JP3810688B2 - バイオセンサー、バイオセンサーアレイ、および、バイオセンサーを用いた巨大分子生体高分子の検出方法 - Google Patents
バイオセンサー、バイオセンサーアレイ、および、バイオセンサーを用いた巨大分子生体高分子の検出方法 Download PDFInfo
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Description
本発明は、バイオセンサー、バイオセンサーアレイ、およびバイオセンサーを用いた巨大分子生体高分子の検出方法に関するものである。
【０００１】
このようなタイプのバイオセンサー、このようなタイプのバイオセンサーアレイ、およびこのようなタイプの方法は、［１］と［４］から知られている。
【０００２】
図２ａと図２ｂとは、［１］および［４］に記述されているセンサーを示す。センサー２００は、金から構成される２つの電極２０１，２０２を備えており、これらの電極は、絶縁材料から構成される絶縁層２０３に埋設されている。電極２０１，２０２には、電極２０１，２０２に印加された電位を供給することができる電極端子２０４，２０５が接続されている。電極２０１，２０２は、プレーナ型電極として配置されている。各電極２０１，２０２上には、ＤＮＡプローブ分子２０６が固着されている（図２ａ参照）。固着は、いわゆる金−硫黄−結合によって行われる。電極２０１，２０２上には、調査する分析質、例えば、電解液２０７が塗布される。
【０００３】
電解液２０７に、ＤＮＡプローブ分子２０６の配列と相補的な配列を有するＤＮＡ鎖２０８の配列が含まれている場合、これらＤＮＡ鎖２０８は、ＤＮＡプローブ分子２０６とハイブリダイズする（図２ｂ参照）。
【０００４】
従って、ＤＮＡプローブ分子２０６とＤＮＡ鎖２０８とのハイブリダイズは、各ＤＮＡプローブ分子２０６の配列と対応するＤＮＡ鎖２０８の配列とが相互に相補的である場合にのみ起こる。そうでない場合、ハイブリダイズは起こらない。それゆえ、事前に決定された配列のＤＮＡプローブ分子は、特定のＤＮＡ鎖、つまり相補的な配列を有するＤＮＡ鎖のみと結合、つまりこれとハイブリダイズすることができる。
【０００５】
ハイブリダイズが起こると、図２ｂから明らかなように、電極２０１と２０２との間のインピーダンスの値が変化する。この変化したインピーダンスは、約５０ｍＶの振幅を有する交流電圧を電極端子２０４，２０５に印加し、そしてその結果として生じる電流を、接続されている測定装置（図示せず）を用いて測定することにより決定される。
【０００６】
ハイブリダイズの場合、電極２０１，２０２の間におけるインピーダンスのキャパシタンス成分が減少する。この原因は、ＤＮＡプローブ分子２０６と、妥当な場合にＤＮＡプローブ分子２０６とハイブリダイズするＤＮＡ鎖２０８とが、共に非導電性であり、それゆえ、各電極２０１，２０２は、明らかにある程度電気的に遮蔽されているからである。
【０００７】
測定精度を改善するために、多数の電極の組２０１，２０２を使用し、これらを並列接続することが［４］から知られている。これらは、相互にはっきりと噛み合って配置されており、その結果、いわゆるインターデジタル電極３００となる。電極の寸法および電極の間の距離は、おおよそ検出されるべき分子程度の長さ、つまり、ＤＮＡ鎖２０８またはそれ以下の、例えば２００ｎｍまたはそれ以下の範囲となる。
【０００８】
事前に決定された配列を有するＤＮＡ鎖の存在に関する電解液の調査のための更なる手法が、［２］によって知られている。この手法では、所望の配列を有するＤＮＡ鎖がマーキングされ、マーキングされた分子の反射特質に基づいてその存在が決定される。このため、可視波長領域の光が、電解液上に照射され、電解液から、特に実証されるべきマーキングされたＤＮＡ鎖から、反射された光が認識される。反射率に基づいて、つまり、特に、認識され、反射光ビームの照射に基づいて、事前に決定された対応する配列を有する実証されるべきＤＮＡ鎖が、電解液に含有されているかいないかが決定される。
【０００９】
この手法は、大変経費がかかる。なぜなら、対応しているＤＮＡ鎖の反射率に関する正確な知識を必要とし、更に、この手法を始める前にＤＮＡ鎖をマーキングする必要があるためである。反射光ビームの全てを検知することができるように、更に、反射された光ビームを検知するための検知手段の極めて正確な整合が不可欠である。
【００１０】
それゆえに、この手法は、コストが高く、複雑であり、また、妨害の影響を極めて受けやすい。このことから、測定結果は、大変容易に質の低いものとなる。
【００１１】
更に、分析質において、例えば酵素のようなペプチドや蛋白質を特異的に結合するために、固着された低分子量の分子、特に高特異性および高親和性を有するリガンドを使用することが、アフィニティークロマトグラフィー（［３］参照）から知られている。
【００１２】
更に、巨大分子生体高分子認識のための還元酸化再生利用手順に関する原理が、［５］および［６］から知られている。
【００１３】
還元酸化再生利用手順（以下、レドックス再生利用手順とも称す）を、以下に図４ａから図４ｃを参考にして詳述する。
【００１４】
図４ａに、絶縁層としての基板４０３に形成されている第１電極４０１および第２電極４０２を備えるバイオセンサー４００を示す。
【００１５】
固定層４０４として形成された固定領域は、金から構成された第１電極４０１上に形成される。固定領域は、第１電極４０１条においてＤＮＡプローブ分子４０５を固着させるために用いられる。
【００１６】
第２電極上には、このような固定領域が備えられていない。
