２０の上部以外の基板（１４０）領域から除去してもよい。   In one embodiment of the invention (see Example A), the ssDNA is in direct contact with the nanotube without the use of an intervening linker molecule. Furthermore, the ssDNA contacts the nanotubes but not the substrate region that does not contact the nanotubes. The ssDNA molecules 150 may be removed from regions of the substrate (140) other than the top of the nanotube film 120.

特定のセンサー装置中のｓｓＤＮＡは、特定の標的配列に対してｃＤＮＡになるように選択される。標的配列は、センサー装置によって検出されるべき塩基配列である。標的配列用のｃＤＮＡはプローブ配列として知られている。標的配列が規定されたならば、プローブ配列を有する相当量のＤＮＡを入手しなければならない。規定された配列を有するＤＮＡ、及び所定の配列に対して相補的なＤＮＡを合成するためには、種々の技術が知られている。当業者であれば、この種の技術に関する知識を有している。さらに、ｃＤＮＡは、しばしば市販品として入手することができる。   The ssDNA in a particular sensor device is selected to be cDNA for a particular target sequence. The target sequence is a base sequence to be detected by the sensor device. The cDNA for the target sequence is known as the probe sequence. Once the target sequence has been defined, a significant amount of DNA with the probe sequence must be obtained. Various techniques are known for synthesizing DNA having a prescribed sequence and DNA complementary to a predetermined sequence. Those skilled in the art have knowledge of this type of technology. In addition, cDNA is often available as a commercial product.

センサー１００と同様の複数のナノチューブセンサーを単一の基板上に平行状態で形成させた後、各センサーを分離させてもよいことに留意すべきである。分離される装置は、当該分野において知られているようなチップキャリヤー（chip carrier）中に組み込んだ後、常套の電子工学装置と一体化させることによって、標的となるポリヌクレオチドの検出を可能にする有用な測定装置を製造してもよい。異なる配列に感知する多重センサーを電子装置中に組み込むことによって、種々のポリヌクレオチソ配列を同時に検出できるようにしてもよい。本明細書の開示内容に従って、いずれかの慣用技術を用いることによって、検出機器用の適当な電子工学装置を製造してもよい。   It should be noted that after a plurality of nanotube sensors similar to sensor 100 are formed in parallel on a single substrate, each sensor may be separated. The device to be separated allows detection of the target polynucleotide by incorporating it into a chip carrier as known in the art and then integrating with a conventional electronics device. Useful measuring devices may be manufactured. By incorporating multiple sensors in the electronic device that sense different sequences, various polynucleotide sequences may be detected simultaneously. In accordance with the disclosure herein, a suitable electronic device for a detection instrument may be manufactured by using any conventional technique.

図４は、特定のＤＮＡ配列用の電子センサーを製造するための方法４００における例示的な工程を示す。工程４１０〜４９０までは、いずれの操作順におこなってもよい。
工程４１０において、ゲート電極は基板（例えば、不動態化ケイ素若しくはその他の半導性基板）又はセラミックやポリマー材料等の半導性基板の上部に形成させてもよい。該電極は金属又はその他の導電性材料を含有していてもよく、また、該電極は、当該分野において知られている写真印刷法とリフトオフ（lift-off）法、又はその他の適当な方法によって形成させてもよい。特定の態様においては、ゲート電極は、適当な回路に接続されたバルク（bulk）状のケイ素基板ウェーハ材料を含有する。 FIG. 4 shows exemplary steps in a method 400 for manufacturing an electronic sensor for a specific DNA sequence. Steps 410 to 490 may be performed in any operation order.
In step 410, the gate electrode may be formed on top of a substrate (eg, a passivated silicon or other semiconductive substrate) or a semiconductive substrate such as a ceramic or polymer material. The electrode may contain a metal or other conductive material, and the electrode may be obtained by photographic printing and lift-off methods known in the art, or other suitable methods. It may be formed. In a particular embodiment, the gate electrode contains a bulk silicon substrate wafer material connected to a suitable circuit.

工程４２０において、基板（及びゲート電極が含まれるときには、埋設されたゲート電極）は不動態化層又は絶縁層、例えば、当該分野において知られているような酸化ケイ素層によって被覆されてもよい。   In step 420, the substrate (and the buried gate electrode when a gate electrode is included) may be coated with a passivation layer or insulating layer, for example, a silicon oxide layer as is known in the art.

工程４４０においては、１又は複数のナノチューブが、対置する各々の接触子と電気的に接続した状態で基板中に配置される。例えば、基板１４０は、先に言及した米国特許出願第１０／１７７９２９号に記載されているようにして、ランダムに網状配置されたカーボンナノチューブによって被覆されてもよい。あるいは、接触子間にナノチューブを形成させるために当該分野において知られているその他の方法を使用してもよい。得られるナノチューブは特定の様式で配置させてもよく、あるいはランダムに配置させてもよい。ランダム配置の場合には、ナノチューブは、少なくとも１つの経路を介して対置する接触子を連結する連結ナノチューブによるネットワークを提供すべきである。ナノチューブは、対置する接触子間以外の領域においては、いずれかの適当な方法（例えば、プラズマエッチング法）によって、基板から除去すべきである。   In step 440, one or more nanotubes are placed in the substrate in electrical connection with each opposing contact. For example, the substrate 140 may be coated with carbon nanotubes that are randomly reticulated as described in previously referenced US patent application Ser. No. 10 / 177,929. Alternatively, other methods known in the art for forming nanotubes between contacts may be used. The resulting nanotubes may be arranged in a specific manner or randomly. In the case of random placement, the nanotubes should provide a network of linked nanotubes that connect the opposing contacts via at least one path. Nanotubes should be removed from the substrate by any suitable method (eg, plasma etching) in regions other than between the opposing contacts.

工程４３０において、一対の対置する接触子（例えば、ソース電極とドレイン電極）を基板上に形成させてもよい。接触子はナノチューブの上方に配置させてもよく、あるいはナノチューブと基板の間に配置させてもよい。例えば、チタン接触子を形成させ、写真印刷法とリフトオフ法を用いて該接触子を金層で被覆することによって対置接触子を形成させてもよい。このような接触子は、いずれかの所望の形態を有する中間領域上に配置される複数の交互配置部分を含んでいてもよい。   In step 430, a pair of opposing contacts (eg, a source electrode and a drain electrode) may be formed on the substrate. The contact may be disposed above the nanotube, or may be disposed between the nanotube and the substrate. For example, a counter contact may be formed by forming a titanium contact and coating the contact with a gold layer using a photographic printing method and a lift-off method. Such contacts may include a plurality of interleaved portions disposed on the intermediate region having any desired form.

工程４５０において、所望により、遮断材から成る層を該接点上に配置させてもよい。当該分野においては、種々のポリマーと樹脂が知られており、これらは適当な遮断材を含有していてもよい。本発明の１つの実施態様においては、エポキシ被覆材を使用してもよい。遮断材は基板の特定の領域のみに適用してもよく、あるいは、遮断材を基板全体に適用した後、センサーの操作領域（例えば、接点間領域）に対応する領域から遮断材を除去してもよい。遮断材によって電気絶縁性を付与し、これによって、導電性流体と接触したときの短絡を防止してもよく、あるいは、環境に曝されることからセンサーを保護してもよい。遮断材は、他の物質（特に限定的ではないが、ナノチューブ及びＤＮＡ分子を含む）の沈着を制御するために役立ててもよい。いずれの数の遮断層を使用してもよい。   In step 450, if desired, a layer of barrier material may be disposed on the contact. Various polymers and resins are known in the art, and these may contain suitable barrier materials. In one embodiment of the invention, an epoxy coating may be used. The blocking material may be applied only to a specific area of the substrate, or after the blocking material is applied to the entire substrate, the blocking material is removed from the area corresponding to the sensor operation area (for example, the area between the contacts) Also good. The barrier may provide electrical insulation, thereby preventing a short circuit when in contact with the conductive fluid, or protecting the sensor from exposure to the environment. The blocking material may help to control the deposition of other materials, including but not limited to nanotubes and DNA molecules. Any number of barrier layers may be used.

工程４６０においては、オリゴヌクレオチド（ｓｓＤＮＡ）の溶液を調製してもよい。所望のｓｓＤＮＡ（「プローブ配列」）は市販品から入手してもよく、あるいは当該分野における既知の方法によって合成してもよい。プロ−ブ配列の水溶液又は有機溶剤溶液は適当な濃度で調製してもよい。例えば、１０−４Ｍ濃度の溶液は、オリゴヌクレオチド１００，０００ピコモルを純水（１８ＭΩ）１０００μＬに溶解させることによって調製してもよい。ｓｓＤＮＡと相溶性のあるその他の溶剤を使用してもよい。ｓｓＤＮＡの沈着の前に、センサー装置の電気的特性を基準として適宜記録してもよい。 In step 460, a solution of oligonucleotide (ssDNA) may be prepared. The desired ssDNA (“probe sequence”) may be obtained from a commercial product, or may be synthesized by methods known in the art. An aqueous solution or an organic solvent solution of the probe array may be prepared at an appropriate concentration. For example, a 10 −4 M concentration solution may be prepared by dissolving 100,000 picomoles of oligonucleotide in 1000 μL of pure water (18 MΩ). Other solvents compatible with ssDNA may be used. Prior to the deposition of ssDNA, the electrical characteristics of the sensor device may be recorded as appropriate.

工程４７０においては、オリゴヌクレオチド溶液は、センサー装置の活性領域１３０上に塗布してもよい。例えば、ＤＮＡ溶液の液滴を領域１３０上のチップに置いてもよい。次いで、該溶液を乾燥させてキャリヤーを蒸発させることによって、ｓｓＤＮＡを無傷の状態で残存させてもよい。例えば、該チップを室温の加湿チャンバー内に乾燥するまで放置してもよい。次いで、チップを該チャンバーから取り出し、純水（１８ＭΩ）ですすいだ後、乾燥窒素流で風燥させる。   In step 470, the oligonucleotide solution may be applied onto the active area 130 of the sensor device. For example, a droplet of DNA solution may be placed on a chip on region 130. The solution may then be dried and the carrier evaporated to leave the ssDNA intact. For example, the chip may be left to dry in a humidified chamber at room temperature. The chip is then removed from the chamber, rinsed with pure water (18 MΩ), and air-dried with a stream of dry nitrogen.

工程４９０においては、過剰のｓｓＤＮＡを除去してもよい。この除去処理は、上記のようなすすぎ処理と風乾処理によっておこなってもよい。過剰のｓｓＤＮＡが基板のその他の領域に付着しているときには、より強力な方法（例えば、エッチング法）を使用してもよい。あるいは、過剰のＤＮＡは、それによってセンサーの操作が妨げられないときには、そのまま放置してもよい。   In step 490, excess ssDNA may be removed. This removal process may be performed by the rinsing process and the air drying process as described above. When excess ssDNA is attached to other areas of the substrate, a more powerful method (eg, an etching method) may be used. Alternatively, excess DNA may be left as is if it does not interfere with sensor operation.

センサー装置の電気的特性を再度測定し、上記の基準特性と比較してもよい。ｓｓＤＮＡが首尾よく沈着されるならば、電気的特性の変化が観測されるべきである。測定してもよい特性には、例えば、センッサーのゲート電圧、電導度、抵抗、又はこれらの組合せ、これらの特性若しくはその他の電気的特性に関連する曲線若しくはヒステリシス等が含まれる。   The electrical characteristics of the sensor device may be measured again and compared with the above reference characteristics. If ssDNA is successfully deposited, a change in electrical properties should be observed. Properties that may be measured include, for example, the sensor's gate voltage, conductivity, resistance, or combinations thereof, curves or hysteresis associated with these or other electrical properties, and the like.

図５は、本発明によるセンサー装置の使用方法５００の例示的な工程を示す。センサーの使用法は、実質的には、試料ｓｓＤＮＡを含有する溶液をナノチューブのネットワークに曝した後、センサーの電気的特性の変化を測定することからなる。工程５１０においては、試料は、当該分野において既知の方法によって調製される。例えば、ＤＮＡは、患者の細胞から溶解によって抽出してもよい。二重鎖ＤＮＡは、当該分野において既知の方法によってｓｓＤＮＡまで還元させるべきである。充分に多量のＤＮＡ試料が入手できる場合には、ＤＮＡの濃度を高めるためのＰＣＲ法の使用を回避することが可能である。本発明によるセンサーは、著しく少容量（例えば、１００μＬ未満）の試料を用いて操作することができるので、場合によっては、ＰＣＲ法の使用を省略してもよい。   FIG. 5 illustrates exemplary steps of a method 500 of using a sensor device according to the present invention. The sensor usage essentially consists of measuring the change in the electrical properties of the sensor after exposing the solution containing the sample ssDNA to a network of nanotubes. In step 510, the sample is prepared by methods known in the art. For example, DNA may be extracted from a patient's cells by lysis. Double stranded DNA should be reduced to ssDNA by methods known in the art. If a sufficiently large amount of DNA sample is available, it is possible to avoid using the PCR method to increase the concentration of DNA. Since the sensor according to the present invention can be operated with a remarkably small volume (for example, less than 100 μL), the use of the PCR method may be omitted in some cases.

工程５２０においては、センサーは試料溶液に曝される。該溶液中でのセンサーの放置時間は、ナノチューブのネットワーク上の少なくとも１個のｓｓＤＮＡ分子と溶液中の相補的ｓｓＤＮＡ分子との間にハイブリッド形成が発生するのに充分な時間にすべきである。この放置時間は、試料ＤＮＡの濃度、溶液の量、室内の温度、溶液のｐＨ及びその他の可変因子によって左右される。当業者であれば、ＤＮＡのハイブリッド形成に対するこれらの可変因子の効果については熟知しているので、適当な放置時間を選定することができる。   In step 520, the sensor is exposed to the sample solution. The sensor standing time in the solution should be sufficient to allow hybridization to occur between at least one ssDNA molecule on the nanotube network and a complementary ssDNA molecule in solution. This standing time depends on the concentration of the sample DNA, the amount of the solution, the room temperature, the pH of the solution and other variable factors. Those skilled in the art are familiar with the effects of these variable factors on DNA hybridization and can select an appropriate standing time.

工程５３０においては、センサーの電気的応答が測定される。センサーの構造形態に応じて種々の異なる特性が利用可能である。１つの実施態様においては、基板の絶縁体の下部に存在する導電性平面によって印加されるゲート電圧を変化させることによって、センサー装置の最初の測定がおこなわれる。次いで、ネットワークを、前記の時間にわたって試料ｓｓＤＮＡを含有する溶液に曝した後、溶液を除去し、さらに、基板が実質的に乾燥するのに充分な時間にわたって放置する。この放置時間は、乾燥過程を促進する措置を講ずることによって短縮させてもよい。例えば、乾燥空気を基板上へ吹き付けてもよい。基板が乾燥したならば、ゲート電圧を変化させることによって、センサー装置の測定を再度おこなう。得られる測定結果を最初の測定結果と比較することによって、ｄｓＤＮＡの存在の有無を確認する。   In step 530, the electrical response of the sensor is measured. Various different characteristics are available depending on the structure of the sensor. In one embodiment, the initial measurement of the sensor device is performed by changing the gate voltage applied by the conductive plane present under the insulator of the substrate. The network is then exposed to a solution containing the sample ssDNA for the time period described above, after which the solution is removed and left for a time sufficient for the substrate to substantially dry. This standing time may be shortened by taking measures to accelerate the drying process. For example, dry air may be blown onto the substrate. When the substrate is dry, the sensor device is measured again by changing the gate voltage. The presence or absence of dsDNA is confirmed by comparing the obtained measurement result with the first measurement result.

別の実施態様においては、ネットワークを純水に曝す。基板の絶縁体の下部に存在する導電性平面によって印加されるゲート電圧を変化させることによって、センサー装置の最初の測定がおこなわれる。次いで、ネットワークを、純水中に試料ＤＮＡを含有させた溶液に曝す。ネットワークが該溶液中に曝されている間に、ゲート電圧を変化させることによってセンサー装置の測定をおこなう。試料ＤＮＡが標的ＤＮＡを含有する場合には、ハイブリッド形成が経時的におこなわれ、センサー装置において得られる結果は、最初の測定結果と比較して変化する。   In another embodiment, the network is exposed to pure water. An initial measurement of the sensor device is performed by changing the gate voltage applied by the conductive plane present under the insulator of the substrate. The network is then exposed to a solution containing sample DNA in pure water. While the network is exposed to the solution, the sensor device is measured by changing the gate voltage. When the sample DNA contains the target DNA, hybridization occurs over time, and the result obtained in the sensor device changes compared to the initial measurement result.

さらに別の実施態様においては、ネットワークを導電性液体に曝す。好ましくは、導電性液体は、生理的液体に対して適当な緩衝液であり、最も好ましい導電性液体は燐酸塩緩衝液（ＰＢＳ）である。導電性液体と接触する導電性素子によって印加されるゲート電圧を変化させることによって、センサー装置の最初の測定をおこなう。次いで、ネットワークを、同じ導電性液体中の試料ＤＮＡ溶液に曝す。ネットワークが該溶液に曝されている間に、ゲート電圧を変化させることによってセンサー装置の測定をおこなう。試料ＤＮＡが標的ＤＮＡを含有している場合には、ハイブリッド形成が経時的におこなわれ、センサー装置について得られた測定結果は、最初の測定結果と比較して変化する。   In yet another embodiment, the network is exposed to a conductive liquid. Preferably, the conductive liquid is a buffer suitable for physiological liquids, and the most preferred conductive liquid is phosphate buffer (PBS). An initial measurement of the sensor device is performed by changing the gate voltage applied by the conductive element in contact with the conductive liquid. The network is then exposed to a sample DNA solution in the same conductive liquid. While the network is exposed to the solution, the sensor device is measured by changing the gate voltage. When the sample DNA contains the target DNA, hybridization occurs over time, and the measurement result obtained for the sensor device changes compared to the initial measurement result.

工程５４０においては、測定された電気的応答を標的種と相関させることによって、肯定的結果又は否定的結果が決定される。例えば、遺伝子試験においては、標的配列の存否が決定される。センサーと標的遺伝子との間の反応によれば、所定型のセンサーによって一定した再現性のある結果がもたらされるべきである。従って、同じ型のセンサーに対しては、肯定的な結果若しくは否定的な結果、及び信頼度は、特定のセンサーの応答と統計的な対照データとの比較に基づいてもよい。結果における信頼性は、多数のセンサーを同時に使用する多数の測定によって高めてもよい。   In step 540, a positive or negative result is determined by correlating the measured electrical response with the target species. For example, in a genetic test, the presence or absence of a target sequence is determined. The reaction between the sensor and the target gene should provide consistent and reproducible results with a given type of sensor. Thus, for the same type of sensor, positive or negative results and confidence may be based on a comparison of the response of a particular sensor with statistical control data. Reliability in the results may be increased by multiple measurements using multiple sensors simultaneously.

先に言及した米国特許出願第１０／１７７９２９号に記載のようにして、一般的には前述の記載に従って、二酸化ケイ素膜を有する縮重的にドープ化したケイ素ウェーハを、ランダムな網状形態のカーボンナノチューブで被覆した。金接触子（厚さ：１２０ｎｍ）で被覆したチタン接触子（厚さ：３０ｎｍ）を写真印刷法とリフトオフ法によって沈着させてパターンを形成させることによって、対置接触子を形成させた。これらの接触子の各々は、一般的には長方形状の領域にわたって配置された複数の交互配置部を含む。ランダムに配列されたナノチューブのネットワークはケイ素基板上に亘って配置される。ネットワーク中のナノチューブは、接触子の交互配置部と電気的に接触する。接触子の沈着後、一般的には長方形状の領域の外側のナノチューブを酸素プラズマエッチングによって除去し、残りのナノチューブのネットワークを残存させる。一般的には交互配置された接触子間に介在させたナノチューブのネットワークと金属電極を交互に配置させて併用することによって、電極を横切って平行に接続された多数のナノチューブがもたらされる。   As described in previously referenced US patent application Ser. No. 10 / 177,929, a degenerately doped silicon wafer having a silicon dioxide film can be formed into a random network of carbon, generally as described above. Covered with nanotubes. A counter contact was formed by depositing a titanium contact (thickness: 30 nm) coated with a gold contact (thickness: 120 nm) by a photographic printing method and a lift-off method to form a pattern. Each of these contacts includes a plurality of interleaved portions arranged over a generally rectangular region. A network of randomly arranged nanotubes is placed over the silicon substrate. The nanotubes in the network are in electrical contact with the interleaved contacts. After contact deposition, the nanotubes outside the generally rectangular region are removed by oxygen plasma etching, leaving the remaining network of nanotubes. In general, alternating use of a network of nanotubes interleaved between interleaved contacts and metal electrodes results in multiple nanotubes connected in parallel across the electrodes.

ダイはウェーハから分離されて標準的な４０−ピンのチップキャリヤー中に設置され、また、チップ上に交互配置されたワイヤとチップキャリヤー上の接点はワイヤによって連結される。パッケージ上のワイヤと接点のパッドはエポキシ樹脂によって被覆され、該樹脂は硬化される。このようにして調製されたパッケージ中のチップはアセトン、イソプロパノール及び脱イオン水を用いてすすいだ後、最後に純水（１８ＭΩ）ですすいだ。   The die is separated from the wafer and placed in a standard 40-pin chip carrier, and the wires interleaved on the chip and the contacts on the chip carrier are connected by the wire. The wire and contact pads on the package are coated with epoxy resin and the resin is cured. The chips in the package thus prepared were rinsed with acetone, isopropanol and deionized water, and finally rinsed with pure water (18 MΩ).

オリゴヌクレオチド（５’−ＣＣＴ ＡＡＴ ＡＡＣ ＡＡＴ−３’）の１０−４Ｍ溶液を、該オリゴヌクレオチド８４５００p mole を純水（１８ＭΩ）（ナノピュア・インフィニティＵＶウォーターシステム社製）８４５μＬに溶解させることによって調製した。前記のようにして調製したチップの測定を、絶縁体の下部の導電性面によって印加されたゲート電圧を変化させることによっておこなった。得られた曲線を図６において６００で示す。ＤＮＡ溶液２０μＬを含有する液滴をチップ上に載せた。このチップを、室温下の湿潤チャンバー内に１２時間放置した。次いで、チップを湿潤チャンバーから取り出し、純水（１８ＭΩ）ですすいだ後、乾燥窒素ガスを吹き付けて乾燥させた。チップの測定は、ゲート電圧を変化させることによっておこなった。得られた曲線を図６において６１０で示す。この曲線は、センサーとして使用するために調製されたセンサー装置の特性を示す。この段階では、ナノチューブのネットワークは、プローブ配列を有するｓｓＤＮＡと接触している。電子的測定に対するｓｓＤＮＡ被覆層の効果によって、曲線６１０は曲線６００の左側へシフトする。 A 10 −4 M solution of oligonucleotide (5′-CCT AAT AAC AAT-3 ′) was prepared by dissolving the oligonucleotide 84500 pmol in 845 μL of pure water (18 MΩ) (NanoPure Infinity UV Water Systems). did. Measurement of the chip prepared as described above was performed by changing the gate voltage applied by the conductive surface under the insulator. The resulting curve is shown at 600 in FIG. A droplet containing 20 μL of DNA solution was placed on the chip. The chip was left in a humid chamber at room temperature for 12 hours. Next, the chip was taken out of the wet chamber, rinsed with pure water (18 MΩ), and dried by blowing dry nitrogen gas. The chip was measured by changing the gate voltage. The resulting curve is shown at 610 in FIG. This curve shows the characteristics of a sensor device prepared for use as a sensor. At this stage, the network of nanotubes is in contact with ssDNA having a probe sequence. Curve 610 shifts to the left of curve 600 due to the effect of the ssDNA coating on the electronic measurement.

ナノチューブとプローブｓｓＤＮＡとの接触を証明するために、標識化したｓｓＤＮＡを用いてチップを調製した。標識化ｓｓＤＮＡは好ましい実施態様においては不必要であるが、ここでは証明のためにのみ説明する。オリゴヌクレオチド（５’−ＨＳ−（ＣＨ２）６−ＣＣＴ ＡＡＴ ＡＡＣ ＡＡＴ−フルオレセイン−３’）の１０−５Ｍ溶液（溶媒：１８ＭΩ純水）を、レセプターＤＮＡ配列として調製した。チップをこの溶液中に一夜曝し、すすぎ処理に付した後、窒素ガスを用いて乾燥させた。このチップの光学蛍光顕微鏡写真を観察したところ、ナノチューブのネットワークが存在する特定の領域のみに緑色のフルオレセイン標識が明るい領域として出現したが、基板のその他の領域には該標識は出現しなかった。このことは、レセプターＤＮＡ鎖がセンサーのナノチューブへ結合したことを証明する。 To prove contact between the nanotubes and the probe ssDNA, a chip was prepared using labeled ssDNA. Labeled ssDNA is not necessary in the preferred embodiment, but is described here for demonstration purposes only. A 10 −5 M solution (solvent: 18 MΩ pure water) of oligonucleotide (5′-HS- (CH 2 ) 6 -CCT AAT AAC AAT-fluorescein-3 ′) was prepared as a receptor DNA sequence. The chip was exposed to this solution overnight, subjected to a rinsing treatment and then dried using nitrogen gas. When an optical fluorescence micrograph of this chip was observed, a green fluorescein label appeared as a bright area only in a specific area where the nanotube network was present, but the label did not appear in other areas of the substrate. This proves that the receptor DNA strand is bound to the sensor nanotube.

次に、濃度が１０−４Ｍの標的ＤＮＡ、即ち、レセプターＤＮＡ鎖に対して相補的なオリゴヌクレオチド５’−ＡＴＴ ＧＴＴ ＡＴＴ ＡＧＧ−３の溶液を、該オリゴヌクレオチド１３２０００p mole を純水（１８ＭΩ）１３２０μＬに溶解させることによって調製した。この溶液を用いて、標的ＤＮＡの希釈溶液（１０−８Ｍ）を調製した。室温下の湿潤化チャンバー内において、チップをこの溶液の液滴（２０μＬ）に１時間曝した。チップを該チャンバー内から取り出し、純水（１８ＭΩ）ですすいだ後、乾燥窒素を吹き付けて乾燥させた。 Next, a solution of the oligonucleotide 5′-ATT GTT ATT AGG-3 complementary to the target DNA having a concentration of 10 −4 M, that is, the receptor DNA strand, was added to the oligonucleotide 132000 p mole with pure water (18 MΩ). Prepared by dissolving in 1320 μL. Using this solution, a diluted solution of target DNA (10 −8 M) was prepared. The chip was exposed to a drop of this solution (20 μL) for 1 hour in a humidified chamber at room temperature. The chip was taken out from the chamber, rinsed with pure water (18 MΩ), and dried by blowing dry nitrogen.

得られた曲線を図６において６２０で示す。この曲線は、プローブＤＮＡと標的ＤＮＡによるハイブリッド形成の結果を示す。電子的測定における標的ＤＮＡのハイブリッド形成の効果により、曲線６２０は曲線６００の右側へシフトした。   The resulting curve is shown at 620 in FIG. This curve shows the result of hybridization with probe DNA and target DNA. Curve 620 shifted to the right of curve 600 due to the effect of target DNA hybridization in the electronic measurement.

実施例Ｂ
この実施例においては、単一塩基不整合ＤＮＡを検出するためのカーボンナノチューブ装置の非共有結合的な化学的機能化について説明する。
Ｂ−１：概要
本発明の観点による１つの実施態様においては、ナノチューブセンサー装置は、単鎖ＤＮＡ（ｓｓＤＮＡ）によって機能化されたカーボンナノチューブネットワーク電界効果トランジスター（「ＮＴＦＥＴ」又は「ＮＴＮＦＥＴ」）を具備する。特定の実施態様においては、ｓｓＤＮＡは、カーボンナノチューブに非共有結合的に結合したポリマー及びポリ芳香族分子を介してＮＴＦＥＴ装置に不動化させてもよい。相補的単鎖ＤＮＡ（ｃＤＮＡ）及び単一塩基不適合単鎖ＤＮＡ（ｓｂｍＤＮＡ）に対する電子的応答における有意差を測定してもよい。この例示的なセンサーは下記の構造、素子及び機能を含む。 Example B
In this example, non-covalent chemical functionalization of a carbon nanotube device for detecting single base mismatched DNA is described.
B-1: Overview In one embodiment according to aspects of the present invention, a nanotube sensor device comprises a carbon nanotube network field effect transistor (“NTFET” or “NTNFET”) functionalized by single-stranded DNA (ssDNA). To do. In certain embodiments, ssDNA may be immobilized to the NTFET device via polymers and polyaromatic molecules non-covalently bound to carbon nanotubes. Significant differences in electronic response to complementary single stranded DNA (cDNA) and single base mismatched single stranded DNA (sbmDNA) may be measured. This exemplary sensor includes the following structures, elements and functions.

ａ）単数又は複数のカーボンナノチューブＦＥＴ装置であって、少なくともソース電極とドレイン電極との間に導電性溝が形成されるように配置された単一のナノチューブ及び／又はナノチューブのネットワークを具備する該装置。
ｂ）ＦＥＴ構造体はボトムゲート電極、及び／又は液状ゲート電極を具有していてもよい。
ｃ）ポリマー及び／又は芳香族リンカー分子は非共有結合的にカーボンナノチューブに結合する。
ｄ）ｓｓＤＮＡはリンカー分子と化学的に結合してプローブを形成する。
ｅ）操作中においては、相補的なｃＤＮＡがセンサーに曝されると、該ＤＮＡはプローブとハイブリッドを形成し、これによって装置の電気的特性に測定可能な効果がもたらされる。
ｆ）単一塩基不適合ｓｂｍＤＮＡがセンサーに曝されると、該ＤＮＡはプローブとハイブリッドを形成し、これによって測定上異なった装置特性がもたらされる。 a) one or more carbon nanotube FET devices comprising a single nanotube and / or a network of nanotubes arranged such that at least a conductive trench is formed between the source electrode and the drain electrode apparatus.
b) The FET structure may have a bottom gate electrode and / or a liquid gate electrode.
c) The polymer and / or aromatic linker molecule is non-covalently bonded to the carbon nanotube.
d) ssDNA chemically binds to the linker molecule to form a probe.
e) In operation, when complementary cDNA is exposed to the sensor, the DNA hybridizes with the probe, which has a measurable effect on the electrical properties of the device.
f) When a single base mismatched sbm DNA is exposed to the sensor, the DNA hybridizes with the probe, which results in different instrumental properties.

ＮＴＮＦＥＴ装置は、先行特許文献、特に米国特許出願第１０／１７７９２９号、同第１０／６５６８９８号及び同第１０／７０４０６６号各明細書に記載されている手順に従って調製した。これらの特許文献の記載内容も本明細書の一部を成すものである。電流は、接点を用いて測定できる電気的特性である。接点は、基板上に配置されてもよい導電性素子を具有しており、該導電性素子はナノチューブのネットワークと電気的に接続する。   NTNFET devices were prepared according to the procedures described in the prior patent literature, particularly US patent application Ser. Nos. 10 / 177,929, 10/656898, and 10 / 704,066. The contents of these patent documents are also part of this specification. Current is an electrical property that can be measured using a contact. The contact includes a conductive element that may be disposed on the substrate, and the conductive element is electrically connected to the network of nanotubes.

本発明の一部の実施態様においては、付加的な導電性素子（ゲート電極）が配置され、該電極は少なくとも１個のナノチューブとは電気的に接続せず、また、ゲート電極と少なくとも１個の該ナノチューブとの間には電気的キャパシタンスが存在する。１つの好ましい例示的な実施態様においては、ゲート電極は、酸化ケイ素の下部の基板内の導電性面である。この種のナノチューブ電子装置例は前記の米国特許出願第１０／６５６８９８号及び同第１０／７０４０６６号各明細書に記載されている。   In some embodiments of the present invention, an additional conductive element (gate electrode) is disposed, the electrode is not electrically connected to at least one nanotube, and is at least one with the gate electrode. There is an electrical capacitance between the nanotubes. In one preferred exemplary embodiment, the gate electrode is a conductive surface in the underlying substrate of silicon oxide. Examples of this type of nanotube electronic device are described in the aforementioned US patent application Ser. Nos. 10 / 656,898 and 10 / 704,066.

センサーＮＴ装置は、標準的な写真印刷法によって、例えば、１００ｍｍのウェーハ上に形成させてもよい。ＮＴＦＥＴ装置は、分散された鉄のナノ粒子（成長促進剤）とメタン／水素混合ガスを使用する９００℃での化学蒸着法（ＣＶＤ）によって成長させたＳＷＮＴを用いて製造してもよい。電気的リード線は、金層（厚さ：１２０ｎｍ）で被覆したチタン膜（厚さ：３０ｎｍ）からナノチューブの上部へパターン状に形成させた。最初の電気的測定をおこなって装置の特性を確定した後、ＤＮＡの実験を実施する前に、基板をワイヤで連結させ、４０−ピンＣＥＲＤＩＰパッケージ内へ収納した。パッケージ上のワイヤと接触子パッドはエポキシ樹脂で被覆し、該樹脂は硬化させた。ＤＮＡの実験は、一滴のＤＮＡ溶液を該パッケージ上へ滴下することによっておこなった。該パッケージは、該液滴の蒸発を防止するために水約１００ｍＬをいれたビーカーを保有する密封ジャー内に収容した。   The sensor NT device may be formed on a 100 mm wafer, for example, by standard photographic printing methods. The NTFET device may be manufactured using SWNTs grown by chemical vapor deposition (CVD) at 900 ° C. using dispersed iron nanoparticles (growth promoter) and methane / hydrogen mixed gas. The electrical lead was formed in a pattern from the titanium film (thickness: 30 nm) covered with the gold layer (thickness: 120 nm) to the top of the nanotube. After the initial electrical measurements were made to determine the characteristics of the device, the substrates were connected with wires and housed in a 40-pin CERDIP package before performing the DNA experiments. The wires and contact pads on the package were coated with epoxy resin and the resin was cured. DNA experiments were performed by dropping a drop of DNA solution onto the package. The package was housed in a sealed jar containing a beaker containing approximately 100 mL of water to prevent evaporation of the droplets.

ＮＴＦＥＴ装置の電子的特性の測定、例えば、印加されたゲート電圧の関数としてのＳ／Ｄ電極間の電流の測定は同時測定システム（ＰＭＳ）を用いておこなった。このシステムを使用する場合には、ナノチューブに基づく１２個までのセンサーの装置特性を同時に測定することが可能である。３２個の独立アナログ型スイッチから成る一組のスイッチはＰＣを介してデジタル方式で調整され、これによって、測定すべき接触子はユーザーによって選択される。印加された電源−ドレインのバイアス及びゲート電圧はユーザーによって規定される（振幅、周波数、機能）。このシステムを用いることによって、装置の電導度は時間とゲート電圧の関数として測定することができる。   The measurement of the electronic characteristics of the NTFET device, for example the measurement of the current between the S / D electrodes as a function of the applied gate voltage, was performed using a simultaneous measurement system (PMS). When using this system, it is possible to simultaneously measure the device properties of up to 12 sensors based on nanotubes. A set of 32 independent analog switches is digitally adjusted via the PC, whereby the contact to be measured is selected by the user. The applied power supply-drain bias and gate voltage are defined by the user (amplitude, frequency, function). By using this system, the conductivity of the device can be measured as a function of time and gate voltage.

Ｂ−２：調製手順
Ｂ−２．１ チップの調製
各々のチップを使用する前に、該チップをパッケージ内に収容し、次いでワイヤと接触子をエポキシ樹脂で被覆し、該エポキシを硬化させた。該チップを噴射瓶からのアセトン、イソプロパノール、脱イオン水を用いてすすぎ、最後に規定された清浄化法に従って清浄処理に付し（以下のセクションＢ−２．２参照）、次いで初期のＩ−Ｖｇ曲線を得た。 B-2: Preparation Procedure B-2.1 Chip Preparation Prior to using each chip, the chip was housed in a package, then the wires and contacts were coated with epoxy resin, and the epoxy was cured. . The tip is rinsed with acetone, isopropanol, deionized water from a jar, and subjected to a cleaning process according to the last defined cleaning method (see section B-2.2 below), followed by initial I- A Vg curve was obtained.

Ｂ−２．２ 洗浄手順
パッケージ内に収容したチップを純水（１８ＭＷ）の噴霧によって簡単に洗浄することによって表面上の検体を除去した。結晶皿内において、０．０１Ｍの燐酸塩で緩衝化した塩溶液（ｐＨ：７．４／２５℃）約５０ｍｌをチップ上に注いだ。該チップはオービタルシェーカー（orbital shaker）上で５分間洗浄し（速度設定値：６）、次いで溶液を廃棄した。さらに、チップは同様の操作により、１８ＭＷの水を用いて４回洗浄した。 B-2.2 Cleaning Procedure The sample on the surface was removed by simply cleaning the chip contained in the package by spraying with pure water (18 MW). In the crystallization dish, about 50 ml of salt solution (pH: 7.4 / 25 ° C.) buffered with 0.01 M phosphate was poured onto the chip. The chip was washed for 5 minutes on an orbital shaker (speed setpoint: 6) and then the solution was discarded. Further, the chip was washed four times with 18 MW of water by the same operation.

Ｂ−２．３ Ｉ−Ｖｇ曲線
チップ上の全ての装置についてＩ−Ｖｇ曲線（走査ゲート電圧に対してＮＴＦＥＴ電流をプロットした曲線）を得たが、ここでは各々のチップの１つについてのみ示す。各々の場合に示す曲線は、各々のチップに関して得られた曲線の代表例であると考えるべきである。 B-2.3 I-Vg Curve I-Vg curves (curves plotting NTFET current against scan gate voltage) were obtained for all devices on the chip, but are shown here for only one of each chip. . The curves shown in each case should be considered representative of the curves obtained for each chip.

Ｂ−３ ピレン−標識化とＤＮＡ
Ｂ−３．１ ピレン単層の形成
パッケージ化チップ（この場合は、Ｗ５１７ ２６：２１）を清浄化した後、初期のＩ−Ｖｇ測定をおこなった。Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド（ＤＭＦ）を溶媒とするピレンブタン酸サクシンイミジルエステルの２．５ｍｇ／ｍｌ溶液を、該ピレン誘導体３．０８ｍｇをＤＭＦ１．２３２ｍｌに溶解させることによって調製した。この溶液５０ｍｌをチップの表面上に存在させ、該チップを、蒸発による液滴の発生を防止するために、ＤＭＦを含む開放容器を設置したチャンバーの内部において、室温下で２時間密封した。次いで、チップを取り出し、ＤＭＦ、アセトン及びイソプロパノールを用いてすすいだ後、清浄化処理に付し（セクション２．２参照）、Ｉ−Ｖｇ曲線を得た。 B-3 Pyrene-labeling and DNA
B-3.1 Formation of Pyrene Single Layer After the packaged chip (in this case W517 26:21) was cleaned, initial I-Vg measurements were performed. A 2.5 mg / ml solution of pyrenebutanoic acid succinimidyl ester using N, N-dimethylformamide (DMF) as a solvent was prepared by dissolving 3.08 mg of the pyrene derivative in 1.232 ml of DMF. 50 ml of this solution was present on the surface of the chip, and the chip was sealed for 2 hours at room temperature inside a chamber equipped with an open container containing DMF in order to prevent generation of droplets due to evaporation. The chip was then removed, rinsed with DMF, acetone and isopropanol and subjected to a cleaning process (see section 2.2) to obtain an I-Vg curve.

Ｂ−３．２ ＤＮＡの共有結合的結合
ＤＮＡ−ＮＨ２溶液２０ｍｌをチップの表面上に存在させ、次いで、該チップを、湿気を付与すると共に、蒸発による液滴の発生を防止するために、水を含む開放容器を設置したチャンバーの内部において、室温下で一夜密封した。チップを取り出し、洗浄手順に従って洗浄し、次いでＩ−Ｖｇ曲線を得た。 B-3.2 Covalent Binding of DNA 20 ml of DNA-NH 2 solution is present on the surface of the chip, and then the chip is moistened and prevented from generating droplets due to evaporation. The inside of the chamber provided with the open container containing water was sealed overnight at room temperature. The chip was removed and washed according to the washing procedure, and then an I-Vg curve was obtained.