【００１７】
バイオセンサー４００を用いて、ＤＮＡプローブ分子４０５の配列に対して相補的な配列を有するＤＮＡ鎖を認識する場合、センサー４００は、妥当な場合に調査される溶液４０６に含有されており、ＤＮＡプローブ分子４０５の配列に対して相補的な配列を有するＤＮＡ鎖がハイブリダイズされるように、調査する溶液４０６（例えば電解液に）接触される。
【００１８】
図４ｂに、調査される溶液４０６中に、認識されるＤＮＡ鎖４０７が含有されており、ＤＮＡプローブ分子４０５とハイブリダイズする様子が示されている。
【００１９】
調査される溶液中のＤＮＡ鎖４０７は、以下に記述する分子を部分分子（Teilmolekuele）に分解できる酵素４０８を用いてマーキングされている。
【００２０】
通常、調査される溶液４０６中には、測定されるＤＮＡ鎖４０７の数よりも、著しく多い数のＤＮＡプローブ分子４０５が含まれている。
【００２１】
酵素４０８を含んでいる調査する溶液４０６に、場合によっては含有されているＤＮＡ鎖４０７が、固着されているＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズされた後、バイオセンサー４００の洗浄が行われる。このことにより、ハイブリダイズされていないＤＮＡ鎖が除去され、バイオセンサー４００から、調査する溶液４０６が洗い落とされる。
【００２２】
洗浄に使用される洗浄液、または、他の段階で特に導入される他の溶液を、電気的に非伝導性の物質に添加する。この非伝導性の物質は、ハイブリダイズされたＤＮＡ鎖４０７の酵素によって、負の第１電荷である第１部分分子と、正の第２電荷である第２部分分子とに分解することができる分子を含有している。
【００２３】
図４ｃに示すように負電荷の部分分子は、図４ｃの矢印４１１で示すように正電荷の陽極に引き寄せられる。
【００２４】
負電荷の第１部分分子４１０は、アノードとして正の電位を有する第１電極４０１において酸化され、酸化された部分分子４１３は、負電荷のカソードに、すなわち第２電極４０２に引き寄せられ、再び還元される。
【００２５】
還元された部分分子４１４は、もう一度第１電極４０１、すなわちアノードに移動する。
【００２６】
このようにして、酵素４０８によって発生したそれぞれの荷電粒子数に比例した電気的な回路電流が発生する。
【００２７】
本方法で評価される電気的パラメータは、図５の図表５００に示すように、時間ｔの関数としての電流ｄＩ／ｄｔの変化である。
【００２８】
図５には、時間５０２の関数に対する電流５０１の関数が示されている。生じた曲線（Kurvenverlauf）５０３は、時間の経過の影響を受けないオフセット電流Ｉoffset５０４を示している。
【００２９】
オフセット電流Ioffset５０４は、バイオセンサー４００が理想型ではないために、寄生的な成分によって発生する。
【００３０】
オフセット電流Ｉoffset５０４の主な原因は、第１電極４０１が、ＤＮＡプローブ分子４０５によって完全に被覆されていないからである。
【００３１】
第１電極４０１が、ＤＮＡプローブ分子４０５によって十分に密集して被覆されている場合、第１電極と調査される電導性の溶液４０６との間には、固着したＤＮＡプローブ分子４０５によって発生する、いわゆる２層キャパシタンス（Doppelschichtkapazitaet）に基づく、ただ１つの単なるキャパシタンスの電気的な連結が生じるはずである。
【００３２】
しかし、十分に密集して被覆されていない場合、特に抵抗成分をも有する寄生的な電流経路が、第１電極４０１と調査される溶液４０６との間のにできてしまう。
【００３３】
しかし、酸化還元手順を可能にするためには、ＤＮＡプローブ分子４０５を有する第１電極４０１のカバーは完全である必要はない。それは、電気を帯びた部分分子、すなわち負電荷の第１部分分子を、第１電極４０１に全体的に引き寄せるためである。
【００３４】
他方では、このようなバイオセンサーの感度をできるだけよくするために、寄生的影響がわずかであることと相まって、ＤＮＡプローブ分子４０５を有する第１電極４０１のカバーは、できるだけ密集していなければならない。
【００３５】
このようなバイオセンサー４００によって決定された測定値の再現性（Reproduzierbarkeit）を高めるために、２つの電極４０１，４０２は、常に、レドックス再生利用工程において酸化還元手順を行うための十分に大きな面積を備える必要がある。
【００３６】
従って、従来技術に基づいたバイオセンサーの場合、調査される溶液中のＤＮＡ鎖を検知する際の測定が、若干不確実なものとなる。
【００３７】
従って、本発明の目的は、レドックス再生利用工程の範囲で巨大分子生体高分子をより高精度で検出することである。
【００３８】
本課題は、独立特許請求項の特徴を有する、バイオセンサー、バイオセンサーアレイ、および、バイオセンサーを用いた巨大分子生体高分子の検出方法によって解決される。
【００３９】
バイオセンサーは、巨大分子生体高分子を結合することができるプローブ分子を固定させるための固定領域を備えた第１電極を有している。更に、バイオセンサーは、第２電極および第３電極を備えている。第２電極および第３電極は、還元酸化再生利用工程の範囲の還元酸化手順が、第２電極および第３電極において行われるように形成されている。
【００４０】
このようにして、プローブ分子によって被覆されている第１電極で、還元酸化手順行う必要はもはやない。
【００４１】
このようにして、プローブ分子の著しく高い密度で第１電極を被覆することが可能となる。このことにより、バイオセンサーによって電流の変化を検知する際の上記の寄生効果を避けることができる。