Ｂ−４ ＤＮＡハイブリッド形成の検出
Ｂ−４．１ 検出手順
ＤＮＡオリゴヌクレオチドの１０−４Ｍ溶液１０ｍｌを、燐酸塩で緩衝化した０．０１Ｍ塩溶液（ｐＨ：７．４／２５℃）で希釈化することによって、該オリゴヌクレオチドの１０−６Ｍ溶液を調製した。このＤＮＡ溶液２０ｍｌを、セクションＢ−３に従ってＤＮＡ−ピレン層によって機能化させたチップの表面上に存在させた。該チップを、湿気を付与すると共に、液滴の蒸発を防止するために、水を含む開放容器を設置したチャンバー内において、室温下で一夜密封した。チップを取り出し、洗浄処理に付した後、Ｉ−Ｖｇ曲線を得た。 B-4 Detection of DNA hybridization B-4.1 Detection procedure Dilute 10 ml of a 10 -4 M solution of a DNA oligonucleotide with a 0.01 M salt solution (pH: 7.4 / 25 ° C) buffered with phosphate. To prepare a 10 −6 M solution of the oligonucleotide. 20 ml of this DNA solution was present on the surface of the chip functionalized with a DNA-pyrene layer according to section B-3. The chip was sealed overnight at room temperature in a chamber equipped with an open container containing water to provide moisture and prevent evaporation of the droplets. After taking out the chip and subjecting it to a cleaning treatment, an I-Vg curve was obtained.

Ｂ−４．２ ｃＤＮＡ
チップ（Ｗ５１７ ２６：２１）をセクションＢ−３に従って機能化させ、次いでセクションＢ−４．１に従って、ｃＤＮＡを用いて処理した。
図７ＡはＩ−Ｖｇ曲線を示すもので、該曲線は右側にシフトしており、このことは、当該装置が、共有結合的に結合したＤＮＡとｃＤＮＡとのハイブリッド形成を検出できることを示す。該曲線の右側へのシフトは、二重鎖ＤＮＡを存在させた先の実験において観察されたシフトと一致する。 B-4.2 cDNA
The chip (W517 26:21) was functionalized according to section B-3 and then processed with cDNA according to section B-4.1.
FIG. 7A shows the I-Vg curve, which is shifted to the right, indicating that the device can detect the hybridization of covalently bound DNA and cDNA. The shift to the right of the curve is consistent with the shift observed in previous experiments where double stranded DNA was present.

Ｂ−４．３ ＳＮＰ−ＤＮＡ
セクションＢ−３に従って、チップ（Ｗ ５１７ ２６：２４）を機能化させた後、セクションＢ−４．１に従って、ＳＮＰ−ＤＮＡを用いて処理した。
図７ＢはＩ−Ｖｇ曲線を示すもので、該曲線の右側へのシフト度はあまり大きくはない。このことは、当該装置に結合したＤＮＡに対するＳＮＰ−ＤＮＡの部分的で不完全な結合に起因するか、又は、ＳＮＰ−ＤＮＡが洗浄過程中に洗い流されることによると考えられる。何故ならば、この程度のシフト度はドリフト（drift）に関連することが示されているからである（これはナノチューブに吸着された水の非常に薄い層に起因すると考えられる）。いずれにしても、当該装置によってｃＤＮＡとＳＮＰを区別できることは明らかである。 B-4.3 SNP-DNA
The chip (W 517 26:24) was functionalized according to section B-3 and then treated with SNP-DNA according to section B-4.1.
FIG. 7B shows an I-Vg curve, and the degree of shift to the right side of the curve is not very large. This may be due to partial and incomplete binding of the SNP-DNA to the DNA bound to the device or due to the SNP-DNA being washed away during the washing process. This is because this degree of shift has been shown to be related to drift (which may be due to a very thin layer of water adsorbed on the nanotubes). In any case, it is clear that the device can distinguish between cDNA and SNP.

Ｂ−４．４ ＳＮＰ−ＤＮＡ＋ｃＤＮＡ
ＳＮＰ−ＤＮＡを用いて予め処理したチップ（Ｗ ５１７ ２６：２４）を、セクションＢ−４．１に従って、ｃＤＮＡを用いて処理した。
図７ＢはＩ−Ｖｇ曲線を示すもので、該曲線は右側へシフトしており、このシフトは、セクションＢ−４．２においてｃＤＮＡを用いたときに見られたシフトと類似する。このことは、ＳＮＰ−ＤＮＡに曝された後のｃＤＮＡを当該装置によって検出できることを示す。ＳＮＰ−ＤＮＡがセクションＢ−４．３において洗い流されないならば、ｃＤＮＡはＳＮＰ−ＤＮＡと置換し、これによって、セクションＢ−４．２又は本明細書のその他の部分におけるハイブリッド形成に対して得られたデータと一致する結果がもたらされる。 B-4.4 SNP-DNA + cDNA
A chip pre-treated with SNP-DNA (W 517 26:24) was treated with cDNA according to section B-4.1.
FIG. 7B shows the I-Vg curve, which is shifted to the right, which is similar to the shift seen when using cDNA in section B-4.2. This indicates that the device can detect cDNA after exposure to SNP-DNA. If the SNP-DNA is not washed away in section B-4.3, the cDNA will replace the SNP-DNA, thereby obtaining for hybridization in section B-4.2 or other parts of the specification. Results that are consistent with the captured data.

ナノスケールの電子装置であるＮＴＦＥＴは少量の核酸（ＲＮＡ及びＤＮＡ）のリアルタイムでの監視と検出のために使用してもよい。ＤＮＡオリゴヌクレオチドのハイブリッド形成のアッセイに関しては、ＮＴＮＦＥＴ装置を用いて少量の単鎖ＤＮＡ（ｓｓＤＮＡ）を検出することができる。このようなアッセイは、従来法に比べて迅速かつ高感度でおこなうことができ、また、例えば、ＤＮＡ複製の必要なサイクル数を低減させるか、又はＰＣＲを不要とする。   NTFET, a nanoscale electronic device, may be used for real-time monitoring and detection of small amounts of nucleic acids (RNA and DNA). For DNA oligonucleotide hybridization assays, a small amount of single-stranded DNA (ssDNA) can be detected using the NTNFET device. Such assays can be performed quickly and with a higher sensitivity than conventional methods, and, for example, reduce the number of cycles required for DNA replication or eliminate the need for PCR.

２個のＤＮＡ鎖の間に単一の不整合塩基が存在するときには、ハイブリッド形成は発生するが、不整合に起因するキンク（kink）とのハイブリッド形成錯体の安定性は劣る。このような不整合は単一ヌクレオチドポリモフィズム（single nucleotide polymorphism;ＳＮＰ）と呼ばれているが、該不整合は、ヒトゲノム（Human Genome）プロジェクトの結果として発見されたものである。ＳＮＰは市販の遺伝子テストのための重要な標的であって、ＮＴＮＦＥＴ装置によって潜在的に同定することができる。   When a single mismatched base is present between the two DNA strands, hybridization occurs, but the stability of the hybridization complex with the kink resulting from the mismatch is poor. Such inconsistencies are called single nucleotide polymorphisms (SNPs), which were discovered as a result of the Human Genome project. SNPs are important targets for commercial genetic testing and can potentially be identified by NTNFET devices.

実施例Ｃ
ナノ電子装置を用いるＤＮＡアッセイ
本発明の特徴を有する多数の異なる例示的なＤＮＡ又はその他のポリヌクレオチドのアッセイ態様を図８〜図１２に示す。以下において説明する構造と方法は例示的なものであって、他の実施態様においては、本明細書の別の部分に記載されている構造と方法を使用してもよい。異なる実施態様において、実質上類似の要素が含まれる場合には、各々の実施態様の説明において該要素を示すためには同じ参照番号を使用する。 Example C
DNA Assays Using Nanoelectronic Devices A number of different exemplary DNA or other polynucleotide assay embodiments having features of the invention are shown in FIGS. The structures and methods described below are exemplary, and in other embodiments, structures and methods described elsewhere in this specification may be used. In the different embodiments, where substantially similar elements are included, the same reference numerals are used to denote the elements in the description of each embodiment.

Ｃ−１ 構造体
図８〜図１２に示すように、センサー１０は、少なくとも１個のナノ構造体を有するプラットホームを具備する。ナノ構造体としては、基板１４に隣接して配置されと共に、少なくともソース電極１６とドレイン電極１８との間に電気的に接続されるナノチューブ１２が例示される。 C-1 Structure As shown in FIGS. 8-12, the sensor 10 comprises a platform having at least one nanostructure. Examples of the nanostructure include a nanotube 12 that is disposed adjacent to the substrate 14 and electrically connected at least between the source electrode 16 and the drain electrode 18.

所望により、該装置は、少なくとも１個の付加的な電極、例えば、ナノチューブ１２に隣接して配置されるゲート電極２０を具備していてもよい。図示するゲート電極２０は基板１４に埋設されているが、別のＮＴＦＥＴセンサーの実施態様に関連して先に説明したように、別のタイプの電極（例えば、ボトムゲート電極、トップゲート電極及び／又は液状ゲート電極等）を別の設置方法で配設してもよい。   If desired, the device may comprise at least one additional electrode, for example a gate electrode 20 disposed adjacent to the nanotube 12. The illustrated gate electrode 20 is embedded in the substrate 14, but as described above in connection with other NTFET sensor embodiments, other types of electrodes (eg, bottom gate electrode, top gate electrode, and / or Alternatively, a liquid gate electrode or the like) may be arranged by another installation method.

図６〜図９においては、電極１６及び１８と単純な末端接触様式で単一のナノチューブ１２が模式的に示されているが、本発明の技術的思想を逸脱することなく、先に説明したようにして、別のナノ構造体の設置様式を採用してもよい。   In FIGS. 6-9, a single nanotube 12 is schematically shown in a simple end contact manner with electrodes 16 and 18, but has been described above without departing from the technical spirit of the present invention. In this way, another nanostructure installation mode may be employed.

図１０Ａ及び図１０Ｂは、別の構造体を模式的に示す。図１０Ａは、ナノチューブによって相互連結された複数の伝導体の「アイランド（island）」を示す。また、図１０Ｂはナノチューブのネットワークの一態様を示すもので、複数のナノチューブは、相互に連絡するナノチューブのネットワーク又はフィルムを形成し、これによって、ソース電極とドレイン電極との間に導電性の溝がもたらされる。この種のナノチューブのフィルムにおいては、個々のナノチューブはソース電極とドレイン電極との間にスパンを必要とせず、また、導電性の溝は、相互に直列状に接続する複数のナノチューブを介して１又は複数の溝又は経路を含んでいてもよい。好ましくは、この種のナノチューブのネットワークの密度及び／又は組成は、所望の伝導度とセンサー感度が得られるように、調整された化成（formation）及び／又は後化成の修正によって選択される。所望により、複数のソース電極及び／又は複数のドレイン電極、例えば、この種の電極が交互に配置された一連の電極を含んでいてもよい。ナノチューブ１２は、電極の下部及び／又は側部及び／又は上部に配置させてもよい。   10A and 10B schematically show another structure. FIG. 10A shows a “island” of multiple conductors interconnected by nanotubes. FIG. 10B illustrates one embodiment of a nanotube network, where a plurality of nanotubes form a network or film of nanotubes that communicate with each other, thereby forming a conductive trench between the source and drain electrodes. Is brought about. In this type of nanotube film, individual nanotubes do not require a span between the source and drain electrodes, and the conductive grooves are connected through a plurality of nanotubes connected in series with each other. Alternatively, a plurality of grooves or paths may be included. Preferably, the density and / or composition of this type of nanotube network is selected by tailored formation and / or post-formation modifications to achieve the desired conductivity and sensor sensitivity. If desired, a plurality of source electrodes and / or a plurality of drain electrodes may be included, for example, a series of electrodes of this type arranged alternately. The nanotubes 12 may be placed on the bottom and / or side and / or top of the electrode.

ナノチューブのフィルムは基板上へ、例えば、ナノ分散触媒を仲介するＣＶＤ又は溶液沈着法等によって直接的に形成させてもよい。あるいは、ナノチューブのフィルムを別途に調製し、別の工程として、基板１４上へ直接的又はフィルムキャリヤー層を含めて付着させてもよい。これらに関しては、前記の米国特許出願第１０／１７７９２９号及び第１０／８４６０７２号各明細書を参照されたい。基板１４は硬質構造体（例えば、半導体ウェーハ、単結晶シリコン又は多結晶シリコン等）であってもよく、あるいは、可撓性体（例えば、ポリマー製のシートやウェブ等）であってもよいことに留意すべきである。ナノチューブのフィルムの一部を基板の一部から選択的に除去することによって、電極１６と１８との関連においてナノチューブのフィルムを調整してもよい。   The nanotube film may be formed directly on the substrate, for example, by CVD or solution deposition mediated by a nano-dispersed catalyst. Alternatively, a nanotube film may be prepared separately and attached as a separate step directly onto the substrate 14 including the film carrier layer. In this regard, reference is made to the aforementioned US patent application Ser. Nos. 10/177929 and 10/846072. The substrate 14 may be a hard structure (for example, a semiconductor wafer, single crystal silicon, or polycrystalline silicon), or may be a flexible body (for example, a polymer sheet or web). Should be noted. The nanotube film may be conditioned in the context of electrodes 16 and 18 by selectively removing a portion of the nanotube film from a portion of the substrate.

同様に、接触子又は電極（１６及び１８）及び／又はゲート電極若しくは付加的電極を、ナノチューブ１２の形成前若しくは形成後において沈着させるか、又は形成させてもよい。所望により、信号処理等のために、付加的な電子回路を基板１４上においてセンサー１０と一体的に形成させてもよい。センサー１０と所望の素子の製造においては、集積電子回路の素子や層を製造するための既知の方法（例えば、ＣＶＤ、真空蒸着、写真印刷、マスキング、化学的エッチング、スピンコーティング、基板のドーピング、基板の酸化物形成及び基板の窒化物形成等）を採用してもよい。   Similarly, contacts or electrodes (16 and 18) and / or gate electrodes or additional electrodes may be deposited or formed before or after nanotube 12 is formed. If desired, additional electronic circuitry may be integrally formed with the sensor 10 on the substrate 14 for signal processing and the like. In the manufacture of the sensor 10 and the desired device, known methods for manufacturing devices and layers of integrated electronic circuits (eg, CVD, vacuum deposition, photo printing, masking, chemical etching, spin coating, substrate doping, Substrate oxide formation and substrate nitride formation may be employed.

同様に、図示するセンサーは、前述のようにして、センサーの集積アレイに含ませてもよい。所望により、他のセンサーとＮＴＦＥＴの態様（例えば、接触子の不動態化、基板を被覆する誘電体及び／又は触媒保有層、及びナノ構造体状の疎水性被覆層等）に関連して先に説明した強化素子（enhancement）とその他の素子を、以下において説明する態様に含めてもよいことに留意すべきである。   Similarly, the illustrated sensor may be included in an integrated array of sensors as described above. If desired, in connection with other sensor and NTFET aspects (eg contact passivation, dielectric and / or catalyst-carrying layers covering the substrate, and nanostructured hydrophobic coating layers, etc.) It should be noted that the enhancement elements and other elements described above may be included in the embodiments described below.

Ｃ−２ 検出プローブ
図８〜図１０に示すように、センサーは検出プローブ（例えば、プローブ２２）を具備しており、該プローブはリンカー基、例えば、リンカー２６を具有し、該リンカーはナノチューブ１２と連結し（好ましくは非共有結合的に連結する）、これによって、プローブをセンサー１０と結合させる。ｃＤＮＡ２４は、その１つの部位においてリンカー２６と結合する（好ましくは共有結合的に結合する）。この場合、該ｃＤＮＡも、リンカー２６から外側へ延びる露出された相補的塩基配列を有する。リンカーは、ナノチューブ１２に対しては非共有結合的に結合すると共にｃＤＮＡ２４に対しては共有結合的に結合するような構造を有する分子又は基（例えば、ピレンのような芳香族分子及び／又はポリマー）であってもよい。 C-2 Detection Probe As shown in FIGS. 8-10, the sensor comprises a detection probe (e.g., probe 22), which has a linker group, e.g., linker 26, which is a nanotube 12 (Preferably non-covalently linked), thereby binding the probe to the sensor 10. cDNA 24 binds to linker 26 at one site (preferably covalently bound). In this case, the cDNA also has an exposed complementary base sequence extending outward from the linker 26. The linker is a molecule or group having a structure that binds non-covalently to nanotube 12 and covalently to cDNA 24 (eg, an aromatic molecule and / or polymer such as pyrene). ).

リンカー基は１つよりも多くのｃＤＮＡと結合していてもよく、あるいは逆に、ｃＤＮＡを、リンカーの特性とコンフォメーションに応じて、１つよりも多くのリンカー基へ結合させてもよい。例えば、分散型（distributed）ポリマー層を含むライナー基（liner group）は、該ポリマー層の異なる点に結合した複数のｃＤＮＡ分子を有していてもよい。
この点に関しては、この明細書の発明の概要に関する箇所において説明したｄｓＤＮＡ、ｓｓＤＮＡ、ｃＤＮＡ及びその他のヌクレオチド種の定義に留意すべきである。 The linker group may be attached to more than one cDNA, or conversely, the cDNA may be attached to more than one linker group depending on the properties and conformation of the linker. For example, a liner group comprising a distributed polymer layer may have a plurality of cDNA molecules attached to different points of the polymer layer.
In this regard, attention should be paid to the definition of dsDNA, ssDNA, cDNA and other nucleotide species described in the summary of the invention in this specification.

別の特定の実施態様においては、ｃＤＮＡは必ずしもデオキシリボースポリヌクレオチドである必要はなく、選択された標的配列との少なくとも部分的なハイブリッド形成をもたらすその他の標的特異性ポリヌクレオチド種（例えば、ＲＮＡ、及び変性若しくは置換ＤＮＡ等）を含んでいてもよい。   In another specific embodiment, the cDNA need not be a deoxyribose polynucleotide, but other target-specific polynucleotide species (eg, RNA,) that result in at least partial hybridization with a selected target sequence. And denatured or substituted DNA, etc.).

同様に、標的「ｓｓＤＮＡ」分子は必ずしも離散した完全変性デオキシリボースポリヌクレオチド鎖である必要はなく、ＲＮＡ、ｄｓＤＮＡ、部分的に変性されたｄｓＤＮＡ、及び粘着末端を有する種等を含んでいてもよい。この場合、標的分子は、プローブのｃＤＮＡとの少なくとも部分的なハイブリッド形成をもたらす標的ヌクレオチド配列を含む。   Similarly, the target “ssDNA” molecule need not necessarily be a discrete, fully denatured deoxyribose polynucleotide chain, but may include RNA, dsDNA, partially denatured dsDNA, species with sticky ends, and the like. . In this case, the target molecule comprises a target nucleotide sequence that results in at least partial hybridization with the probe cDNA.

図８Ａに示す態様においては、標的塩基配列３２とのハイブリッド形成によって、ＤＮＡ３０の単鎖フラグメントを検出するプローブ２２が図示される。適当なセンサー回路（図８〜１２においては図示せず）をセンサー１０へ連結させることによって、ＤＮＡ３０のハイブリッド形成に対するセンサー１０の電気的応答を、別のセンサーの実施態様に関連して先に説明した方法によって、検出及び／又は定量する。例えば、ソース１６とドレイン１８との間のコンダクタンスはハイブリッド形成によって変化し、この変化が測定される。あるいは、ＮＴＦＥＴ ＤＮＡセンサーの実施態様においては、ＤＮＡ３０のハイブリッド形成は、ゲート電極２０の電圧が選択された電圧の範囲内において変化するときに発生するセンサー１０の装置特性のシフトをもたらす。ハイブリッド形成を検出するためには、センサー１０の付加的な特性又は別の特性を測定してもよい。   In the embodiment shown in FIG. 8A, a probe 22 for detecting a single-stranded fragment of DNA 30 by hybridization with a target base sequence 32 is illustrated. By coupling a suitable sensor circuit (not shown in FIGS. 8-12) to sensor 10, the electrical response of sensor 10 to DNA 30 hybridization is described above in connection with another sensor embodiment. Detected and / or quantified by the determined method. For example, the conductance between source 16 and drain 18 changes due to hybridization, and this change is measured. Alternatively, in the NTFET DNA sensor embodiment, DNA 30 hybridization results in a shift in device characteristics of the sensor 10 that occurs when the voltage at the gate electrode 20 changes within a selected voltage range. In order to detect hybridization, an additional characteristic or another characteristic of the sensor 10 may be measured.

本発明の観点による特定の適用においては、ｃＤＮＡ ２４と選択された標的配列の比較的完全なハイブリッド整合（hybrid match）並びに標的配列のこれとは対照的な部分的で不連続状及び／又はループ状ハイブリッド形成とを識別するためにセンサー１０を使用してもよい。センサー１０は、このハイブリッド形成現象に対して電気的に応答し、標的配列３２に対するプローブｃＤＮＡ ２４のハイブリッド形成の程度及び／又は特徴を反映する信号特性をもたらす。例えば、対応するプローブ配列に対して単一の塩基不整合ＤＮＡ（ｓｂｍＤＮＡ）を有する配列の部分的なハイブリッド形成によってもたらされる信号は、完全な整合配列のハイブリッド形成を識別することができる。センサー１０のこの機能によって、特に単一ヌクレオチドの多形現象（ＳＮＰ）の特性がもたらされる。   In certain applications according to aspects of the present invention, a relatively complete hybrid match between cDNA 24 and the selected target sequence and partial discontinuities and / or loops as opposed to this of the target sequence Sensor 10 may be used to discriminate between the hybridization. The sensor 10 is electrically responsive to this hybridization phenomenon and provides a signal characteristic that reflects the degree and / or characteristics of hybridization of the probe cDNA 24 to the target sequence 32. For example, a signal resulting from partial hybridization of a sequence having a single base-mismatched DNA (sbmDNA) to the corresponding probe sequence can identify complete matching sequence hybridization. This function of the sensor 10 provides in particular the properties of single nucleotide polymorphism (SNP).

この点に関しては、ｓｓＤＮＡがＲＮＡポリヌクレオチド、ヘテロ若しくは変性ポリヌクレオチド、プラスミド、ウイルス性フラグメント、二重鎖ＤＮＡフラグメント（例えば、粘着性の末端又はプローブ２２とのハイブリッド形成に対して得られる他の露出鎖標的部を有するフラグメント）、部分的にアニールされたｄｓＤＮＡフラグメント又はオリゴヌクレオチド等であってもよいことに留意すべきである。   In this regard, the ssDNA is an RNA polynucleotide, hetero- or denatured polynucleotide, plasmid, viral fragment, double-stranded DNA fragment (eg, sticky end or other exposure obtained for hybridization with probe 22). It should be noted that it may be a fragment having a strand target portion), a partially annealed dsDNA fragment or an oligonucleotide, or the like.

本発明による例示的な方法においては、プローブ２２は、選択された標的配列３２に適合させるように調製してもよく、ｃＤＮＡは既知の方法によって得られる。規定された配列を有するオリゴヌクレオチドの常套の合成法用の市販原料が入手可能であり、関連する配列は、多くの既知法（例えば、ＰＣＲ、逆転写、及びプラスミド増幅等）によって入手し、変性させ、及び／又は増幅させることができる。この点に関しては、ｃＤＮＡが、標的配列３２（例えば、リンカー２６へ結合させるために選択される尾部若しくは頭部、精製過程、増幅過程及び／又は加工過程のために選択される尾部若しくは頭部、及び所望による標識基等）に対して相補的なヌクレオチド配列を含んでいてもよいことに留意すべきである。次いで、ｃＤＮＡ ２４を既知の反応と方法（例えば、ピレンのＤＮＡ−５’−アミンの形成）によってリンカー基２６（例えば、ピレン）へ結合させることによってプローブ２２を調製してもよい。   In an exemplary method according to the present invention, probe 22 may be prepared to match a selected target sequence 32, and cDNA is obtained by known methods. Commercial materials are available for conventional synthesis of oligonucleotides having a defined sequence, and related sequences are obtained by a number of known methods (eg, PCR, reverse transcription, plasmid amplification, etc.) and denatured. And / or can be amplified. In this regard, the cDNA may comprise a target sequence 32 (eg, a tail or head selected for binding to linker 26, a tail or head selected for purification, amplification and / or processing, It should be noted that nucleotide sequences may be included that are complementary to (and optionally labeling groups, etc.). Probe 22 may then be prepared by conjugating cDNA 24 to linker group 26 (eg, pyrene) by known reactions and methods (eg, the formation of pyrene's DNA-5'-amine).

予め調製したセンサーのプラットホーム１０を、例えば、プローブ２２の溶液又は懸濁液を用いて処理してリンカー２６をナノチューブ１２に、例えば、ナノチューブ１２のグラファイト格子に結合したピレン分子のπ−π堆積（stacking）によって結合させた後、洗浄と乾燥処理に付すことによって機能化させてもよい。次いで、機能化されたセンサー１０は、試料媒体中に懸濁させた標的配列３２を有する被検体であるｓｓＤＮＡを検出するために使用してもよい。適当な検量試験をおこなってもよい。この検量試験は、例えば、標的配列３２を欠く既知のｓｓＤＮＡを含む同じ試料媒体にセンサー１０を曝すことによっておこなうことができる。   A pre-prepared sensor platform 10 is treated with, for example, a solution or suspension of probe 22 to link linker 26 to nanotube 12, for example, π-π deposition of pyrene molecules bonded to the graphite lattice of nanotube 12 ( After bonding by stacking), it may be functionalized by subjecting it to a washing and drying process. The functionalized sensor 10 may then be used to detect ssDNA, which is an analyte having a target sequence 32 suspended in the sample medium. Appropriate calibration tests may be performed. This calibration test can be performed, for example, by exposing the sensor 10 to the same sample medium containing a known ssDNA lacking the target sequence 32.

別の例示的な使用方法においては、予め調製したセンサー１０のプラットホームをリンカー基の材料２６（例えば、ｃＤＮＡ ２４の一部と反応するか又は結合するように選択されるポリマー）を用いて予め処理してもよい。標的特異性ｃＤＮＡ ２４を調製し、次いで、該ｃＤＮＡ ２４の結合によりセンサー１０を機能化させることによってプローブ２２をその場で調製してもよい。   In another exemplary method of use, a pre-prepared sensor 10 platform is pre-treated with a linker group material 26 (eg, a polymer selected to react or bind to a portion of cDNA 24). May be. Probe 22 may be prepared in situ by preparing target specific cDNA 24 and then functionalizing sensor 10 by binding of said cDNA 24.

本発明の観点による別のセンサーの態様（図示せず）においては、アレイセンサー系は間隔を置いて配置された複数のセンサー１０を具備する。このアレイは前述のようにして予め調製されていてもよく、また、センサー１０は、複数の異なるプローブ（各々のプローブは、特定の選択された標的配列に対して特異的なｃＤＮＡを有する）の１つによって別々に機能化されていてもよい。例えば、インクジェット型塗布法を使用することによって、予め設定された機能化パターンを有するアレイを処理してもよい。このような多機能化アレイを使用してもよく、これにより、複数の異なる標的ＤＮＡ配列に関する試験を、単一の被検体試料媒体を用いて実質上同時におこなうことができる。   In another sensor embodiment (not shown) in accordance with aspects of the present invention, the array sensor system comprises a plurality of spaced apart sensors 10. This array may be pre-prepared as described above, and the sensor 10 may include a plurality of different probes (each probe having a cDNA specific to a particular selected target sequence). One may be functionalized separately. For example, an array having a preset functionalized pattern may be processed by using an ink jet coating method. Such multi-functionalized arrays may be used so that tests on multiple different target DNA sequences can be performed substantially simultaneously using a single analyte sample medium.

既知の形態を有する信号処理回路を使用することによって、直列、並列又はいずれかの所望のパターンで配置された複数のセンサー１０のアレイからの信号を処理してもよい。付属的な要素（例えば、ミクロ液体溜め、チャンネル、ニードル、バルブ、ポンプ及び／又はインジェクター等）を、センサーへの制御された試料供給、センサーからの試料の除去、制御されたセンサーの機能化、センサーの洗浄／再状態調整、及び／又は制御されたセンサーの検量等が可能となるように設計されたアレイの態様に含めてもよい。   By using a signal processing circuit having a known configuration, signals from an array of sensors 10 arranged in series, in parallel or in any desired pattern may be processed. Ancillary elements (eg, micro liquid reservoirs, channels, needles, valves, pumps and / or injectors, etc.), controlled sample delivery to the sensor, sample removal from the sensor, controlled sensor functionalization, It may be included in an array embodiment designed to allow sensor cleaning / reconditioning, and / or controlled sensor calibration, and the like.

Ｃ−３ 別のアッセイ態様
図８Ｂ及び図９は、本発明による別のアッセイ態様を示す。このうちの１又は複数の態様は、前述の態様の代わりに使用してもよく、あるいは該態様と併用してもよい。
図８Ｂは、本発明の観点による別の実施態様を模式的に示すもので、電気的に活性なインターカレータ３４が配置され、該インターカレータは試料媒体中に導入され、及び／又はハイブリッド形成後に別に導入される。インターカレータ３４は、プローブ２２−標的配列３２との錯体のハイブリッド形成部（二重鎖領域）と連絡し、これによってセンサー１０の測定された応答の増幅及び／又は修正がおこなわれ、また、ハイブリッド形成の測定及び／又は検出が促進される。 C-3 Another Assay Embodiment FIGS. 8B and 9 show another assay embodiment according to the present invention. One or more of these embodiments may be used in place of the above-described embodiments, or may be used in combination with these embodiments.
FIG. 8B schematically illustrates another embodiment according to aspects of the present invention in which an electrically active intercalator 34 is disposed, which is introduced into the sample medium and / or after hybridization. Introduced separately. The intercalator 34 communicates with the hybridization part (duplex region) of the complex between the probe 22 and the target sequence 32, thereby amplifying and / or correcting the measured response of the sensor 10, and the hybrid Formation measurement and / or detection is facilitated.

図８Ｃ〜図８Ｆの構造に示すように、これらの実施態様には電気的に活性なインターカレータ（例えば、ダウノマイシン、メチレンブルー、Ir(bpy)(phen)３ ＋等）及び溝バインダー（groove binder）（例えば、Ｒｕ(ＮＨ３)５Ｃｌ２ ＋等）の使用又は併用が含まれる。 As shown in the structures of FIGS. 8C-8F, these embodiments include electrically active intercalators (eg, daunomycin, methylene blue, Ir (bpy) (phen) 3 +, etc.) and a groove binder. Use (for example, Ru (NH 3 ) 5 Cl 2 + etc.) or use in combination is included.

図９Ａは、本発明の観点による別のアッセイ態様を模式的に示す。この場合、ｓｓＤＮＡ ３０の第２の部位とハイブリッド形成するような形態を有する二次的な又はサンドイッチ状プローブ４０が使用される（サンドイッチ配列４４）。このサンドイッチ状プローブ４０は、サンドイッチ配列４４に対して相補的な塩基配列を含む部分を有する第２のｃＤＮＡ ４２を含有する。ｃＤＮＡ ４２は、増幅基４６に対して好ましくは共有結合的に結合した部分を含む。この増幅基４６は、検出プローブ２２に対する標的配列３２のハイブリッド形成に際してのセンサー１０の信号応答の増幅又は修正のために使用される。増幅基４６は、さらなる反応を伴うことなく、検出及び／又は定量が可能な信号をセンサー１０にもたらす基又は標識であってもよい。あるいは、増幅基４６は、他のプロモータ物質（例えば、化学的又は生化学的な基質等）とのさらなる反応によって検出及び／又は定量が可能な信号をセンサー１０にもたらす基であってもよい。図９Ａ〜図９Ｃに増幅基を例示する。   FIG. 9A schematically illustrates another assay embodiment according to aspects of the present invention. In this case, a secondary or sandwich probe 40 having a form that hybridizes with the second site of ssDNA 30 is used (sandwich array 44). The sandwich probe 40 includes a second cDNA 42 having a portion including a base sequence complementary to the sandwich sequence 44. cDNA 42 preferably includes a moiety covalently linked to amplification group 46. This amplification group 46 is used for amplification or correction of the signal response of the sensor 10 upon hybridization of the target sequence 32 to the detection probe 22. The amplification group 46 may be a group or label that provides the sensor 10 with a signal that can be detected and / or quantified without further reaction. Alternatively, the amplification group 46 may be a group that provides the sensor 10 with a signal that can be detected and / or quantified by further reaction with other promoter substances (eg, chemical or biochemical substrates, etc.). 9A to 9C illustrate examples of the amplification group.

図９Ａに示すアッセイに関しては本発明の観点による多くの使用態様がある。例えば、下記の過程ａ）〜ｆ）を含む使用態様が挙げられる：
ａ）センサー１０のナノチューブ１２へプローブ２２を結合させ、
ｂ）標的配列３２を有する被検体ｓｓＤＮＡを含有すると推定される試料を用いてセンサー１０を処理することによって、ｓｓＤＮＡ ３０が存在する場合には、これをプローブ２２に結合させた後、洗浄処理をおこない、
ｃ）選択された増幅基４６を有するサンドイッチ状プローブ４０を含有する溶液を用いてセンサー１０を処理することによって、ｓｓＤＮＡ ３０が存在する場合には、これにサンドイッチ状プローブ４０を結合させた後、洗浄処理をおこない、
ｄ）選択された増幅基４６に対して必要な場合には、別のプロモータ物質を含有する溶液を用いて処理し、
ｅ）センサー１０から信号を入手し、次いで
ｆ）該信号を分析することによって、被検体であるｓｓＤＮＡ ３０の存在及び／又は濃度を決定する。 There are many uses for the assay shown in FIG. 9A according to aspects of the present invention. For example, the use aspect including the following process a) -f) is mentioned:
a) binding the probe 22 to the nanotube 12 of the sensor 10;
b) By processing the sensor 10 using a sample presumed to contain the analyte ssDNA having the target sequence 32, if ssDNA 30 is present, the ssDNA 30 is bound to the probe 22 and then washed. Do it,
c) by treating the sensor 10 with a solution containing the sandwich probe 40 having the selected amplification group 46, if ssDNA 30 is present, after binding the sandwich probe 40 to it, Perform the cleaning process,
d) if necessary for the selected amplification group 46, treatment with a solution containing another promoter substance,
e) Obtain the signal from the sensor 10, then f) analyze the signal to determine the presence and / or concentration of the analyte ssDNA 30.

上記の過程ａ）〜ｆ）は別の順序でおこなってもよい。例えば、過程ｃ）は、過程ｂ）の前におこなわれる被検体試料の処理の前処理であってもよい。同様に、付加的な検量過程を所望により種々の回数でおこなってもよい。洗浄過程は例示的なものであり、当業者であれば、本発明の技術的思想を逸脱することなく、過度の実験を伴わないで特定の用途に対して当該方法を容易に適合させるか、又は最適化することができ、これによって、複合汚染やその他のエラーの原因が回避される。   The above steps a) to f) may be performed in a different order. For example, the process c) may be a pre-processing of the specimen sample performed before the process b). Similarly, additional calibration processes may be performed as many times as desired. The cleaning process is exemplary, and those skilled in the art can easily adapt the method for a particular application without undue experimentation without departing from the technical idea of the present invention. Or it can be optimized, thereby avoiding multiple sources of contamination and other errors.

特定の実施態様においては、サンドイッチ配列４４は試料ＤＮＡフラグメント中に存在することが予想される共通の配列であってもよく、また、標的配列３２は、試料中での存在が未知の被検体−特異的配列であってもよい。あるいは、プローブ４６は、プローブ２２の比較的高い標的−特異的結合性に比べて、試料ＤＮＡに対して相対的に非特異的な結合性を示すような構造形態を有していてもよい。この点に関して、プローブ４６は、所望により、試料ＤＮＡに対する結合性を促進し、及び／又はプローブ２２の望ましくないブロッキングを防止するような付加的な基を含んでいてもよい。   In a particular embodiment, the sandwich sequence 44 may be a common sequence that is expected to be present in the sample DNA fragment, and the target sequence 32 may be an analyte that is unknown in the sample. It may be a specific sequence. Alternatively, the probe 46 may have a structural form that exhibits a relatively non-specific binding property to the sample DNA as compared to the relatively high target-specific binding property of the probe 22. In this regard, probe 46 may optionally include additional groups that promote binding to sample DNA and / or prevent unwanted blocking of probe 22.

特定の実施態様においては、増幅基４６は、化学的又は生化学的基質との酸化／還元又はその他の反応をもたらすことによって、センサー１０に対して検出可能な応答を示すような影響を及ぼすようなプロモータ又は触媒（例えば、酵素等）を含んでいてもよい。例えば、増幅基４６はウレアーゼを含んでいてもよい。前記の過程ｄ）には、結合したプローブが存在する場合には、尿素溶液を用いて処理することによってアンモニアと二酸化炭素を発生する過程が含まれていてもよく、これによって該溶液のｐＨが修正され、センサー１０からの信号の検出可能な変化がもたらされる。使用してもよい別の酵素系としてはコリネステラーゼ、ペルオキシダーゼ（例えば、ＨＲＰ等）及びグルコースオキシダーゼ等が例示される。増幅基４６としては、さらにフェロセン、ナノ金属粒子及び標識（例えば、ナノ粒子及びタンパク質等）が例示される。   In certain embodiments, the amplification group 46 exerts a detectable response to the sensor 10 by effecting oxidation / reduction or other reaction with a chemical or biochemical substrate. Various promoters or catalysts (eg, enzymes, etc.). For example, the amplification group 46 may contain urease. The above step d) may include a step of generating ammonia and carbon dioxide by treatment with a urea solution when a bound probe is present, whereby the pH of the solution is reduced. Modified, resulting in a detectable change in the signal from the sensor 10. Examples of other enzyme systems that may be used include corynesterase, peroxidase (for example, HRP) and glucose oxidase. Examples of the amplification group 46 further include ferrocene, nanometal particles, and labels (for example, nanoparticles and proteins).

図９Ｅは、本発明の観点によるアッセイの別の実施態様を模式的に示す。このアッセイ態様においては、サンドイッチプローブ４０及びｓｓＤＮＡ ３０は、一般的には、図９Ａに関連して説明したものと類似する。
しかしながら、図９Ｅに示す実施態様においては、検出プローブ５０は拘束基（tether group）５７及び対応する検出基（detector group）５３を含んでおり、これらの基は相互に連結するか、又は結合する。拘束基５７は、拘束種（この場合には、抗体５６）に接続されたリンカー５８を含む。検出基５３は、拘束基−適合性種に結合されたｃＤＮＡを含む。この場合、抗原５４は、レセプター又は抗体５６の結合部位へ結合するような構造形態を有するエピトープを含むように選択される。 FIG. 9E schematically illustrates another embodiment of an assay according to aspects of the present invention. In this assay embodiment, sandwich probe 40 and ssDNA 30 are generally similar to those described in connection with FIG. 9A.
However, in the embodiment shown in FIG. 9E, the detection probe 50 includes a tether group 57 and a corresponding detector group 53, which groups are linked or attached to each other. . The constraining group 57 includes a linker 58 connected to a constraining species (in this case, antibody 56). Detection group 53 includes cDNA bound to a constraining group-compatible species. In this case, the antigen 54 is selected to include an epitope having a structural form that binds to the binding site of the receptor or antibody 56.

例えば、図９Ｅに示すように、抗原５４はビオチンを含んでいてもよく、また、抗体５６はストレプタビジンを含んでいてもよい。別の実施態様（図示せず）においては、配置様式は図９Ｅに示す場合と逆であってもよい。例えば、抗原はリンカーへ連結させてもよく、また、抗体はｃＤＮＡへ連結させてもよい。拘束基と拘束基−結合性種を組み合わせる別の態様を採用してもよい。この場合、拘束基と拘束基−結合性種は、相互に容易に連結するか、又は結合することによって自己集合化検出プローブ５０を形成するように選択される。   For example, as shown in FIG. 9E, the antigen 54 may contain biotin, and the antibody 56 may contain streptavidin. In another embodiment (not shown), the arrangement may be the reverse of that shown in FIG. 9E. For example, the antigen may be linked to a linker and the antibody may be linked to cDNA. Another embodiment of combining a constraining group and a constraining group-binding species may be employed. In this case, the constraining group and the constraining group-binding species are selected to form a self-assembled detection probe 50 by easily linking or binding to each other.