【００４２】
バイオセンサーアレイは、巨大分子生体高分子を結合することができるプローブ分子を固定させるための固定領域をそれぞれ備えている多数の第１電極を有することもある。更に、多数の第２電極と多数の第３電極とが備えられている。第２電極および第３電極は、還元酸化再生利用工程の範囲の還元酸化手順が、第２電極と第３電極とにおいて行われるようにそれぞれ形成されている。
【００４３】
バイオセンサーを用いて巨大分子生体高分子を検出する方法では、第１電極、第２電極、および第３電極を有するバイオセンサーが使用される。この第１電極は、巨大分子生体高分子を結合することができるプローブ分子を固定させるための固定領域を備えている。
【００４４】
調査する溶液が、バイオセンサーと接触される。認識される巨大分子生体高分子が溶液に含有されていることもある。調査される溶液に巨大分子生体高分子が含有されている場合、これら巨大分子生体高分子は、第１電極の固定領域に固着され、巨大分子生体高分子を結合することができる各プローブ分子と結合する。結合された巨大分子生体高分子は、例えば、結合の後、例えば、ＤＮＡ鎖のハイブリダイズの後、酵素によってマーキングされている、あるいは、マーキングされる。
【００４５】
バイオセンサーは、更なる工程で、洗浄液によって洗浄される。その結果、調査される溶液と、すなわちハイブリダイズされていない、つまり結合していない巨大分子生体高分子とが、バイオセンサーから除去される。
【００４６】
更なる工程では、洗浄液に物質を加えることでも作ることができる他の溶液が、バイオセンサーと接触される。
【００４７】
更なる溶液は、巨大分子生体高分子の酵素によって分解されることができる分子を含有している。
【００４８】
分解できる分子は、第１電荷の第１部分分子と第２電荷の第２部分分子とにそれぞれ分解される。第１部分分子は、第３電極上で酸化または還元され、酸化または還元された第１部分分子は、第２電極上で還元または酸化される。その結果、レドックス再生利用工程が、第３電極と第２電極との間で行われる。
【００４９】
レドックス再生利用工程によって、巨大分子生体高分子が検出される。つまり、例えば、従来技術のように、レドックス再生利用工程の回路電流の流れが検知され、これから、第１電極にある結合された巨大分子生体高分子の数が測定される。
【００５０】
酵素によってマーキングされた、または、これからマーキングされる多数のＤＮＡ鎖が、固着されたＤＮＡプローブ分子と、小さな領域でハイブリダイズされる場合、相当するこれら多数の酵素が、この領域に集約する。そして、生成された回路電流の上昇率は、酵素によってマーキングされたＤＮＡ鎖がより少なくハイブリダイズしている他の領域よりも高い。
センサーの様々な領域の間で上昇率を比較することによって、調査する溶液において、ＤＮＡ鎖が、事前に決定された配列のＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズするかどうかだけではなく、どれほどよく、つまりどのような効率で、他のＤＮＡプローブ分子に対するハイブリダイズが行われるかが測定される。
【００５１】
言い換えると、このことは、このようなバイオセンサーが、調査される溶液のＤＮＡ内容に関する、質的かつ量的な情報を提供することを意味している。
【００５２】
酵素として、例えばＮＡＤＨに依存しない脱水素酵素の種類の酵素、または、フェノール酸化酵素の種類の酵素を使用することができる。
【００５３】
第２電極および第３電極の還元酸化手順の集約は、例えば、第１電極が第１電位を有し、第２電極が第２電位を有し、第３電極が第３電位を有することによって保証される。この場合、レドックス再生利用工程の間に、還元または酸化を第２および第３電極においてのみ行うように、第３電位を選択することができる。
【００５４】
本発明の形態に基づくと、このことは、第３電位が、第１電位よりも大きく、第１電位が第２電位よりも大きいことによって達成される。
【００５５】
第１電極の固定領域は、プローブ分子を固着させることができる物質によって被膜されていることができる。
【００５６】
従って、固定領域は、例えば以下の物質ヒドロキシル基、エポキシ基、アミン基、アセトキシ基、イソシアネート基、スクシニミドエステル基、チオール基、金、銀、プラチナ、チタンの１つを備えていてもよい。
【００５７】
固定領域は、ペプチドまたは蛋白質を結合することができるリガンドを固定させるためにも形成されており、また、ＤＮＡ分子を結合することができるＤＮＡプローブ分子を固定させるためにも形成されている。
【００５８】
電極は、例えば［４］に示すような、インターデジタル電極配置に配置されている。この場合、第３電極は、それぞれ、第１と第２電極との間に配置されている。
【００５９】
本発明の他の形態では、電極が、同心円状に相互の周りにそれぞれ配置されている。この場合、第３電極は、それぞれ第１電極と第２電極との間に配置されている。
【００６０】
更に、第１電極および第２電極および／または第３電極は、第１電極および第２電極および／または第３電極の間に生成された電場のほぼ湾曲していないフィールドラインを、第１電極および第２電極および／または第３電極の間に形成することができるように、相互に関連して配置されている。
【００６１】
巨大分子生体高分子とは、例えば、蛋白質またはペプチドまたはそれぞれ事前に決定された配列のＤＮＡ鎖でもある。
【００６２】
調査される溶液中において、巨大分子生体高分子のどの種類が認識されるかに関係なく、巨大分子生体高分子は、酵素によって事前にマーキングされている。
【００６３】
巨大分子生体高分子として、蛋白質またはペプチドが認識される場合、固着された分子はリガンドである。リガンドは、例えば、相当するリガンドが配置されている各電極に、認識される蛋白質またはペプチドを結合できる結合作用を有する作用物質である。
【００６４】
リガンドとしては、酵素作用物または酵素拮抗作用物、薬剤、糖または抗体、または、蛋白質またはペプチドを特異的に結合する性能を有するどんな分子でも考えられる。
【００６５】
巨大分子生体高分子として、バイオセンサーによって認識される事前に決定された配列のＤＮＡ鎖が使用される場合、バイオセンサーによって、事前に決定された配列のＤＮＡ鎖は、固着されたＤＮＡ鎖の配列に対して相補的な配列を有するＤＮＡプローブ分子に、分子として、第１電極上でハイブリダイズできる。
【００６６】
本既述の範囲では、プローブ分子をリガンドともＤＮＡプローブ分子とも把握できる。
【００６７】
固定領域は、蛋白質またはペプチドを結合することができるプローブ分子を固定するために形成されている。
【００６８】
あるいは、固定領域は、ＤＮＡ分子を結合することができるＤＮＡプローブ分子を固定するために形成されている。
【００６９】
本発明の実施例を図によって示し、更に詳述する。
【００７０】
図１は、本発明の実施例のバイオセンサー１００を示す。
【００７１】
バイオセンサー１００は、第１電極１０１、第２電極１０２、および、第３電極１０３の３つの電極を備えている。
【００７２】
電極１０１，１０２，１０３は、絶縁層１０４としての絶縁物質によって相互に電気的に絶縁されている。
【００７３】
第１電極１０１上には、巨大分子生体高分子を結合することができるプローブ分子を固定させるための固定領域１０５が備えられている。
【００７４】
本実施形態によれば、固定領域に固着しているプローブ分子１０６は、ＤＮＡプローブ分子である。このＤＮＡプローブ分子１０６によって、ＤＮＡプローブ分子の配列に対して相補的な配列を有するＤＮＡ鎖を、ハイブリダイズすることができる。
【００７５】
ＤＮＡプローブ分子１０６は、知られている金−硫黄−結合によって、金から構成されている第１電極１０１に固着される。他の物質をプローブ分子の結合に使用する場合、物質上にプローブ分子を固着することができる被覆物質が供給される。
【００７６】
第１電極１０１におけるＤＮＡプローブ分子の固着の間、電極には様々な電位が印加される。その結果、ＤＮＡプローブ分子の固着は、第１電極１０１上においてのみ可能であり、第２電極１０２および／または第３電極１０３上では阻害されるように、電場が電極の間に生じる。
【００７７】
上記のような従来技術の方法と同様に、第１工程では、認識される巨大分子生体高分子（つまりＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズすることができるＤＮＡ鎖）がもし存在する場合に、それを有する調査される溶液（例えば電解液）が、バイオセンサー１００（つまりＤＮＡプローブ分子１０６を有する特に第１電極１０１）と接触される。これは、調査される溶液に存在するＤＮＡ鎖がＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズすることによって行われる。
【００７８】
ハイブリダイズが行われた後、バイオセンサー１００は、洗浄液（図示せず）によって、洗浄される。つまり、ハイブリダイズされていないＤＮＡ鎖および調査される溶液が除去される。
【００７９】
更なる工程では、他の溶液１０９が、バイオセンサー１００（特に、第１電極１０１）に接触される。
【００８０】
図１は、ＤＮＡ鎖１０７が既にＤＮＡプローブ分子１０６とハイブリダイズした状態の、バイオセンサー１００を示す。ハイブリダイズされたＤＮＡ鎖１０７は、酵素１０８によってそれぞれマーキングされている。他の溶液１０９中において、以下に述べる分子を、酵素によって分解することができる。
【００８１】
酵素１０８として、本実施例では、例えば、ａ‐ガラクトシダーゼ、ｂ‐ガラクトシダーゼ、ｂ‐グルコシダーゼ、ａ‐マンノシダーゼ、アルカリ・ホスファターゼ、酸性ホスファターゼ、オリゴ糖デヒドロゲナーゼ、グルコース・デヒドロゲナーゼ、ラッカーゼ、チロシナーゼ、または、同種の酵素を使用することができる。
【００８２】
低分子酵素が最高の変換効率を保証でき、したがって最高の感度を保証できることがわかる。
【００８３】
従って、他の溶液１０９には、酵素１０８によって、負電荷を有する第１部分分子１１１と正電荷を有する第２部分分子とに分解することができる分子１１０が含有されている。
【００８４】
分解可能な分子１１０として、とりわけ、例えば、ｐ‐アミノフェニル‐ヘキソピラノシド、ｐ‐アミノフェニル‐リン酸塩、ｐ‐ニトロフェニル‐ヘキソピラノシド、ｐ‐ニトロフェニル‐リン酸塩、または、ａ）ジアミン、ｂ）カテコールアミン、ｃ）
【００８５】
【化１】
【００８６】
、ｄ）フェロセン、ｅ）ジカルボン酸、ｆ）フェロセンリシン、ｇ）オスミウムビピリジル‐ＮＨ、または、ｈ）ＰＥＧ‐フェロセン2に適した誘導体を用いることができる。
【００８７】
電極１０１，１０２，１０３には、それぞれ電位が印加される。
【００８８】
従って、第１電極１０１には第１電位Ｖ（Ｅ１）が、第２電極１０２には、第２電位Ｖ（Ｅ２）が、そして、第３電極１０３には第３電位Ｖ（Ｅ３）が印加される。
【００８９】
上記のような従来技術の手法と基本的には同じ用に行われる実際の測定段階の間に、電荷の符号に応じた、それぞれ以下の電気的電位の電位高低差は、Ｖ（Ｅ３）＞Ｖ（Ｅ１）＞Ｖ（Ｅ２）が該当するように電極１０１，１０２，１０３に印加される。