一般的には、拘束基５７と検出基５３は別々に調製してもよいことに留意すべきである。例えば、拘束基５７を含む部分的に機能化させたセンサーのプラットホームを調製し、検出基５３を含まない状態で供給して保存してもよい。このようなサブアセンブリーは、ポリヌクレオチド（例えば、エンドヌクレアーゼ及びエキソヌクレアーゼ等）を特異的に分解させる物質や条件に対する脆弱性を有さない。従って、この実施態様は、標的−特異性ｃＤＮＡを含まないセンサーアセンブリー（即ち、比較的一般的なセンサー）を予め調製した後、試料の測定時又は測定直前に拘束基へ簡便な方法（自己集合又は簡単な反応による方法）で連結又は結合することが可能な多数の異なる標的−特異性検出基のいずれか１つの検出基を導入することが望ましいような用途に対して特に適している。迅速で強力な選択的抗原−抗体結合反応は、拘束基／拘束基−適合系の好ましい態様である。   It should be noted that in general, the constraining group 57 and the detection group 53 may be prepared separately. For example, a partially functionalized sensor platform including the constraining group 57 may be prepared and supplied and stored without the detection group 53. Such subassemblies are not vulnerable to substances and conditions that specifically degrade polynucleotides (eg, endonucleases and exonucleases, etc.). Thus, this embodiment provides a convenient method (self-testing) for pre-preparing a sensor assembly (ie, a relatively common sensor) that does not contain target-specific cDNA, and then into a constraining group during or immediately prior to measurement of the sample. It is particularly suitable for applications where it is desirable to introduce a detection group of any one of a number of different target-specific detection groups that can be linked or bound by assembly or simple reaction methods). A rapid and powerful selective antigen-antibody binding reaction is a preferred embodiment of the restraining group / constraining group-compatible system.

図９Ｅに示す拘束基／拘束基−適合系は、本発明の観点による別の実施態様（例えば、類似の利点をもたらす図８〜図９Ｄに示す実施態様）と併用してもよい。同様に、特定のセンサー１０は、拘束基／拘束基−適合系の１つよりも多くの組合せを用いて機能化させてもよい。この場合、各々の検出基は選択された同型のｃＤＮＡを有する。特定の交差反応性が要求される特定の用途においては、１種よりも多くのｃＤＮＡを特定のセンサーにおいて使用してもよい。しかしながら、より一般的には、センサーは、最大の標的選択性がもたらされるように設計される。   The constraining group / constraining group-compatible system shown in FIG. 9E may be used in conjunction with another embodiment according to aspects of the present invention (eg, the embodiment shown in FIGS. 8-9D that provides similar advantages). Similarly, a particular sensor 10 may be functionalized using more than one combination of restraint group / constraint group-compatible system. In this case, each detection group has a selected homologous cDNA. In certain applications where specific cross-reactivity is required, more than one cDNA may be used in a particular sensor. More generally, however, the sensor is designed to provide maximum target selectivity.

さらに、自己集合性の拘束基／拘束基−適合系は、複数のセンサーに結合させた拘束基を用いて比較的一般的なセンサーアレイを予め調製できるという点において、本発明の観点によるセンサーアレイの実施態様において特に有用である。次いで、センサーアレイのパターン化された標的−特異性機能化を完全にするために、異なる標的−特異性検出基の選択されたパターンを既知の方法（例えば、マルチ化又は自動化ピペット系を用いる方法又は「インクジェット」法）によって適用する。   Furthermore, the self-assembling constraining group / constraining group-compatible system is a sensor array according to an aspect of the present invention in that a relatively common sensor array can be prepared in advance using constraining groups coupled to a plurality of sensors. In particular embodiments. Then, to complete the patterned target-specific functionalization of the sensor array, the selected pattern of different target-specific detection groups can be obtained in a known manner (eg, using a multiplexed or automated pipette system). Or “inkjet” method).

Ｃ−４ 別のセンサー集成装置
図１０Ａ及び図１０Ｂは、「島状」センサー７０及び「ナノチューブネットワーク」センサー７２をそれぞれ示すもので、いずれも本発明の特定の観点による実施態様である。これらの態様は、図８及び図９に示すアッセイ態様に対して一般的に適用される。ナノ構造体１２（この場合は単一壁のカーボンナノチューブである；「ＳＷＣＮＴ」又は省略して「ＮＴ」で表示する）はソース電極１６及びドレイン電極１８と電気的に接続する。１つの実施態様７２においては、複数のナノチューブ１２はソース電極１６とドレイン電極１８との間において相互に連結するネットワークを形成する。リンカー基７６は、ｃＤＮＡ鎖７４をナノチューブ１２と連結させてもよい。ｓｓＤＮＡ鎖７８は、ｃＤＮＡ鎖７４の近傍まで拡散してもよい。 C-4 Alternative Sensor Assembly FIGS. 10A and 10B show an “island” sensor 70 and a “nanotube network” sensor 72, respectively, both of which are embodiments according to certain aspects of the present invention. These aspects generally apply to the assay aspects shown in FIGS. The nanostructure 12 (in this case, a single-walled carbon nanotube; “SWCNT” or “NT” for short) is electrically connected to the source electrode 16 and the drain electrode 18. In one embodiment 72, the plurality of nanotubes 12 form a network interconnected between the source electrode 16 and the drain electrode 18. The linker group 76 may connect the cDNA chain 74 to the nanotube 12. The ssDNA strand 78 may diffuse to the vicinity of the cDNA strand 74.

図１０Ｃ及び図１０Ｄは、ｃＤＮＡ鎖７４とナノチューブ１２との連結がリンカー基７６の作用によることを模式的に示す。図１０Ｃに例示するように、有機基７６（例えば、ピレン）はｃＤＮＡ７４等へ共有結合的に結合し、また、図１０Ｄに例示するように、反応性ポリマー基７６’はｃＤＮＡ７４等へ共有結合的に結合する。両方の基がｃＤＮＡ７４等へ共有結合的に結合してもよい。   FIGS. 10C and 10D schematically show that the linkage between the cDNA strand 74 and the nanotube 12 is due to the action of the linker group 76. As illustrated in FIG. 10C, the organic group 76 (eg, pyrene) is covalently bonded to cDNA 74 or the like, and as illustrated in FIG. 10D, the reactive polymer group 76 ′ is covalently bonded to cDNA 74 or the like. To join. Both groups may be covalently linked to cDNA 74 or the like.

図１１Ａ及び図１１Ｂは別のセンサー構造体８０及び８２を示す。この場合、ｃＤＮＡ８４は基板１４’（例えば、ケイ素ウェーハを被覆する二酸化ケイ素層等）の表面上へ化学的結合（例えば、共有結合）を介して結合する。図１１Ｃは、一連の工程（工程１〜３）に示すように、既知の反応体と方法を採用することによってｃＤＮＡ８４を基板１４へ結合させるための一連の工程を含む別の結合法を示す。ｓｓＤＮＡ８８及びｃＤＮＡ８４とのハイブリッド形成はそれぞれセンサー８０又は８２の電気的特性に影響を及ぼし、これによって、一般的には前述の種々のアッセイ態様の場合に類似する検出信号をもたらす。   FIGS. 11A and 11B show alternative sensor structures 80 and 82. In this case, cDNA 84 binds to the surface of substrate 14 '(for example, a silicon dioxide layer covering a silicon wafer) via a chemical bond (for example, a covalent bond). FIG. 11C shows another binding method that includes a sequence of steps for binding cDNA 84 to substrate 14 by employing known reactants and methods, as shown in the sequence of steps (steps 1-3). Hybridization with ssDNA 88 and cDNA 84 affects the electrical properties of sensor 80 or 82, respectively, thereby providing a detection signal that is generally similar to the various assay embodiments described above.

図１２Ａ及び図１２Ｂは別のセンサー構造体９０及び９２を示す。この場合、ｃＤＮＡ９４は電極又は接点１６’及び１８’の表面上へ、既知の反応体と方法によって化学的結合（例えば、共有結合等）を介して結合する（例えば、ｃＤＮＡの５’末端におけるＤＮＡ−５’−チオールの形成による結合）。電極は裸電極であってもよく、あるいは酸化表面又は被覆表面を有する電極であってもよい。あるいは、ｃＤＮＡ９４はポリマーリンカー基等によって接点１６’及び１８’へ結合してもよい。ｓｓＤＮＡ９８及びｃＤＮＡ９４とのハイブリッド形成はそれぞれセンサー９０又は９２の電気的特性に影響を及ぼし、これによって、一般的には前述の種々のアッセイ態様の場合に類似する検出信号をもたらす。   12A and 12B show alternative sensor structures 90 and 92. FIG. In this case, cDNA 94 binds to the surface of electrodes or contacts 16 'and 18' via a chemical bond (eg, covalent bond, etc.) by a known reactant and method (eg, DNA at the 5 'end of the cDNA). Binding by formation of -5'-thiol). The electrode may be a bare electrode or an electrode having an oxidized or coated surface. Alternatively, cDNA 94 may be bound to contacts 16 'and 18' by a polymer linker group or the like. Hybridization with ssDNA 98 and cDNA 94 affects the electrical properties of sensor 90 or 92, respectively, thereby providing a detection signal that is generally similar to the various assay embodiments described above.

Ｃ−５ 別の分離と精製
ナノチューブ装置１０の近傍においてゲノムＤＮＡから標的ＤＮＡを分離するためには、当該分野において知られている種々の標識基を使用してもよい。例えば、ゲノムＤＮＡから標的ＤＮＡを付加的な工程として分離するためには、標識（例えば、ナノ粒子、タンパク質等）を使用してもよい。あるいは、このような分離に対しては、磁気ビーズ又は抗体を使用してもよい。本発明の観点による特定の実施態様においては、予備的な測定試料ＤＮＡの精製及び／又は分離（segregation）等は、統合した試料の加工／測定系の一部として、センサーに近接して（又はアレイの実施態様におけるセンサーのアレイに近接して）おこなわれ、また、このような操作には磁気的制御及び／又は静電的制御等が含まれていてもよい。所望により、マイクロプロセッサー又はコンピュータ素子を組み入れることによって、試料ＤＮＡの精製及び／又は分離並びに試料の検出及び測定を制御して調整してもよい。 C-5 Separate Separation and Purification To separate target DNA from genomic DNA in the vicinity of the nanotube device 10, various labeling groups known in the art may be used. For example, a label (eg, nanoparticle, protein, etc.) may be used to separate target DNA from genomic DNA as an additional step. Alternatively, magnetic beads or antibodies may be used for such separation. In certain embodiments according to aspects of the present invention, preliminary measurement sample DNA purification and / or segregation, etc. may be in close proximity to the sensor (or as part of an integrated sample processing / measurement system) (or In the array embodiment) and such operations may include magnetic control and / or electrostatic control and the like. If desired, the purification and / or separation of sample DNA and the detection and measurement of the sample may be controlled and adjusted by incorporating a microprocessor or computer element.

実施例Ｄ
ヒトを同定するためのＤＮＡ分析用ナノ構造装置
いくつかの刊行物には、ＤＮＡハイブリッドを検出するために、シリコンナノワイヤＦＥＴを使用することが記載されている。このような刊行物としては、次の文献が例示され、これらの文献の開示内容も本明細書の一部を構成するものである：Nano Lett. 、第４巻、第２４５頁、２００４年；Nano Lett. 、第４巻、第５１頁、２００４年。しかしながら、ナノワイヤはナノチューブに比べて桁違いに大きな直径を有しているので、表面で発生する導電率の摂動に対する感度は著しく劣る。 Example D
Nanostructure devices for DNA analysis to identify humans Several publications describe the use of silicon nanowire FETs to detect DNA hybrids. Examples of such publications include the following documents, the disclosure of which is also part of this specification: Nano Lett., Vol. 4, 245, 2004; Nano Lett., Volume 4, Page 51, 2004. However, since the nanowire has an order of magnitude larger diameter than the nanotube, the sensitivity to the perturbation of the conductivity generated on the surface is significantly inferior.

カーボンナノチューブ装置の利点は次の通りである。本明細書に記載のように、カーボンナノチューブは特有の構造的特性と電気的特性を示す。本発明の観点によるポリヌクレオチド分析システムの例示的な態様においては、ナノチューブの電気的特徴がＤＮＡとの相互作用に関連しているので、該電気的特徴はヒトを同定するために利用してもよい。   The advantages of the carbon nanotube device are as follows. As described herein, carbon nanotubes exhibit unique structural and electrical properties. In an exemplary embodiment of a polynucleotide analysis system according to aspects of the present invention, the electrical characteristics of the nanotubes are associated with the interaction with DNA, so that the electrical characteristics can also be used to identify humans. Good.

本願の発明者は、ビオチニル化ナノチューブに対するストレプトアビジンの付着を検出する研究結果によって、ナノワイヤＦＥＴを用いる類似の研究に比べて検出感度が１０倍増大することを公表している。この点に関しては、例えば、次の文献を参照されたい：Nano Lett. 、第３巻、第４５９頁、２００３年；米国特許出願Ｎｏ．１０／７０４０６６（出願日：２００３年１１月７日、発明の名称：ナノチューブに基づく生体分子の電気的検出）（該特許出願は２００４年７月８日付けで米国特許ＵＳ２００４−０１３２０７０として公開されている）。これらの文献の開示内容も本願明細書の一部を成すものである。より高い感度のほかに、ナノチューブの使用によって、共有結合的及び非共有結合的な化学的結合による生物学的機能化が促進される。   The inventor of the present application has published that the detection results of streptavidin attachment to biotinylated nanotubes increase detection sensitivity by a factor of 10 compared to similar studies using nanowire FETs. In this regard, see, for example, the following literature: Nano Lett., Volume 3, page 459, 2003; 10/704068 (Filing date: November 7, 2003, Title of invention: Electrical detection of biomolecules based on nanotubes) (The patent application was published as US patent US2004-0132070 on July 8, 2004) ) The disclosures of these documents also form part of the present specification. In addition to higher sensitivity, the use of nanotubes facilitates biological functionalization through covalent and non-covalent chemical bonds.

本発明の観点による例示的な電気分析用ナノチューブ装置は、バイオセンサー性能を高める生体分子によって改質される。この種の装置は、既製の単一ナノチューブトランジスターのアレイのように設計されていてもよく、また、該装置は、ＤＮＡハイブリッド形成に必要となる効率的な電気的な連絡と感度を示す。常套のバイオ検出法（例えば、蛍光及びルミネセンス等）に比べて、この種の装置にはアッセイ用標識は不要であって、均一な検出、小型サイズ、多重検出、高感度、低い製造コスト及び最小の駆動電力等の利点をもたらす。このようなＮＴＦＥＴ装置は、高い処理用途（high-throughput application）に対して最適化させることができるという特徴も有する。   Exemplary electroanalytical nanotube devices according to aspects of the present invention are modified with biomolecules that enhance biosensor performance. This type of device may be designed as an off-the-shelf array of single nanotube transistors, and the device exhibits the efficient electrical communication and sensitivity required for DNA hybridization. Compared to conventional biodetection methods (eg fluorescence and luminescence, etc.), this type of instrument does not require assay labels, and is uniform detection, small size, multiplex detection, high sensitivity, low manufacturing costs and Benefits such as minimal drive power. Such NTFET devices also have the feature that they can be optimized for high-throughput applications.

本発明の観点によるＮＴＦＥＴ電気的分析用装置の実施態様によればこれらの利点を得ることができる。この理由は、単一原子の大きさの厚さを有するナノチューブ壁へＤＮＡが付着することによって、該ナノチューブ内の電子流に影響をもたらすからである。ナノチューブをトランジスターの導体として組み込むことによって、該ナノチューブに付着した分子の特性の非常に小さな変化でも識別することができる。このような装置の特定の実施態様においては、ナノチューブ内のいくつかの導電性チャネルに沿って電流が流れ、また、生体分子の結合事象の存在により隣接チャネルがブロックされるので、全抵抗は増大する。導電性経路の変化によって、検出されるべき抵抗の変化がもたらされる。   These advantages can be obtained according to embodiments of the NTFET electrical analysis apparatus according to aspects of the present invention. This is because the attachment of DNA to a nanotube wall having a single atomic thickness affects the electron flow in the nanotube. By incorporating nanotubes as transistor conductors, even very small changes in the properties of molecules attached to the nanotubes can be distinguished. In certain embodiments of such devices, the total resistance increases because current flows along several conductive channels in the nanotube and adjacent channels are blocked by the presence of a biomolecular binding event. To do. The change in the conductive path results in a change in resistance to be detected.

本発明の観点によるＮＴＦＥＴ電気分析装置の実施態様によれば、非ＤＮＡ標識を必要とすることなく、ｓｓＤＮＡ捕獲分子及び補体のハイブリッド形成によって形成される複式分子（duplex molecule）との相違を検知することができる。これらの全ての特徴は、ＤＮＡ同定のための使用時点での使用機器の性能を高める。   According to an embodiment of an NTFET electroanalyzer according to an aspect of the present invention, a difference from a duplex molecule formed by hybridization of an ssDNA capture molecule and complement is detected without the need for non-DNA labeling. can do. All these features enhance the performance of the equipment used at the point of use for DNA identification.

現行のＤＮＡによるヒトの同定の実際と要件について説明する。米国においては、容疑者の氏名記載時にＤＮＡ同定を利用することが長年にわたって議論されている。犯罪者の逮捕に際してこのような手段を用いることの有効性に関して強い議論がなされており、また、重大な犯罪が、付随的なＤＮＡ試料（例えば、捨てられたコーヒーカップから採取されるＤＮＡ試料等）の利用によって既に解決されている。反対意見にも拘わらず、多くの州においては、逮捕者を記録する手続きの一部としてＤＮＡ試験を義務づける法律が、連邦政府の財源次第で成立している。逮捕者のＤＮＡ試験の記録（ＲＡＤＴ）を実施に移すための付加的な障害は、１年間に１２００万人〜１６００万人と予想される逮捕者のＤＮＡ試験を取り扱うことができる試験システムが欠けていることである。増大する膨大な数のＤＮＡ同定試験に対応させることのほかに、試験結果を４８時間以内に提供すると共に、単一の保管組織を維持する理想的なシステムが必要である。   The actual situation and requirements of human identification with current DNA will be explained. In the United States, it has been debated for many years to use DNA identification when writing suspects' names. There has been strong debate over the effectiveness of using such means in arresting criminals, and serious crimes have been associated with DNA samples (eg, DNA samples taken from discarded coffee cups, etc.) ) Has already been solved. Despite disagreements, in many states legislation that requires DNA testing as part of the process of recording arrests is enacted depending on federal funding. An additional obstacle to putting the arrester's DNA test record (RADT) into practice is a lack of a test system capable of handling the arrester's DNA test, which is expected to be between 12 and 16 million per year. It is that. In addition to accommodating the growing number of DNA identification tests, there is a need for an ideal system that provides test results within 48 hours and maintains a single storage tissue.

これらの要求を満たすための２つの選択肢は、試料を集中化試験センターへ輸送又は配送し、試験は逮捕者を記録する施設でおこなうことである。常套の篩分析設備を備えた集中化試験研究所は、単なる既存施設の数の増加と規模の拡大をもたらす処理能力に関する要求を満たす。しかしながら、このような方策は、高い技術を有する専門家と十分に管理された試料の取り扱いに依存するものである。一巡時間を４８時間にすることが要求され、また、試料の保管組織は複雑化する。一方、現場でのＲＡＤＴは次の要求を満たさなければならない：１）容易に使用できる。２）処理能力の要求の広範囲な変化（約１００倍）に対応できる。３）警察署の犯罪研究所に設置するためには十分に小型である。しかしながら、現場でのＲＡＤＴに関するこのような要求を満たす製品は現在のところ市販されていない。   Two options to meet these requirements are to transport or deliver samples to a centralized testing center, where testing is done in a facility that records arrests. Centralized testing laboratories with conventional sieve analysis facilities simply meet the demands for throughput that results in an increase in the number and scale of existing facilities. However, such a strategy relies on highly skilled professionals and well-controlled sample handling. The round trip time is required to be 48 hours, and the sample storage organization is complicated. On the other hand, on-site RADT must meet the following requirements: 1) Easy to use. 2) It can cope with a wide range of changes in processing capacity requirements (about 100 times). 3) It is small enough to be installed in a crime research institute at a police station. However, there are currently no commercially available products that meet these requirements for on-site RADT.

さらに、使用が容易な携帯型の機器であって、一巡時間が非常に早く、犯罪現場や災害現場へ持ち運ぶことができ、しかも安全に使用できるという要求を満たす機器も要請されている。篩分析技術は、ミクロチャネルを有するＤＮＡチップを用いる場合であっても、上記のような性能に関する要求を満たすことはできない。   Furthermore, there is a demand for portable devices that are easy to use and that can be carried to crime scenes and disaster scenes with a very fast round trip time and that can be used safely. Even when using a DNA chip having a microchannel, the sieve analysis technique cannot satisfy the above-described requirements regarding performance.

ＤＮＡ分析標的について説明する。ヒトのＤＮＡ同定のために現在使用されている標準的な遺伝的変異体は、短い縦列反復（short tandem repeat; ＳＴＲ）ＤＮＡ配列である。ＳＴＲを、医療的な用途のための標準的な変異体（単一ヌクレオチド多形性；ＳＮＰ）で置き換える可能性は、ＳＴＲのデータベースのサイズが大きくなると低減する。医療的な用途においては、ＳＮＰに対して大きな市場が予測されるために、ほとんど全ての新規な技術はＳＮＰに関連して開発されており、ＳＴＲは技術開発企業によって実際上無視されている。   The DNA analysis target will be described. The standard genetic variant currently used for human DNA identification is the short tandem repeat (STR) DNA sequence. The possibility of replacing STR with a standard variant for medical use (single nucleotide polymorphism; SNP) decreases as the size of the STR database increases. In medical applications, because of the large market prospects for SNPs, almost all new technologies are being developed in connection with SNPs, and STRs are virtually ignored by technology development companies.

ヒトの同定に関して、ＳＴＲの場合と同じ確率的な解決策を得るために常染色体のＳＮＰを使用してもよい。１つの実施例においては、特定のヒトの同定のための適用に応じて、約３５〜約１５０の遺伝子座のパネルが含まれる。現在のところ、ＳＮＰパネル製品は、父子鑑定試験及びデータベースへのアクセスを必要としない用途に供するために、オーキッド社によって提供されている。ＳＮＰは、試料を提供する個人の身体的特徴の予測可能性に関連して、研究されている。検査される身体的特徴には、皮膚、毛髪及び目の色が含まれる。   For human identification, autosomal SNPs may be used to obtain the same probabilistic solution as in STR. In one example, a panel of about 35 to about 150 loci is included, depending on the application for identification of a particular human. Currently, SNP panel products are offered by Orchid for use in paternity testing and applications that do not require access to a database. SNPs have been studied in connection with the predictability of the physical characteristics of the individual providing the sample. Physical characteristics to be examined include skin, hair and eye color.

本発明の観点によるＮＴＦＥＴ装置は、法廷において多大な利用の機会を提供する。標識を使用しないでＤＮＡを検出する機能、小型サイズ、低い消費エネルギー及び一体化した作業の流れ工程に起因して、ＮＴＦＥＴは、使用が容易な携帯型のＤＮＡの同定用機器として利用可能である。   NTFET devices according to aspects of the present invention provide a tremendous opportunity for use in court. Due to its ability to detect DNA without the use of labels, small size, low energy consumption, and integrated work flow process, NTFET can be used as an easy-to-use portable DNA identification device. .

本発明の観点による特定の実施態様によれば、ＤＮＡフラグメントをサイズによって識別することができ、また、該態様には、ナノチューブに基づく装置であって、該装置へＤＮＡが付着したことを示す信号を提供する機能を有する装置が含まれる。別の実施態様においては、ＳＴＲの遺伝子座の測定とＳＮＰの同定を可能にするように最適化されるような設計がおこなわれる。   According to certain embodiments according to aspects of the present invention, DNA fragments can be identified by size, and the embodiment includes a nanotube-based device that indicates that DNA is attached to the device. A device having a function of providing In another embodiment, a design is made that is optimized to allow measurement of the STR locus and identification of the SNP.

ヒトの鑑定に使用されるＳＴＲの遺伝子座を供給するためには、ＤＮＡの長さを、４つの塩基の分解によって決定してもよく、及び／又はＳＴＲの遺伝子座の可能な同型接合体と異型接合体の対立遺伝子を識別してもよい。特定の実施態様においては、本発明の観点による単一ナノチューブ電界効果トランジスターがこのような決定をおこなうために使用される。   In order to supply the STR locus used for human identification, the length of the DNA may be determined by degradation of four bases and / or possible homozygotes of the STR locus Heterozygous alleles may be identified. In certain embodiments, single nanotube field effect transistors according to aspects of the present invention are used to make such determinations.

ＤＮＡフラグメントの識別について説明する。核酸、例えば、単鎖ＤＮＡ、短い二重鎖ＤＮＡ、及び一部の全ＲＮＡ等は、水性媒体中において単壁ナノチューブ（ＳＷＮＴ）へ直接的に付着する。図１３に示すように、ＤＮＡは一般的にはＳＷＮＴへ結合するので、ＤＮＡの親水性の糖−ホスフェート主鎖は外側に向いて位置するので、水中へ溶解する。分子のモデル化によれば、水中における非特異的ＤＮＡとＳＷＮＴとの相互作用が、ナノチューブの表面上での核酸と塩基の積層に起因することが示される。天然源に由来するＤＮＡフラグメントの外に、いずれの合成オリゴヌクレオチドの場合もこのような付着が可能である。   The identification of DNA fragments will be described. Nucleic acids, such as single-stranded DNA, short double-stranded DNA, and some total RNA, attach directly to single-walled nanotubes (SWNTs) in aqueous media. As shown in FIG. 13, since DNA generally binds to SWNTs, the hydrophilic sugar-phosphate backbone of DNA is located outward and therefore dissolves in water. Molecular modeling shows that the interaction between non-specific DNA and SWNTs in water is due to nucleic acid and base stacking on the nanotube surface. In addition to DNA fragments derived from natural sources, such attachment is possible with any synthetic oligonucleotide.

本明細書に記載のように（前述の実施例Ｂ参照）、オリゴヌクレオチド（１２量体）捕獲プローブがＮＴＦＥＴに付着できること及びナノチューブの近接部においてＤＮＡとのハイブリッド形成が測定されることが例証されている。該実施例においては、オリゴヌクレオチドプローブは、ピレン誘導体を用いてカーボンナノチューブへ付着させた。従って、当該装置によれば、固定化された捕獲ＤＮＡとその単鎖相補的配列とのハイブリッド形成を検出することができる。   As described herein (see Example B above), it is demonstrated that oligonucleotide (12-mer) capture probes can attach to NTFET and that hybridization to DNA is measured in the proximity of the nanotubes. ing. In this example, oligonucleotide probes were attached to carbon nanotubes using pyrene derivatives. Therefore, according to the apparatus, hybridization between the immobilized capture DNA and the single-stranded complementary sequence can be detected.

１）ヌクレオチド塩基の「計測」について説明する。本発明の観点による例示的な電気分析装置は、写真印刷によって製造されたシリコンチップを含むプラットホームを具備すると共に、ナノチューブを付加させてＦＥＴを形成させる位置を有する。   1) “Measurement” of nucleotide bases will be described. An exemplary electroanalyzer according to an aspect of the present invention comprises a platform that includes a silicon chip manufactured by photographic printing and has a location to add nanotubes to form an FET.

図１３及び図１４に示すように、捕獲オリゴヌクレオチドは、標的から突出するｓｓＤＮＡがナノチューブと並置するように設定される。この実施例においては、捕獲オリゴヌクレオチドは、適当な化学的付着作用によってナノチューブ上又はナノチューブに近接して配置され、また、該オリゴヌクレオチドは標的オリゴヌクレオチドの一部に対して相補性の配列を含む（例えば、ＳＴＲ等）。標的となるＳＴＲフラグメントが捕獲された後、該フラグメントはナノチューブと相互作用して該ナノチューブと会合してもよい。異なる長さの標的は、ナノチューブの電気的特性に対して、測定可能な明確な効果をもたらす。   As shown in FIGS. 13 and 14, the capture oligonucleotide is set so that the ssDNA protruding from the target is juxtaposed with the nanotube. In this example, the capture oligonucleotide is placed on or in close proximity to the nanotube by appropriate chemical attachment, and the oligonucleotide comprises a sequence that is complementary to a portion of the target oligonucleotide. (For example, STR etc.). After the targeted STR fragment is captured, the fragment may interact with the nanotube and associate with the nanotube. Different length targets have a measurable distinct effect on the electrical properties of the nanotubes.

ＮＴＦＥＴのコンダクタンスに対するＤＮＡの付着による効果を説明するために提案された１つの反応機構は、ナノチューブ中の炭素原子とのπ軌道電子（図中では、ｅ−で表示されている。）の共有である。異なる長さの配列は、ナノチューブとの共有に関与しうる電子として、異なる数の電子を有する。図１３及び図１４は、比較的長いＳＴＲ及び比較的短いＳＴＲをそれぞれ示す。検出されるＦＥＴ信号の特徴は、異なる長さのＤＮＡ標的と関連づけられる。測定される信号の差異は、異なる長さのＤＮＡ試料を識別するために利用される。 One reaction mechanism proposed to explain the effect of DNA attachment on NTFET conductance is the sharing of π orbital electrons (indicated by e − in the figure) with carbon atoms in the nanotubes. is there. Different length arrays have different numbers of electrons as electrons that can participate in sharing with the nanotubes. 13 and 14 show a relatively long STR and a relatively short STR, respectively. The characteristics of the detected FET signal are associated with different length DNA targets. The measured signal difference is used to distinguish DNA samples of different lengths.

２）ＤＮＡの結合と強いトランジスターのエフェクターの添加について説明する。ナノチューブのＤＮＡに結合していない部分を測定するために、「計数用ヌクレオチド」の代わりに、類似の分子配列を利用してもよい。ナノチューブの直径は小さいので（２ｎｍ程度）、該ナノチューブと相互作用するＤＮＡの単鎖部分は、ＣＮＴをさらなる反応から保護する。   2) Explain the binding of DNA and the addition of strong transistor effectors. Instead of “counting nucleotides”, similar molecular sequences may be used to measure the portion of the nanotube that is not bound to DNA. Because the diameter of the nanotube is small (on the order of 2 nm), the single-stranded portion of DNA that interacts with the nanotube protects the CNT from further reaction.

図１５Ａ及び図１５Ｂに示すように、ＤＮＡ標的が結合した後、ＮＴＦＥＴのコンダクタンスに対して強い効果をもたらす分子（強いエフェクター分子；s. e. m. ）をナノチューブと反応させることができる。この実施例における配置は、一般的には図１４Ａ及び図１４Ｂの場合と類似する。ＮＴＦＥＴはＣＮＴを用いて１００ｎｍ程度の短い状態で調製することができるので、ＤＮＡの保護領域の外側に結合する強いエフェクター分子の計数によって、ＮＴの保護されていない部分を測定することが可能となる。標的ＤＮＡの長さは、強いエフェクター分子によって惹起される相対的な電気的偏向度によって算出することができる。   As shown in FIGS. 15A and 15B, after the DNA target is bound, molecules that have a strong effect on NTFET conductance (strong effector molecules; sem) can be reacted with the nanotubes. The arrangement in this embodiment is generally similar to the case of FIGS. 14A and 14B. Since NTFET can be prepared in a short state of about 100 nm using CNT, it is possible to measure the unprotected portion of NT by counting strong effector molecules that bind outside the protected region of DNA. . The length of the target DNA can be calculated by the relative degree of electrical deflection caused by a strong effector molecule.

３）ナノチューブからの標的ＤＮＡの単鎖部分の「変性（denaturing）」について説明する。図１６Ａ及び図１６Ｂに示すように、結合状態と非結合状態における実時間の電気的読み取りによって、ｓｓＤＮＡの解離の正確な測定が可能となる。この実施例の配置は、一般的には図１４Ａと図１４Ｂの場合と類似する。ＤＮＡの長さの直接的な測定法の代替法として、結合速度の測定によって長さの差異を決定してもよい。ＤＮＡとナノチューブとの相互作用は分離可能である。ナノチューブからＤＮＡを完全に又は部分的に溶け出させるために、特徴的な温度条件下又はその他の緊縮パラメータ条件下（ナノチューブからのＤＮＡの溶け出し現象又は解離現象は電気的に測定可能である）において、緊縮条件を選択的及び／又は制御的に適用することによって、異なるＤＮＡ試料間における選択性と識別性を増大させることができる。   3) The “denaturing” of the single-stranded portion of the target DNA from the nanotube will be described. As shown in FIGS. 16A and 16B, real-time electrical readings in bound and unbound states allow accurate measurement of ssDNA dissociation. The arrangement of this embodiment is generally similar to that of FIGS. 14A and 14B. As an alternative to the direct measurement of DNA length, the difference in length may be determined by measuring the binding rate. The interaction between DNA and nanotubes is separable. Characteristic temperature conditions or other stringent parameter conditions to completely or partially dissolve DNA from nanotubes (DNA dissolution or dissociation phenomenon from nanotubes can be measured electrically) In, by selectively and / or controllingly applying stringent conditions, selectivity and discrimination between different DNA samples can be increased.

実施例Ｅ
ヒトの遺伝的多形性の識別
本発明の観点による特定の実施態様においては、ｓｓＤＮＡオリゴヌクレオチドプローブとＳＷＮＴとの間の相互作用及びその後に当該装置の表面に近接しておこなわれるＤＮＡハイブリッド形成プロセスを利用する。特定の実施例においては、ＮＴＮＦＥＴは、ハイブリッド形成の特異性を保有するＤＮＡオリゴヌクレオチドのプローブを用いて選択的に機能化される。従って、例えば、固定化された合成オリゴヌクレオチドを具有するＮＴＮＦＥＴは、単一ヌクレオチド多形性（ＳＮＰ）を有する標的ＤＮＡ配列を選択的に識別する。例示的な実施態様によれば、単一塩基の不整合（例えば、遺伝性血色素症の原因となるＨＦＥ遺伝子におけるＨ６３Ｄ突然変異に対する野生型）を有するオリゴヌクレオチドを識別することができる。 Example E
Identification of human genetic polymorphisms In a specific embodiment according to aspects of the invention, the interaction between the ssDNA oligonucleotide probe and the SWNT and subsequent DNA hybridization process that occurs in close proximity to the surface of the device. Is used. In certain embodiments, NTNFETs are selectively functionalized using DNA oligonucleotide probes that possess the specificity of hybridization. Thus, for example, NTNFETs with immobilized synthetic oligonucleotides selectively identify target DNA sequences that have a single nucleotide polymorphism (SNP). According to an exemplary embodiment, oligonucleotides with single base mismatches (eg, wild type for the H63D mutation in the HFE gene that causes hereditary hemochromatosis) can be identified.

ナノセンサー装置を例示する。以下の実施例において使用した本発明の観点による例示的な特定のナノ電子装置は、カーボンナノチューブのランダムに相互連結したネットワーク（該ネットワークは、ソース電極とドレイン電極の交互に配置されたパターン間を電気的に連絡する。）を有するナノ構造素子を含むＮＴＮＦＥＴを具備しており、また、該装置は、誘電体で被覆されたドープ化シリコン基板を具有するゲート電極のバイアス電場によって影響を受けてもよい。   1 illustrates a nanosensor device. An exemplary specific nanoelectronic device according to an aspect of the present invention used in the following examples is a randomly interconnected network of carbon nanotubes (the network between alternating patterns of source and drain electrodes). The device comprises an NTNFET comprising a nanostructured device having a dielectric structure and the device is affected by a bias electric field of a gate electrode comprising a doped silicon substrate coated with a dielectric. Also good.

図１７Ａは、被検体１０１を検出するための本発明の観点による例示的な電子検出装置１００を示すもので、該装置はナノ構造センサー１０２を具備する。センサー１０２は、基板１０４及び導電性チャネル又は導電性層１０６を具有しており、該チャネル又は層は、基板上に配置されたナノ構造材、例えば、ナノチューブ又はナノチューブのネットワークを含有する。ナノ構造材１０６は、図示するように、基板と接触してもよいが、基板から間隔を置いて配置させてもよい（この場合、介在層を存在させてもよいが、存在させなくてもよい。）。   FIG. 17A shows an exemplary electron detection device 100 according to aspects of the present invention for detecting an analyte 101, which comprises a nanostructure sensor 102. The sensor 102 comprises a substrate 104 and a conductive channel or layer 106, which channel or layer contains a nanostructured material, such as a nanotube or a network of nanotubes, disposed on the substrate. As shown, the nanostructure material 106 may be in contact with the substrate, but may be spaced from the substrate (in this case, an intervening layer may be present or not present). Good.)

本発明の１つの実施態様においては、導電性チャネル１０６は１又は複数のカーボンナノチューブを含んでいてもよい。例えば、導電性チャネル１０６は、メッシュ、フィルム又はネットワークを形成する複数のナノチューブを含んでいてもよい。本発明の観点による特定の実施態様においては、ナノ構造素子が含まれる。該ナノ構造素子は、化学蒸着法（ＣＶＤ）や伝統的なリソグラフィーによって形成させてもよく、あるいは、その他の方法（例えば、溶剤懸濁液沈着法、ＡＦＭマニプレーション等）によって沈着させてもよい。また、特定の実施態様においては、１又は複数の金属電極と電気的に接触する１又は複数の分離したナノチューブが含まれる。本発明の技術的思想を逸脱することなく、活性なナノ構造体は、多数の異なる配置法によって当該装置中へ組み入れてもよい。   In one embodiment of the invention, the conductive channel 106 may include one or more carbon nanotubes. For example, the conductive channel 106 may include a plurality of nanotubes forming a mesh, film or network. In certain embodiments according to aspects of the present invention, nanostructured elements are included. The nanostructured element may be formed by chemical vapor deposition (CVD) or traditional lithography, or may be deposited by other methods (eg, solvent suspension deposition, AFM manipulation, etc.). Good. Also, certain embodiments include one or more discrete nanotubes that are in electrical contact with one or more metal electrodes. Without departing from the technical idea of the present invention, active nanostructures may be incorporated into the device by a number of different arrangements.

１又は複数の導電性素子又は接触子（１１０及び１１２）を基板上に配置させ、ナノ構造材を含有する導電性チャネル１０６と電気的に接触させてもよい。導電性素子によって、電荷及び／又は電流の導電性チャネル１０６のナノ構造材への印加が可能となり、また、該導電性素子は、導電性チャネル１０６の電気的特性の測定において使用してもよい。例えば、接触子１１０及び１１２はそれぞれソース電極及びドレイン電極を具有しており、これによって、ソース／ドレイン電圧（Ｖsd）が印加され、導電性チャネル１０６中に電流が誘導される。接触子１１０及び１１２は、導電性チャネル１０６と接触する金属電極を含んでいてもよい。あるいは、接触子（１１０、１１２）と導電性チャネル１０６との間に導電性物質又は半導性物質（これらの物質は図示していない。）を介在させてもよい。   One or more conductive elements or contacts (110 and 112) may be disposed on the substrate and in electrical contact with the conductive channel 106 containing the nanostructured material. The conductive element allows charge and / or current to be applied to the nanostructured material of the conductive channel 106, and the conductive element may be used in measuring the electrical properties of the conductive channel 106. . For example, the contacts 110 and 112 each have a source electrode and a drain electrode, whereby a source / drain voltage (Vsd) is applied and current is induced in the conductive channel 106. Contacts 110 and 112 may include a metal electrode that contacts conductive channel 106. Alternatively, a conductive material or a semiconductive material (these materials are not shown) may be interposed between the contacts (110, 112) and the conductive channel.