【００９０】
例えば、第３電極１０３が、正電位Ｖ（Ｅ３）を示す場合、第３電極１０３は、バイオセンサー１００の電極１０１，１０２，１０３の最大電位を有している。
【００９１】
このことは、負電荷を有する生成された第１部分分子１１１が、第３電極１０３にかかる最大の電位Ｖ（Ｅ３）が原因で、従来技術のように、もはや、第１電極１０１にではなく、正に電荷された第３電極に引き寄せられることに作用する。
【００９２】
第１電極１０１は、本発明ではもはやプローブ分子の固定のための固定電極としても、各部分分子の酸化または還元のための測定電極としても使用されない。
【００９３】
生成された部分分子の酸化もしくは還元が行われる電極の機能を、第３電極１０３がここでは明らかに引き継いでいる。
【００９４】
このことは、第３電極１０３を用いて、第１電極１０１が、分解された部分分子から遮蔽されることを明らかに意味している。
【００９５】
このようにして、ＤＮＡプローブ分子１０６による第１電極の被覆が極めて高くされる。
【００９６】
第３電極１０３では、負に帯電した部分分子１１１の酸化が行われ、酸化された第１部分分子１１２は、第２電極１０２に引き寄せられる。なぜなら、第２電極１０２は、バイオセンサー１００の全電極１０１，１０２，１０３のうち最小の電位Ｖ（Ｅ２）を備えているからである。
【００９７】
第２電極１０２では、酸化された分子の還元が行われ、還元された部分分子１１３は、再度酸化を行う第３電極１０３にもう一度引き寄せられる。
【００９８】
このようにして、同様に、知られている方法で認識される回路電流が生じる。このことにより、回路電流の流れの変化が時間を経て生じ、このことによって、同様に、酵素１０８によって生成された電荷キャリア数に対する回路電流の比例に基づいて、マーキングとしての酵素１０８を有し、ハイブリダイズされたＤＮＡ鎖１０７の数を検知することができる。
【００９９】
図６に、バイオセンサー１００の他の実施形態を示す。第２実施形態に基づいて、電極がインターデジタル電極としてバイオセンサー６００に配置されている。この場合、それぞれ第１電極６０１と第２電極６０２との間に第３電極６０３が配置されている。
【０１００】
第１電極６０１、第２電極６０２、および第３電極６０３は、それぞれ並列接続されており、それぞれ第１電気的端子６０４、第２電気的端子６０５、および第３電気的端子６０６と連結されている。
【０１０１】
このことは、インターデジタル電極配置６００の場合でも、プローブ分子を固定するための固定領域がそれぞれ配置されている第１電極６０１は、レドックス再生利用工程に関しては遮蔽されていることを明らかに意味している。
【０１０２】
ただし、本発明は、ＤＮＡ鎖の検出に制限されず、一般的に巨大分子生体高分子の検出も可能である。この際、蛋白質またはペプチドが検出される場合には、プローブ分子が蛋白質またはペプチドを結合することができるリガンドとして形成されている。
【０１０３】
更に、バイオセンサー１００，６００を、このようなタイプのバイオセンサーを多数有するバイオセンサーアレイに使用することもできる。
【０１０４】
バイオセンサーアレイの素子が電極として構成される各点は、上記の特徴を有している。各プローブ分子が固着されている、あるいは固着することができる第１電極は、分解された部分分子から電気的に遮蔽されることだけが保証される。
【０１０５】
従って、図１の実施例の第１電極１０１、第２電極１０２および第３電極１０３に相当する様々な数の電極を、レドックス再生利用工程の範囲で、第１電極が分解された部分分子から遮蔽されていることが保証されている条件で、バイオセンサー上に異なる密度で分散させることもできることがわかる。
【０１０６】
更に、バイオセンサーアレイの場合、測定は、局所的に変化する電極電位に応じて行われる。バイオセンサーアレイの範囲では、機能的に異なる電極の異なる密度分散が可能である。
【０１０７】
図７は、更なる電極配置を有するバイオセンサーチップ７００を示す。
【０１０８】
このバイオセンサーチップ７００は、第１電極７０１と第２電極７０２とを備えており、第１電極７０１と第２電極７０２とは、相互に電気的に絶縁されているように絶縁層７０３に配置されている。
【０１０９】
第１電極７０１は、第１電気的端子７０４と連結しており、第２電極７０２は、第２電気的端子７０５と連結している。
【０１１０】
電極７０１，７０２は、直方体形の構造を示し、この際、第１電極７０１の第１電極面７０６と第２電極７０２の第１電極面７０７とは、ほぼ平行に相互に向き合うようにして設置されている。
【０１１１】
このことは、この実施例では、電極７０１、７０２が、絶縁層７０３の表面７０８に対してほぼ垂直な、第１電極７０１の第１電極面７０６、もしくは、第２電極７０２の第１電極面７０７を構成する側壁７０６，７０７を備えていることによって達成される。
【０１１２】
第１電極７０１と第２電極７０２との間に電場が供給されると、相互にほぼ平行に設置された電極面７０６，７０７によって、表面７０６，７０７の間ではほぼ湾曲していないフィールドライン７０９を有するフィールドライン経路が生成される。
【０１１３】
湾曲したフィールドライン７１０は、それぞれ、電極７０１，７０２のための上部表面および電極７０１，７０２の間の縁領域７１３を構成する、第１電極７０１の第２電極面７１１と第２電極面７０２の第２電極面７１２との間にのみ生じている。
【０１１４】
電極７０１，７０２の第１電極面７０６，７０７は、プローブ分子を固定するための固定領域として、バイオセンサー７００を用いて認識することができる巨大分子生体高分子を結合することができる。
【０１１５】
電極７０１、７０２は、本実施例では、金から形成されている。
【０１１６】
電極とプローブ分子との間に、共有結合が形成され、このとき、金−硫黄−結合を形成するための硫黄は、硫化物、またはチオールの形状で存在する。
【０１１７】
プローブ分子としてＤＮＡプローブ分子が使用される場合、このような、硫黄機能性は、燐アミド化学を用いて、自動化されたＤＮＡ合成方法の間に、固着されるＤＮＡ鎖の３'末端または５'末端に組み込まれる調整ヌクレオチドの部分である。従って、ＤＮＡプローブ分子は、その３'末端またはその５'末端に固着される。
【０１１８】
プローブ分子としてリガンドが使用される場合、硫黄官能基は、アルキルリンカーまたはアルキレンリンカーの一末端によって構成され、その他方の末端は、リガンドの共有結合のために適切な化学的官能基、例えば、ヒドロキシ基、アセトキシ基、または、スクシニミドエステル基を備えている。
【０１１９】
電極、つまり、特に、固定領域は、測定を行う際に、電解液７１４、一般に調査する溶液によって被覆されている。
【０１２０】
調査する溶液７１４に、認識される巨大分子生体高分子、例えば、事前に決定された配列を有し、電極上に固着されたＤＮＡプローブ分子をハイブリダイズすることができる認識されるＤＮＡ鎖が含まれている場合、ＤＮＡ鎖は、ＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズする。
【０１２１】
調査される溶液７１４に、ＤＮＡプローブ分子の配列に対して相補的な配列を有するＤＮＡ鎖が含有されていない場合、調査される溶液７１４に属するＤＮＡ鎖は、電極７０１，７０２上のＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズできない。
【０１２２】
電極７０１，７０２の間に、上に説明したように、レドックス再生利用工程が始められる。このことにより、マーキングされ、ハイブリダイズされたＤＮＡ鎖の数、一般的にはマーキングされ、結合された巨大分子生体高分子の数が検知される。
【０１２３】
図８は、本発明の更なる実施例に基づく更なる電極配置を有するバイオセンサー８００を示す。
【０１２４】
バイオセンサー８００の場合、図７に示された実施例のバイオセンサー７００の場合と同様に、絶縁層７０３上に付与された２つの電極７０１，７０２が備えられている。
【０１２５】
ただ２つの直方体形の電極を有するバイオセンサー７００と異なり、図８に示されたバイオセンサー８００の２つの電極は、それぞれ交互に配置され、並列接続された多数の電極として、知られているインターデジタル電極配置の形状で配置されている。
【０１２６】
図８は、より具体的にするために、更に、バイオセンサー８００の図に記入された概略の電気的等価回路図を示す。
【０１２７】
図７に示されたように、電極７０１，７０２の、ほぼ平行に対向して立っている電極面７０６，７０７の間に、ほぼ湾曲していないフィールドラインが、絶縁層７０３の表面７０８に対して生じるので、湾曲しているフィールドライン７１０によって生成される、第２キャパシタンス８０４と第２アドミタンス８０５に比較して、湾曲していないフィールドラインによって生成される第１キャパシタンス８０２と第１アドミタンス８０３の割合は大きい。
【０１２８】
第１キャパシタンス８０２および第２キャパシタンス８０４、ならびに、第１アドミタンス８０３および第２アドミタンス８０５の合計から生じる全アドミタンスにおける、第１キャパシタンス８０２と第１アドミタンス８０３との極めて大きな割合は、バイオセンサー８００の状態が変化する際、つまり、調査される溶液７１４のＤＮＡ鎖が、電極面７０６，７０７上の固定領域に固着されたＤＮＡプローブ分子８０１とハイブリダイズする際に、バイオセンサー８００の感度が、著しく高められるということに繋がる。
【０１２９】
従って、電極７０１，７０２が同じ側面寸法の場合、および、以前に行われた活性領域が同じ寸法の場合、つまり、電極面上の固定領域が同じ面積の場合に、認識されるＤＮＡ鎖が調査される溶液７１４に含有されていると、プレーナ型電極配置の場合よりも、電極７０１，７０２の間における、供給された電場のフィールドラインの極めて大きな成分が、ハイブリダイズが生じているボリュームに含まれていることが明らかである。
【０１３０】
言い換えると、このことは、本発明による構造の１チップ面毎のキャパシタンスは、プレーナ型電極配置の場合の１チップ面毎のキャパシタンスよりも、明らかに大きいことを意味している。
【０１３１】
更に、ほぼ垂直の側壁を有する直方体形センサー電極の製造のための別の可能性のいくつかを詳述する。
【０１３２】
（プローブ分子を固着させることが可能な、ほぼ垂直な側壁を有する、金属電極の第１製造方法）
図９ａは、知られているＣＭＯＳプロセスのために製造されるような、シリコン基板９００を示す。
【０１３３】
形成する電極のために集積回路および／または電気的端子が既に存在するシリコン基板９００上に、不動態化層としても機能する絶縁層９０１が、十分な厚さ、本実施例では、５００ｎｍの厚さに、ＣＶＤ法を用いて付与される。
【０１３４】
絶縁層９０１を、酸化シリコンＳｉＯ2または窒化シリコンＳｉ3Ｎ4から製造することも可能である。
【０１３５】
上述の実施例によるバイオセンサー８００のインターデジタル電極配置は、フォトリソグラフィーを用いて、絶縁層９０１上に限定される。
【０１３６】