図１７Ａに示す実施例においては、装置１００は、ゲート制御される電界効果トランジスターとして作動させてもよく、この場合、センサー１０２はさらにゲート電極１１４を具有する。本明細書においてはこのような装置は、ナノチューブ電界効果トランジスター又はＮＴＦＥＴと呼ぶ。ゲート電極１１４は基板１０４（例えば、誘電性層１１６によって接触子（１１０、１１２）及びチャネル１０６から隔離されたドープ化シリコンウェーハ材）の基底部を含んでいてもよく、これにより、印加されるゲート電圧（Ｖｇ）によってキャパシタンスが創生される。例えば、基板１０４は、ＳｉＯ２を含有する誘電性層１１６から隔離されたシリコン製バックゲート１１４を具有していてもよい。あるいは、装置１００は、別の測定モードにおいて使用してもよい。例えば、装置１００は容量型センサー又はインピーダンスセンサーとして使用してもよい。この場合、既知の回路を使用することによって、例えば、接触子１１０と１１２のいずれかを介する導電性チャネル１０６及びゲート電極１１４との間に電界勾配を発生させると共に、被検体の影響に関連してこの構造体のキャパシタンス及び／又はインピーダンスを測定する。 In the embodiment shown in FIG. 17A, the device 100 may be operated as a gated field effect transistor, in which case the sensor 102 further comprises a gate electrode 114. Such devices are referred to herein as nanotube field effect transistors or NTFETs. The gate electrode 114 may include the base of the substrate 104 (eg, a doped silicon wafer material separated from the contacts (110, 112) and the channel 106 by a dielectric layer 116), thereby being applied. Capacitance is created by the gate voltage (Vg). For example, the substrate 104 may include a silicon back gate 114 that is isolated from the dielectric layer 116 containing SiO 2 . Alternatively, the device 100 may be used in another measurement mode. For example, the device 100 may be used as a capacitive sensor or an impedance sensor. In this case, by using a known circuit, for example, an electric field gradient is generated between the conductive channel 106 and the gate electrode 114 via one of the contacts 110 and 112, and is related to the influence of the analyte. The capacitance and / or impedance of the lever structure is measured.

図１７Ａに示す実施例において、センサー１０２は、抑制材層又は不動態化材層１１８をさらに具有していてもよく、該層は導電性素子（１１０、１１２）と導電性チャネル１０６との間の連結部に近接する領域を被覆する。抑制材（inhibiting material）は少なくとも１種の化学種（例えば、被検体１０１）又は環境物質（例えば、水分、その他の溶剤、酸素及び窒素等）に対して不透性であってもよい。抑制材層１１８は、当該分野において既知の不動態化材（例えば、二酸化ケイ素、酸化アルミニウム、窒化ケイ素及びその他の適当な物質等）を含有していてもよい。ＮＴＦＥＴにおける抑制材の使用に関連するさらに詳細な事項は、次の特許出願の明細書又は特許公報に記載されており、これらの記載内容も本願明細書の一部を成すものである：米国特許出願１０／２８０２６５号（出願日：２００２年１０月２６日、発明の名称：ナノチューブセンサーに関する感度調整）（該特許出願は米国特許第６８９４３５９号に対応する。）。   In the embodiment shown in FIG. 17A, the sensor 102 may further comprise a suppressor or passivator layer 118, which is between the conductive elements (110, 112) and the conductive channel 106. The area close to the connecting portion is covered. The inhibitor material may be impermeable to at least one chemical species (eg, analyte 101) or environmental material (eg, moisture, other solvents, oxygen, nitrogen, etc.). Inhibitor layer 118 may contain passivating materials known in the art (eg, silicon dioxide, aluminum oxide, silicon nitride, and other suitable materials). Further details relating to the use of inhibitors in NTFET are described in the following patent application specifications or patent publications, which are also part of this specification: US Patents Application 10/280265 (Filing date: October 26, 2002, Title of invention: Sensitivity adjustment for nanotube sensor) (This patent application corresponds to US Pat. No. 6,894,359).

導電性チャネル１０６（例えば、カーボンナノチューブ層等）は、１又は複数の標的被検体１０１に対して感度を示すように機能化させてもよい。ナノ構造体（例えば、カーボンナノチューブ等）は、装置と被検体との間の電荷移動又はその他の相互作用に起因して、標的被検体に対して応答してもよいが、より一般的には、認識材（機能化材とも呼ばれている。）１２０、即ち、標的被検体と相互作用するときに、装置特性に測定可能な変化をもたらす物質を使用することによって、特異的な感度を得ることができる。図１７Ａに示す機能化材又は認識材１２０は一般的に表示されている。実施例Ｆにおいては、ＤＮＡ検出に関する機能化及びヒトの遺伝的多形性の識別に関連して詳細な説明がなされている。   The conductive channel 106 (eg, a carbon nanotube layer) may be functionalized to exhibit sensitivity to one or more target analytes 101. Nanostructures (eg, carbon nanotubes, etc.) may respond to the target analyte due to charge transfer or other interactions between the device and the analyte, but more generally Specific sensitivity is obtained by using a recognition material (also called functionalized material) 120, ie, a substance that, when interacting with a target analyte, causes a measurable change in device properties. be able to. The functionalized or recognizing material 120 shown in FIG. 17A is generally displayed. In Example F, a detailed description is given in relation to functionalization for DNA detection and identification of human genetic polymorphisms.

図１７Ｂは、単一のランダムなネットワーク状ＮＴＮＦＥＴ装置１０の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）の画像を示す。図１７Ｂの画像ａは、基板のエッジに存在するパッドまで延びる接触リード線を有する交互に配置されたソース電極Ｓとドレイン電極Ｄを具備する全装置を示す。拡大画像（ｂ）は、これらの電極に近接して配置されたナノチューブのネットワークＮの一部を含む装置１０の一部を示す。該ネットワークの周縁部は、交互に配置された電極領域から区別されるように切り揃えられている。別の拡大画像（ｃ）は、該装置の小さな領域におけるリード線／ネットワークの詳細なパターンを示す。この拡大画像においては、隣接するドレイン電極Ｄのディジット（digit）から間隔Ｌで分離されたソース電極Ｓの単一のディジットが示される。この実施例においては、間隔Ｌは約１０μｍである。   FIG. 17B shows a scanning electron microscope (SEM) image of a single random networked NTNFET device 10. Image a in FIG. 17B shows the entire device with alternating source and drain electrodes D having contact leads extending to pads present at the edge of the substrate. The magnified image (b) shows a portion of the device 10 that includes a portion of the network of nanotubes N placed in close proximity to these electrodes. The peripheral edge of the network is trimmed so as to be distinguished from the alternately arranged electrode regions. Another magnified image (c) shows a detailed pattern of leads / network in a small area of the device. In this enlarged image, a single digit of the source electrode S separated by a distance L from the digit of the adjacent drain electrode D is shown. In this embodiment, the distance L is about 10 μm.

一般に、個々のナノチューブは間隔Ｌを横切って延びないように考えられるが、相互に連結するランダムなカーボンナノチューブのネットワークＮは、全体的にはソース電極Ｓとドレイン電極Ｄを連絡させることが理解される。この実施例においては、これらの電極は、ネットワークＮの上部に配置されるが、別の配置態様を採用してもよい。ネットワークＮの下方には基板が配置される。この実施例においては、基板は誘電性表面層によって保護されたドープ化シリコンウェーハである。この場合、所望により、シリコン基板はゲート電極として使用される。   In general, it is considered that individual nanotubes do not extend across the distance L, but it is understood that a network N of interconnected random carbon nanotubes generally connects the source electrode S and the drain electrode D. The In this embodiment, these electrodes are arranged on the upper part of the network N, but another arrangement may be adopted. A substrate is disposed below the network N. In this embodiment, the substrate is a doped silicon wafer protected by a dielectric surface layer. In this case, the silicon substrate is used as a gate electrode if desired.

特定のセンサー系の実施態様においては、装置１００は、操作回路への簡便な接続を可能にするようにするために、常套法に従って、パッケージ内へ収容してもよい。図１７Ｃは、一般的には図１７Ａ及び図１７Ｂに示すセンサーと類似するセンサーの写真を示す。該センサーは、ウェファーのダイを用いて調製した後、ワイヤボンディング（wire-bonding）法によって、常套の「４０ピンＣＥＲＤＩＰパッケージ」内へチップとして組み入れた。   In certain sensor system embodiments, the device 100 may be housed in a package according to routine practice to allow convenient connection to the operating circuitry. FIG. 17C shows a photograph of a sensor that is generally similar to the sensor shown in FIGS. 17A and 17B. The sensor was prepared using a wafer die and then incorporated as a chip into a conventional “40-pin CERDIP package” by wire-bonding.

電気的測定を実行するために、装置１００は、センサー素子と連絡する適当な回路を具備する。図１７Ｄは、一般的には図１７Ａと図１７Ｂの場合と類似するセンサーの写真を示す。該センサーは、図１７Ｃに示す方法に従ってパッケージ内へ収容した後、電子センサー系の例示的な回路基板へ組み入れたものである。例えば、常套の電源から、接触子１１０と１１２との間にソース／ドレイン電圧（Ｖsd）を印加してもよい。センサー装置１００を用いる測定は、接触子１１０と１１２との間に接続されたメーター１２２により模式的に表示された回路を用いておこなわれる。ゲート電極１１４を含む実施態様においては、常套の電源１２４に接続させることによって、選択される調整可能なゲート電圧（Ｖｇ）を供給してもよい。装置１００は、１又は複数の電源及び／又はセンサー１０２に接続された当該分野において既知の信号調整装置と処理ユニット（図示せず）を具備していてもよい。   In order to perform electrical measurements, the device 100 comprises suitable circuitry in communication with the sensor element. FIG. 17D shows a photograph of a sensor that is generally similar to that of FIGS. 17A and 17B. The sensor is incorporated into an exemplary circuit board of an electronic sensor system after being housed in a package according to the method shown in FIG. 17C. For example, a source / drain voltage (Vsd) may be applied between the contacts 110 and 112 from a conventional power source. Measurement using the sensor device 100 is performed using a circuit schematically displayed by a meter 122 connected between the contacts 110 and 112. In embodiments including a gate electrode 114, a selectable adjustable gate voltage (Vg) may be provided by connection to a conventional power supply 124. The device 100 may comprise a signal conditioning device and processing unit (not shown) known in the art connected to one or more power sources and / or sensors 102.

センサー系の構築においては、液状の生物学的被検体媒体の適用を容易にするために、適当な素子を組み入れてもよく、また、該系は、全血試料に対して適したＮＴＮＦＥＴバイオチップ（biochip）検出プラットホームが調製されるように容易に適合させてもよい。   In the construction of the sensor system, suitable elements may be incorporated to facilitate the application of the liquid biological analyte medium, and the system is suitable for whole blood samples. A (biochip) detection platform may be readily adapted to be prepared.

ＤＮＡ検出用のＮＴＦＥＴ装置について説明する。非常に多数のこの種の装置は、ウェーハのレベルのスケールで同時に製造してもよい。この実施例においては、各々のウェーハは、約千個の２次元状のダイ（２．５４ｍｍ×２．５４ｍｍ）から成り、各々のダイ上には、約２１０μｍ×２７０μｍのサイズを有する数個の装置がパターン状に載置される。   An NTFET device for detecting DNA will be described. A large number of such devices may be manufactured simultaneously on a wafer level scale. In this embodiment, each wafer consists of about a thousand two-dimensional dies (2.54 mm × 2.54 mm), on each die, several pieces having a size of about 210 μm × 270 μm. The device is placed in a pattern.

これらの装置は、９００℃での化学的蒸着法（ＣＶＤ）によって成長されるＳＷＮＴを用いて製造される。この場合、表面上にＳｉＯ２を含むドープ化シリコンウェーハ（１００ｍｍ）上において、分散された鉄のナノ粒子を成長促進剤として使用し、また、メタン／水素ガス混合物を使用した。所望のネットワーク領域Ｎの外側のナノチューブを、酸素プラズマを用いて除去することによって個々の装置を電気的に隔離した。 These devices are manufactured using SWNTs grown by chemical vapor deposition (CVD) at 900 ° C. In this case, dispersed iron nanoparticles were used as growth promoters on a doped silicon wafer (100 mm) containing SiO 2 on the surface, and a methane / hydrogen gas mixture was used. Individual devices were electrically isolated by removing the nanotubes outside the desired network region N using oxygen plasma.

電気リード線又は電極は、蒸着化Ｔｉ−Ａｕフィルム（それぞれの厚さは３０ｎｍ及び１２０ｎｍである。）からナノチューブの表面上へ、標準的な写真印刷法を用いることによってパターン状にプリントした。電極パターンは、間隔Ｌ（約１０μｍ）で交互配置されたソース電極Ｓとドレイン電極Ｄを具有する。電極の間隔Ｌは、装置性能を最適化するように選択してもよく、この実施例においては、別のサイズ（５〜１００μｍのピッチ）を有する装置もダイ上に存在させた。拡大画像から明らかなように、ナノチューブはランダムに相互に連絡した状態で配置されるので、ソース電極Ｓとドレイン電極Ｄとの間には連絡経路が提供される。   Electrical leads or electrodes were printed in a pattern by using standard photographic printing methods from vapor deposited Ti-Au films (thicknesses of 30 nm and 120 nm, respectively) onto the surface of the nanotubes. The electrode pattern includes a source electrode S and a drain electrode D that are alternately arranged at an interval L (about 10 μm). The electrode spacing L may be selected to optimize device performance, and in this example devices with other sizes (5-100 μm pitch) were also present on the die. As is clear from the enlarged image, the nanotubes are randomly arranged in contact with each other, so that a communication path is provided between the source electrode S and the drain electrode D.

別のサイズ（５〜１００μｍのピッチ）を有する装置をダイ上に形成させることによって、隣接する装置が異なる機能的な配置形態を有するように最適化させてもよい。ＮＴＮＦＥＴの電子的特性（例えば、印加されたゲート電圧とバイアス電圧の関数としてのソース電極とドレイン電極との間の電流）はオートプローブテスター（autoprobe tester）を用いて測定した。   By forming devices with different sizes (5-100 μm pitch) on the die, adjacent devices may be optimized to have different functional arrangements. The electronic characteristics of NTNFET (eg, current between source and drain electrodes as a function of applied gate voltage and bias voltage) were measured using an autoprobe tester.

図１８Ａ〜図１８Ｄは、常套のオートプローブ測定器を用いて測定されたＮＴＦＥＴウェーハ（例えば、１０μｍのピッチ構造を有するＮＴＮＦＥＴ装置を具有する前記のウェーハ（１００ｍｍ））のＩ−Ｖｇデータの検査法を例示する。図１８Ａ及び図１８Ｂは、例示的なＮＴＦＥＴウェーハにおける最大装置コンダクタンスの例示的なウェーハマップ（wafer map）及び装置の変調の例示的なウェーハマップをそれぞれ示す[変調＝（Ｇmax−Ｇmin）／Ｇmin] 。図１８Ｃ及び図１８Ｄは、図１８Ａ及び図１８Ｂに示すコンダクタンスのデータ及び変調のデータに関する装置の母集団（population）プロットをそれぞれ示す。装置のチャネルの最大コンダクタンスに関しては、母集団の挙動は非常に狭く規定されており、最大コンダクタンスの狭いプラトーに含まれる装置の割合が小さいことに留意すべきである（図１８Ｃ参照）。また、装置の変調に関しては、母集団の挙動も狭く規定されており、装置のバルクが狭い範囲の変調を有することに留意すべきである（図１８Ｄ参照）。   18A to 18D are diagrams showing inspection methods of I-Vg data of an NTFET wafer (for example, the above-mentioned wafer (100 mm) having an NTNFET device having a 10 μm pitch structure) measured using a conventional autoprobe measuring instrument. Is illustrated. 18A and 18B show an exemplary wafer map of maximum device conductance and an exemplary wafer map of device modulation, respectively, in an exemplary NTFET wafer [modulation = (Gmax−Gmin) / Gmin]. . 18C and 18D show device population plots for the conductance data and modulation data shown in FIGS. 18A and 18B, respectively. It should be noted that with respect to the maximum conductance of the device channel, the population behavior is very narrowly defined and the percentage of devices included in the plateau with the narrowest maximum conductance is small (see FIG. 18C). It should also be noted that with respect to device modulation, the population behavior is also narrowly defined and the device bulk has a narrow range of modulation (see FIG. 18D).

データの取得について説明する。この実施例においては、ＤＮＡを検出するために、複数のＮＴＮＦＥＴ装置を含むチップをワイヤボンディング法によって処理し、次いで「４０ピンＣＥＲＤＩＰパッケージ」内へ組み入れた後、外注により作成したＮＴＮＦＥＴ電子的試験用固定器具を使用する試験に供した。この試験においては、各々のシリコンチップに関して１２個までの分離したセンサーのアレイについて測定をおこなった。試験用固定器具のハウジングは、４０−ピンＺＩＦソケットを備えた改良型遮蔽Ｉ／Ｏ基板（ナショナル・インスツルメンツ社製「ＳＣＢ−６８」）を具備する。Ｉ／Ｏ基板は、データ収集カード（ナショナル・インスツルメンツ社製「ＰＣＩ−６０１４」）を備えたＰＣへ接続した。データを取得するためのプログラミングは「ＬabＶＩＥＷ」（ナショナル・インスツルメンツ社製）を使用しておこなった。アナログ出力電圧を用いてＮＴＮＦＥＴのゲートを掃引した。装置特性（例えば、ソース−ドレイン電圧及び電流等）は検出抵抗器（sense resistor）を横断する電圧測定に基づき、「ＬabＶＩＥＷ」を用いて計算した。連続的なＩ−Ｖｇ測定は、−１０Ｖ〜＋１０Ｖの範囲において、３Ｈｚの周波数でのゲート電圧の三角波掃引（triangle wave sweep）によっておこなった。   Data acquisition will be described. In this example, in order to detect DNA, a chip including a plurality of NTNFET devices was processed by a wire bonding method, and then incorporated into a “40-pin CERDIP package”, followed by subcontracted NTNFET electronic test. It used for the test which uses a fixing device. In this test, measurements were made on an array of up to 12 separate sensors for each silicon chip. The test fixture housing includes an improved shielded I / O board (National Instruments "SCB-68") with a 40-pin ZIF socket. The I / O board was connected to a PC equipped with a data collection card ("PCI-6014" manufactured by National Instruments). Programming to acquire data was performed using “LabVIEW” (manufactured by National Instruments). The NTNFET gate was swept using the analog output voltage. Device characteristics (eg, source-drain voltage and current, etc.) were calculated using “LabVIEW” based on voltage measurements across the sense resistor. Continuous I-Vg measurements were made by a triangle wave sweep of the gate voltage at a frequency of 3 Hz in the range of -10V to + 10V.

ＤＮＡの固定化について説明する。この実施例においては、化学試薬類はアルドリッチ社から購入し、そのまま使用に供した。未変性オリゴヌクレオチド及び５’−末端をＣｙ５又はＦＩＴＣ蛍光標識で変性したオリゴヌクレオチドは、アルファＤＮＡによって合成した。Ｈ６３Ｄ多形性用の対立遺伝子−特異的オリゴヌクレオチドはＩＤＴによって合成した。捕獲プローブと標的用のオリゴヌクレオチドの構造の識別は表１に示す。   The immobilization of DNA will be described. In this example, chemical reagents were purchased from Aldrich and used as they were. Native oligonucleotides and oligonucleotides denatured at the 5'-end with Cy5 or FITC fluorescent labels were synthesized with alpha DNA. Allele-specific oligonucleotides for the H63D polymorphism were synthesized by IDT. The identification of the capture probe and target oligonucleotide structures is shown in Table 1.

全てのＤＮＡ溶液は１８ＭＷ水（ナノ純度の無限大ＵＶ用水系）を用いて調製した。この実施例においては、パッケージ内に収容されたＮＴＮＦＥＴ装置を含むチップは、ＨＮＯ３（０．１Ｍ）含有酸浴、ＨＣｌ（０．１Ｍ）含有酸浴、及び１８ＭＷ水浴を用いる清浄化処理に付した。この場合、各々の浴中での清浄化は、オービタルシェーカーを使用して１５分間おこなった。パッケージは４００ｍＭの燐酸塩緩衝液（ＰＢ）（ｐＨ：７．２）を用いる手動によるすすぎ処理に付した後、４００ｍＭのＰＢを用いるオービタルシェーカーによる１５分間の洗浄処理に２回付した。次いで、電子的試験に先立って、パッケージは５０ｍＭのＰＢを用いるすすぎ処理に付した後、窒素気流によって乾燥させた。 All DNA solutions were prepared using 18 MW water (nano-purity infinite UV water system). In this example, a chip containing an NTNFET device housed in a package is subjected to a cleaning process using an HNO 3 (0.1M) containing acid bath, an HCl (0.1M) containing acid bath, and an 18 MW water bath. did. In this case, cleaning in each bath was performed for 15 minutes using an orbital shaker. The package was subjected to a manual rinsing process using 400 mM phosphate buffer (PB) (pH: 7.2), followed by two 15-minute washings with an orbital shaker using 400 mM PB. The package was then rinsed with 50 mM PB prior to electronic testing and then dried with a stream of nitrogen.

捕獲プローブをＮＴＮＦＥＴ装置へ付着させるために、湿潤室内において、チップを、２００ｍＭのＰＢを媒体とするオリゴヌクレオチド溶液（５ｍＭ）中でのインキュベーション処理に１時間付した。ハイブリッド形成実験に先立って、過剰の弱く結合したＤＮＡ分子を、標準的な洗浄法によって除去した。ハイブリッド形成実験は、湿潤室内において、チップを、２００ｍＭのＰＢを媒体とする相補的ＤＮＡ含有溶液（特に明記しない限り、５０ｎＭのＤＮＡ含有溶液１０μＬ）中でのインキュベーション処理に１時間付した後、標準的な洗浄処理に付すことによっておこなった。全てのインキュベーションは室温（約２２℃）でおこなった。   In order to attach the capture probe to the NTNFET device, the chip was subjected to an incubation treatment in an oligonucleotide solution (5 mM) in 200 mM PB for 1 hour in a humid chamber. Prior to hybridization experiments, excess weakly bound DNA molecules were removed by standard washing methods. Hybridization experiments consisted of subjecting the chip to incubation in a humidified chamber for 1 hour in a complementary DNA-containing solution in 200 mM PB (10 μL of a 50 nM DNA-containing solution unless otherwise stated), It was performed by subjecting to a typical washing process. All incubations were performed at room temperature (about 22 ° C).

光学的イメージング（imaging）について説明する。光学的データは、ＴＥ冷却式単色ＣＣＤカメラ（ＤＶＣ）を備えたツァイス社製の顕微鏡「Axioskop ４０」を用いて取得した。Ｃｙ５及びＦＩＴＣ特異的フィルターセットはクロマ社から入手した。イメージの捕獲は、マトロックス社製の「メテオールII／ディジタル・フレーム・グレーバー基板」及び「インテリカム・ソフトウェア」を用いておこなった。イメージの処理と定量化のために、「イメージＪ」を使用した。０．１Ｍの炭酸水素ナトリウム緩衝液（ｐＨ８．３）中においてチップのイメージを発現させることによって、ＦＩＴＣの蛍光発光を最大にした。   Optical imaging will be described. Optical data were acquired using a Zeiss microscope “Axioskop 40” equipped with a TE cooled monochromatic CCD camera (DVC). Cy5 and FITC specific filter sets were obtained from Chroma. The image was captured using “Meteol II / Digital Frame Grabber Substrate” and “Intellicam Software” manufactured by Matrox. “Image J” was used for image processing and quantification. The fluorescence emission of FITC was maximized by developing the image of the chip in 0.1 M sodium bicarbonate buffer (pH 8.3).

ＤＮＡの固定化とＮＴＮＦＥＴ上でのハイブリッド形成について説明する。最初に、ＮＴＮＦＥＴ装置上へのｓｓＤＮＡの沈着について検討した。捕獲プローブとして、ｓｓＤＮＡ：５’−ＣＣＴ ＡＡＴ ＡＡＣ ＡＡＴ−３’（アルファＤＮＡ）を選択した。蛍光に関連する例証的な実施態様においては、５０ｎＭの標的ＤＮＡを使用することによって、１０〜２０秒間における蛍光性信号の積分が可能となり、これによって光脱色は最小となった。このような目的のために、複数の実質的に同一の交互配置されたＮＴＮＦＥＴ装置（電極間距離：１０μｍ）を調製した。   DNA immobilization and hybrid formation on NTNFET will be described. First, the deposition of ssDNA on the NTNFET device was examined. As capture probe, ssDNA: 5'-CCT AAT AAC AAT-3 '(alpha DNA) was selected. In an illustrative embodiment related to fluorescence, the use of 50 nM target DNA allowed integration of the fluorescence signal in 10-20 seconds, thereby minimizing photobleaching. For this purpose, a plurality of substantially identical alternating NTNFET devices (interelectrode distance: 10 μm) were prepared.

プローブの付着について説明する。最初に、ｓｓＤＮＡ捕獲プローブを用いる当該装置の機能化を例証するために、ｓｓＤＮＡ捕獲プローブの当該装置への付着を、Ｃｙ５で標識化したｓｓＤＮＡオリゴヌクレオチドを用いて確認した。捕獲プローブ法を適用しない非被覆状ＮＴＮＦＥＴ装置の顕微鏡写真を撮影したところ、測定可能な蛍光性信号は観測されなかった。次に、ＮＴＮＦＥＴ装置を、Ｃｙ５−標識化ｓｓＤＮＡ：５’−ＣＣＴ ＡＡＴ ＡＡＣ ＡＡＴ−３’（アルファＤＮＡ）を含有する標的−整合化プローブを用いて処理した後、過剰の弱く結合したＤＮＡ分子を十分に洗い流した。インキュベーション処理に付した後の装置は明確な蛍光を示した。これにより、捕獲プローブの付着が確認された。   The attachment of the probe will be described. First, to illustrate the functionalization of the device using ssDNA capture probes, the attachment of the ssDNA capture probe to the device was confirmed using a ssDNA oligonucleotide labeled with Cy5. When a photomicrograph of an uncoated NTNFET device to which the capture probe method was not applied was taken, no measurable fluorescence signal was observed. The NTNFET device is then treated with a target-matched probe containing Cy5-labeled ssDNA: 5′-CCT AAT AAC AAT-3 ′ (alpha DNA) before excess weakly bound DNA molecules are removed. Rinse thoroughly. The device after the incubation treatment showed clear fluorescence. Thereby, attachment of the capture probe was confirmed.

この確認手順は、対照となる非標的−整合化捕獲プローブ（この実施例においては、Ｃｙ５−標識化ｄＡ１２オリゴヌクレオチドを用いた。）を用いて処理した別のＮＴＮＦＥＴ装置を使用して繰り返した。過剰のＤＮＡ分子と弱く結合したＤＮＡ分子を洗浄によって除去した後、装置は明確な蛍光を示し、これによって捕獲プローブの付着が確認された。   This confirmation procedure was repeated using another NTNFET device treated with a control non-target-matched capture probe (in this example, Cy5-labeled dA12 oligonucleotide was used). After removing weakly bound DNA molecules with excess DNA molecules, the device showed clear fluorescence, confirming the capture probe attachment.

注目すべきことは、プローブの付着を確認した両方の実例（整合化と非整合化）において、蛍光はカーボンナノチューブで被覆された装置領域から発生することが明らかであり、非被覆上のシリコン表面からは蛍光の発生は観測されなかった。この観察結果は、ｓｓＤＮＡ分子がカーボンナノチューブの側壁上へ選択的に吸着したことを裏付ける。   It should be noted that in both instances where probe attachment has been confirmed (alignment and non-alignment), it is clear that the fluorescence originates from the device region coated with carbon nanotubes, and the silicon surface on the uncoated surface No fluorescence was observed. This observation confirms that ssDNA molecules were selectively adsorbed onto the carbon nanotube sidewalls.

ハイブリッド形成の比較について説明する。実質的に同一の交互配置された付加的なＮＴＮＦＥＴ装置を以下に記載のようにして処理することによって、捕獲プローブと標的ｓｓＤＮＡとのハイブリッド形成を例証する。いずれの場合も、各々のプローブには、付着試験において使用したものと同じ非標識化ｓｓＤＮＡオリゴヌクレオチドを含有させた。即ち、標的−整合化プローブには非標識化５’ーＣＣＴ ＡＡＴ ＡＡＣ ＡＡＴ−３’（アルファＤＮＡ）を含有させ、また、非標的−整合化プローブには非標識化ｄＡ１２オリゴヌクレオチドを含有させた。各実施例においては、当該装置を各プローブで処理した後、十分な洗浄処理をおこなうことによって、過剰のプローブと弱く結合したプローブを除去した。蛍光顕微鏡検査法によるＮＴＮＦＥＴ装置の画像は、ＤＮＡを１時間のインキュベーション処理とその後の非結合ＤＮＡオリゴマーの除去処理をおこなった後で得た。蛍光信号は、カーボンナノチューブ装置の領域と非被覆状シリコンウェーハとの間における２０秒間の積算値の差として測定した。   Comparison of hybridization will be described. The hybridization of the capture probe and the target ssDNA is illustrated by processing additional NTNFET devices that are substantially identical and interleaved as described below. In each case, each probe contained the same unlabeled ssDNA oligonucleotide used in the adhesion test. That is, the target-matched probe contained unlabeled 5′-CCT AAT AAC AAT-3 ′ (alpha DNA), and the non-target-matched probe contained unlabeled dA12 oligonucleotide. . In each example, after the apparatus was treated with each probe, sufficient washing treatment was performed to remove probes that were weakly bound to excess probes. An NTNFET device image by fluorescence microscopy was obtained after a 1 hour incubation of DNA followed by a removal of unbound DNA oligomers. The fluorescence signal was measured as the difference in the integrated value for 20 seconds between the area of the carbon nanotube device and the uncoated silicon wafer.

図１９Ａ、図１９Ｂ及び図１９Ｃは、例示的な実施態様における一連の蛍光画像を示す。該画像は、図１７Ｂの画像（ｂ）の左側の部分にほぼ対応する装置１０の交互配置された電極とネットワーク領域の部分に相当する。この場合、次の点に留意すべきである。即ち、原画像は、実際の色彩を伴うカラー顕微鏡写真画像として撮影して解析したものであるが、この特許出願においては、該画像は現像したネガ画像として表示した。該ネガ画像は、例証のための原画像と一致するものであり、特許公報への掲載のために鮮明なモノクロプリントとして提示する。   19A, 19B and 19C show a series of fluorescence images in an exemplary embodiment. The image corresponds to the interleaved electrode and network region portions of the device 10 that substantially correspond to the left portion of the image (b) of FIG. 17B. In this case, the following points should be noted. That is, the original image was taken and analyzed as a color micrograph image with actual colors, but in this patent application, the image was displayed as a developed negative image. The negative image matches the original image for illustration and is presented as a clear monochrome print for publication in the patent publication.

図１９Ａは、非標識化ｓｓＤＮＡ捕獲プローブを用いたインキュベーション処理に付した後であって、標的ＤＮＡを用いる処理に付す前の装置を示す。該装置は顕著な蛍光を示さない（整合化プローブと非整合化プローブは実質上同じ信号を示す。）。   FIG. 19A shows the apparatus after being subjected to an incubation process using an unlabeled ssDNA capture probe and before being subjected to a process using a target DNA. The device does not show significant fluorescence (matched and non-matched probes show substantially the same signal).

図１９Ｂは、Ｃｙ５−標識化標的ＤＮＡを用いるインキュベーション処理に付した後、洗浄処理に付して得られたＮＴＮＦＥＴ装置の蛍光画像を示す（該装置は、前述のようにして、標的−整合化プローブ５’−ＣＣＴ ＡＡＴ ＡＡＣ ＡＡＴ−３’ＤＮＡを用いる前処理に付したものである。）。図２Ａと図２Ｂとの間の蛍光の変化は、ＤＮＡハイブリッド形成がこれらの条件下で発生することを裏付けるものであり、この点に留意すべきである。   FIG. 19B shows a fluorescence image of an NTNFET device obtained by subjecting it to an incubation treatment with Cy5-labeled target DNA followed by a wash treatment (the device is target-aligned as described above). Probe 5′-CCT AAT AAC AAT-3 ′ was subjected to pretreatment using DNA.) It should be noted that the change in fluorescence between FIG. 2A and FIG. 2B confirms that DNA hybridization occurs under these conditions.

図１９Ｃは、Ｃｙ５−標識化標的ＤＮＡを用いたインキュベーション処理に付した後、洗浄処理に付して得られたＮＴＮＦＥＴ装置の比較の蛍光画像を示す（該装置は、前述のようにして、非標的−整合化プローブｄＡ１２オリゴヌクレオチドを用いる前処理に付したものである；表１参照）。ｄＡ１２と標的ＤＮＡ配列との間の塩基相同性は６に過ぎず、ｄＡ１２オリゴヌクレオチド対照プローブには、標的プローブに対する相補的配列が欠けている。   FIG. 19C shows a comparative fluorescence image of an NTNFET device obtained by subjecting it to an incubation treatment with Cy5-labeled target DNA followed by a washing treatment (the device is non-destructive as described above). It has been subjected to pretreatment with target-matched probe dA12 oligonucleotide; see Table 1). The base homology between dA12 and the target DNA sequence is only 6, and the dA12 oligonucleotide control probe lacks a complementary sequence to the target probe.

図１９Ｄは、標的ＤＮＡのハイブリッド形成を定量的に比較した棒グラフを示す。このグラフによれば、非整合化ＤＮＡオリゴヌクレオチドを含有する系（図２Ｃ）に比べて完全整合化ＤＮＡを含有するＤＮＡハイブリッド形成系の場合には２桁強い信号が観測された（図中のデータは、２０秒間積算によって得られたカーボンナノチューブ領域からの蛍光信号と非被覆状Ｓｉ表面からの蛍光信号との差として計算した。）。   FIG. 19D shows a bar graph that quantitatively compares the hybridization of the target DNA. According to this graph, a signal two orders of magnitude stronger was observed in the case of the DNA hybridization system containing completely matched DNA compared to the system containing non-matched DNA oligonucleotide (FIG. 2C) (in the figure). The data was calculated as the difference between the fluorescence signal from the carbon nanotube region obtained by integration for 20 seconds and the fluorescence signal from the uncoated Si surface).

電子的検出について説明する。図２０Ａ及び図２０Ｂは、ＤＮＡの固定化とハイブリッド形成に対するＮＴＮＦＥＴ装置の電子的応答を示す。伝達特性、例えば、Ｇ−Ｖｇ伝達曲線 [即ち、印加されたゲート電圧（Ｖｇ）の関数としてのソース−ドレインコンダクタンス（Ｇ）] はカーボンナノチューブの周囲の環境（Ｇ−Ｖｇ特性、例えば、変調電圧や閾値電圧等の信号からのセンサーの検出を可能にする分子の存在を含む。）の変化によって影響を受ける。   Electronic detection will be described. 20A and 20B show the electronic response of the NTNFET device to DNA immobilization and hybridization. Transfer characteristics, eg, G-Vg transfer curve [ie, source-drain conductance (G) as a function of applied gate voltage (Vg)] is the environment surrounding the carbon nanotube (G-Vg characteristics, eg, modulation voltage And the presence of molecules that enable sensor detection from signals such as threshold voltage).

図２０Ａ及び図２０Ｂに示すように、非被覆状ＮＴネットワーク装置の伝達特性は、正の閾値電圧（各図の連続線）を有するｐ−型と一致する。この場合、減少／増加ゲート電圧Ｖｇに関して著しいヒステリシスが存在することに留意すべきである。   As shown in FIGS. 20A and 20B, the transfer characteristics of the non-covered NT network device coincide with a p-type having a positive threshold voltage (continuous line in each figure). It should be noted that in this case there is significant hysteresis with respect to the decrease / increase gate voltage Vg.

さらに、図２０Ａ及び図２０Ｂは、装置をｓｓＤＮＡ捕獲プローブと共にインキュベーション処理に付したときの効果を示す。この場合、該プロ−ブは該装置に固定化され、Ｇ−Ｖｇ曲線をより大きな負のゲート電圧値の方向へシフトさせる（各図の破線参照）。これらの図が示すように、５’−ＣＣＴ ＡＡＴ ＡＡＣ ＡＡＴ−３’ＤＮＡプローブ（図３Ａ参照）及びｄＡ１２オリゴヌクレオチドプローブ（図３Ｂ参照）に対しては、閾値電圧のシフトに関して、類似の効果がもたらされる。   Furthermore, FIGS. 20A and 20B show the effect when the device is subjected to an incubation process with a ssDNA capture probe. In this case, the probe is fixed to the device, and the G-Vg curve is shifted in the direction of a larger negative gate voltage value (see the broken line in each figure). As these figures show, the 5′-CCT AAT AAC AAT-3 ′ DNA probe (see FIG. 3A) and the dA12 oligonucleotide probe (see FIG. 3B) have a similar effect on the threshold voltage shift. Brought about.

各々の実施例において、ｓｓＤＮＡプローブの吸着と洗浄後も持続する付着は蛍光性画像によって確認された。類似のシフト現象は、非標識化ｓｓＤＮＡ配列と蛍光標識化ｓｓＤＮＡ配列（図示せず）に対して観測された。注目すべきことには、プローブｓｓＤＮＡは、周縁の基板／誘電性表面に比べて、ナノチューブネットワーク上へ選択的に吸収される。この挙動は次のことを意味する。即ち、ｓｓＤＮＡがカーボンナノチューブの側壁上へ吸着され、これによってＮＴＮＦＥＴのカーボンナノチューブの半導体チャネルへの電子のドーピングがもたらされる。   In each example, the persistent adhesion after ssDNA probe adsorption and washing was confirmed by fluorescence images. A similar shift phenomenon was observed for unlabeled ssDNA sequences and fluorescently labeled ssDNA sequences (not shown). Of note, the probe ssDNA is selectively absorbed onto the nanotube network relative to the peripheral substrate / dielectric surface. This behavior means the following: That is, ssDNA is adsorbed onto the sidewalls of the carbon nanotubes, which results in the doping of electrons into the NTNFET carbon nanotube semiconductor channel.

さらに、図２０Ａ及び図２０Ｂは、各々の実施例において（各々の図における破線−点線）ＮＴＮＦＥＴの電子的特性に対する標的ＤＮＡのハイブリッド形成の効果が測定によって検討されたことを示す。図２０Ａは、標的ＤＮＡと相補的プローブとのハイブリッド形成の効果を示す。また、図２０Ａは、同一の標的ＤＮＡと非相補的プローブとのハイブリッド形成の効果を示す。非整合化ＤＮＡオリゴヌクレオチドを含有する系における装置のコンダクタンスの変化は、十分に整合化したＤＮＡに比べて、非常に小さい。   Furthermore, FIGS. 20A and 20B show that the effect of target DNA hybridization on the electronic properties of NTNFET was examined by measurement in each example (dashed line-dashed line in each figure). FIG. 20A shows the effect of hybridization of the target DNA with a complementary probe. FIG. 20A also shows the effect of hybridization between the same target DNA and a non-complementary probe. The change in device conductance in a system containing unmatched DNA oligonucleotides is very small compared to fully matched DNA.

血色素症ＳＮＰの識別（discrimination）について説明する。本発明の観点による装置態様は、ナノ電子的検出法の実用的な有用性について例証する。別の実施例に関連する図２１Ａ〜図２１Ｃは、ＮＴＮＦＥＴのようなナノ電子的検出器を使用することによって、単一ヌクレオチド多形性（ＳＮＰ）の存在を検出するための対立遺伝子−特異的アッセイの結果を示す。ＳＮＰは、ヒトのゲノムにおいては最も豊富に存在して高度に保存された異形（variation）であって、広範囲の疾患と関連している。多数の母集団のスクリーニングには、費用効率が高く、効率的で高い処理能力を伴う走査が必要であるが、このような走査は、標識を使用しない電子的技法によって促進される。   Discrimination of hemochromatosis SNP will be described. Device embodiments according to aspects of the present invention illustrate the practical utility of nanoelectronic detection methods. FIGS. 21A-21C, related to another example, are allele-specific for detecting the presence of a single nucleotide polymorphism (SNP) by using a nanoelectronic detector such as NTNFET. The results of the assay are shown. SNPs are the most abundant and highly conserved variations in the human genome and are associated with a wide range of diseases. Screening large populations requires cost-effective, efficient and high throughput scanning, but such scanning is facilitated by electronic techniques that do not use labels.