次に、ドライエッチング方法、例えば反応イオンエッチング（ＲＩＥ）を用いて、絶縁層９０１に、本実施例では約１００ｎｍの最低限の高さ９０３の段９０２が生成、つまり、エッチングされる。
【０１３７】
段９０２の高さ９０３は、金属電極を形成するための後続の自己配列プロセスのために十分大きくなければならない。
【０１３８】
ただし、絶縁層９０１を形成させるために、蒸着方法もしくはスパッタ方法を使用することも可能である。
【０１３９】
段９０２のパターン化の際に、段９０２の横側が十分に傾斜しており、その結果、十分に鋭い角９０５を構成することに注意しなければならない。絶縁層９０１の表面に対してしかるべき段横側の角度９０６は、本実施例では少なくとも５０°に達するべきである。
【０１４０】
更なる工程では、チタンから構成される約１０ｎｍの厚さの補助層９０４（図９ｂ参照）が段状の絶縁層９０１に蒸着される。
【０１４１】
補助層９０４は、タングステン、および／またはニッケルクロム、および／またはモリブデンであることも可能である。
【０１４２】
他の工程において形成された金属層（本実施例では、金から構成される金属層９０７）は、段９０２の角９０５において多孔性を有して成長することが保証される。なお、このことは、他の方法工程において、段の移行面（Stufenuebergaengen）において、それぞれ１つの割れ目９０８を、全面的に形成された金の層９０７にエッチングできるように行われる。
【０１４３】
更なる方法工程では、バイオセンサー８００用の金の層９０７が設けられる。
【０１４４】
本実施例では、金の層は、約５００ｎｍから２０００ｎｍの厚さを有する。
【０１４５】
金の層９０７の厚さに関しては、金の層９０７の厚さが十分であると、その結果、金の層９０７は多孔性の円柱に成長することだけが保証される。
【０１４６】
更なる工程では、開口部９０８が金の層９０７にエッチングされる。その結果、割れ目が形成される。
【０１４７】
開口部をウエットエッチングするために、１０００ｍｌの水Ｈ2Ｏ中に７．５ｇのスーパーストリップ１００TM（Super Strip 100TM Firma Lea Ronal GmbH, Deutschlandの商標名）と２０ｇのＫＣＮとを含有するエッチング溶液が使用される。
【０１４８】
金、一般に金属が円柱状に成長することによって、付着層９０４上への蒸着の間、異方性エッチングが達成され、その結果、金の表面侵食は、約１：３の比に行われる。
【０１４９】
金の層９０７のエッチングによって、割れ目９０８が、エッチング工程の持続時間に応じて形成される。
【０１５０】
このことは、エッチングプロセスの持続時間が、ベース幅、つまり形成される金の電極９１０，９１１の間の間隔９０９を決定することを意味している。
【０１５１】
金属電極が十分な幅を有し、構成される金の電極９１０，９１１の間の間隔９０９に達成した後、ウエットエッチングは終了する。
【０１５２】
ただし、多孔性の蒸着が行われるので、絶縁層９０１の表面に対して平行な方向へは、絶縁層９０１の表面に対して垂直な方向へよりも、はるかにより速くエッチングされる。
【０１５３】
ただし、金の層の代わりに、例えばプラチナ、チタン、またはシルバーのような他の貴金属を使用することも可能である。なぜなら、これら材料は、固着されたＤＮＡプローブ分子を固定するため、または、一般にプローブ分子を固定するために、同様に固定領域を備えることができ、もしくは、適切な材料によって被覆されることができ、蒸着の際に円柱状の成長を示すからである。
【０１５４】
金属電極９１０、９１１の間に開口された割れ目９１２の付着層９０４を除去する必要がある場合、このことは、同様に自己配列的に、金の電極９１０，９１１をエッチングマスクとして使用することによって行われる。
【０１５５】
知られているインターデジタル電極に対して、本実施例に基づく配置は、特に、以下の利点を備えている。すなわち、角９０５の上に位置する金の層９０７の自己配列された開口部によって、電極９１０，９１１の間の間隔は、製造工程の最小変位（minimale Aufloesung）に依存しない（gebunden ist）という点である。つまり、電極９１０、９１１の間の間隔９０９は、非常に狭いまま保持される。
【０１５６】
従って、適切な金属電極を有する、図８に示された実施例によるバイオセンサー８００が、この方法によって得られる。
【０１５７】
（プローブ分子を固着することができるほぼ垂直な側壁を有する金属電極の第２製造方法）
図１０ａから図１０ｃに示す製造方法の場合、基板１００１、例えばシリコン基板ウエハー（図１０ａ参照）から始まり、その上に金属被膜１００２が電気的端子として既に備えられている。このとき、基板１００１上には、窒化シリコンＳｉ3Ｎ4から構成されるエッチストップ層１００３が既に付与されている。
【０１５８】
基板上には金属層１００４、本実施例では、金の層１００４が、蒸着方法によって付与される。
【０１５９】
あるいは、スパッタ方法またはＣＶＤ方法を、金の層１００４をエッチストップ層１００３上に付与するために使用することも可能である。
【０１６０】
一般に、金属層１００４は、形成されるべき電極が構成されるような金属を含んでいる。
【０１６１】
金の層１００４上に、酸化シリコンＳｉＯ2からなり、電気的絶縁性の補助層１００５が、ＣＶＤ方法（あるいは、蒸着方法またはスパッタ方法）を用いて付与される。
【０１６２】
フォトリソグラフィー技術を使用することによって、レジスト層１００６からレジストパターン、例えば、直方体形の構造が形成され、これは、形成するべき電極の形状に相当している。