この実施例は、遺伝性の血色素症（即ち、鉄代謝に関連する一般的で治療が容易な疾患）に関連するヒトのＨＦＥ遺伝子におけるＨ６３Ｄ多形性に関する。遺伝性血色素症（ＨＨＣ）は、肝臓、膵臓、心臓、関節及び下垂体における鉄の吸収量と沈積量の増加によって特徴付けられる鉄代謝の劣性常染色体疾患である。   This example relates to the H63D polymorphism in the human HFE gene associated with hereditary hemochromatosis (ie, a common and easily treatable disease associated with iron metabolism). Hereditary hemochromatosis (HHC) is a recessive autosomal disorder of iron metabolism characterized by increased iron absorption and deposition in the liver, pancreas, heart, joints and pituitary.

遺伝性血色素症遺伝子（ＨＦＥ又はＨＬＡ−Ｈ）は染色体６上に存在する。ＨＦＥ遺伝子の転写とエキソンスプライシング（exon splicing）は長さが約２７００ｂｐのｍＲＮＡをもたらす。この遺伝子の翻訳によって、３４８−アミノ酸配列を有する遺伝性血色素症タンパク質がもたらされる。ＨＦＥタンパク質は、腸管と肝臓の細胞内で発現される膜内外タンパク質である。このタンパク質は、β−２−マイクログロブリンと呼ばれる別の小さなタンパク質と共同で機能して鉄の取り込みを制御する。   The hereditary hemochromatosis gene (HFE or HLA-H) is present on chromosome 6. Transcription and exon splicing of the HFE gene results in an mRNA of approximately 2700 bp in length. Translation of this gene results in a hereditary hemochromatosis protein having a 348-amino acid sequence. HFE protein is a transmembrane protein expressed in cells of the intestinal tract and liver. This protein works in concert with another small protein called β-2-microglobulin to control iron uptake.

疾患をもたらすいくつかの突然変異がＨＦＥ遺伝子内で確認されている。このうちの１つが、単一のヌクレオチド多形性（ＳＮＰ）であるＨ６３Ｄの突然変異であり、該突然変異は臨床的な鉄過多症に関連する。Ｈ６３Ｄ突然変異においては、Ｇが遺伝子（１８７ＣａＧ）のヌクレオチド１８７におけるＣと置き換わることによって、アスパルテートはＨＦＥタンパク質中のアミノ酸の位置６３におけるヒスチジンと置換する。   Several mutations leading to disease have been identified in the HFE gene. One of these is a mutation of H63D, a single nucleotide polymorphism (SNP), which is associated with clinical iron overload. In the H63D mutation, aspartate replaces histidine at amino acid position 63 in the HFE protein by replacing G with C at nucleotide 187 of the gene (187CaG).

表２は、この実施例において使用した２種の捕獲プローブと標的ＤＮＡを示す。これらには、野生型（ｗ−ｔ）対立遺伝子と突然変異体（ｍｕｔ）対立遺伝子を含有する捕獲遺伝子が含まれる。本発明の観点によるこれらの例示的な検出アッセイにおいては、ＮＴＮＦＥＴ装置は、野生型又は突然変異体の１７量体の対立遺伝子を含む捕獲プローブの吸着によって機能化される。表２から明らかなように、標的は、野生型（ｗ−ｔ）標的配列を含む長さが５１量体の対立遺伝子である。   Table 2 shows the two capture probes and target DNA used in this example. These include capture genes containing a wild type (wt) allele and a mutant (mut) allele. In these exemplary detection assays according to aspects of the present invention, the NTNFET device is functionalized by adsorption of capture probes containing wild-type or mutant 17-mer alleles. As can be seen from Table 2, the target is a 51-mer long allele containing the wild-type (wt) target sequence.

図２１Ａ及び図２１Ｂの実線は装置の伝達特性（Ｇ−Ｖｇ曲線）を示すものであって、これらの曲線は、当該装置をｓｓＤＮＡ捕獲プローブ、野生型プロ−ブ（図２１Ａ）又は突然変異体プローブ（図２１Ｂ）とのインキュベーション処理に付したときの効果を示す。また、図２１Ａと図２１Ｂの破線は、ＨＦＥ標的プローブとのハイブリッド形成処理に付した後のＧ−Ｖｇ曲線を示す。   The solid lines in FIGS. 21A and 21B show the transfer characteristics (G-Vg curves) of the device, which indicate that the device is a ssDNA capture probe, wild type probe (FIG. 21A) or mutant. The effect when subjected to an incubation treatment with a probe (FIG. 21B) is shown. Moreover, the broken line of FIG. 21A and FIG. 21B shows the G-Vg curve after attaching | subjecting the hybridization process with a HFE target probe.

図２１Ａに示すように、対立遺伝子に対して特異的な野生型の捕獲プローブは、野生型の合成ＨＦＥ標的（５０ｎＭ）とハイブリッド形成する。（ｗ−ｔ）／（ｗ−ｔ）ハイブリッドの整合化結合は、ハイブリッド形成後の洗浄処理に対して安定であって、装置のコンダクタンスの著しい減少及びＧ−Ｖｇ曲線のより大きな負のゲート電圧値への著しいシフトをもたらす。   As shown in FIG. 21A, a wild type capture probe specific for the allele hybridizes to a wild type synthetic HFE target (50 nM). The matched binding of the (wt) / (wt) hybrid is stable to the post-hybridization cleaning process, with a significant reduction in device conductance and a larger negative gate voltage in the G-Vg curve. Bring a significant shift to value.

これに対して、図２１Ｂは、突然変異体捕獲プローブを、野生型の合成ＨＦＥ標的（５０ｎＭ）を用いたハイブリッド形成条件と同じ条件に曝したときの結果を示す。ｍｕｔ捕獲プローブとｗ−ｔ標的との間の単一塩基の非整合化結合は洗浄処理に対して不安定であり、その結果、装置特性における変化は著しく小さい（コンダクタンスにおいては著しい変化はなく、負のゲート電圧値Ｖｇへの曲線のシフトは見られない）。ＳＮＰのこの識別性は、比較的低い緊縮条件下（この配列の融点Ｔｍ（４６℃）よりも約２５℃低い条件下）で達成された。図２１Ａと図４Ｂに示す電子的測定結果は、蛍光で標識化した標的対立遺伝子の蛍光画像によって確認した。   In contrast, FIG. 21B shows the results when the mutant capture probe was exposed to the same hybridization conditions as the wild type synthetic HFE target (50 nM). The single base mismatched binding between the mut capture probe and the wt target is unstable to the washing process, so that the change in device properties is significantly less (no significant change in conductance, There is no shift of the curve to the negative gate voltage value Vg). This discrimination of SNPs was achieved under relatively low stringency conditions (about 25 ° C. below the melting point Tm (46 ° C.) of this sequence). The electronic measurement results shown in FIGS. 21A and 4B were confirmed by fluorescence images of target alleles labeled with fluorescence.

図２１Ｃには、血色素症を検出するための蛍光性の標的標識からの電子的応答（１−Ｇ／Ｇ０）と蛍光性の光学的応答をまとめて示す。図２１Ｃのプロットにおいては、類似の形態と１０ｕｍのＳ／Ｄピッチを有する３つの装置を使用し、また、正規化された平均応答値も示す。電気的応答に関しては、３つのＮＴＦＥＴ装置に対して正規化信号の平均値を計算した。誤差棒は１標準偏差に相当する。   FIG. 21C summarizes the electronic response (1-G / G0) and the fluorescent optical response from the fluorescent target label to detect hemochromatosis. In the plot of FIG. 21C, three devices with similar morphology and 10 um S / D pitch were used and the normalized average response values are also shown. For electrical response, average values of normalized signals were calculated for three NTFET devices. Error bars correspond to one standard deviation.

５〜１００μｍの電極ピッチを有するＮＴＮＦＥＴ装置におけるＨＦＥ単一ヌクレオチド多形性（ＳＮＰ）の存在に対する電子的応答（１−Ｇ／Ｇ０）のグラフを含む図２１Ｄに示すように、チップ上の別の装置は、これらの応答性において類似の傾向を示した。電子的応答に関しては、９個のＮＴＮＦＥＴ装置に対する正規化信号の平均値を計算した（誤差棒は１標準偏差に相当する）。ｗ−ｔ標的とハイブリッド形成した装置に関するオン／オフ変調は右側の軸にプロットした。１０μｍの電極ピッチを有する装置は最良の信号対雑音比を示した。より大きな電極ピッチを有する装置は雑音を増加させる傾向を示すか、又はパーコレーション（percolation）閾値よりも下位に位置する。一方、より小さなピッチを有する装置は劣る変調を示す。   As shown in FIG. 21D, which includes a graph of the electronic response (1-G / G0) to the presence of HFE single nucleotide polymorphism (SNP) in an NTNFET device with an electrode pitch of 5-100 μm, The device showed a similar trend in these responsiveness. For the electronic response, the average value of the normalized signal for 9 NTNFET devices was calculated (error bars correspond to 1 standard deviation). The on / off modulation for the device hybridized with the wt target is plotted on the right axis. A device with an electrode pitch of 10 μm showed the best signal to noise ratio. Devices with larger electrode pitch tend to increase noise or are below the percolation threshold. On the other hand, devices with smaller pitches show poor modulation.

アッセイの再現性と選択性に関しては、試料の複雑性を高めるために、非相同性ＤＮＡの存在下で試験をおこなった。前述のようにして、対立遺伝子に対して特異的な捕獲プローブを用いてチップを調製し、次いで、１００℃で１０分間の処理に付すことによって変性させた鮭の***ＤＮＡを５μｇ／ｍｌ含有する１００ｐＭのｗ−ｔ標的を用いるハイブリッド形成処理に付した。   Assay reproducibility and selectivity were tested in the presence of heterologous DNA to increase sample complexity. A chip is prepared as described above using a capture probe specific for the allele, and then contains 5 μg / ml of sperm DNA of salmon denatured by subjecting it to treatment at 100 ° C. for 10 minutes. It was subjected to a hybridization process using 100 pM w-t target.

図２１Ｅは、５μｇ／ｍｌの変性させた鮭のＤＮＡの存在下でのＳＮＰ検出アッセイにおける電子的応答（１−Ｇ／Ｇ０）のプロットを示す。このプロットにおいては、「非ブロック」の場合と「ブロック」の場合とが比較される。「Ｔ×１００」は、ＰＢ緩衝液中に０．０１％の「トリトンＸ−１００」を含有する溶液を用いて室温で１５分間処理したことを示す。この実施例は、ハイブリッド形成に起因するＮＴＮＦＥＴの応答が非相同性ＤＮＡによって不明確になるということを示しており、このことは、ナノチューブへの非特異的吸着又は捕獲プローブの競合的置換を示唆する。前者の機構は、ＰＢ緩衝液を溶媒とするトリトンＸ−１０の０．０１％溶液を用いて非特異的結合部位（ＮＳＢ）をブロックすることによって示される。   FIG. 21E shows a plot of the electronic response (1-G / G0) in the SNP detection assay in the presence of 5 μg / ml denatured sputum DNA. In this plot, the case of “non-block” and the case of “block” are compared. “T × 100” indicates that the solution containing 0.01% “Triton X-100” in PB buffer was treated at room temperature for 15 minutes. This example shows that the NTNFET response due to hybridization is obscured by heterologous DNA, suggesting nonspecific adsorption to nanotubes or competitive displacement of capture probes. To do. The former mechanism is shown by blocking non-specific binding sites (NSB) with a 0.01% solution of Triton X-10 in PB buffer as solvent.

トリトンは、脂肪族鎖と親水性ＰＥＧ基（ｎ＝９〜１０）を有する非イオン性界面活性剤であって、ナノチューブ上のＮＳＢを低減させることが示されている。チップをトリトン溶液との室温で１５分間のインキュベーション処理に付した後、前述のようにして、すすぎ処理に付した。トリトンを用いるブロッキング処理により、モル過剰量（１０４倍）の非相同性ＤＮＡの存在下での１００ｐＭの標的におけるＳＮＰの識別が可能となった。この結果は、吸着された捕獲プローブが穏やかな界面活性剤に対して耐性を示し、容易に置換されないことを証明する。   Triton is a nonionic surfactant having an aliphatic chain and hydrophilic PEG groups (n = 9-10) and has been shown to reduce NSB on nanotubes. The chip was subjected to a 15 minute incubation with the Triton solution at room temperature, followed by a rinsing treatment as described above. Blocking treatment using Triton allowed the identification of SNPs at 100 pM target in the presence of molar excess (104 fold) of heterologous DNA. This result demonstrates that the adsorbed capture probe is resistant to mild detergents and is not easily displaced.

これらの標的ＤＮＡの濃度（５０ｎＭ）においても、ＮＴＮＦＥＴ装置の感度は、ＳＮＰ検出アッセイ用蛍光測定の場合と比較しうる。蛍光測定法の場合には、１０〜２０秒間の積算時間において適当な蛍光性応答を得るために、カーボンナノチューブネットワークの全領域（数μｍ２）にわたる測定が必要となる。これに対して、ＮＴＮＦＥＴ装置を用いる電子的測定には、ＤＮＡ分子とカーボンナノチューブの側壁との間の分子的相互作用が含まれるので、カーボンナノチューブ自体が標識として機能する。一様に測定可能な電子的信号の場合には、カーボンナノチューブのネットワークを通る導電性経路内でのＤＮＡのハイブリッド形成の強い影響に起因して、隔離されたカーボンナノチューブに沿ってＤＮＡ分子が相互作用することが必要なだけである（一般的には数ｎｍ）。 Even at the concentration of these target DNAs (50 nM), the sensitivity of the NTNFET device can be compared with the fluorescence measurement for SNP detection assay. In the case of the fluorescence measurement method, measurement over the entire region (several μm 2 ) of the carbon nanotube network is required in order to obtain an appropriate fluorescence response in an integration time of 10 to 20 seconds. In contrast, electronic measurements using NTNFET devices include molecular interactions between the DNA molecules and the carbon nanotube sidewalls, so that the carbon nanotubes themselves function as labels. In the case of uniformly measurable electronic signals, the DNA molecules interact with each other along the isolated carbon nanotubes due to the strong influence of DNA hybridization in a conductive pathway through the network of carbon nanotubes. It only needs to work (generally a few nm).

これらの結果は、ＮＴＮＦＥＴの装置特性（例えば、最大コンダクタンス又は閾値電圧）が、従来技術による光学的技術と比較しうるナノ電子的センサーに基づくＳＮＰ検出アッセイをもたらすことを明確に証明する。標識を用いない検出法には、コスト、時間及び簡易性に関連するいくつかの利点がある。このようなアプローチにおいては、多大な労力を要する標識化と複雑な光学的装置を使用する実験室的方法とは異なり、手持ち型の現場用装置を使用することが可能である。   These results clearly demonstrate that the device characteristics (eg, maximum conductance or threshold voltage) of NTNFET results in a nanoelectronic sensor-based SNP detection assay that can be compared to prior art optical techniques. Detection methods that do not use labels have several advantages related to cost, time, and simplicity. In such an approach, it is possible to use hand-held field devices, unlike labor-intensive labeling and laboratory methods that use complex optical devices.

実施例Ｆ
ＤＮＡアッセイの感度を増大させるための対イオンの使用について説明する。ｓｓＤＮＡ捕獲プローブをＮＴＮＦＥＴへ沈着させることによって、純水からの沈着及び標準的な生物学的緩衝液（例えば、常套の燐酸ナトリウム緩衝液（ＰＢ））からの沈着に関する伝達特性（Ｇ−Ｖｇ）においては類似の変化がもたらされることが明らかにされている。しかしながら、ハイブリッド形成操作を純水中でおこなった場合には（１０ｎＭの標的ＤＮＡを使用した）、Ｇ−Ｖｇ曲線においては再現性のある変化は見られなかった。この理由から、アッセイの実施態様においては、ハイブリッド形成を促進させると共にＮＴＮＦＥＴの装置特性における変化を増大させるために、塩の緩衝化溶液を使用した。 Example F
Describe the use of counterions to increase the sensitivity of DNA assays. By depositing the ssDNA capture probe onto NTNFET, in transfer characteristics (G-Vg) for deposition from pure water and deposition from standard biological buffers (eg, conventional sodium phosphate buffer (PB)) Have been shown to bring about similar changes. However, when the hybridization operation was performed in pure water (10 nM target DNA was used), no reproducible change was seen in the G-Vg curve. For this reason, a buffered salt solution was used in the assay embodiment to promote hybridization and increase changes in NTNFET device properties.

生体分子（例えば、ＤＮＡ分子等）を電子的に検出するための本発明の観点によるアッセイの別の実施態様においては、被検体媒体中のイオン性成分と標的濃度の変化に応答する該分子の特性を利用する。   In another embodiment of an assay according to aspects of the present invention for electronic detection of biomolecules (eg, DNA molecules, etc.), the ionic component in the analyte medium and the molecule responsive to changes in target concentration. Utilize characteristics.

図２２Ａ〜図２２Ｄに示す実施例は、イオン性種と標的ＤＮＡの異なる濃度における非標識化オリゴヌクレオチドのハイブリッド形成に対する例示的なＮＴＮＦＥＴ装置の電子的応答を示す。使用した装置は、一般的には前記の実施例Ｅにおいて使用した装置と類似する。この実施例で用いたオリゴヌクレオチドは、先行する実施例及び表１に記載した標識化しない相補性の１２量体の捕獲オリゴヌクレオチドと標的オリゴヌクレオチドである。   The examples shown in FIGS. 22A-22D show the electronic response of an exemplary NTNFET device to hybridization of unlabeled oligonucleotides at different concentrations of ionic species and target DNA. The equipment used is generally similar to the equipment used in Example E above. The oligonucleotides used in this example are the unlabeled complementary 12-mer capture oligonucleotide and target oligonucleotide described in the preceding examples and Table 1.

この実施例において使用したＮＴＮＦＥＴ装置は異なる基準コンダクタンスを有していたが（裸の未変調装置又はＧ０）、Ｇ−Ｖｇ特性、例えば、変調及び閾値電圧等は非常に近似した。最大装置コンダクタンスの正規化値のプロッティング（plotting）は、図２２Ｄに示すような相補的ＤＮＡ（標的）の異なる濃度範囲に対して類似の傾向を示した。   The NTNFET device used in this example had a different reference conductance (bare unmodulated device or GO), but the G-Vg characteristics, such as modulation and threshold voltage, were very close. The plot of normalized values of maximum device conductance showed a similar trend for different concentration ranges of complementary DNA (target) as shown in FIG. 22D.

図２２Ａは、例示的なＮＴＮＦＥＴ装置おけるゲート電圧（Ｖｇ）の関数としてソース−ドレインコンダクタンス（Ｇ）をプロットしたときのグラフを示す。この実施例は、２００ｍＭの燐酸塩緩衝液（ｐＨ：７．２）中でおこなった。最上部の曲線は、裸の装置の応答を示す（該装置は図３Ａに示すような装置であって、Ｖｇは上昇と下降を示す）。２番目の曲線は、ハイブリッド形成を伴わない非標識化ｓｓＤＮＡプローブの結合の効果を示す。下方の５つの曲線は、ナトリウムイオンのみの影響下でのハイブリッド形成（インキュベーション後に洗浄処理をおこなった）に対して非標識化標的ＤＮＡの濃度を増加させたときの効果を示す。標的ＤＮＡの濃度は降順に１ｎＭ、１０ｎＭ、５０ｎＭ、１００ｎＭ及び２００ｎＭである。   FIG. 22A shows a graph when source-drain conductance (G) is plotted as a function of gate voltage (Vg) in an exemplary NTNFET device. This example was performed in 200 mM phosphate buffer (pH: 7.2). The top curve shows the response of the bare device (the device is as shown in FIG. 3A, where Vg is rising and falling). The second curve shows the effect of binding of the unlabeled ssDNA probe without hybridization. The lower five curves show the effect of increasing the concentration of unlabeled target DNA on hybridization under the influence of sodium ions only (washing was performed after incubation). The concentration of the target DNA is 1 nM, 10 nM, 50 nM, 100 nM and 200 nM in descending order.

図２２Ｂ及び図２２Ｃは、一般的には図２２Ａと類似しているが、この場合には、マグネシウムイオン源（２０ｍＭのＭｇＣｌ２）を添加した１０ｍＭ燐酸塩緩衝剤を含有する緩衝液中でおこなった。最上部の曲線は、裸の装置の応答を示す。２番目の曲線は、ハイブリッド形成を伴わない非標識化ｓｓＤＮＡプローブの結合効果を示す。 22B and 22C are generally similar to FIG. 22A, but in this case performed in a buffer containing 10 mM phosphate buffer supplemented with a magnesium ion source (20 mM MgCl 2 ). It was. The top curve shows the response of the bare device. The second curve shows the binding effect of the unlabeled ssDNA probe without hybridization.

図２２Ｂにおいて、下方の４つの曲線は、図５Ａの場合と同じナノモルの濃度範囲に対して付加的にＭｇ２＋イオンを添加した影響下でのハイブリッド形成に対して標的ＤＮＡの濃度を増加させたときの効果を示す。標的ＤＮＡの濃度は降順に１ｎＭ、１０ｎＭ、５０ｎＭ、１００ｎＭ及び２００ｎＭである。５０ｎＭと１００ｎＭに対する曲線は、プロットした目盛りの範囲において重なるために明確に表示されていない。マグネシウムイオンの影響下においては、装置コンダクタンスに対してハイブリッド形成が激増効果をもたらすことに留意すべきである。 In FIG. 22B, the lower four curves increased the concentration of target DNA for hybridization under the effect of additionally adding Mg 2+ ions over the same nanomolar concentration range as in FIG. 5A. Shows the effect of time. The concentration of the target DNA is 1 nM, 10 nM, 50 nM, 100 nM and 200 nM in descending order. The curves for 50 nM and 100 nM are not clearly displayed because they overlap in the plotted scale range. It should be noted that under the influence of magnesium ions, hybridization has a dramatic effect on device conductance.

図２２Ｃは、濃度がピコモル範囲のＤＮＡ標的種のハイブリッド形成に関するアッセイと装置の感度を示す。この場合、ハイブリッド形成条件は、Ｍｇ２＋イオンを添加した図２２Ｂの場合と同様である。下方の４つの曲線は、標的ＤＮＡの濃度を降順に増加させたときの効果を示す。但し、図２２Ｃにおけるこれらの曲線は、標的ＤＮＡの濃度が１ｐＭ、１０ｐＭ、５０ｐＭ及び１ｎＭの場合をそれぞれ示す。 FIG. 22C shows assay and instrument sensitivity for hybridization of DNA target species at concentrations in the picomolar range. In this case, the hybridization conditions are the same as those in FIG. 22B to which Mg 2+ ions are added. The lower four curves show the effect of increasing the target DNA concentration in descending order. However, these curves in FIG. 22C show cases where the concentration of the target DNA is 1 pM, 10 pM, 50 pM and 1 nM, respectively.

図２２Ｄは、図２２Ａ〜図２２Ｃに示すデータをプロットしたもので、３つのＮＴＮＦＥＴ装置の正規化コンダクタンス（Ｇ／Ｇ０）を標的ＤＮＡの濃度の関数として図示する。これらのデータは、ハイブリッド形成中にＭｇ２＋イオンを添加すると、ＤＮＡの検出感度が、Ｎａ＋単独の場合に比べて１０００倍増加することを示す（濃度：１ｎＭ〜１ｐＭ、分子数：５×１０９個〜５×１０６個）。さらに、ダイナミックレンジ（dynamic range）はほぼ２．５〜５ログ（log）増加する。Ｎａ＋の存在下でのハイブリッド形成のデータ及びＭｇ２＋の存在下でのハイブリッド形成のデータに関する直線状の傾向線の傾斜はそれぞれ−０．１１及び−０．０６であり、両者が約２倍相違することに留意すべきである。 FIG. 22D is a plot of the data shown in FIGS. 22A-22C, illustrating the normalized conductance (G / G0) of the three NTNFET devices as a function of target DNA concentration. These data indicate that the addition of Mg 2+ ions during hybridization increases the DNA detection sensitivity by a factor of 1000 compared to Na + alone (concentration: 1 nM to 1 pM, number of molecules: 5 × 10 6 9 to 5 × 10 6 ). Furthermore, the dynamic range increases by approximately 2.5 to 5 logs. The slopes of the linear trend lines for the data for hybridization in the presence of Na + and the data for hybridization in the presence of Mg 2+ are -0.11 and -0.06, respectively, both being approximately doubled It should be noted that there are differences.

上記のアッセイ法及び、特に、各々のＤＮＡのインキュベーション処理後におこなわれた標準化緩衝液を用いた洗浄処理に起因して、残存緩衝液又はカチオン効果に対するＮＴＮＦＥＴの応答は否定される。ハイブリッド形成後、ＮＴＮＦＥＴ装置は同じ濃度の塩溶液を用いる洗浄処理（標準的洗浄法）に付される。この処理によって、ＮＴＮＦＥＴの装置特性において観測された変化を、装置表面上の移動性荷電濃度のランダムな変化と関連づけられなくすることが保証される。   Due to the assay methods described above and in particular the wash treatment with standardization buffer performed after each DNA incubation, the response of NTNFET to residual buffer or cation effects is negated. After hybridization, the NTNFET device is subjected to a cleaning process (standard cleaning method) using a salt solution of the same concentration. This treatment ensures that observed changes in NTNFET device characteristics are not associated with random changes in mobile charge concentration on the device surface.

さらに、Ｎａ＋含有媒体中でのインキュベーションによって装置のハイブリッド形成処理をおこなう対照試験をおこない、未結合の標的ＤＮＡを洗い流した後、該装置をＭｇ２＋含有溶液に曝した。Ｎａ＋をＭｇ２＋で置き換えることによる装置の応答に対する効果は小さいが、この変化は、インクベーションによるハイブリッド形成中のＭｇ２＋の存在に起因してもたらされる変化に比べて著しく小さい。Ｍｇ２＋イオンの効果は、主として、ナノチューブ上でのＤＮＡのハイブリッド形成の程度と全効率を増大させることであると考えられる。感度の主要な改良機構は、装置特性に対するイオン性種の直接的な効果よりも、二本鎖ＤＮＡの形成を推進することである。 In addition, a control test was performed in which the device was hybridized by incubation in a Na + containing medium to wash away unbound target DNA, and then the device was exposed to a Mg 2+ containing solution. Replacing Na + with Mg 2+ has a small effect on the response of the device, but this change is significantly less than that caused by the presence of Mg 2+ during hybridization by incubation. The effect of Mg 2+ ions is thought to be primarily to increase the degree of hybridization and overall efficiency of DNA on the nanotubes. The main improvement mechanism of sensitivity is to drive the formation of double-stranded DNA rather than the direct effect of ionic species on device properties.

ＮＴＮＦＥＴの電子的特性において観測された変化をＤＮＡ検出と関連づけることができる。得られた結果は、蛍光的に標識化されたＤＮＡ化合物を用いて確認された。即ち、該ＤＮＡ化合物は、ＤＮＡの吸着とハイブリッド形成がナノチューブに対して選択的であることを証明した。数個又は単一のカーボンナノチューブ検出素子を具有するセンサーを製造できるが、この実施例で使用したセンサーは、２つの金属電極間の比較的広い表面領域を覆うランダムなナノチューブネットワークを具備する（図１７Ｂ参照）。このランダムなネトワークの形態はいくつかの利点を有する。即ち、該形態は、ナノチューブの配置とアセンブリーの問題を解消すると共に、キラリティーと幾何学的形状に起因する導電率の変化の問題をもたらさず、また、該形態は、個々のＳＷＮＴのチャネルの損壊に対して耐性を示す（何故ならば、装置特性は多数のナノチューブの平均として発現されるからである）。さらに、この種の装置は、原料溶液からのナノチューブの流延又は噴霧沈着によって、可撓性及び／又は透明な低コストのポリマー製基板上に形成させることができる。   The observed changes in NTNFET electronic properties can be correlated with DNA detection. The results obtained were confirmed using a fluorescently labeled DNA compound. That is, the DNA compound proved that DNA adsorption and hybridization were selective for nanotubes. Although sensors with several or a single carbon nanotube sensing element can be manufactured, the sensor used in this example comprises a random nanotube network covering a relatively large surface area between two metal electrodes (FIG. 17B). This random network configuration has several advantages. That is, the configuration eliminates nanotube placement and assembly problems, and does not result in conductivity variation problems due to chirality and geometry, and the configuration does not provide for individual SWNT channels. Resistant to breakage (because device properties are expressed as an average of multiple nanotubes). In addition, this type of device can be formed on flexible and / or transparent, low-cost polymer substrates by casting or spray deposition of nanotubes from raw solutions.

感度の観点からすれば、ＳＷＮＴは、真のナノスケールのセンサーとして考慮するならば、優れている。固有の装置特性に関しては、ナノチューブは著しい大きな電気ノイズ又は１／ｆノイズを発生する。１／ｆノイズの大きさは、装置内の電荷担体の数に逆比例するので、多数のＳＷＮＴを具有するネットワークによる１／ｆノイズの低減量は約（ｎ）−１．３となる。この場合、（ｎ）は、装置のチャネル中のＳＷＮＴの数を示す。従って、１／ｆノイズが重要な要因になる場合には、大きなナノチューブネットワークは、単一のナノチューブチャネル装置に比べて明確な利点を有する。   From a sensitivity standpoint, SWNTs are superior if considered as a true nanoscale sensor. In terms of inherent device characteristics, nanotubes generate significant electrical or 1 / f noise. Since the magnitude of 1 / f noise is inversely proportional to the number of charge carriers in the device, the reduction amount of 1 / f noise by a network having a large number of SWNTs is about (n) -1.3. In this case, (n) indicates the number of SWNTs in the device channel. Thus, where 1 / f noise is an important factor, large nanotube networks have distinct advantages over single nanotube channel devices.

下記の文献は、本発明の観点にある程度関連するものであり、これらの文献の開示内容も本願明細書の一部を成す：
１）Ａ．スター、J.-C. P. ガブリエル、Ｋ．ブラッドレイ及びＧ．グリュナー、Nano Lett. 、２００３年、第３巻、第４５９頁〜第４６３頁、
２）Ａ．スター、T.-R, ハン、 J. C.-P. ガブリエル、Ｋ．ブラッドレイ及びＧ．グリュナー、Nano Lett. 、２００３年、第３巻、第１４２１頁〜第１４２３頁、
３）Ａ．スター、T.-R, ハン、Ｖ．ジョーシ、及びＪ．Ｒ．ステッター、エレクトロアナリシス、２００４年、第１６巻、第１０８頁〜第１１２頁、及び
４）Ｋ．ブラッドレイ、 J. C.-P. ガブリエル及びＧ．グリュナー、Nano Lett. 、２００３年、第３巻、第１３５３頁〜第１３５５頁。 The following documents are of some relevance to aspects of the present invention, and the disclosure content of these documents also forms part of the present specification:
1) A. Star, J.-CP Gabriel, K. Bradley and G. Grüner, Nano Lett., 2003, Volume 3, pages 459-463,
2) A. Star, T.-R, Han, JC-P. Gabriel, K. Bradley and G. Grüner, Nano Lett., 2003, Volume 3, pages 1421-1423,
3) A. Star, T.-R, Han, V. Joshi, and J.J. R. Stetter, Electroanalysis, 2004, Vol. 16, pp. 108-112, and 4) K.K. Bradley, JC-P. Gabriel and G. Grüner, Nano Lett., 2003, Volume 3, pages 1353 to 1355.

要するに、ＮＴＮＦＥＴバイオチップからの電子的信号のアウトプットは、遺伝性の血色素症の原因となるＨＦＥ遺伝子の突然変異及び野生型の対立遺伝子を明確に区別する。本発明の技術的思想を逸脱することなく、過度の実験を行うことなく多数の実施態様を実施することが可能である。全血試料に適したＮＴＮＦＥＴバイオチップ検出プラットホームを製造するために、センサーの設計を容易に行うことができる。より複雑な試料に対しては、別の実施態様、例えば、より長い捕獲プローブ又は高い親和性を有するリンカー配列（例えば、（ＧＴ）２０オリゴヌクレオチド等）によって、より強固な結合を達成してもよい。後で界面活性剤を用いてバックグラウンドを低減させることができるので、ＤＮＡ捕獲プローブの共有結合によって信号対ノイズ比を改良してもよい。さらに、少量のＤＮＡ試料の取り扱いと送給を容易にするために、ミクロ流体工学の手法を用いてもよい。   In short, the electronic signal output from the NTNFET biochip clearly distinguishes the HFE gene mutations and wild-type alleles that cause hereditary hemochromatosis. Numerous embodiments can be implemented without departing from the technical idea of the present invention and without undue experimentation. In order to produce an NTNFET biochip detection platform suitable for whole blood samples, the sensor can be easily designed. For more complex samples, stronger binding may be achieved by alternative embodiments, such as longer capture probes or higher affinity linker sequences (eg, (GT) 20 oligonucleotides, etc.). Good. Since the background can be reduced later with a surfactant, the signal-to-noise ratio may be improved by covalent attachment of the DNA capture probe. Furthermore, microfluidic techniques may be used to facilitate the handling and delivery of small amounts of DNA samples.

実施例Ｇ
自己集合化多重（self-assembled multiplex）アッセイ用パネルについて説明する。以下に説明する本願の実施例Ｇには、米国の仮出願第６０／６２９６０４号明細書（出願日：２００４年１１月１９日）に記載された実施例Ｃの内容及び本願発明に係る内容が含まれる。この米国仮出願は、２００５年８月２４日付けの米国特許出願第１１／２１２０２６号（発明の名称：ＤＮＡ検出用ナノチューブセンサー装置）の優先権主張の基礎となっており、該特許出願明細書に組み入れられている。これらの出願明細書の記載内容も本願明細書の一部を成すものである。 Example G
A panel for self-assembled multiplex assays is described. Example G of the present application described below includes the contents of Example C described in the provisional application 60/629604 (filing date: November 19, 2004) and the contents of the present invention. included. This US provisional application is the basis for the priority claim of US patent application No. 11/12026 (name of invention: nanotube sensor device for DNA detection) dated August 24, 2005. Is incorporated into. The descriptions in these application specifications also form part of the present specification.

本願発明に係る前述の実施例Ｃに記載のように、拘束体−プローブ結合体（tether-probe combination）は、高度に特異的な相互結合親和性を有する一対の種（例えば、抗原−抗体対、細胞表面レセプターと接合性リガンド、又は特異的な相互親和性を有するリガンド対をもたらす広範囲の生物学的種のいずれか一対の種）を含有していてもよい。このような拘束体−プローブ対の自己集合特性に起因して、本発明の観点によるセンサーアレイを、複数の異なる拘束基で予備パターン化することができ、また、ＤＮＡアッセイ（この場合、プローブ基は消失性であるか、又は予め決定されていなくてもよい。）をおこなう直前の適当なときに、対応する特異的プローブ基を用いて簡便に自己集合をおこなわせることができる。多くの重要な生物医学的用途においては、アッセイの標的（例えば、インフルエンザの絶えず変化する菌株及びＨＩＶ等）は経時的に変化する。予備パターン化された一般的アレイ装置の製造を可能にする本発明による前記の構造体は、完全な標的−特異的アッセイアレイとして、使用時又は使用時に近い時点で自己集合させてもよい。   As described in Example C above for the present invention, a tether-probe combination is a pair of species having a highly specific mutual binding affinity (eg, an antigen-antibody pair). , Any one of a wide range of biological species that results in a cell surface receptor and a conjugated ligand, or a ligand pair with specific cross-affinity). Due to the self-assembly properties of such restraint-probe pairs, sensor arrays according to aspects of the present invention can be pre-patterned with a plurality of different restraining groups, and can also be used in DNA assays (in this case, probe groups). Can be self-assembling using the corresponding specific probe group at an appropriate time immediately prior to carrying out. In many important biomedical applications, the target of the assay (eg, constantly changing strains of influenza and HIV, etc.) change over time. The structures according to the present invention that allow for the production of pre-patterned generic array devices may be self-assembled at or near the time of use as a complete target-specific assay array.

実施例Ｇは、本発明の観点による標的−特異的検出器の自己集合性アレイに関する重要な別の態様を例示する。本発明の観点によるナノ電子的装置、分子スケールでの検出能をもたらす。単一の標的生体分子の検出を可能にするレベルの感度を有する小型装置は、特有の有用性を有する新規なアレイの構築を可能にする。   Example G illustrates another important aspect of a self-assembled array of target-specific detectors according to aspects of the present invention. A nanoelectronic device according to aspects of the present invention provides detectability on a molecular scale. A compact device with a level of sensitivity that allows for the detection of a single target biomolecule allows the construction of new arrays with unique utility.

分子診断試験は、一般的には被検体のパネルを使用することから成る。この場合、該パネルは、病状に対する感受性を決定するのに十分な情報を健康管理事業者へ提供する。このような試験の一例として、嚢胞性繊維症経膜的コンダクタンス調節タンパク質に対する遺伝子のコード化における突然変異用試験が挙げられる（該タンパク質は嚢胞性繊維症に関連する）。９００を超える突然変異体が該遺伝子において同定されており、そのうちの２５種は、「産科医／婦人科医学会」によって、認可試験に対して疾患に関連するものとして十分に高い頻度で指定されている。従って、ＣＦパネルによれば、遺伝的変異体に対する２５種の試験がおこなわれる。複数の変数を同時に又は多重的に分析する必要性に適合させるために多くの技術が提案されている。   Molecular diagnostic tests generally consist of using a panel of subjects. In this case, the panel provides the health care provider with enough information to determine susceptibility to the medical condition. An example of such a test is a mutational test in the coding of a gene for a cystic fibrosis transmembrane conductance regulatory protein (the protein is associated with cystic fibrosis). More than 900 mutants have been identified in the gene, 25 of which have been designated by the “Obstetrician / Gynecological Association” at a sufficiently high frequency as being associated with disease for approval testing. ing. Therefore, according to the CF panel, 25 tests for genetic variants are performed. Many techniques have been proposed to adapt to the need to analyze multiple variables simultaneously or in multiple.

これらの技術には、基本的で一般的な手細工によるドット・ブロット（dot blot）法から多数の平行なマイクロアレイ（micro-array）において見られる精巧な写真平版により合成される生体ポリマーまで及ぶ技術が含まれる。これらの技術はコスト高で時間のかかる方法である。現在知られている全ての方法は、既知のプローブ、捕獲分子又はリガンドを予め決められた位置に配置させる技法に基づいている。この技法はアドレス指定（addressing）として知られている。多くの場合、この技法は正確な制御とミクロン単位の許容範囲を可能にする装置を必要とするために、扱いにくく、コスト高な方法である。   These technologies range from basic and common hand-crafted dot blot methods to biopolymers synthesized by elaborate photolithographic plates found in many parallel micro-arrays. Is included. These techniques are costly and time consuming methods. All currently known methods are based on techniques that place a known probe, capture molecule or ligand at a predetermined location. This technique is known as addressing. In many cases, this technique is cumbersome and costly because it requires equipment that allows precise control and micron tolerance.

本発明の観点による以下に例示する実施態様は、多重分析を可能にする新規な方法を提供する。この方法においては、応答性分子の部位を予め決定すること、及びその後の該部位への応答性分子の配置を限定することは必要としない。   The following exemplary embodiments according to aspects of the present invention provide a novel method that allows multiplex analysis. In this method, it is not necessary to predetermine the site of the responsive molecule and to limit the subsequent placement of the responsive molecule at the site.

複数の異なるプローブ基（例えば、各々が、異なる標的に対して親和性を有する標的−特異的検出種を含む基）は、本明細書に記載のナノ構造を有するセンサーの種々の別の態様から得られてもよい信号によって識別してもよい。例えば、各々が異なるハイブリッド形成配列を有する異なるＤＮＡプローブは、全長が異なる配列を有するように設定してもよい。異なる分子質量を有する異なるポリヌクレオチド鎖長は、ＳＷＮＴのようなナノ構造体に対するこれらの電気的影響の差によって区別することができる。例えば、ナノチューブのコンダクタンス及びキャパシタンス等においてもたらされる異なる影響を測定してもよい。同様に、同一又は類似の長さの配列を有する場合であっても、異なるプローブは、測定してもよいプローブ−特異的信号を発生させる異なる二次的構造又は付加的な基を含んでいてもよい。   A plurality of different probe groups (eg, groups comprising target-specific detection species each having an affinity for a different target) can be derived from various other embodiments of sensors having nanostructures as described herein. You may identify by the signal which may be obtained. For example, different DNA probes, each having a different hybridization sequence, may be set to have sequences that differ in overall length. Different polynucleotide chain lengths with different molecular masses can be distinguished by differences in their electrical effects on nanostructures such as SWNTs. For example, different effects may be measured, such as those caused by nanotube conductance and capacitance. Similarly, different probes, even when having sequences of the same or similar length, contain different secondary structures or additional groups that generate probe-specific signals that may be measured. Also good.

別の態様を示す図２３Ａ〜図２３Ｈは、本発明の観点による多重アッセイパネルの操作態様を図示する。この多重アッセイパネルはナノセンサーのアレイを具備する（図中では、５個のセンサーを示す）。これらのセンサーは、形態と特性の点で実質上同一であってもよい。該アレイの簡便な態様においては、多数のセンサーが含まれていてもよい。例えば、これらのセンサーをチップ上に二次元的なパターンで配設して包装することによって、個々のセンサーの応答は測定回路によって選択的におこなわれる。   Another embodiment, FIGS. 23A-23H, illustrates the operation of a multiplex assay panel according to aspects of the present invention. This multiplex assay panel comprises an array of nanosensors (5 sensors are shown in the figure). These sensors may be substantially identical in form and characteristics. In a simple embodiment of the array, multiple sensors may be included. For example, by arranging and packaging these sensors in a two-dimensional pattern on a chip, the response of each sensor is selectively performed by a measurement circuit.

特定の実施例においては、センサーのアレイは、本明細書に記載のようなＮＴＦＥＴを具備しており、これによって、トランジスターアレイのパターン化されたソース／ドレイン／ゲート接点を通しておこなわれる相互コンダクタンス特性（ソース／ドレイン）、変調特性（可変ゲートバイアス）及び／又はキャパシタンス特性（ゲート電極に対するチャネルのキャパシタンス又はインピーダンス）の簡便な測定が可能となる。本発明の技術的思想を逸脱することなく、その他の種類のナノ電子センサー（例えば、容量性センサー、破壊電圧センサー及び磁気センサー等）を使用してもよいことに留意すべきである。   In a particular embodiment, the array of sensors comprises NTFETs as described herein, thereby allowing transconductance characteristics (through the patterned source / drain / gate contacts of the transistor array) ( Source / drain), modulation characteristics (variable gate bias) and / or capacitance characteristics (channel capacitance or impedance relative to the gate electrode) can be easily measured. It should be noted that other types of nanoelectronic sensors (eg, capacitive sensors, breakdown voltage sensors, magnetic sensors, etc.) may be used without departing from the spirit of the present invention.

図示されていない別の実施態様においては、１よりも多くのタイプ又はクラスのセンサーが配設されていてもよく、センサーの各々のクラスは複数の同じタイプのセンサーであってもよい。このような多重クラスのアレイによって、異なる条件下又はダイナミックレンジ内における測定が可能となる。同様に、別の実施態様においては、ポリヌクレオチドのハイブリッド形成の親和性以外の検出系（例えば、抗原−抗体親和性、受容体−配位子親和性等）を利用するプローブを用いてもよい。従って、多重アレイパネルは広範囲の用途に適合させてもよい。このような用途には、分子診断（ＤＮＡ、ＲＮＡ、タンパク質）、生物体検出（ウイルス、バクテリア）、化学的分析（ガスの混合、水汚染物）及び製薬等が含まれる。   In other embodiments not shown, more than one type or class of sensors may be provided, and each class of sensors may be a plurality of the same type of sensors. Such multi-class arrays allow measurements under different conditions or within a dynamic range. Similarly, in another embodiment, a probe using a detection system other than the affinity for polynucleotide hybridization (eg, antigen-antibody affinity, receptor-ligand affinity, etc.) may be used. . Thus, multiple array panels may be adapted for a wide range of applications. Such applications include molecular diagnostics (DNA, RNA, protein), organism detection (viruses, bacteria), chemical analysis (gas mixtures, water contaminants) and pharmaceuticals.

図２３Ａに示すように、アレイは異なる種類のプローブ（図中では、形態Ａ、Ｂ及びＣで表示される。）の混合物とのインキュベーション処理に付される。これらのプローブはアレイのセンサーとランダム様式（又は準ランダム様式若しくは不規則様式）で結合するので、センサーの望ましい混合的機能化が達成される。希釈条件及び／又は緊縮条件を調節することによって、１つのセンサーに単一のプローブが付着するようにしてもよい。インキュベーション処理後、過剰のプローブと非結合プローブは、図２３Ｂに示すように、すすぎ流してもよい。   As shown in FIG. 23A, the array is subjected to an incubation treatment with a mixture of different types of probes (shown in the figure as forms A, B and C). These probes bind to the sensors of the array in a random manner (or quasi-random or irregular manner) so that the desired mixed functionalization of the sensors is achieved. A single probe may be attached to one sensor by adjusting dilution conditions and / or stringency conditions. After the incubation process, excess probe and unbound probe may be rinsed away, as shown in FIG. 23B.

図２３Ｃに示すように、アレイのセンサーは測定回路によって個別に応答させてもよく、信号は、その後の操作のために、プロセッサー内に記憶させてもよい。測定中、アレイは、プローブの特性測定のために最適な条件下に維持してもよく、また、該アレイは、プローブのインキュベーション中には支配的であったアレイとは実質上異なっていてもよい。例えば、特定の緩衝液組成、特定の温度等の条件下において、湿潤状態又は乾燥状態でおこなってもよい。   As shown in FIG. 23C, the sensors of the array may be individually responded by the measurement circuit, and the signals may be stored in the processor for subsequent manipulation. During the measurement, the array may be maintained under optimal conditions for probe characterization, and the array may be substantially different from the array that was dominant during probe incubation. Good. For example, the treatment may be performed in a wet state or a dry state under conditions such as a specific buffer composition and a specific temperature.

図２３Ｄに示すように、各々のセンサーからの１又は複数の信号は、特定のプローブの結合配置と関連づけてもよい。図示する実施例においては、特定の信号の大きさは、３種のプローブ「Ａ」、「Ｂ」及び「Ｃ」の各々の単一結合及び非結合（空の状態）と多重結合と関連づけられている。各々のセンサーに関する推定されたプローブの配置マップはプロセッサーメモリー中に記憶される。これによって、空間的配置は予測しないが、既知の検出電圧を示す多重検出器のマップが得られる。   As shown in FIG. 23D, one or more signals from each sensor may be associated with a particular probe binding configuration. In the illustrated embodiment, the magnitude of a particular signal is associated with multiple couplings with single coupling and non-coupling (empty state) of each of the three probes “A”, “B” and “C”. ing. An estimated probe placement map for each sensor is stored in processor memory. This provides a multi-detector map that does not predict the spatial arrangement but shows known detection voltages.

図２３Ｃに示す模式的な実施例は単一数量の測定を示しているが、多重的又は複合的な特性を測定し、該特性をプローブ／センサーの特徴付けにおいて使用してもよいことに留意すべきである。例えば、ＮＴＦＥＴの装置特性、ヒステリシス、オンオフ比及びトリガー閾値又はこれらの組合せをこの測定において利用してもよい（図２４に関連する説明参照）。図２３Ｆに示すような態様においては、アッセイパネルのアレイは、標的種を含有すると推定される試料と共にインキュベートされる。図示する実施例においては、プローブ「Ｂ」及び「Ｃ」に対応する標的「ｂ」及び「ｃ」は試料中に存在し、また、非標的種「ｄ」も存在するが、プローブ「Ａ」に対応する標的種「ａ」は存在しない。試料のインキュベーションに関しては、緩衝液又は媒体組成物及び緊縮条件を調節することによって、特異的結合性を最適化すると共に、プローブとセンサーの付着性を保持してもよいことに留意すべきである。インキュベーション処理をおこなった後、過剰の試料は、図２３Ｆに示すように、すすぎ流してもよく、これによって、対応するプローブに結合した標的「ｂ」及び「ｃ」は残留する。   Although the schematic example shown in FIG. 23C shows a single quantity measurement, it should be noted that multiple or complex properties may be measured and used in probe / sensor characterization. Should. For example, NTFET device characteristics, hysteresis, on / off ratios and trigger thresholds or combinations thereof may be utilized in this measurement (see description relating to FIG. 24). In an embodiment as shown in FIG. 23F, an array of assay panels is incubated with a sample presumed to contain the target species. In the illustrated example, probes “B” and “C” corresponding to probes “B” and “C” are present in the sample, and non-target species “d” are also present, but probe “A”. There is no target species “a” corresponding to. Regarding sample incubation, it should be noted that by adjusting the buffer or media composition and stringency conditions, specific binding properties may be optimized and probe-sensor adhesion may be retained. . After the incubation process, the excess sample may be rinsed away, as shown in FIG. 23F, thereby leaving the targets “b” and “c” bound to the corresponding probe.

図２３Ｇに示すように、アレイのセンサーは測定回路によって個別的に応答させてもよく、また、信号を、その後の操作に供するためにプロセッサー内に記憶させておく態様が簡便である。図２３Ｃに関連して説明したように、測定中のアレイは、試料の測定に対して最適化された条件下に保持してもよく、また、該アレイは、試料のインキュベーション中は支配的であったアレイとは実質的に相違していてもよい。   As shown in FIG. 23G, the sensors of the array may be individually responded by the measurement circuit, and the manner in which the signal is stored in the processor for subsequent operation is convenient. As described in connection with FIG. 23C, the array under measurement may be kept under conditions optimized for the measurement of the sample, and the array is dominant during sample incubation. It may be substantially different from the existing array.

図２３Ｈに示すように、各々のセンサーからの１又は複数の信号は、プローブと標的の結合状態と関連づけてもよい。特定の実施態様においては、特定のプローブと標的の組合せは、測定される信号と区別してもよいが、これは必要な基準ではない。図示する実施例においては、当該プロセスにおいては、いずれかの所定のセンサーに対して、信号を「正」又は「負」の信号として関連づけることのみが必要である。次いで、記憶されたプローブ／センサーマップと比較することによって、各々のセンサーに対して、どの標的種が存在するのか又は存在しないのかを決定する。また、この実施例においては、プローブ又は多重プローブを含まないセンサーの測定は省略した。   As shown in FIG. 23H, one or more signals from each sensor may be associated with the binding state of the probe and the target. In certain embodiments, a particular probe and target combination may be distinguished from the signal being measured, but this is not a necessary criterion. In the illustrated embodiment, the process need only relate the signal as a “positive” or “negative” signal to any given sensor. It is then determined by comparison with the stored probe / sensor map which target species are present or absent for each sensor. In this example, measurement of a sensor not including a probe or multiple probes was omitted.

図２４Ａ〜図２４Ｄは、単一センサーからの多重信号を用いることによって、プローブ／センサー配置を特徴付ける実施例について例示する。図２４Ａ及び図２４Ｂに示すインキュベーション手順は、一般的には、図２３Ａ及び図２３Ｂに関連して前述した手順に従ってもよい。   Figures 24A-24D illustrate an embodiment that characterizes the probe / sensor arrangement by using multiple signals from a single sensor. The incubation procedure shown in FIGS. 24A and 24B may generally follow the procedure described above in connection with FIGS. 23A and 23B.

図２４Ｃ及び図２４Ｄに示すように、この実施例には、ソース−ドレインコンダクタンス（各々のサブプロットの左側の軸）及びチャネル−ゲートキャパシタンス（各々のサブプロットの右側の軸）の測定値を得ることを含む。これらの特性の１又は複数の特定の値、これらの値の比、又はこれらの値の総和若しくは差は、個々のセンサーのプローブの状態（例えば、「Ａ」、「Ｂ」、「Ｃ」、「多重」又は「空」）を特徴付けるために用いてもよい。標的種の決定において、類似の測定法を使用してもよいことに留意すべきである（図示せず）。   As shown in FIGS. 24C and 24D, this example provides measurements of source-drain conductance (left axis of each subplot) and channel-gate capacitance (right axis of each subplot). Including that. One or more specific values of these characteristics, the ratio of these values, or the sum or difference of these values is determined by the probe state of each individual sensor (eg, “A”, “B”, “C”, May be used to characterize "multiple" or "empty"). It should be noted that similar measurement methods may be used in determining the target species (not shown).

図２５Ａ〜図２５Ｅは、プローブの特徴付けを促進する強化基（enhancement group）の利用について例示する。この場合、実施例Ｃ（図８及び図９参照）及び特に強化基（例えば、電子活性性インカレータ（incalator）、増幅基等）を用いて種との相互作用に対する応答に際してセンサーの信号を増大させて改変させることについて言及する。同様に、磁性マイクロビーズ（microbead）やナノドット（nanodot）等の強化基を用いることによって、プローブを特徴付ける信号の強度と差異を増大させてもよい。例えば、一連の別の強化基を使用することによって、「単一分子」プローブの特徴付けと作図（mapping）を可能にしてもよい。   Figures 25A-25E illustrate the use of enhancement groups to facilitate probe characterization. In this case, Example C (see FIGS. 8 and 9) and in particular a reinforcing group (eg, an electron active incalator, amplification group, etc.) is used to increase the sensor signal in response to interaction with the species. To make changes. Similarly, the strength and difference of the signals characterizing the probe may be increased by using reinforcing groups such as magnetic microbeads or nanodots. For example, a series of separate enhancement groups may be used to allow for characterization and mapping of “single molecule” probes.

図２５Ａと図２５Ｂに示すインキュベーションの手順は、一般的には図２３Ａと図２３Ｂに関連して説明した場合と同様であってもよい。但し、この実施例の場合には、強化基Ｅ１、Ｅ２及びＥ３がそれぞれプローブ「Ｃ」、「Ａ」及び「Ｂ」へ付着される。このプローブの付着によって、各々のセンサーに対してプローブと強化基の両方を結合させることができる。   The incubation procedure shown in FIGS. 25A and 25B may be generally the same as described in connection with FIGS. 23A and 23B. However, in this embodiment, the reinforcing groups E1, E2 and E3 are attached to the probes “C”, “A” and “B”, respectively. By attaching this probe, both the probe and the reinforcing group can be bound to each sensor.

別の実施態様においては（図示せず）、特定のセンンサーに対してプローブを付着させた後で、強化基を添加して該プローブと結合させてもよい。この実施態様は、プローブと強化基との間の特異的親和力（例えば、抗原−抗体親和力）によっておこなってもよい。別のアッセイ態様においては、各々の種類のプローブに対して同じ強化基を使用してもよい。同じ強化基であっても、異なる種類のプローブへ結合するときには異なる測定結果がもたらされるので十分である。   In another embodiment (not shown), after attaching the probe to a particular sensor, a reinforcing group may be added to bind the probe. This embodiment may be performed by a specific affinity (eg, antigen-antibody affinity) between the probe and the enhancing group. In another assay embodiment, the same enhancement group may be used for each type of probe. Even the same reinforcing group is sufficient because it gives different measurement results when bound to different types of probes.

図２５Ｃに示すように、アレイのセンサーは、例えば、図２３Ｃ及び図２４Ｃに記載のようにして、測定回路によって個別的に応答させてもよい。図２５Ｄに示すように、各々のセンサーに対するプローブの状態は、プローブと強化基の共存に応答するセンサーから発生される１又は複数の信号によって特徴付けられる。   As shown in FIG. 25C, the sensors of the array may be individually responded by the measurement circuit, eg, as described in FIGS. 23C and 24C. As shown in FIG. 25D, the state of the probe for each sensor is characterized by one or more signals generated from the sensor that respond to the coexistence of the probe and the enhancement group.

図２５Ｅに示すように、試料標的の決定のためにアッセイパネルを使用する前に、特定の試薬又は緩衝液の使用あるいは緊縮条件等の改変によって強化基を除去してもよい。別のアッセイ態様においては、試料標的の決定用アッセイパネルの使用中において強化基を付着した状態で保持してもよい。   As shown in FIG. 25E, prior to using the assay panel for sample target determination, the enhancing group may be removed by the use of specific reagents or buffers or modifications such as stringent conditions. In another assay embodiment, the reinforcing group may be kept attached during use of the sample target determination assay panel.

実施例Ｃ及び実施例Ｇに記載の多重アッセイ用アレイの実施態様は、本発明の技術的思想を逸脱することなく、併用してもよいことに留意すべきである。例えば、アレイの特定の部分（各々の該部分は複数のセンサーを含む）は、実施例Ｃに記載のようにして、一群のプローブに対して特定の親和力を有する拘束基を用いてプリントしてもよい。一方、アレイの他の部分は、実施例Ｇに記載のようにして、機能化させてもよい。   It should be noted that the multiplex assay array embodiments described in Examples C and G may be used in combination without departing from the technical spirit of the present invention. For example, specific portions of the array (each of which includes a plurality of sensors) can be printed with a constraining group having a specific affinity for a group of probes, as described in Example C. Also good. On the other hand, other parts of the array may be functionalized as described in Example G.

実施例Ｈ
重畳ナノチューブネットワークを具有するナノセンサー
本発明の観点によるナノ構造を有するセンサー装置の多くの実施態様においては、ナノ構造体の構成要素（例えば、単一壁を有するカーボンナノチューブ；ＳＷＣＮＴ）のネットワークが基板（例えば、誘電性層で被覆されたシリコンウェーハ）上へ直接的に形成されるか、又は沈着される構造体が使用される。次いで、種々の機能化材料（例えば、選択される被検体に対して感応するポリマー製認識層、選択される標的生体分子に対して親和性を有するプローブ分子を含む分子変換器の被覆層等）がナノチューブネットワーク上に沈着される。 Example H
Nanosensors with superimposed nanotube networks In many embodiments of sensor devices with nanostructures according to aspects of the present invention, a network of nanostructure components (eg, carbon nanotubes having a single wall; SWCNT) is a substrate. Structures that are formed directly on or deposited (eg, silicon wafers coated with a dielectric layer) are used. Next, various functionalized materials (for example, a polymer recognition layer sensitive to a selected analyte, a coating layer of a molecular transducer containing probe molecules having affinity for a selected target biomolecule, etc.) Is deposited on the nanotube network.

本発明の観点による別の実施態様においては、前記のセンサーの構造を逆にしてもよい。即ち、ＮＴネットワークを上部に配置させる構造を採用してもよい。このような実施態様においては、ナノチューブのネットワークを形成させる前に、機能化層を基板上へ沈着させ、次いで該機能化層上へＮＴネットワークを沈着させるか、又は形成させてもよい。この構造体によれば、被検体媒体に対するナノチューブネットワークの暴露面積を増大させることが可能となり、また、ナノチューブネットワークの暴露を損なうことなく、基板を簡便に被覆して被検体から隔離させることができる。機能化層は複合構造を有していてもよい。複合構造としては、基板の不動態化層、リガンド層、生体プローブ層及び選択的透過性層等を含む複合構造が例示される。上部にＮＴネットワークを配置させる構造を付加することによって、利用可能な操作装置の範囲を拡大し、センサーの機能化法における融通性を最大限に発揮させることが可能となる。   In another embodiment according to aspects of the present invention, the structure of the sensor may be reversed. That is, a structure in which the NT network is arranged on the top may be adopted. In such embodiments, the functionalized layer may be deposited on the substrate prior to forming the nanotube network, and then the NT network may be deposited or formed on the functionalized layer. According to this structure, the exposed area of the nanotube network to the analyte medium can be increased, and the substrate can be easily covered and isolated from the analyte without impairing the exposure of the nanotube network. . The functionalized layer may have a composite structure. Examples of the composite structure include a composite structure including a passivating layer, a ligand layer, a biological probe layer, a selectively permeable layer, and the like. By adding a structure in which an NT network is arranged at the top, it is possible to expand the range of usable operating devices and maximize the flexibility of the sensor functionalization method.

これらの実施態様は、エレクトロニクス工業において一般的な写真印刷法、ＣＶＤ法及びその他のウェーハ水準の製造技術を用いて実施してもよく、これによって、測定当たりのコストを低減させることができる。さらに、ナノ構造を有する導電性又は半導電性の素子前駆体（例えば、カーボンナノチューブをキャリヤー液中へ加えた分散液）を、インクジェット型の「即時液滴法（droplet on demand）」を利用することによって、装置上へ沈着及び／又は塗布する態様が有利である。製造コストをさらに低減させるためには、所望により、単結晶性シリコン以外の基板（例えば、多結晶性半導体、ポリマー性基板、可撓性基板、ポリイミド、ポリカーボネート及びＰＥＴ等）を使用してもよい。   These embodiments may be implemented using photographic printing methods, CVD methods and other wafer level manufacturing techniques common in the electronics industry, thereby reducing the cost per measurement. Furthermore, a conductive or semiconductive element precursor having a nanostructure (for example, a dispersion obtained by adding carbon nanotubes to a carrier liquid) is used by an ink jet type “droplet on demand”. Thus, an embodiment in which deposition and / or application on the device is advantageous. In order to further reduce the manufacturing cost, a substrate other than monocrystalline silicon (for example, a polycrystalline semiconductor, a polymer substrate, a flexible substrate, polyimide, polycarbonate, PET, etc.) may be used if desired. .

ナノ構造を有するセンサーのプラットホームについて説明する。図２６は、本発明の観点によるＮＴネットワーク電界効果トランジスターセンサーを例示する。該センサーは、基板１２の上部に沈着又は形成された相互連結したナノチューブネットワーク１１を具備する。ナノチューブネットワーク１１は、間隔を設けて配置されたソース電極１３とドレイン電極１４を含む一対の接触子の間に介在して両者を電気的に連絡する。このトランジスターの実施態様においては、基板１２の誘電性部分の下方に配置された付加的なゲート電極１５が存在する。所望による接触子の不動態化物質１６は、ソース電極１３及びドレイン電極１４とナノチューブネットワーク１１との電気的連絡を妨げることなく、該電極１３及び１４を被覆する。バイオ機能性層１７として示される少なくとも１種の認識物質又は機能化物質はナノチューブネットワーク１１と接触して配設され、一般的には、ナノチューブネットワーク１１の上部表面上へ配置させ、及び／又は該表面内へ拡散させる。   A sensor platform having a nanostructure will be described. FIG. 26 illustrates an NT network field effect transistor sensor according to aspects of the present invention. The sensor comprises an interconnected nanotube network 11 deposited or formed on top of a substrate 12. The nanotube network 11 is interposed between a pair of contacts including a source electrode 13 and a drain electrode 14 that are arranged with a space therebetween, and electrically connects the two. In this transistor embodiment, there is an additional gate electrode 15 located below the dielectric portion of the substrate 12. Optional contact passivating material 16 covers electrodes 13 and 14 without interfering with electrical communication between source and drain electrodes 14 and 14 and nanotube network 11. At least one recognition or functionalizing substance, shown as biofunctional layer 17, is disposed in contact with the nanotube network 11, generally disposed on the upper surface of the nanotube network 11 and / or Diffuse into the surface.

所望により、バイオ機能性層１７又はその他の認識物質は、基板１２の方向へ向けて下方へ浸透するように配設させてもよいが、図２６に示す構造態様は、「底部にＮＴネットワークを有する配置」と呼んでもよい。一般的には、最初に接触子（１３、１４）を形成させ、次いでナノチューブネットワーク１１を形成させるか、又は沈着させた後、バイオ機能性層１７又はその他の認識物質を沈着させる。１又は複数の所望による作動性コーティング（operative coating）（図示せず）をバイオ機能性層（例えば、被検体媒体中においてＮＴネットワーク１１及び／又は基板１２が特定種に暴露されることを制限するような構造と構成を有する半透過性層）の下部、内部及び／又は上部へ沈着させてもよい。   If desired, the biofunctional layer 17 or other recognition substance may be disposed so as to penetrate downward in the direction of the substrate 12, but the structure shown in FIG. It may be called “arrangement having”. Generally, the contacts (13, 14) are formed first, and then the nanotube network 11 is formed or deposited, followed by the deposition of the biofunctional layer 17 or other recognition material. One or more optional operative coatings (not shown) limit the exposure of the NT network 11 and / or the substrate 12 to specific species in the biofunctional layer (eg, analyte medium). It may be deposited on the lower part, inside and / or upper part of the semipermeable layer having such a structure and configuration.

「上部にナノチューブネットワークを有するセンサー」の構造について説明する。図２７は、本発明の観点による「上部にナノチューブネットワークを有する電界効果トランジスターセンサー２０」を例示する。このセンサーにおいては、ナノチューブネットワーク２１はバイオ機能性層２７の上部に配置される（所望による接触子の不動態化コーティング２６も図示される）。   The structure of the “sensor having a nanotube network on the top” will be described. FIG. 27 illustrates a “field effect transistor sensor 20 having a nanotube network on top” according to an aspect of the present invention. In this sensor, the nanotube network 21 is placed on top of the biofunctional layer 27 (optional contact passivation coating 26 is also shown).

バイオ機能性層２７として示される少なくとも１種の認識物質又は機能化物質は基板２２と接触して配置される。ナノチューブネットワーク２１は、バイオ機能性層２７の上部に沈着又は形成され、間隔を設けて配置されたソース電極２３とドレイン電極２４を電気的に連絡する。このトランジスターの実施態様においては、基板２２の誘電性部分の下方に配置された付加的なゲート電極２５が存在する。所望による接触子の不動態化物質２６は、ソース電極２３及びドレイン電極２４とナノチューブネットワーク２１との電気的連絡を妨げることなく、該電極２３及び２４を被覆する。   At least one recognition substance or functionalizing substance, shown as biofunctional layer 27, is placed in contact with substrate 22. The nanotube network 21 is deposited or formed on top of the biofunctional layer 27 and electrically connects the source electrode 23 and the drain electrode 24 that are spaced apart from each other. In this transistor embodiment, there is an additional gate electrode 25 located below the dielectric portion of the substrate 22. An optional contact passivating material 26 covers the electrodes 23 and 24 without interfering with electrical communication between the source and drain electrodes 24 and 24 and the nanotube network 21.

基板２２が、誘電性物質、絶縁性ポリマー、可撓性基板又はこれらの混合物を含んでいてもよいことに留意すべきである。例えば、該基板はゲート電極２５を被覆する絶縁性層（図示せず）を含んでいてもよく、また、基板の別の構成部材は可撓性ポリマー等を含んでいてもよい。   It should be noted that the substrate 22 may include a dielectric material, an insulating polymer, a flexible substrate, or a mixture thereof. For example, the substrate may include an insulating layer (not shown) that covers the gate electrode 25, and another component of the substrate may include a flexible polymer or the like.

同様に、該ネットワークは、ＳＷＣＮＴの外に、又はＳＷＣＮＴの代わりに、別のナノ構造を有する構成要素（例えば、多重壁ナノチューブ、ナノワイヤ等）を含んでいてもよいことに留意すべきである。   Similarly, it should be noted that the network may include components having other nanostructures (eg, multi-wall nanotubes, nanowires, etc.) outside or in place of SWCNTs.

ＮＴＦＥＴセンサー、例えば、前記の実施例において示したセンサーの製造においては、前述の構成要素を形成させるために常套法（例えば、電子工業におけるシリコンウェーハの加工において使用されている方法等）を採用してもよい。あるいは、又はさらに、前述の構成要素は、「インクジェット法」として一般的に知られているタイプのプリント法又は沈着法を用いて形成させてもよい。この種の方法は、単一のパッケージ内に複数のセンサーを保有するコンパクトなアレイを製造する場合には特に有用である。また、センサーを大量生産する場合には、その後の分割と包装の観点からは、多数のウェーハ水準のセンサーを製造することが望ましい。さらにまた、インクジェット型の即時液適法は、可撓性基板又はシート状基板を利用する場合には適している。   In the manufacture of NTFET sensors, such as those shown in the previous examples, conventional methods (eg, those used in the processing of silicon wafers in the electronics industry) are employed to form the aforementioned components. May be. Alternatively, or additionally, the aforementioned components may be formed using a printing or deposition method of the type commonly known as “inkjet method”. This type of method is particularly useful when manufacturing compact arrays with multiple sensors in a single package. In the case of mass production of sensors, it is desirable to manufacture a number of wafer level sensors from the standpoint of subsequent division and packaging. Furthermore, the ink jet-type immediate liquid application method is suitable when a flexible substrate or a sheet-like substrate is used.

単一壁ナノチューブネットワークは多数の方法によって製造してもよく、このことに留意すべきである。就中、先に言及した米国特許出願第１０／１７７９２９号明細書（出願日：２００２年６月２１日、発明の名称：基板上におけるナノチューブの分散成長）に記載されている方法、即ち、ナノメーターサイズの分散された触媒微粒子からその場でナノチューブを成長させる方法が適当である。又は、このようなナノチューブネットワークは、例えば、先に言及した米国特許出願第１０／８４６０７２号明細書（出願日：２００４年５月１４日、発明の名称：可撓性ナノチューブトランジスター）に記載されている沈着法によって製造してもよい。また、ナノチューブネットワークの有用な製造法は次の文献に開示されており、該文献の開示内容も本願明細書の一部を成すものである：Ｌ．フー、Ｄ．Ｓ．ヘヒト及びＧ．グリュナー、「透明導電性カーボンナノチューブネットワークにおけるパーコレーション」、Nano Lett. 、２００４年、第４巻（第１２号）、第２５１３頁〜第２５１７頁。   It should be noted that single wall nanotube networks may be produced by a number of methods. In particular, the method described in the above-mentioned US patent application Ser. No. 10 / 177,929 (filing date: June 21, 2002, title of invention: dispersed growth of nanotubes on a substrate), ie nano A method of growing nanotubes in-situ from meter-sized dispersed catalyst fine particles is suitable. Or such a nanotube network is described, for example, in the above-referenced US patent application Ser. No. 10/846072 (filing date: May 14, 2004, title of invention: flexible nanotube transistor). It may also be produced by the existing deposition method. In addition, useful methods for producing nanotube networks are disclosed in the following literature, and the disclosure content of the literature is also a part of this specification: Fu, D.H. S. Hecht and G. Grüner, “Percolation in Transparent Conductive Carbon Nanotube Networks”, Nano Lett., 2004, Volume 4 (No. 12), pp. 2513-2517.

図２６と比較した場合、図２７から明らかなように、上部にネットワークを配置させることによって、被検体媒体に対するナノチューブネットワーク２１の暴露面積は増大し、また、ナノチューブネットワーク２１の暴露を損なうことなく、基板２２を簡便に被覆するか、又は被検体媒体から隔離することができる。機能化層２７は複合構造（図示せず）を有していてもよい。例えば、該機能化層は基板の不動態化層、リガンド層、生体プローブ層及び選択的透過性層等を含んでいてもよい。   Compared with FIG. 26, as is clear from FIG. 27, by arranging the network on the top, the exposed area of the nanotube network 21 to the subject medium increases, and without exposing the exposure of the nanotube network 21, The substrate 22 can be conveniently coated or isolated from the analyte medium. The functionalized layer 27 may have a composite structure (not shown). For example, the functionalized layer may include a substrate passivation layer, a ligand layer, a bioprobe layer, a selectively permeable layer, and the like.

上部にナノチューブネットワークを具有する別の配置態様を採用してもよい。例えば、図２８は、本発明の観点による電界効果トランジスターセンサー３０の別の構造的配置態様を示すもので、該態様は一般的には図２７に示す態様と類似する。この態様においては、ナノチューブネットワーク３１はバイオ機能性層３７の上部に配置されると共に、その後でパターン状に沈着されるソース導体３３とドレイン導体３４の下部に配置される。   Another arrangement with a nanotube network on top may be employed. For example, FIG. 28 shows another structural arrangement of a field effect transistor sensor 30 according to aspects of the present invention, which is generally similar to the embodiment shown in FIG. In this embodiment, the nanotube network 31 is placed on top of the biofunctional layer 37 and on the bottom of the source conductor 33 and drain conductor 34 that are subsequently deposited in a pattern.

図２９は、本発明の観点による電界効果トランジスターセンサー４０のさらに別の実施態様を示す。この実施態様においては、ナノチューブネットワーク４１は、バイオ機能性層４７、ソース導体４３及びドレイン導体４４の上部に配置され、ナノチューブネットワーク４１は、一方又は両方の電極素子の少なくとも一部を被覆する。   FIG. 29 illustrates yet another embodiment of a field effect transistor sensor 40 according to aspects of the present invention. In this embodiment, the nanotube network 41 is disposed on top of the biofunctional layer 47, the source conductor 43 and the drain conductor 44, and the nanotube network 41 covers at least a portion of one or both electrode elements.

ナノ構造を有するセンサーの機能化について説明する。上述の実施態様のセンサー（例えば、好ましい実施態様のカーボンナノチューブネットワークのトランジスター等）は、多くの別の機能化性物質、プローブ、分子変換器及びコーティング等によって処理するか、又はこれらと組み合わせてもよい。ナノ構造を有するセンサー装置に関連して使用する「機能化」という用語は、一般的には、１又は複数の標的又は被検体種に対する感度を発生させるか、又は該感度を増大させることによって該感度が測定可能な効果を誘発するように基本的な電子装置のプラットホームを改変させるか、又は該プラットホームへ添加剤を添加することを含む。   The functionalization of a sensor having a nanostructure will be described. The sensors of the above embodiments (eg, carbon nanotube network transistors of the preferred embodiments, etc.) can be processed by or combined with many other functional materials, probes, molecular transducers, coatings, and the like. Good. The term “functionalization” as used in connection with sensor devices having nanostructures is generally referred to as generating or increasing sensitivity to one or more target or analyte species. This involves modifying the platform of the basic electronic device so that the sensitivity induces a measurable effect, or adding an additive to the platform.

本発明の観点によるＮＴＦＥＴ又は類似の装置の機能化の実施例においては、機能化には次の方法が含まれていてもよい：ナノチューブの格子構造中の欠陥の形成又は改変、ナノチューブネットワークの全組成の改変、ナノチューブへの基の共有結合的付着、ナノチューブへの基又は機能化性物質の非共有結合的付着、ナノチューブに近接する電極又は基板への基の付着、及びこれらの任意の併用。本発明の観点によるＮＴネットワークのＦＥＴ又はこれに関連する装置の実施例の場合、このような改変又は添加による機能化処理はＮＴネットワークの形成前、形成中又は形成後におこなってもよい。   In an embodiment of NTFET or similar device functionalization in accordance with aspects of the present invention, functionalization may include the following methods: formation or modification of defects in the lattice structure of the nanotube, totalization of the nanotube network Modification of composition, covalent attachment of groups to nanotubes, non-covalent attachment of groups or functionalized substances to nanotubes, attachment of groups to electrodes or substrates proximate to nanotubes, and any combination thereof. In the case of embodiments of NT network FETs or related devices according to aspects of the present invention, such functionalization by modification or addition may be performed before, during or after the formation of the NT network.

機能化性基は、標的又は被検体の認識に際して測定可能な効果を誘発してもよい。該認識は、測定可能な電子伝達効果及び／又はナノチューブに近接する微小環境の改変に起因する測定可能な電子的効果の誘発によっておこなわれてよい。   A functional group may induce a measurable effect upon target or analyte recognition. The recognition may be done by inducing a measurable electron transfer effect and / or a measurable electronic effect due to a modification of the microenvironment proximate to the nanotube.

機能化層は１よりも多くの層、コーティング又は沈着物を含んでいてもよい。例えば、ＮＴＦＥＴは、１又は複数の非標的種に対する暴露又は応答を制限する保護物質と結合した標的被検体と相互作用する認識物質層、例えば、選択的透過性層等を含んでいてもよい。   The functionalized layer may contain more than one layer, coating or deposit. For example, the NTFET may include a recognition material layer that interacts with a target analyte combined with a protective material that limits exposure or response to one or more non-target species, such as a selectively permeable layer.

類似の機能化には、ＮＴＦＥＴ又は類似の装置のナノチューブのほかに、１種よりも多くの基又は種、例えば、固定された認識物質（例えば、ナノチューブへ非共有結合的に結合したプローブ生体分子）及び測定前又は測定中に被検体媒体中へ導入される選択された補因子又は基質種等の相互作用が含まれていてもよい。例えば、先に言及した特許出願第６０／６２９６０４号明細書には、被検体媒体中へ導入された相互照合体（intercollator）種を使用することによって、標的試料のＤＮＡ配列とのハイブリッド形成に際してｃＤＮＡプローブとＮＴＦＥＴによってもたらされる信号を増大させる方法が記載されている（この点に関しては、後述の図３１に関連する説明を参照されたい）。   Similar functionalization includes, in addition to NTFET or similar device nanotubes, more than one group or species, eg, a fixed recognition substance (eg, a probe biomolecule non-covalently bound to a nanotube. ) And interactions such as selected cofactors or substrate species that are introduced into the analyte medium before or during the measurement. For example, in the above-referenced patent application 60/629604, the use of an intercollator species introduced into the analyte medium allows the cDNA to be hybridized upon hybridization to the DNA sequence of the target sample. A method for increasing the signal provided by the probe and NTFET has been described (in this regard, see the description associated with FIG. 31 below).

バイオ機能性層（例えば、図２７の２７参照）は１又は複数の操作作業が行われるような構造と組成を有していてもよい。例えば、該層は下記の機能i)〜iii）のいずれかの機能又はこれらの任意の組合せ機能を有していてもよい：i）非標的種への非特異的結合を防止する機能、ii）生体分子及び／又はプローブ種の結合を促進する機能、iii）センサーが標的種に曝されたときにナノチューブの電気的状態又は電気化学的環境を反応によって変化させる機能。特定のバイオ機能性組成物又は副層としては、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）のような生体分子の非特異的結合を回避するもの、非特異的結合を回避すると共に生体分子を結合させるもの（例えば、ＰＥＧ−ポリエチレンイミン（ＰＥ）ブレンド）、及び／又は特異的な結合をもたらす表面又は生体分子を含むもの（例えば、ポリマーコーティング及び生体分子コーティング）等が例示される。この点に関しては、次の文献を参照されたい（この文献の開示内容も本願明細書の一部を構成する。）：Ａ．スターら、「ナノチューブＦＥＴ装置を用いる特異的タンパク質結合の電子的検出」、Nano Lett. 、２００３年、第３巻、異４号、第４５９頁〜第４６３頁。   The biofunctional layer (see, eg, 27 in FIG. 27) may have a structure and composition that allows one or more manipulation operations to be performed. For example, the layer may have any of the following functions i) to iii) or any combination thereof: i) a function that prevents non-specific binding to non-target species, ii ) A function that promotes binding of biomolecules and / or probe species, iii) a function that changes the electrical state or electrochemical environment of the nanotubes by reaction when the sensor is exposed to the target species. Specific biofunctional compositions or sublayers include those that avoid non-specific binding of biomolecules such as polyethylene glycol (PEG), those that avoid non-specific binding and bind biomolecules (eg, PEG-polyethyleneimine (PE) blends) and / or those containing surfaces or biomolecules that provide specific binding (eg, polymer coatings and biomolecule coatings) and the like. In this regard, please refer to the following document (the disclosure content of this document also forms part of the present specification): Star et al., “Electronic detection of specific protein binding using nanotube FET devices”, Nano Lett., 2003, Vol. 3, No. 4, pp. 459-463.

図３０Ａ及び図３０Ｂは、付加的な認識種、例えば、認識分子５８を含有する電界効果トランジスターセンサー４０を例示する。該認識分子はバイオ機能性層５７へ沈着されるか、又は結紮され、 また、該バイオ機能性層は基板５２に接触した状態で配置される。ナノチューブネットワーク５１はバイオ機能性層６７上に形成されるか、又は沈着されると共に、間隔を置いて配置されるソース電極５３とドレイン電極５４を電気的に連絡させる。このトランジスターの態様においては、基板５２の誘電性部分の下部に配置された付加的なゲート電極５５が存在する。認識分子は、例えば、標的種と結合するか、反応するか、及び／又はハイブリッド形成するように配置される選択されたＤＮＡプローブ、酵素、及び抗体等を含んでいてもよい。   30A and 30B illustrate a field effect transistor sensor 40 that contains additional recognition species, such as a recognition molecule 58. The recognition molecule is deposited or ligated to the biofunctional layer 57, and the biofunctional layer is disposed in contact with the substrate 52. Nanotube network 51 is formed or deposited on biofunctional layer 67 and electrically connects source electrode 53 and drain electrode 54 spaced apart. In this transistor embodiment, there is an additional gate electrode 55 located below the dielectric portion of the substrate 52. Recognition molecules may include, for example, selected DNA probes, enzymes, antibodies, and the like that are arranged to bind to, react with, and / or hybridize with a target species.

半発明の観点によるバイオ機能化の特定の実施例を、先に言及した図８Ａ、図１０Ｃ及び図１０Ｄに基づいて説明する。図８Ａに示す実施態様においては、標的塩基配列７２とのハイブリッド形成によって、ＤＮＡ８４の単一鎖フラグメントを検出するプローブ７０が示される。この実施例においては、リンカー分子６７（例えば、ピレン等）はｃＤＮＡ６８と共有結合することによってプローブ７０を形成してもよい。他のセンサーの実施態様に関連して先に説明したようにして、適当なセンサー回路（図示せず）をセンサー６０へ接続することによって、ＤＮＡ７４のハイブリッド形成に対するセンサー６０電気的応答を検出し、及び／又は定量化する（図１０Ｃ及び図１０Ｄ参照）。例えば、ソース電極６３とドレイン電極６４との間のコンダクタンスはハイブリッド形成に際して変化してもよく、該変化は測定される。あるいは、ＮＴＦＥＴのＤＮＡセンサーの実施態様においては、ＤＮＡ７４のハイブリッド形成は、ゲート電極６５の電圧が選択される電圧の範囲内において変化するときにもたらされるセンサー６０の装置特性の相シフトを惹起してもよい。ハイブリッド形成を検出するためには、センサー６０の付加的な特性又は別の特性を測定してもよい。   Specific examples of biofunctionalization according to the semi-invention aspect will be described with reference to FIGS. 8A, 10C and 10D referred to above. In the embodiment shown in FIG. 8A, a probe 70 that detects a single-stranded fragment of DNA 84 by hybridization with a target base sequence 72 is shown. In this embodiment, the linker molecule 67 (for example, pyrene or the like) may be covalently bonded to the cDNA 68 to form the probe 70. Detecting the sensor 60 electrical response to DNA 74 hybridization by connecting an appropriate sensor circuit (not shown) to the sensor 60 as described above in connection with other sensor embodiments; And / or quantify (see FIGS. 10C and 10D). For example, the conductance between the source electrode 63 and the drain electrode 64 may change during hybridization, and the change is measured. Alternatively, in the NTFET DNA sensor embodiment, DNA 74 hybridization causes a phase shift in the device characteristics of the sensor 60 that occurs when the voltage at the gate electrode 65 changes within a selected voltage range. Also good. In order to detect hybridization, an additional characteristic or another characteristic of the sensor 60 may be measured.

図３１は、本発明による別の実施態様を示すもので、一般的には、図８Ａに示すものと類似する。この場合、プローブ基は、基板に近接するバイオ機能性層と結合する。図３１に示す実施態様においては、標的塩基配列９２とのハイブリッド形成によって、ＤＮＡ９４の単一鎖フラグメントを検出するプローブ９０が示される。この実施例においては、バイオ機能性層９５は結合９６を介してｃＤＮＡ８８と共有結合することによってプローブ９０を形成してもよい（例えば、層９５は、図１０Ｃに示すポリマーのようなｃＤＮＡと結合するように選定される基を有していてもよい）。一般的には、図８Ａに示す実施例の場合のようにして、適当なセンサー回路（図示せず）をセンサー８０へ接続することによって、ＤＮＡ９４のハイブリッド形成に対するセンサー８０の電気的応答を検出し、及び／又は定量化する。例えば、ソース電極８３とドレイン電極８４との間のコンダクタンスはハイブリッド形成に際して変化してもよく、該変化は測定される。あるいは、ＮＴＦＥＴのＤＮＡセンサーの実施態様においては、ＤＮＡ９４のハイブリッド形成は、ゲート電極８５の電圧が選択される電圧の範囲内において変化するときにもたらされるセンサー８０の装置特性の相シフトを惹起してもよい。ハイブリッド形成を検出するためには、センサー８０の付加的な特性又は別の特性を測定してもよい。   FIG. 31 shows another embodiment according to the present invention, which is generally similar to that shown in FIG. 8A. In this case, the probe group binds to the biofunctional layer proximate to the substrate. In the embodiment shown in FIG. 31, a probe 90 that detects a single-stranded fragment of DNA 94 by hybridization with a target base sequence 92 is shown. In this example, biofunctional layer 95 may be covalently linked to cDNA 88 via linkage 96 to form probe 90 (eg, layer 95 binds to cDNA such as the polymer shown in FIG. 10C). May have groups selected to do). In general, the electrical response of sensor 80 to DNA 94 hybridization is detected by connecting an appropriate sensor circuit (not shown) to sensor 80 as in the embodiment shown in FIG. 8A. And / or quantify. For example, the conductance between the source electrode 83 and the drain electrode 84 may change during hybridization and the change is measured. Alternatively, in the NTFET DNA sensor embodiment, DNA 94 hybridization causes a phase shift in the sensor characteristics of the sensor 80 that occurs when the voltage at the gate electrode 85 changes within a selected voltage range. Also good. In order to detect hybridization, additional or other characteristics of sensor 80 may be measured.

バイオ機能化の別の実施例は米国特許出願第１０／４３１９６３号明細書（出願日：２００３年８月５日、発明の名称：生体分子処理の電子的検出）に記載されており、該明細書の記載内容も本明細書の一部を成すものである（該特許出願は特許公報第２００４−００６７５３０号として２００４年８月４日に公開されている）。さらに、米国特許出願第１０／７０４０６６号（発明の名称：ナノチューブに基づく生体分子の電子的検出）及び同第６０／６２７７４３号（発明の名称：ナノチューブに基づくグルコースの検出）を含む先に言及した米国特許出願の各明細書に記載されているように、カーボンナノチューブは、これらを種々の生体分子又は化学種へ結合させるか、又は拘束させるような特性を有しているので、生体分子又は化学種の特性は、ＮＴＦＥＴ及び類似のセンサーに対して有用な機能化能が付与されるようにナノチューブの特性を改変させる。   Another example of biofunctionalization is described in US patent application Ser. No. 10/431963 (filing date: August 5, 2003, title of invention: electronic detection of biomolecular treatment). The contents of this document also form part of the present specification (the patent application was published as patent publication No. 2004-0067530 on August 4, 2004). In addition, U.S. Patent Application Nos. 10 / 704,066 (Title of Invention: Electronic Detection of Biomolecules Based on Nanotubes) and 60/627743 (Title of Invention: Detection of Glucose Based on Nanotubes) are mentioned above. As described in the specifications of U.S. patent applications, carbon nanotubes have the property of binding or constraining them to various biomolecules or chemical species. Species characteristics modify nanotube characteristics to provide useful functionalization capabilities for NTFETs and similar sensors.

ＮＴＦＥＴの製造法の実施態様について説明する。この実施態様には、下記の工程が含まれる：
１）基板を調製し、アレイの配置等を設定する。
２）接触子を沈着させる。
３）バイオ機能性層、例えば、認識物質層、リガンド層、保護コーティング（ＰＥＧ等）、又はこれらの混在層を沈着させる。
４）ＮＴ溶液を沈着させた後、該溶液を硬化／乾燥させることによって、接触子にまたがるナノチューブネットワークを形成させる。
５）所望により、付加的なバイオプローブ基を結合させる。
６）チップを切り出し、センサー装置として包装する（回路の封入等を含む）。 An embodiment of the NTFET manufacturing method will be described. This embodiment includes the following steps:
1) Prepare the substrate and set the arrangement of the array.
2) Deposit contacts.
3) Deposit a biofunctional layer, such as a recognition material layer, a ligand layer, a protective coating (eg, PEG), or a mixed layer thereof.
4) After depositing the NT solution, the solution is cured / dried to form a nanotube network across the contacts.
5) Optionally attach additional bioprobe groups.
6) A chip is cut out and packaged as a sensor device (including circuit encapsulation).

実施例Ｉ
多孔性基板を具有するナノセンサー
微孔性の膜又は基体上へナノセンサー装置を配置させる利点には、化学的検出作用が促進されること、被検体分子が濃縮されること、及び感度が改良されることが含まれる。通常のミクロ流体工学における反応速度は、液状試料媒体がセンサーの表面に対して平行に流れると仮定すると、ネルンストの拡散層（厚さ：約５μｍ）によって決定される。これに対して、本発明の観点による例示的な実施態様においては、センサーは多孔性基板を具有しており、流体（液体又は気体）試料は、該基板を流通するようにミクロ流体工学的に制御してもよい。この配置を採用する態様においては、結合反応が律速段階となり、また、該態様によって、アッセイ時間を１００〜１０００倍短縮させてもよい。 Example I
Nanosensor with porous substrate Advantages of placing the nanosensor device on a microporous membrane or substrate include enhanced chemical detection, increased concentration of analyte molecules, and improved sensitivity To be included. The reaction rate in normal microfluidics is determined by the Nernst diffusion layer (thickness: about 5 μm), assuming that the liquid sample medium flows parallel to the sensor surface. In contrast, in an exemplary embodiment in accordance with aspects of the present invention, the sensor comprises a porous substrate and a fluid (liquid or gas) sample is microfluidically engineered to flow through the substrate. You may control. In an embodiment employing this arrangement, the binding reaction becomes the rate-limiting step, and the assay time may be shortened by 100 to 1000 times depending on the embodiment.

さらに、本発明の観点による例示的な実施態様においては、試料媒体の流体流を用いることによって、活性なセンサーの表面の近接部において希薄な標的を濃縮させることができる。同様に、試料媒体が基板を通過して移動するときのセンサーを用いる標的種との累積反応によって、より大きな感度が得られる。   Further, in an exemplary embodiment in accordance with aspects of the present invention, a dilute target can be concentrated in close proximity to the surface of an active sensor by using a fluid flow of the sample medium. Similarly, greater sensitivity is obtained by the cumulative reaction with the target species using the sensor as the sample medium moves past the substrate.

図３２Ａに示すように、被検体媒体がナノセンサーの表面に対して平行に流れる場合には、表面境界層を通過して感応性素子（例えば、ＣＮＴフィルム及び／又は関連する機能化物質）と相互作用する標的分子の拡散に依存して、化学的検出作用は輸送制限を受けやすくなる。微孔性膜が、被検体媒体がナノセンサー表面に対して垂直に流れることを可能にする場合には、化学的検出作用は反応制限を受けやすくなる（即ち、標的分子が感応性素子と結合するとき又は相互作用するときの速度が制限を受けやすくなる）。この効果により、多孔性基板をより迅速に応答させることが可能となる。   As shown in FIG. 32A, when the analyte medium flows parallel to the surface of the nanosensor, it passes through the surface boundary layer and has a sensitive element (eg, a CNT film and / or associated functionalized material). Depending on the diffusion of interacting target molecules, the chemical detection action is subject to transport restrictions. If the microporous membrane allows the analyte medium to flow perpendicular to the nanosensor surface, the chemical detection action is subject to reaction limitations (ie, the target molecule binds to the sensitive element). Speed when interacting or interacting is likely to be limited). This effect allows the porous substrate to respond more quickly.

同様に、特定の実施態様においては、微孔性膜はフィルターとして作用することができる。即ち、この場合には、溶剤又は懸濁相流体（例えば、気体又は液状溶剤）が比較的妨害されることなく膜を通過するので、感応素子に近接する標的分子は濃縮されるか、又は保持される。この効果は、例えば、法医学的検出や爆薬の検出等における低濃度又は痕跡量の標的被検体を取り扱う場合に特に有利である。本発明の技術的思想を逸脱することなく、付加的な制御手段（例えば、電気泳動効果等を利用する方法）を用いて膜輸送を調節することができることに留意すべきである。   Similarly, in certain embodiments, the microporous membrane can act as a filter. That is, in this case, the target molecule in proximity to the sensitive element is concentrated or retained as the solvent or suspended phase fluid (eg, gas or liquid solvent) passes through the membrane relatively unhindered. Is done. This effect is particularly advantageous when dealing with low concentrations or trace amounts of target analytes, for example in forensic detection or explosive detection. It should be noted that membrane transport can be adjusted using additional control means (e.g., methods utilizing electrophoretic effects, etc.) without departing from the technical idea of the present invention.

図３２Ｂは、約２０ｎｍの規則的な孔径を有する市販の微孔性陽極アルミナ膜 [ワットマンｐｌｃ社製の「アノポア（Anopore）」（登録商標）] のＳＥＷ顕微鏡写真を示す。図３２Ｃは、約５ｎｍの孔径を有する六角形の微孔が配置された実験的に調製した陽極アルミナ膜（テュエント大学、ネダーランズ）のＳＥＷ顕微鏡写真を示す。なお、関連文献として、下記の文献を参照されたい（これらの文献の記載内容も本願明細書の一部を成すものである。）：
１）Ｒ．シュムールら、ブランンク、「ミクロ流体工学的装置の電気泳動性ゲートとしてのＳｉ上に担持された中細孔性及び微細孔性の酸化物連続膜」、Aral. Chem. （２００５年）、第７７巻、第１７８頁〜第１８４頁、及び
２）Ｓ．ロイ・ショーダリら、「中細孔性γ−アルミナとシリカＭＣＭ−４８を通過する疎水性及び親水性溶剤の輸送に対する孔径の効果と表面化学的効果」、J. Membrane Sci. 、２００３年、第２２５巻、第１７７頁〜第１８６頁。 FIG. 32B shows a SEW photomicrograph of a commercially available microporous anodic alumina membrane [“Anopore” (registered trademark) from Whatman plc] having a regular pore size of about 20 nm. FIG. 32C shows an SEW photomicrograph of an experimentally prepared anodic alumina membrane (Tuent University, Nederlands) with hexagonal micropores having a pore size of about 5 nm. In addition, please refer to the following documents as related documents (the contents of these documents are also part of the present specification):
1) R.A. Schmul et al., Blancnk, “Medium and microporous continuous oxide films supported on Si as electrophoretic gates in microfluidic devices,” Aral. Chem. (2005), 77th. Pp. 178-184, and 2) Roy Shodari et al., “Effects of pore size and surface chemistry on transport of hydrophobic and hydrophilic solvents through mesoporous γ-alumina and silica MCM-48”, J. Membrane Sci., 2003, No. 225, pp. 177-186.

図３３Ａ〜図３３Ｄは、本発明の観点によるナノセンサーの別の実施態様を示すものであり、微孔性基体を通過する被検体媒体の流れ及び流体状試料分析用の例示的モジュールが図示される。   Figures 33A-33D illustrate another embodiment of a nanosensor according to aspects of the present invention, illustrating the flow of analyte media through a microporous substrate and an exemplary module for fluid sample analysis. The

図３３Ａはナノセンサー４０ｐの模式的断面図である。該ナノセンサーは多くの点で図１６に示す容量型センサーと類似する。使用する参照番号は、一般的には図１６の場合と比較しうる要素を示す。この実施例においては、ナノチューブネットワーク４１及び所望により選択されるいずれかの機能化物質は微孔性膜（４１ａ）上に沈着され、これらの上部には交互配置された接触子対ｃ１及びｃ２（４４ａ、４４ｂ）が配置される。該ネットワークの被覆率は、ネットワーク部分「ｄ」と接触子４４ａとの間に非導電性ギャップ「ｇ」が残存するように制限される。微孔性膜４１ａは所望により多孔性支持体４１ｂによって支持される。従って、多孔性基板は微孔性膜４１ａと多孔性支持体４１ｂを具備する。所望により、微孔性膜４１ａと多孔性支持体４１ｂの一部分であって検出素子によって被覆されない部分上にシーラント４５を沈着させてもよく、これにより、被検体媒体は、センサー装置を通って浸透するように誘導される。   FIG. 33A is a schematic cross-sectional view of the nanosensor 40p. The nanosensor is similar in many respects to the capacitive sensor shown in FIG. The reference numbers used generally indicate elements that can be compared with the case of FIG. In this embodiment, the nanotube network 41 and any functionalized material selected as desired is deposited on the microporous membrane (41a), on top of which are interleaved contact pairs c1 and c2 ( 44a, 44b) are arranged. The coverage of the network is limited so that a non-conductive gap “g” remains between the network portion “d” and the contact 44a. The microporous membrane 41a is supported by a porous support 41b as desired. Accordingly, the porous substrate includes the microporous film 41a and the porous support 41b. If desired, a sealant 45 may be deposited on a portion of the microporous membrane 41a and porous support 41b that is not covered by the sensing element, so that the analyte medium penetrates through the sensor device. Be induced to do.

図３３Ｂは、ナノセンサー１００ｐの実施態様を示す模式的断面図である。該ナノセンサーは多くの点で図１Ａに示すＮＴＦＥＴセンサーと類似する。この実施例においては、１又は複数の所望によるゲート電極１１４’（例えば、多孔性又は穿孔性の導電体）が微孔性膜４１ａの内部に埋設される。あるいは、ゲート電極１１４’が微孔性膜４１ａ上に沈着されて薄い多孔性絶縁体４６によって被覆される。ナノチューブネットワーク１０６（及び所望により選択されるいずれかの機能化物質）は微孔性膜４１ａ上に沈着されて一対の接触子（１１０、１１２）と接触する。微孔性膜４１ａは所望により多孔性支持体４１ｂによって支持される。従って、多孔性基板は微孔性膜４１ａと多孔性支持体４１ｂを具備する。   FIG. 33B is a schematic cross-sectional view showing an embodiment of the nanosensor 100p. The nanosensor is similar in many respects to the NTFET sensor shown in FIG. 1A. In this embodiment, one or more desired gate electrodes 114 '(eg, porous or perforated conductors) are embedded within the microporous membrane 41a. Alternatively, the gate electrode 114 ′ is deposited on the microporous film 41 a and covered with a thin porous insulator 46. The nanotube network 106 (and any functionalized material selected as desired) is deposited on the microporous membrane 41a and contacts the pair of contacts (110, 112). The microporous membrane 41a is supported by a porous support 41b as desired. Accordingly, the porous substrate includes the microporous film 41a and the porous support 41b.

図３３Ｃと図３３Ｄは、気体状又は液体状の被検体媒体を誘導するための例示的な流動型ミクロ流体工学的センサーのモジュール１９０の２つの垂直模式的断面図を示す。該モジュールは、多孔性基板上に配置された１又は複数のセンサー装置、例えば、図３３Ａと図３３Ｂに図示するセンサー４０ｐ及び１００ｐ等を具備する。   33C and 33D show two vertical schematic cross-sectional views of a module 190 of an exemplary fluid microfluidic sensor for inducing a gaseous or liquid analyte medium. The module includes one or more sensor devices disposed on a porous substrate, such as the sensors 40p and 100p shown in FIGS. 33A and 33B.

図示する実施例においては、４つのこの種のセンサーが、微孔性膜４１ａと多孔性支持体４１ｂを具備する共通の多孔性基板４１上に配設されるので、組み合わされた装置（４０ｐ、１００ｐ）と基板４１は「多孔性チップ」１９４を形成する。多孔性チップ１９４は、モジュールのハウジンング内に収容される。該ハウジングは、被検体媒体の入口１９２を制限する上部１９１ａ及び被検体媒体の出口１９３を制限する下部１９１ｂを具有する。回路のリード線１９５はチップ１９４の装置（４０ｐ、１００ｐ）を、本体１９１を介して外部の信号コネクターへ接続する。当業者には明らかなように、本発明の技術的思想を逸脱することなく、別の流体工学的な配置と構成を採用してもよい。例えば、本体１９１は平面状部材の組合せ体、例えば、スペーサーによって分離されたガラウス製スライドであって取り付け部と導管部（例えば、平面状部材へ、例えば、接着剤やＵＳ溶接等によって接合された腐食ポリマー又は腐食ガラス）がもたらされるように成形されたスライドの組合せ体を具備していてもよい。好ましくは、センサーのモジュール１９０は検出系（図示せず）内へ組み込まれる。該検出系は、気体状又は液体状の被検体媒体のサンプリングと流れの調節及び測定データの分析とアウトプットをもたらす。   In the embodiment shown, four such sensors are arranged on a common porous substrate 41 comprising a microporous membrane 41a and a porous support 41b, so that the combined device (40p, 100p) and the substrate 41 form a "porous tip" 194. The porous tip 194 is housed within the module housing. The housing includes an upper portion 191a for restricting the inlet 192 of the subject medium and a lower portion 191b for restricting the outlet 193 of the subject medium. A circuit lead 195 connects the device (40p, 100p) of the chip 194 to an external signal connector via the main body 191. It will be apparent to those skilled in the art that other fluidic arrangements and configurations may be employed without departing from the spirit of the present invention. For example, the main body 191 is a combination of planar members, for example, a garaus slide separated by a spacer, and is attached to a mounting portion and a conduit portion (for example, a planar member by, for example, an adhesive or US welding). It may comprise a combination of slides shaped to provide a corrosive polymer or corrosive glass. Preferably, the sensor module 190 is incorporated into a detection system (not shown). The detection system provides sampling and flow regulation of the gaseous or liquid analyte medium and analysis and output of the measurement data.

電界の緊縮調節について説明する。ナノチューブは、その形態に起因して、高い電界強度（＞１０６Ｖ／ｃｍ）を発生させる。これにより、本発明の観点によるセンサーの実施態様においては、結合性相互作用の電気的変調を採用することによって、特異性と反応速度を増加させると共に、不整合化ハイブリッド形成と非特異的結合を回避することが可能となる。また、これにより、選択された優先順位（例えば、より高い感度／より高い偽陽性対より低い感度／より低い偽陽性）を採用するための調整可能な操作モードが可能となる。   The stringent adjustment of the electric field will be described. Nanotubes generate high electric field strength (> 106 V / cm) due to their morphology. Thus, in embodiments of the sensor according to the present invention, electrical modulation of binding interaction is employed to increase specificity and reaction rate and to reduce mismatched hybridization and non-specific binding. It can be avoided. This also allows an adjustable mode of operation to employ the selected priority (eg, higher sensitivity / higher false positive pair lower sensitivity / lower false positive).

図３４Ａと図３４Ｂは、本発明の観点による別の例示的なナノセンサーの実施態様を示す。該ナノセンサーは、非特異的ポリヌクレオチドの結合を調節するための電界緊縮（electric field stringency）をもたらす。この図においては、装置１０はナノチューブ２を具有しており、該ナノチューブは少なくとも１個の接触子３（基板は図示せず）と接触すると共に１又は複数のポリヌクレオチドプローブ５と結合する。   34A and 34B illustrate another exemplary nanosensor embodiment according to aspects of the present invention. The nanosensor provides an electric field stringency to modulate the binding of non-specific polynucleotides. In this figure, the device 10 comprises a nanotube 2, which is in contact with at least one contact 3 (substrate not shown) and associated with one or more polynucleotide probes 5.

図３４Ａは、未荷電状態のナノチューブ２を具有する装置１０を示す。高度に相補的な標的５はプローブ４とハイブリッド形成し、より低い相補的な標的６はプローブ４’と部分的にハイブリッド形成する。過剰の又は非相補性の標的７はナノチューブ２と結合するが、プローブとは結合しない。   FIG. 34A shows the device 10 comprising an uncharged nanotube 2. Highly complementary target 5 hybridizes with probe 4 and lower complementary target 6 partially hybridizes with probe 4 '. Excess or non-complementary target 7 binds to nanotube 2 but does not bind to the probe.

図３４Ｂは、未荷電状態のナノチューブ２を具有する装置１０を示す。負に荷電したナノチューブ２は標的ポリヌクレオチドを排斥するので標的６及び７は洗い流されるが、高度に相補的な標的５はプローブ４とハイブリッド形成した状態を保持する。電圧又は電界強度及び温度、ｐＨ、緩衝液の濃度等は、所望の緊縮条件が得られるように調節してもよい。   FIG. 34B shows the device 10 with the uncharged nanotube 2. The negatively charged nanotube 2 eliminates the target polynucleotide so that the targets 6 and 7 are washed away, while the highly complementary target 5 remains hybridized with the probe 4. The voltage or electric field strength and temperature, pH, buffer concentration, etc. may be adjusted to obtain desired stringency conditions.

図３５は、本発明の観点による別の例示的なナノセンサーの実施態様であって、毛細管状の試料送給管を具有するナノセンサーを示す。アッセイ装置２０は全部又は一部が使い捨て可能な試験ストリップとして設計されていてもよい。装置２０は、好ましくは、本明細書に記載のような流動型センサーである検出器１０を具有する。試料１を多孔性取込み部２へ塗布すると、該取り込み部は試料を吐き出してセンサー１０と接触させる。所望により、試薬３又は生体活性種（例えば、酵素及び抗体等）４は、センサー１０の方向へ流動する試料１に溶解させてもよい。回路８は、センサー１０からコネクター７を介して信号を受け取り、測定値のアウトプットをユーザーへ送給する。   FIG. 35 shows another exemplary nanosensor embodiment according to an aspect of the present invention, comprising a capillary sample delivery tube. The assay device 20 may be designed in whole or in part as a disposable test strip. The device 20 preferably comprises a detector 10 which is a flow type sensor as described herein. When the sample 1 is applied to the porous take-in portion 2, the take-out portion discharges the sample and makes contact with the sensor 10. If desired, the reagent 3 or the bioactive species (eg, enzyme and antibody) 4 may be dissolved in the sample 1 flowing in the direction of the sensor 10. The circuit 8 receives a signal from the sensor 10 via the connector 7 and sends the output of the measured value to the user.

表面上へ沈着させたネットワークについて説明する。図３６Ａ〜図３６Ｃは、本発明の観点による別の例示的なナノセンサー３０の実施態様であって、多孔性膜３（例えば、図３２Ｂに示すような多孔性膜）の表面上へ溶液塗布法によって沈着させたナノチューブ２のネットワークを具有するナノセンサーを示す。このようなナノチューブネットワークは、一般的には、次の米国特許出願の明細書に記載の方法によって調製して沈着させてもよく、これらの明細書の記載内容も本願明細書の一部を成すものである：
１）２００５年１２月９日出願の第６０／７４８８３４号（発明の名称：プレパターン化電極を有する基板を具備するナノ電子センサー、及び環境中のアンモニア制御系）、及び
２）２００５年１１月１４日出願の第１１／２７４７４７号（発明の名称：カーボンナノチューブに基づくグルコースの検出）。 A network deposited on the surface will be described. 36A-36C are another exemplary nanosensor 30 embodiment in accordance with aspects of the present invention for applying a solution onto the surface of a porous membrane 3 (eg, a porous membrane as shown in FIG. 32B). Figure 2 shows a nanosensor comprising a network of nanotubes 2 deposited by the method. Such nanotube networks may generally be prepared and deposited by the methods described in the following U.S. patent application specifications, the contents of which are also part of this specification. Is:
1) No. 60/748834 filed Dec. 9, 2005 (Title of Invention: Nanoelectronic sensor comprising a substrate with pre-patterned electrodes, and ammonia control system in the environment), and 2) Nov. 2005 No. 11/274747 filed 14 days (Title of Invention: Detection of glucose based on carbon nanotubes).

以下に説明する方法においては、加熱手段を利用することによって、膜３の微孔４の実質的な貫通を伴うことなく、溶液の乾燥又は硬化を促進させることによってネットワークを形成させることができる。１又は複数の接触子５を、例えば、導電性ポリマー物質真又は導電性インキ配合物を用いて配置させることによってネットワーク２と連絡させてもよい。   In the method described below, a network can be formed by promoting the drying or curing of the solution without substantial penetration of the micropores 4 of the membrane 3 by using a heating means. One or more contacts 5 may be in communication with the network 2 by placing them with, for example, a conductive polymer material true or a conductive ink formulation.

適当な水性沈着溶液は、ＳＷＮＴ−ＰＡＢＳ粉末を水中へ懸濁させることによって調製してもよい（該懸濁液の好ましい濃度は約１ｍｇ／ｍｌである）。この場合、均一な分散液の調製を促進するために、超音波処理をおこなってもよい。カーボンナノチューブ分散液は、エアブラシを用いて噴霧することによって、基板上へ塗布してもよい。   A suitable aqueous deposition solution may be prepared by suspending SWNT-PABS powder in water (the preferred concentration of the suspension is about 1 mg / ml). In this case, ultrasonic treatment may be performed in order to promote preparation of a uniform dispersion. The carbon nanotube dispersion may be applied onto the substrate by spraying with an air brush.

ＳＷＮＴ−ＰＡＢＳ粉末 [ポリ（ｍ−アミノベンゼンスルホン酸）又はＳＷＮＴへ共有結合させたＰＡＢＳ] は、カーボン・ソリューションズ社（リバーサイド、カリホルニア）から市販されており、また、下記の文献に記載の方法に従って調製してもよい（該文献の開示内容も本願明細書の一部を成すものである）：
Ｂ．ツハオら、「水溶性単一壁カーボンナノチューブ−ポリ（ｍ−アミノベンゼンスルホン酸）グラフトコポリマーの合成と特性」、Adv. Funct. Mater. 、２００４年、第１４巻、第１号、第７１頁〜第７６頁。
ＳＷＮＴ−ＰＡＢＳの水性液（例えば、濃度が１ｍｇ／ｍｌの水性液）は、超音波処理によって調製してもよい。短時間の超音波処理によって、カーボンナノチューブの均一な分散液が得られた。 SWNT-PABS powder [poly (m-aminobenzenesulfonic acid) or PABS covalently bonded to SWNT] is commercially available from Carbon Solutions (Riverside, Calif.), And according to the method described in the following document: (The disclosure of this document is also part of this application):
B. Tsuhao et al., “Synthesis and Properties of Water-Soluble Single-Walled Carbon Nanotube-Poly (m-aminobenzenesulfonic Acid) Graft Copolymer”, Adv. Funct. Mater., 2004, Vol. 14, No. 1, p. 71 -Page 76.
An aqueous liquid of SWNT-PABS (for example, an aqueous liquid having a concentration of 1 mg / ml) may be prepared by sonication. A uniform dispersion of carbon nanotubes was obtained by sonication for a short time.

好ましくは、沈着処理は、薄いコーティング処理を数回実施することによっておこなわれ、中間に乾燥処理（例えば、約５５〜７５℃のホットプレート上での乾燥処理）をおこなう。各コーティング処理の間においては、選択された抵抗が得られるまで膜抵抗を測定する（この測定は、印刷された掃引線の間でおこなってもよく、あるいは、ネットワークコーティング上のピンプローブ（pin probe）によっておこなってもよい）。例えば、沈着は、半インチのピンプローブ間隔の抵抗が約１５Ｋオームになるまで続行してもよい。   Preferably, the deposition process is performed by performing a thin coating process several times, and an intermediate drying process (for example, a drying process on a hot plate at about 55 to 75 ° C.) is performed. During each coating process, the membrane resistance is measured until a selected resistance is obtained (this measurement may be made between printed sweep lines, or a pin probe on the network coating). ). For example, deposition may continue until the half-inch pin probe spacing resistance is about 15K ohms.

上記の実施例においては、ＰＡＢＳが水性分散液の調製を促進することに留意すべきである。疎水性のナノチューブ又はナノ構造体に対しては、別の溶剤法、例えば、２００４年５月１４日出願の米国特許出願第１０／８４６０７２号明細書（発明の名称：可撓性ナノチューブセンサー）に記載の方法を採用してもよい（該明細書の記載内容も本願明細書の一部を成すものである）。   It should be noted that in the above examples, PABS facilitates the preparation of the aqueous dispersion. For hydrophobic nanotubes or nanostructures, another solvent method, for example, US patent application Ser. No. 10/846072 filed May 14, 2004 (Title: Flexible Nanotube Sensor). The described method may be employed (the description of the specification also forms part of the present specification).

機能化について説明する。前記のようなセンサーは種々の方法により機能化させることによって適当なプローブ又は認識基が得られることに留意すべきである。さらに、下記の刊行物には、本発明の技術的思想を逸脱することなく本発明の観点によるセンサーに適用してもよい別の機能化技術が記載されており、これらの記載内容も本願明細書の一部を成すものである（但し、これらの記載内容は、これらの刊行物が本願発明のいずれかの観点に関連する先行技術を構成するということを暗示するものではない）。   The functionalization will be described. It should be noted that suitable probes or recognition groups can be obtained by functionalizing such sensors in various ways. Further, the following publications describe other functionalization techniques that may be applied to the sensor according to the present invention without departing from the technical idea of the present invention. (However, these descriptions do not imply that these publications constitute prior art relating to any aspect of the present invention).

１）Ｒ．バシール、「ＤＮＡ−仲介人工ナノバイオ構造体；現状の技術と将来の動向」、超格子とミクロ構造に関する招聘レビュー、電気・コンピュータエンジニアリング学部、生体医学エンジニアリング科、パーヂュー大学、第２９巻、第１号、２００１年。
２）Ａ．ビアンコら、「カーボンナノチューブは生物学的用途に対して有用な道具となりうるか」、Adv. Mater. 、２００３年、第１５巻、第２０号、第１７６５頁〜第１７６８頁、
３）Ａ．カッセル、「超感受性カーボンナノ電極バイオセンサーテクノロジー」、センター・フォア・テクノロジー、ＵＣ−サンタクルーズ、モフェット・フィールド、カリホルニア、２００４年４月２２日
４）Ｒ．チェンら、「ＤＮＡの離層による可溶化カーボンナノチューブの制御沈殿」、アメリカン・ケミカル・ソサイアティー、２００５年、
５）Ｃ．デュウェイヤーら、「ＤＮＡ−機能化単一壁カーボンナノチューブ」、ナノテクノロジー、第１３巻、２００２年、第６０１頁〜第６０４頁、
６）Ｃ．フーら、「電気化学的検出用のＤＮＡ機能化単一壁カーボンナノチューブ」、J. Phys. Chem. B 、第１０９巻、第４３号、２００５年、第２００７２頁〜第２００７６頁、
７）Ｋ．ケルマンら、「ＤＮＡハイブリッド形成の非標識的増大化電気化学的検出のためのカーボンナノチューブのＤＮＡ−指向性結合」、エレクトロアナリシス、２００４年、第１６巻、第２０号、第１６６７頁〜第１６７２頁、
８）Ｊ．リーら、「超感受性ＤＮＡ検出用カーボンナノチューブナノ電極アレイ」、Nano Lett. 、第３巻、第５号、２００３年、第５９７頁〜第６０２頁、
９）Ｍ．Ｊ．モグハッダムら、「光化学を利用することによるカーボンナノチューブの側壁とチップ上へのＤＮＡの高効率性結合」、Nano Lett. 、２００４年、第４巻、第１号、第８９頁〜第９３頁、及び
１０）Ｊ．ワングら、「タンパク質とＤＮＡの超感受性電気的バイオ検出：認識と形質導入事象のカーボンナノチューブに基づく増幅」、J. Am. Chem. Soc. 、２００４年、第１２６巻、第３０１０頁〜第３０１１頁。 1) R.A. Bashir, “DNA-Mediated Artificial Nanobiostructures: Current Technology and Future Trends”, Invitation Review on Superlattices and Microstructures, Faculty of Electrical and Computer Engineering, Department of Biomedical Engineering, Purdue University, Vol. 29, No. 1 , 2001.
2) A. Bianco et al., “Can carbon nanotubes be a useful tool for biological applications,” Adv. Mater., 2003, 15, 20, 1765-1768,
3) A. Kassel, “Supersensitive Carbon Nanoelectrode Biosensor Technology”, Center for Technology, UC-Santa Cruz, Moffett Field, Calif., April 22, 2004 4) R.M. Chen et al., “Controlled Precipitation of Solubilized Carbon Nanotubes by Delamination of DNA”, American Chemical Society, 2005,
5) C.I. Deweyer et al., “DNA-Functionalized Single-Walled Carbon Nanotubes”, Nanotechnology, Vol. 13, 2002, 601-604,
6) C.I. Fu et al., “DNA Functionalized Single-Walled Carbon Nanotubes for Electrochemical Detection”, J. Phys. Chem. B, 109, 43, 2005, 20072-20076,
7) K.K. Kelman et al., “DNA-Directed Binding of Carbon Nanotubes for Unlabeled Enhanced Electrochemical Detection of DNA Hybridization,” Electroanalysis, 2004, 16, 20, 1667-1672. page,
8) J. et al. Lee et al., “Carbon Nanotube Nanoelectrode Array for Supersensitive DNA Detection”, Nano Lett., Vol. 3, No. 5, 2003, 597-602.
9) M.M. J. et al. Moghadam et al., “Highly efficient binding of carbon nanotubes to sidewalls and chips by utilizing photochemistry”, Nano Lett., 2004, Vol. 4, No. 1, pp. 89-93, And 10) J. et al. Wang et al., “Supersensitive electrical biodetection of proteins and DNA: Carbon nanotube-based amplification of recognition and transduction events”, J. Am. Chem. Soc., 2004, 126, 3010-3011. page.

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結論
本発明の技術的思想を逸脱することなく、多数の有用な別の工業的な用途及び別の実施態様が可能であることは当業者が理解できることである。 CONCLUSION Those skilled in the art will appreciate that many other useful industrial applications and embodiments are possible without departing from the spirit of the invention.

本発明の観点によるナノセンサー装置の別の実施態様においては、多数の装置特性（例えば、キャパシタンス、相互コンダクタンス、抵抗、インピーダンス、インダクタンス、磁気的又は電気機械的特性、圧電効果及び電気光学的効果等）の内の１又は複数の特性を利用する。付加的な導電性素子（例えば、ソース電極、ドレイン電極、対電極、ゲート電極、参照電極及び疑似参照電極等）を組み入れることによって、所望の特性の電子的測定を可能にし、また、１又は複数の検出信号が得られるようにしてもよい。   In another embodiment of a nanosensor device according to aspects of the present invention, a number of device characteristics (eg, capacitance, transconductance, resistance, impedance, inductance, magnetic or electromechanical properties, piezoelectric effects, electro-optic effects, etc.) ) Is utilized. Incorporation of additional conductive elements (eg, source electrode, drain electrode, counter electrode, gate electrode, reference electrode, pseudo reference electrode, etc.) enables electronic measurement of the desired property and one or more This detection signal may be obtained.

上記の実施態様による装置は、ナノセンサーの性能を高めるその他の素子を具備していてもよい。例えば、マイクロホットプレートをセンサーチップに組み込むことによって、検出速度及び／又は感度を高めるような熱的制御を可能とし、また、装置の回復又はサイクリングを促進させることができる。このような実施態様による装置には、ナノセンサー系の操作範囲を拡張する別の構成要素（例えば、ミクロ流体のサンプリング装置、精製装置、ＰＣＲ又はその他の増幅装置、電源及び遠隔又は無線通信装置等）を組み入れてもよい。   The device according to the above embodiments may include other elements that enhance the performance of the nanosensor. For example, the incorporation of a micro hot plate into the sensor chip allows thermal control to increase detection speed and / or sensitivity, and can facilitate device recovery or cycling. Devices according to such embodiments include other components that extend the operating range of the nanosensor system (eg, microfluidic sampling devices, purification devices, PCR or other amplification devices, power supplies and remote or wireless communication devices, etc. ) May be incorporated.

この種の装置は、半導体工業において使用されている既知の方法によって、好ましくは、ウェーハ上に配置される複数の装置として製造してもよい。一般的には、１又は複数の装置を、ウェーハの各々の異なるダイ上に配置させる。製造後、該ダイは分離され、常套法によって包装され、これによって、電子的測定系への組み込みが促進される。   This type of device may be manufactured by a known method used in the semiconductor industry, preferably as a plurality of devices placed on a wafer. In general, one or more devices are placed on each different die of the wafer. After manufacture, the dies are separated and packaged by conventional methods, which facilitates their incorporation into electronic measurement systems.

既知のマイクロプロセッサー、出力装置、ディスプレイ及び／又は電源等をセンサー系へ組み入れてもよい。本発明の観点による別のセンサー装置は、無線センサー及びベースレシーバ／トランシーバユニットを具備するシステムに適合するように設計してもよく、これによって、センサーユニットを分散状態で配置させることが可能となり、既存及び／又は常套の監視／警報システム（例えば、工業用／環境用監視システム及び持ち運び可能な患者監視ユニット等）への組み入れが簡便となる。   Known microprocessors, output devices, displays and / or power supplies may be incorporated into the sensor system. Another sensor device according to aspects of the present invention may be designed to fit into a system comprising a wireless sensor and a base receiver / transceiver unit, which allows the sensor units to be distributed in a distributed manner, Easy to integrate into existing and / or conventional monitoring / alarm systems (eg, industrial / environmental monitoring systems and portable patient monitoring units).

本発明の観点によるさらに別の実施態様においては、生体適合性があって、患者の体内へ設置させるか、又は挿入させる装置の全部又は一部を用いて操作できるように設計される電子的検出装置が組み入れられる。このような検出装置を製造するためには、既知の生体適合性材料を使用してもよい。特定の実施態様においては、１又は複数の検出装置を薬物送達システムへ組み込むか、又は該システムと組み合わされる。電子的検出装置は、１種又は複数種の標的種の血中の測定濃度との関係において、１種又は複数種の薬物の放出を制御するように設計される。   In yet another embodiment according to aspects of the present invention, electronic detection is biocompatible and designed to be operated using all or part of a device that is placed or inserted into a patient's body. A device is incorporated. To manufacture such a detection device, known biocompatible materials may be used. In certain embodiments, one or more detection devices are incorporated into or combined with the drug delivery system. The electronic detection device is designed to control the release of one or more drugs in relation to the measured concentration in the blood of one or more target species.

本発明の観点に従って調製される検出装置は多数の別の形態を有していてもよい。例えば、特定の実施態様においては、各々のセンサーを一回使用装置として調製することが有利である。例えば、使い捨てセンサーユニットは、再使用可能な電子的測定システムと接続できるように設計してもよく、また、該測定システム自体を、十分に使い捨てできる程度のコストで経済的に製造してもよい。別の実施態様においては、チップ上に多重センサー素子を有するアレイを組み入れてもよい。この場合、複数の異なる種に対して多重センサーを機能化させることによって、検出装置から異なる複数の測定結果を得ることができる。   Detection devices prepared according to aspects of the present invention may have a number of alternative forms. For example, in certain embodiments, it is advantageous to prepare each sensor as a single use device. For example, a disposable sensor unit may be designed to be connected to a reusable electronic measurement system, and the measurement system itself may be economically manufactured at a cost that is sufficiently disposable. . In another embodiment, an array having multiple sensor elements on a chip may be incorporated. In this case, a plurality of different measurement results can be obtained from the detection device by functionalizing the multiple sensors for a plurality of different species.

以上の記載において、ナノチューブセンサー装置の好ましい実施態様について説明したが、当業者には明らかなように、これらの装置系によれば特定の利点が得られる。また、本発明の範囲と技術的思想の範囲内において、上記の実施態様の種々の修正、改良及び変更等をおこなってもよい。以上の本発明は、特許請求の範囲の記載によって規定される。   In the above description, preferred embodiments of the nanotube sensor device have been described, but as will be apparent to those skilled in the art, these device systems provide certain advantages. Further, various modifications, improvements, changes, and the like of the above-described embodiments may be made within the scope of the present invention and the technical idea. The present invention described above is defined by the description of the scope of claims.

ナノチューブトランジスター装置に関する例示的な電導度曲線を示す模式図である。2 is a schematic diagram illustrating an exemplary conductivity curve for a nanotube transistor device. FIG. ナノチューブのランダムなネットワークを用いたナノチューブセンサーに関する例示的な形態を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the exemplary form regarding the nanotube sensor using the random network of a nanotube. 図２に示す例示的なナノチューブセンサーの模式的な断面図である。FIG. 3 is a schematic cross-sectional view of the exemplary nanotube sensor shown in FIG. 実施例Ａに記載の本発明によるナノ電子センサーの製造法の例示的な工程を示すフローチャートである。2 is a flowchart showing exemplary steps of a method for manufacturing a nanoelectronic sensor according to the present invention described in Example A. 本発明によるポリヌクレオチドの検出方法の例示的な段階を示すフローチャートである。2 is a flowchart showing exemplary steps of a polynucleotide detection method according to the present invention. ３つの環境下におけるナノチューブ電子装置に関するゲート電圧の関数としての電導度を示すチャートである。FIG. 6 is a chart showing conductivity as a function of gate voltage for nanotube electronic devices in three environments. ピレン−ＤＮＡ接合体を用いる機能化処理及びｃＤＮＡを用いる処理に付した後の実施例Ｂに記載のセンサーの装置特性を示す。The device characteristics of the sensor described in Example B after being subjected to a functionalization treatment using a pyrene-DNA conjugate and a treatment using cDNA are shown. ピレン−ＤＮＡ接合体を用いる機能化処理、ＳＮＰ−ＤＮＡを用いる処理及びｃＤＮＡを用いる処理に付した後の実施例Ｂに記載のセンサーの装置特性を示す。The apparatus characteristics of the sensor described in Example B after being subjected to functionalization treatment using pyrene-DNA conjugate, treatment using SNP-DNA, and treatment using cDNA are shown. 本発明の特定の観点による実施態様であって、センサーに結合させた検出プローブを使用する例示的なＤＮＡアッセイの実施態様を示す。FIG. 6 illustrates an exemplary DNA assay embodiment using a detection probe coupled to a sensor, in accordance with certain aspects of the present invention. 本発明の特定の観点による実施態様であって、電子活性なインカレータを使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様を示す。Fig. 6 illustrates an embodiment of another DNA assay using an electroactive incalator according to certain aspects of the invention. 本発明の特定の観点による実施態様であって、電子活性なインカレータを使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様の構成成分を示す。Fig. 3 illustrates an embodiment according to a particular aspect of the present invention, the components of another DNA assay embodiment using an electroactive incalator. 本発明の特定の観点による実施態様であって、電子活性なインカレータを使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様の構成成分を示す。Fig. 3 illustrates an embodiment according to a particular aspect of the present invention, the components of another DNA assay embodiment using an electroactive incalator. 本発明の特定の観点による実施態様であって、電子活性なインカレータを使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様の構成成分を示す。Fig. 3 illustrates an embodiment according to a particular aspect of the present invention, the components of another DNA assay embodiment using an electroactive incalator. 本発明の特定の観点による実施態様であって、電子活性なインカレータを使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様の構成成分を示す。Fig. 3 illustrates an embodiment according to a particular aspect of the present invention, the components of another DNA assay embodiment using an electroactive incalator. 本発明の特定の観点による実施態様であって、増幅基を使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様を示す。Fig. 4 illustrates an embodiment of another DNA assay that uses an amplification group according to certain aspects of the invention. 本発明の特定の観点による実施態様であって、増幅基を使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様の構成成分を示す。Fig. 4 illustrates an embodiment according to a particular aspect of the present invention, the components of another DNA assay embodiment using an amplification group. 本発明の特定の観点による実施態様であって、増幅基を使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様の構成成分を示す。Fig. 4 illustrates an embodiment according to a particular aspect of the present invention, the components of another DNA assay embodiment using an amplification group. 本発明の特定の観点による実施態様であって、増幅基を使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様の構成成分を示す。Fig. 4 illustrates an embodiment according to a particular aspect of the present invention, the components of another DNA assay embodiment using an amplification group. 本発明の特定の観点による実施態様であって、センサーに検出プローブを結合させる抗体−抗原結合を使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様を示す。FIG. 4 illustrates another DNA assay embodiment using an antibody-antigen binding that binds a detection probe to a sensor, in accordance with certain aspects of the invention. 本発明の特定の観点による実施態様であって、センサーに検出プローブを結合させる抗体−抗原結合を使用する別のＤＮＡアッセイの実施態様の構成成分を示す。FIG. 4 illustrates components of another DNA assay embodiment using an antibody-antigen binding that binds a detection probe to a sensor, in accordance with certain aspects of the invention. 本発明の特定の観点による２つの別の構造を有するセンサーであって、検出プローブがナノチューブのようなナノ構造体に結合した該センサーを示す。FIG. 3 illustrates a sensor having two alternative structures according to certain aspects of the present invention, wherein a detection probe is bound to a nanostructure such as a nanotube. 本発明の特定の観点による２つの別の構造を有するセンサーであって、検出プローブがナノチューブのようなナノ構造体に結合した該センサーを示す。FIG. 3 illustrates a sensor having two alternative structures according to certain aspects of the present invention, wherein a detection probe is bound to a nanostructure such as a nanotube. 本発明の特定の観点による２つの別の構造を有するセンサーであって、検出プローブがナノチューブのようなナノ構造体に結合した該センサーを示す。FIG. 3 illustrates a sensor having two alternative structures according to certain aspects of the present invention, wherein a detection probe is bound to a nanostructure such as a nanotube. 本発明の特定の観点による２つの別の構造を有するセンサーであって、検出プローブがナノチューブのようなナノ構造体に結合した該センサーを示す。FIG. 3 illustrates a sensor having two alternative structures according to certain aspects of the present invention, wherein a detection probe is bound to a nanostructure such as a nanotube. 本発明の特定の観点による２つの別の構造を有するセンサーであって、検出プローブがセンサー基板に結合した該センサーを示す。Fig. 3 illustrates a sensor having two alternative structures according to certain aspects of the present invention, wherein a detection probe is coupled to a sensor substrate. 本発明の特定の観点による２つの別の構造を有するセンサーであって、検出プローブがセンサー基板に結合した該センサーを示す。Fig. 3 illustrates a sensor having two alternative structures according to certain aspects of the present invention, wherein a detection probe is coupled to a sensor substrate. 本発明の特定の観点による２つの別の構造を有するセンサーであって、検出プローブがセンサー基板に結合した該センサーを示す。Fig. 3 illustrates a sensor having two alternative structures according to certain aspects of the present invention, wherein a detection probe is coupled to a sensor substrate. 本発明の特定の観点による２つの別の構造を有するセンサーであって、検出プローブがセンサー電極に結合した該センサーを示す。Fig. 4 illustrates a sensor having two alternative structures according to certain aspects of the present invention, wherein a detection probe is coupled to a sensor electrode. 本発明の特定の観点による２つの別の構造を有するセンサーであって、検出プローブがセンサー電極に結合した該センサーを示す。Fig. 4 illustrates a sensor having two alternative structures according to certain aspects of the present invention, wherein a detection probe is coupled to a sensor electrode. 本発明の観点による電気分析装置の検出部と例示的なナノチューブの模式図であって、標的は、直接的な電気的相互作用によって測定される。FIG. 2 is a schematic diagram of a detector and an exemplary nanotube of an electroanalyzer according to an aspect of the present invention, where the target is measured by direct electrical interaction. 本発明の観点による電気分析装置の検出部と例示的なナノチューブの模式図であって、標的は、直接的な電気的相互作用によって測定される。FIG. 2 is a schematic diagram of a detector and an exemplary nanotube of an electroanalyzer according to an aspect of the present invention, where the target is measured by direct electrical interaction. 本発明の観点による電気分析装置の検出部と例示的なナノチューブの模式図であって、標的は、強いエフェクター分子に関するナノチューブの差別的なブロッキングによって測定される。FIG. 2 is a schematic diagram of a detector and an exemplary nanotube of an electroanalyzer according to an aspect of the present invention, where the target is measured by differential blocking of the nanotube with respect to a strong effector molecule. 本発明の観点による電気分析装置の検出部と例示的なナノチューブの模式図であって、標的は、強いエフェクター分子に関するナノチューブの差別的なブロッキングによって測定される。FIG. 2 is a schematic diagram of a detector and an exemplary nanotube of an electroanalyzer according to an aspect of the present invention, where the target is measured by differential blocking of the nanotube with respect to a strong effector molecule. 本発明の観点による電気分析装置の検出部と例示的なナノチューブの模式図であって、標的は、緊縮パラメータに関する特徴的な解離点によって測定される。FIG. 2 is a schematic diagram of a detector and an exemplary nanotube of an electroanalyzer according to an aspect of the present invention, where the target is measured by a characteristic dissociation point with respect to a stringency parameter. 本発明の観点による電気分析装置の検出部と例示的なナノチューブの模式図であって、標的は、緊縮パラメータに関する特徴的な解離点によって測定される。FIG. 2 is a schematic diagram of a detector and an exemplary nanotube of an electroanalyzer according to an aspect of the present invention, where the target is measured by a characteristic dissociation point with respect to a stringency parameter. 図１７Ａは被検体（conFIG.d）を検出するための例示的な電子検出装置（ＮＴＦＥＴ）の模式的断面図である。図１７Ｂは図１Ａに示すセンサーと一般的に類似するセンサーの３種の顕微鏡写真（ＳＥＭ）を示すもので、平面図ａは交互に配置されたソース接触子とドレイン接触子の配置を示し、平面図ｂはナノチューブネットワークＮと該接触子の拡大写真を示し、平面図ｃはナノチューブネットワークの周縁部の拡大写真を示す。図１７Ｃは図１Ａ及び図１Ｂに示すセンサーと一般的に類似するセンサーであって、ダイ上で形成されて常套のＣＥＲＤＩＰパッケージ内にチップとして装着されたセンサーの写真を示す。図１７Ｄは図１Ａ及び図１Ｂに示すセンサーと一般的に類似するセンサーであって、図Ｃの場合のように装着された後で、電子センサーシステムの例示的な回路基板に組み込まれたセンサーの写真を示す。FIG. 17A is a schematic cross-sectional view of an exemplary electron detector (NTFET) for detecting a subject (conFIG.d). FIG. 17B shows three photomicrographs (SEM) of a sensor generally similar to the sensor shown in FIG. 1A, with a plan view a showing the arrangement of alternating source and drain contacts, The plan view b shows an enlarged photograph of the nanotube network N and the contacts, and the plan view c shows an enlarged photograph of the periphery of the nanotube network. FIG. 17C shows a photograph of a sensor that is generally similar to the sensor shown in FIGS. 1A and 1B, formed on a die and mounted as a chip in a conventional CERDIP package. FIG. 17D is a sensor that is generally similar to the sensor shown in FIGS. 1A and 1B, with the sensor incorporated into the exemplary circuit board of the electronic sensor system after being mounted as in FIG. C. Show photos. 例示的なＮＴＦＥＴウェーハに対する装置の最大コンダクタンス及び装置の変調のウェーハマップをそれぞれ例示的に示す。FIG. 4 exemplarily shows a wafer map of device maximum conductance and device modulation for an exemplary NTFET wafer, respectively. 例示的なＮＴＦＥＴウェーハに対する装置の最大コンダクタンス及び装置の変調のウェーハマップをそれぞれ例示的に示す。FIG. 4 exemplarily shows a wafer map of device maximum conductance and device modulation for an exemplary NTFET wafer, respectively. 図１８Ａ及び図１８Ｂに示すコンダクタンスのデータに係る装置の占有率プロットを示す。FIG. 19 shows an occupancy plot of the device according to the conductance data shown in FIGS. 18A and 18B. FIG. 図１８Ａ及び図１８Ｂに示す変調のデータに係る装置の母集団プロットを示す。FIG. 19 shows a population plot of the apparatus for the modulation data shown in FIGS. 18A and 18B. FIG. 非標識化ｓｓＤＮＡ捕獲プローブと共にインキュベーション処理に付した後であって、標的ＤＮＡを用いて処理する前の装置を示す。Fig. 4 shows the apparatus after being subjected to an incubation treatment with an unlabeled ssDNA capture probe but before treatment with the target DNA. Ｃｙ５−標識化標的ＤＮＡと共にインキュベーション処理に付した後のＮＴＮＦＥＴ装置の蛍光画像を示す。FIG. 6 shows a fluorescence image of the NTNFET device after being subjected to an incubation treatment with Cy5-labeled target DNA. Ｃｙ５−標識化標的ＤＮＡと共にインキュベーション処理に付した後のＮＴＮＦＥＴ装置の比較蛍光画像を示す。A comparative fluorescence image of the NTNFET device after being subjected to an incubation treatment with Cy5-labeled target DNA is shown. 図１９Ａ〜図１９Ｃに示す装置から得られた蛍光信号に基づく標的ＤＮＡのハイブリッド形成に関する定量的な比較を示す棒グラフを示す。FIG. 20 shows a bar graph showing a quantitative comparison of target DNA hybridization based on fluorescence signals obtained from the apparatus shown in FIGS. 19A-19C. FIG. ＤＮＡに対するＮＴＮＦＥＴ装置の電子的応答を示すものであって、相補的プローブのハイブリッド形成の効果を示す。Fig. 5 shows the electronic response of the NTNFET device to DNA, showing the effect of complementary probe hybridization. ＤＮＡに対するＮＴＮＦＥＴ装置の電子的応答を示すものであって、非相補的プローブのハイブリッド形成の効果を示す。Fig. 5 shows the electronic response of the NTNFET device to DNA, showing the effect of non-complementary probe hybridization. 単一ヌクレオチドの多形性を検出するための対立遺伝子−特異的アッセイを示すものであって、野生型合成ＨＦＥ標的とハイブリッド形成した対立遺伝子−特異的な野生型捕獲プローブを示すプロットである。FIG. 7 is an allele-specific assay for detecting single nucleotide polymorphisms, showing an allele-specific wild-type capture probe hybridized with a wild-type synthetic HFE target. 単一ヌクレオチドの多形性を検出するための対立遺伝子−特異的アッセイを示すものであって、野生型合成ＨＦＥ標的との同じハイブリッド形成条件に曝した突然変異体捕獲プローブを示すプロットである。FIG. 6 is an allele-specific assay for detecting single nucleotide polymorphisms, showing a mutant capture probe exposed to the same hybridization conditions with a wild-type synthetic HFE target. 単一ヌクレオチドの多形性を検出するための対立遺伝子−特異的アッセイを示すものであって、血色素症を検知するための蛍光標的標識からの電子的応答（１−Ｇ／Ｇｏ）と光学的蛍光応答をまとめて示す。Figure 7 shows an allele-specific assay for detecting single nucleotide polymorphisms, including an electronic response (1-G / Go) and optical response from a fluorescent target label to detect hemochromatosis The fluorescence response is shown together. 単一ヌクレオチドの多形性を検出するための対立遺伝子−特異的アッセイを示すものであって、ＨＦＥ単一ヌクレオチドの多形性に対するＮＴＮＦＥＴ装置における電極ピッチの関数としての電子的応答を示すグラフである。FIG. 7 shows an allele-specific assay for detecting single nucleotide polymorphisms, showing a graph showing the electronic response as a function of electrode pitch in an NTNFET device to an HFE single nucleotide polymorphism. is there. 単一ヌクレオチドの多形性を検出するための対立遺伝子−特異的アッセイを示すものであって、不明確な非相同性ＤＮＡの存在下における単一ヌクレオチドの多形性の検出がトリトンＸ−１００によるブロックによって増大することを示すグラフである。FIG. 5 shows an allele-specific assay for detecting single nucleotide polymorphisms, wherein detection of single nucleotide polymorphisms in the presence of unclear heterologous DNA is triton X-100. It is a graph which shows increasing by the block by. 燐酸ナトリウム緩衝液中でのｎＭ濃度の標的ＤＮＡに対する例示的なＮＴＮＦＥＴ装置に関する変調コンダクタンスのプロットを示す。FIG. 5 shows a modulation conductance plot for an exemplary NTNFET device for nM concentration of target DNA in sodium phosphate buffer. Ｍｇ２＋イオンの影響下でのｎＭ濃度の標的ＤＮＡに対する例示的なＮＴＮＦＥＴ装置に関する変調コンダクタンスのプロットを示す。FIG. 5 shows a plot of modulation conductance for an exemplary NTNFET device for nM concentrations of target DNA under the influence of Mg 2+ ions. Ｍｇ２＋イオンの影響下でのｐＭ濃度の標的ＤＮＡ種に対する例示的なＮＴＮＦＥＴ装置に関する変調コンダクタンスのプロットを示す。FIG. 4 shows a plot of modulation conductance for an exemplary NTNFET device against a target DNA species at a pM concentration under the influence of Mg 2+ ions. 図２２Ａ〜図２２Ｃに示すデータのプロットであって、標的ＤＮＡの濃度の関数としての３つのＮＴＮＦＥＴ装置の正規化コンダクタンンス（Ｇ／Ｇ０）を示す。FIG. 22A is a plot of the data shown in FIGS. 22A-22C, showing the normalized conductance (G / G0) of the three NTNFET devices as a function of target DNA concentration. 図２３Ａは本発明の観点による多重アッセイパネルの操作手順を示すものであって、アレイのセンサーと結合する異なる種類のプローブ混合物と共にインキュベートされるアレイを示す。図２３Ｂは本発明の観点による多重アッセイパネルの操作手順を示すものであって、過剰の非結合プローブがすすぎ流されたアレイを示す。図２３Ｃは本発明の観点による多重アッセイパネルの操作手順を示すものであって、測定回路によって呼び掛けられたときのセンサーを示すダイアグラムである。図２３Ｄは本発明の観点による多重アッセイパネルの操作手順を示すものであって、プローブの結合配置状態と関連づけられたセンサー信号を示す。FIG. 23A shows the operating procedure of a multiplex assay panel according to an aspect of the present invention, showing an array incubated with different types of probe mixtures that bind to the sensors of the array. FIG. 23B illustrates the operating procedure of a multiplex assay panel according to an aspect of the present invention, showing an array in which excess unbound probe has been rinsed away. FIG. 23C shows the operating procedure of the multiplex assay panel according to the aspect of the present invention and is a diagram showing the sensor when called by the measurement circuit. FIG. 23D illustrates the operating procedure of the multiplex assay panel according to an aspect of the present invention, showing the sensor signal associated with the probe binding configuration. 図２３Ｅは本発明の観点による多重アッセイパネルの操作手順を示すものであって、試料標的種と共にインキュベートしたアレイを示す。図２３Ｆは本発明の観点による多重アッセイパネルの操作手順を示すものであって、過剰の試料をすすぎ流したアレイを示す。図２３Ｇは本発明の観点による多重アッセイパネルの操作手順を示すものであって、試料に曝した後で呼び掛けられたセンサーを示す。図２３Ｈは本発明の観点による多重アッセイパネルの操作手順を示すものであって、プローブと標的との結合状態と関連づけられたセンサー信号を示す。FIG. 23E illustrates the operating procedure of a multiplex assay panel according to aspects of the present invention, showing an array incubated with a sample target species. FIG. 23F illustrates the operating procedure of a multiplex assay panel according to an aspect of the present invention, showing an array with excess sample rinsed away. FIG. 23G shows the operating procedure of the multiplex assay panel according to an aspect of the present invention, showing the sensor called after exposure to the sample. FIG. 23H illustrates the operating procedure of the multiplex assay panel according to an aspect of the present invention, showing the sensor signal associated with the binding state of the probe and the target. 図２４Ａおよび図２４Ｂは、図２３Ａ及び図２３Ｂに関連して一般的に記載されるインキュベーション処理に付されたアレイを示す。図２４Ｃはソース−ドレインコンダクタンス（各サブプロットの左手の軸）及びチャネル−ゲートキャパシタンス（各サブプロットの右手の軸）の測定値を示す。図２４Ｄはソース−ドレインコンダクタンス（各サブプロットの左手の軸）及びチャネル−ゲートキャパシタンス（各サブプロットの右手の軸）の測定値を示す。24A and 24B show an array that has been subjected to an incubation process generally described in connection with FIGS. 23A and 23B. FIG. 24C shows measurements of source-drain conductance (left hand axis of each subplot) and channel-gate capacitance (right hand axis of each subplot). FIG. 24D shows measurements of source-drain conductance (left hand axis of each subplot) and channel-gate capacitance (right hand axis of each subplot). 図２５Ａ、図２５Ｂ、図２５Ｃ、図２５Ｄおよび図２５Ｅは、プローブの特性決定を促進するための強化基の使用例を示す。Figures 25A, 25B, 25C, 25D and 25E show examples of the use of enhancement groups to facilitate probe characterization. ナノチューブネットワーク上にバイオ機能性層が沈着された電界効果トランジスターセンサーを例示する。3 illustrates a field effect transistor sensor having a biofunctional layer deposited on a nanotube network. バイオ機能性層上にナノチューブネットワークが沈着された本発明の観点による「ネットワーク上の」電界効果トランジスターセンサーを例示する。Fig. 4 illustrates a "network on" field effect transistor sensor according to an aspect of the present invention having a nanotube network deposited on a biofunctional layer. ソース導体とドレイン導体がさらに沈着された本発明の観点による別の電界効果トランジスターセンサーを例示する。Fig. 4 illustrates another field effect transistor sensor according to an aspect of the present invention in which a source conductor and a drain conductor are further deposited. 本発明の観点によるさらに別のセンサーを例示する。Fig. 4 illustrates yet another sensor according to an aspect of the present invention. 本発明の観点による例示的なセンサーの上面図であって、多数の認識分子を示す。FIG. 2 is a top view of an exemplary sensor according to an aspect of the present invention, showing a number of recognition molecules. 本発明の観点による例示的なセンサーの側面図であって、多数の認識分子を示す。FIG. 3 is a side view of an exemplary sensor according to aspects of the present invention, showing a number of recognition molecules. プローブ基がバイオ機能層に付着した図８Ａに記載のセンサーと一般的には類似する本発明の観点による別のセンサーを例示する。8B illustrates another sensor according to an aspect of the invention that is generally similar to the sensor described in FIG. 8A with a probe group attached to the biofunctional layer. 本発明の観点によるさらに別のナノセンサーの構成を示すダイアグラムであって、この構成においては、多孔性基板を有するセンサーに対して輸送制限される平行方向又は接線方向の被検体媒体の流れがもたらされると共に、被検体媒体の反応制限される垂直方向の流れ又は貫通流がもたらされる。FIG. 6 is a diagram illustrating yet another nanosensor configuration in accordance with aspects of the present invention, which results in a parallel or tangential flow of analyte media that is transport limited with respect to a sensor having a porous substrate. As a result, a vertical flow or through-flow that results in a reaction-limited reaction of the analyte medium is provided. 微孔性のアルミナ製膜であって、例えば、本発明の観点による貫通流型センサーにおいて用いてもよい該膜の顕微鏡写真である。It is a microporous alumina film | membrane, Comprising: For example, it is a microscope picture of this film | membrane which may be used in the through-flow type sensor by the viewpoint of this invention. 別の微孔性のアルミナ製膜であって、例えば、本発明の観点による貫通流型センサーにおいて用いてもよい該膜の顕微鏡写真である。FIG. 6 is a micrograph of another microporous alumina membrane that may be used, for example, in a through-flow sensor according to aspects of the present invention. 多孔性基板を通る被検体媒体の流れをもたらす本発明の観点による別のナノセンサーを例示するものであり、また、流体状の試料被検体用モジュールを示す。FIG. 4 illustrates another nanosensor according to aspects of the present invention that provides for the flow of an analyte medium through a porous substrate, and also shows a fluid sample analyte module. 多孔性基板を通る被検体媒体の流れをもたらす本発明の観点による別のナノセンサーを例示するものであり、また、流体状の試料被検体用モジュールを示す。FIG. 4 illustrates another nanosensor according to aspects of the present invention that provides for the flow of an analyte medium through a porous substrate, and also shows a fluid sample analyte module. 多孔性基板を通る被検体媒体の流れをもたらす本発明の観点による別のナノセンサーを例示するものであり、また、流体状の試料被検体用モジュールを示す。FIG. 4 illustrates another nanosensor according to aspects of the present invention that provides for the flow of an analyte medium through a porous substrate, and also shows a fluid sample analyte module. 多孔性基板を通る被検体媒体の流れをもたらす本発明の観点による別のナノセンサーを例示するものであり、また、流体状の試料被検体用モジュールを示す。FIG. 4 illustrates another nanosensor according to aspects of the present invention that provides for the flow of an analyte medium through a porous substrate, and also shows a fluid sample analyte module. 非特異的ポリヌクレオチドの結合を緊縮調節する電界をもたらす本発明の観点によるさらに別のナノセンサーを示す。FIG. 6 illustrates yet another nanosensor according to aspects of the present invention that provides an electric field that tightly regulates binding of non-specific polynucleotides. FIG. 非特異的ポリヌクレオチドの結合を緊縮調節する電界をもたらす本発明の観点によるさらに別のナノセンサーを示す。FIG. 6 illustrates yet another nanosensor according to aspects of the present invention that provides an electric field that tightly regulates binding of non-specific polynucleotides. FIG. 試料を毛管送給する本発明の観点によるさらに別のナノセンサーを示す。Fig. 4 illustrates yet another nanosensor according to an aspect of the invention for capillary feeding a sample. 多孔性基板の表面上に適用されたナノチューブネットワークを具有する本発明の観点によるさらにまた別のナノセンサーを示す。Fig. 4 shows yet another nanosensor according to an aspect of the present invention comprising a nanotube network applied on the surface of a porous substrate. 多孔性基板の表面上に適用されたナノチューブネットワークを具有する本発明の観点によるさらにまた別のナノセンサーを示す。Fig. 4 shows yet another nanosensor according to an aspect of the present invention comprising a nanotube network applied on the surface of a porous substrate. 多孔性基板の表面上に適用されたナノチューブネットワークを具有する本発明の観点によるさらにまた別のナノセンサーを示す。Fig. 4 shows yet another nanosensor according to an aspect of the present invention comprising a nanotube network applied on the surface of a porous substrate.

符号の説明Explanation of symbols

１０ センサー
１２ ナノチューブ
１４ 基板
１６ ソース電極
１８ ドレイン電極
２０ ゲート電極
２２ プローブ
２４ ｃＤＮＡ
２６ リンカー
３０ ｓｓＤＮＡ
３２ 標的配列
３４ インターカレータ
４０ サンドイッチプローブ
４６ 増幅基
５０ 検出プローブ
５３ 検出基
５６ 抗体
５７ 拘束基
５８ リンカー
７０ 島状センサー
７２ ナノチューブネットワークセンサー
７４ ｃＤＮＡ鎖
７６ リンカー基
７８ ｓｓＤＮＡ鎖
８０ センサー構造体
８２ センサー構造体
８４ ｃＤＮＡ
８８ ｓｓＤＮＡ
９０ センサー構造体
９２ センサー構造体
９４ ｃＤＮＡ
９８ ｓｓＤＮＡ
１００ ナノチューブＤＮＡセンサー
１１０ 接触子
１１２ 接触子
１２０ ナノチューブのネットワーク
１４０ 基板
１７０ ゲート電極
１８０ 酸化ケイ素フィルム 10 sensor 12 nanotube 14 substrate 16 source electrode 18 drain electrode 20 gate electrode 22 probe 24 cDNA
26 linker 30 ssDNA
32 target sequence 34 intercalator 40 sandwich probe 46 amplification group 50 detection probe 53 detection group 56 antibody 57 constraining group 58 linker 70 island sensor 72 nanotube network sensor 74 cDNA chain 76 linker group 78 ssDNA chain 80 sensor structure 82 sensor structure 84 cDNA
88 ssDNA
90 Sensor structure 92 Sensor structure 94 cDNA
98 ssDNA
100 Nanotube DNA Sensor 110 Contact 112 Contact 120 Nanotube Network 140 Substrate 170 Gate Electrode 180 Silicon Oxide Film

Claims (26)

i）基板、
ii）基板上の第１ナノチューブ、
iii）第１ナノチューブと電気的に連絡する少なくとも２つの導電性素子、及び
iv）第１ナノチューブと作動可能に結合した少なくとも１個の単鎖ＤＮＡ分子であって、相補的な標的ＤＮＡ鎖と相互作用することによってナノチューブセンサーの電気的特性を変化させるように設計された該単鎖ＤＮＡ分子
を具備するポリヌクレオチド検出用ナノチューブセンサー。 i) substrate,
ii) the first nanotube on the substrate,
iii) at least two conductive elements in electrical communication with the first nanotube; and
iv) at least one single-stranded DNA molecule operably linked to the first nanotube, the said molecule designed to alter the electrical properties of the nanotube sensor by interacting with a complementary target DNA strand A nanotube sensor for polynucleotide detection comprising a single-stranded DNA molecule. 少なくとも１つの単鎖ＤＮＡが第１ナノチューブと直接的に結合した請求項１記載のナノチューブセンサー。   The nanotube sensor according to claim 1, wherein at least one single-stranded DNA is directly bound to the first nanotube. 第１ナノチューブが、単壁ナノチューブ、二重壁ナノチューブ、多重壁ナノチューブ及びオニオン状ナノチューブから成る群から選択される請求項１記載のナノチューブセンサー。   The nanotube sensor of claim 1, wherein the first nanotube is selected from the group consisting of a single-wall nanotube, a double-wall nanotube, a multi-wall nanotube, and an onion-like nanotube. 第１ナノチューブが、炭素、硼素、窒化硼素、窒化炭素硼素、ケイ素、ゲルマニウム、窒化ガリウム、酸化亜鉛、リン化インジウム、二硫化モリブデン及び銀から成る群から選択される少なくとも１種の素子を含有する請求項１記載のナノチューブセンサー。   The first nanotube contains at least one element selected from the group consisting of carbon, boron, boron nitride, boron nitride, silicon, germanium, gallium nitride, zinc oxide, indium phosphide, molybdenum disulfide, and silver. The nanotube sensor according to claim 1. 第１ナノチューブが単壁カーボンナノチューブを含む請求項１記載のナノチューブセンサー。   The nanotube sensor according to claim 1, wherein the first nanotube comprises a single-walled carbon nanotube. 導電性素子が金属電極を含む請求項１記載のナノチューブセンサー。   The nanotube sensor according to claim 1, wherein the conductive element includes a metal electrode. 導電性素子が第１ナノチューブと物理的に直接接触する請求項１記載のナノチューセンサー。   The nanochu sensor of claim 1, wherein the conductive element is in direct physical contact with the first nanotube. ナノチューブに近接したゲート電極をさらに具備する請求項１記載のナノチューブセンサー。   The nanotube sensor of claim 1, further comprising a gate electrode proximate to the nanotube. 導電性素子間の連結部に隣接するセンサーの領域を被覆する抑制材料層をさらに具備する請求項１記載のナノチューブセンサー。   The nanotube sensor according to claim 1, further comprising a suppression material layer covering a region of the sensor adjacent to the connection between the conductive elements. ナノチューブが、２つの導電性素子間の基板上に配置された二次元的なナノチューブのネットワークをさらに具備する請求項１記載のナノチューブセンサー。   The nanotube sensor of claim 1, wherein the nanotube further comprises a two-dimensional network of nanotubes disposed on a substrate between two conductive elements. ナノチューブのネットワークが、ランダム状に配向された複数のカーボンナノチューブを含む請求項１０記載のナノチューブセンサー。   11. The nanotube sensor according to claim 10, wherein the network of nanotubes includes a plurality of carbon nanotubes randomly oriented. ２つの導電性素子が交互に配置された一対の電極を具有する請求項１０記載のナノチューブセンサー。   The nanotube sensor according to claim 10, comprising a pair of electrodes in which two conductive elements are alternately arranged. 少なくとも１つの単鎖ＤＮＡが、二次元的なナノチューブのネットワーク上に分布された複数の同じＤＮＡレセプター鎖をさらに具有する請求項１０記載のナノチューブセンサー。   11. The nanotube sensor of claim 10, wherein the at least one single-stranded DNA further comprises a plurality of identical DNA receptor strands distributed on a two-dimensional nanotube network. 複数の同じＤＮＡレセプター鎖が、二次元的なナノチューブのネットワークのナノチューブへ直接的に結合される請求項１３記載のナノチューブセンサー。   14. The nanotube sensor of claim 13, wherein a plurality of identical DNA receptor strands are directly coupled to nanotubes of a two-dimensional nanotube network. 下記の工程i）〜iii）を含むナノ電子センサーの製造方法：
i）ナノチューブのフィルムを基板上の電極上に配置させ、
ii）標的ＤＮＡ配列に対して補体になるように設計される単鎖ＤＮＡ溶液を基板上に沈着させ、次いで
iii）該溶液を乾燥させることによって、単鎖ＤＮＡの沈着物を基板上に残存させる。 A method for producing a nanoelectronic sensor comprising the following steps i) to iii):
i) placing a film of nanotubes on an electrode on a substrate;
ii) depositing on the substrate a single-stranded DNA solution designed to be complementary to the target DNA sequence;
iii) By drying the solution, a single-stranded DNA deposit remains on the substrate. 電極間の領域を除く基板から、単鎖ＤＮＡの沈着物を除去する工程をさらに含む請求項１５記載の方法。   The method according to claim 15, further comprising the step of removing deposits of single-stranded DNA from the substrate excluding the region between the electrodes. 電極を金属沈着物として基板上へ沈着させる工程をさらに含む請求項１５記載の方法。   The method of claim 15, further comprising depositing the electrode as a metal deposit on the substrate. 電極を沈着させる工程が、電極に複数の交互に配置されるフィンガーを付与する工程を含む請求項１７記載の方法。   The method of claim 17, wherein depositing the electrode comprises applying a plurality of alternating fingers to the electrode. 電極間領域で作動するように設計されるゲート電極を形成させる工程をさらに含む請求項１５記載の方法。   The method of claim 15, further comprising forming a gate electrode designed to operate in the interelectrode region. 電極間の領域を除く基板から、単鎖ＤＮＡの沈着物を除去する工程をさらに含む請求項１９記載の方法。   20. The method of claim 19, further comprising the step of removing single-stranded DNA deposits from the substrate excluding the region between the electrodes. 沈着工程の前に、電極を遮断材で被覆する工程をさらに含む請求項１５記載の方法。   16. The method of claim 15, further comprising the step of coating the electrode with a blocking material prior to the depositing step. 水に溶解させたオリゴヌクレオチドを含有する単鎖ＤＮＡ溶液を調製する工程をさらに含む請求項１５記載の方法。   The method according to claim 15, further comprising the step of preparing a single-stranded DNA solution containing the oligonucleotide dissolved in water. 下記の過程i）及びii）を含む特定の標的ポリヌクレオチド配列の検出方法：
i）導電性電極間の領域内の少なくとも１つのナノチューブに結合した標的ポリヌクレオチド配列に対して相補的なポリヌクレオチドを含有するナノ電子センサーへ被検溶液を接触させ、次いで
ii）該接触過程中におけるナノ電子センサーの少なくとも１つの電気的特性を観測する。 A method for detecting a specific target polynucleotide sequence comprising the following steps i) and ii):
i) contacting the test solution to a nanoelectronic sensor containing a polynucleotide complementary to a target polynucleotide sequence bound to at least one nanotube in the region between the conductive electrodes;
ii) observing at least one electrical property of the nanoelectronic sensor during the contact process. 溶液の接触過程が、電界効果トランジスターを含むナノ電子センサーへ該溶液を接触させる過程をさらに含む請求項２３記載の方法。   24. The method of claim 23, wherein the step of contacting the solution further comprises contacting the solution to a nanoelectronic sensor comprising a field effect transistor. 観測過程が、ゲート電圧を含む少なくとも１つの電気的特性を観測することを含む請求項２４記載の方法。   25. The method of claim 24, wherein the observing step comprises observing at least one electrical characteristic including a gate voltage. 観測過程において観測された電気的特性を、該観測前に測定される対応する電気的特性と比較する過程をさらに含む請求項２３記載の方法。   24. The method of claim 23, further comprising the step of comparing electrical characteristics observed during the observation process with corresponding electrical characteristics measured prior to the observation.
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