【０１６３】
以下に説明する、多数の電極を有するバイオセンサーアレイが生成される場合、フォトリソグラフィーを用いて、レジストパターンが生成される。このレジストパターンの形状は、バイオセンサーアレイを構成する、形成されるべき電極に相当している。
【０１６４】
言い換えると、このことは、形成されたレジストパターンの横側の寸法は、生成されるべきセンサー電極の寸法に相当していることを具体的に意味している。
【０１６５】
レジスト層１００６の塗布および適合するレジストパターンを定める適切な露光の後、「現像」されていない、つまり、露光されていない領域のレジスト層が、例えば、灰化によって、あるいは、湿式化学によって除去される。
【０１６６】
フォトレジスト層１００６によって保護されていない領域の補助層１００５も、ウエットエッチング方法またはドライエッチング方法を用いて除去される。
【０１６７】
更なる工程では、レジスト層１００６の除去の後、残りの補助層１００５の側面１００８，１００９を、電極材料によって、本実施例では金によって、被覆するように、電極層として更なる金属層１００７が、余剰補助層１００５上に一貫して付与される（図１０ｂ参照）。
【０１６８】
付与は、ＣＶＤ方法またはスパッタ方法またはイオン金属プラズマ方法を用いて行うことが可能である。
【０１６９】
最終工程（図１０ｃ参照）では、スペーサーエッチングが行われる。このとき、金属層１００４，１００７の集中的なオーバーエッチングによって、電極１０１０の望ましい構造が形成される。
【０１７０】
従って、電極１０１０は、金属層１００４，１００７のエッチングのエッチング工程において、エッチングによって取り除かれていないスペーサー１０１１，１０１２、ならびに、残っている補助層１００５の下に直接配置されており、エッチング工程を経てもエッチングによって取り除かれていない第１金属層１００４の部分を備えている。
【０１７１】
電極１０１０は、電気的端子、つまり、金属被膜１００２と電気的に連結している。
【０１７２】
酸化シリコンから構成される補助層１００５を、必要に応じて、更なるエッチング、例えばプラズマによって、または、湿式化学的に、エッチストップ層１００３に対する選択度が与えられている方法を用いて除去することが可能である。
【０１７３】
このことは、例えば、補助層１００５が酸化シリコンから構成されており、エッチストップ層１００３が窒化シリコンである場合に、保証されている。
【０１７４】
バイオセンサーチップ７００，８００にある電極の壁の傾斜は、スペーサー１０１１，１０１２とエッチストップ層１００３の表面１０１４との間の角度１０１３によって表され、従って、残っている補助層１００５の側面の傾斜、つまり、特に、パターン化されたレジスト層１００６のレジスト側面１０１５，１０１６の傾斜によって決定される。
【０１７５】
（プローブ分子を固着することができる、ほぼ垂直な側壁を有する金属電極の第３製造方法）
図１１ａから図１１ｃでは、ほぼ垂直な壁を有する電極を製造するための更なる可能性を示す。
【０１７６】
ここでも、電極を製造するための第２例の場合に示したように、基板１１０１から始まり、その上に金属被膜１１０２が、バイオセンサーの構成するべき電気的端子のために既に備えられている。
【０１７７】
シリコンから構成される基板１１０１上には、金属層１１０３が、電極層として蒸着される。この際、金属層１１０３は、電極のために使用されるべき材料であり、本実施例では金である。
【０１７８】
あるいは、金属層１１０３を蒸着させるために、金属層１１０３を、スパッタ方法を用いて、またはＣＶＤ方法を用いて、基板１１０１上に付与することも可能である。
【０１７９】
金属層１１０３上には、フォトレジスト層１１０４が塗布され、フォトリソグラフィー技術を用いて現像し、現像された領域を除去した後、形成されるべき電極、または、一般に、形成されるべきバイオセンサーアレイの横の寸法に相当するレジストパターンが生じるようにパターン化される。
【０１８０】
フォトレジスト層１１０４の厚さは、生成されるべき電極の高さにほぼ相当する。
【０１８１】
電極材料の反応に繋がらないプロセスガスを用いたプラズマ、特に、プロセスガスとして、例えば、アルゴンを用いる不活性ガスプラズマによるパターン化の際に、材料の侵食が、本実施例では物理的スパッタ侵食によって行われる。
【０１８２】
この場合、再析出工程において、電極材料を、金属層１１０３から、パターン化されたレジスト要素のほぼ垂直な側壁１１０５，１１０６にスパッタする。このレジスト要素は、現像されたレジスト構造を灰化した後も除去されず、この場所は、もはや更なるスパッタの影響にさらされることはない。
【０１８３】
レジストパターン上への電極材料の再析出は、レジストパターンが更に侵食されることを防ぐ。
【０１８４】
スパッタに基づき、レジストパターンの側壁１１０５，１１０６に、本実施例では金から構成される電極材料の側面層１１０７，１１０８が形成される。
【０１８５】
側面層１１０７，１１０８は、残っているレジスト構造１１０６の下部に直接存在しており、除去されていない金属層１１０３の部分１１０９と電気的に接続し、さらに、金属被膜１１０３と電気的に連結している（図１１ｂ参照）。
【０１８６】
最終工程（図１１ｃ参照）では、レジストパターン１１０６、つまり、側面層１１０７，１１０８および余剰金属層１１０９によって構成されたボリュームで見出されるフォトレジストが、灰化によって、または、湿式化学によって除去される。
【０１８７】
結果は、図１１ｃに示す電極構造１１１０であり、これは、側壁１１０７，１１０８ならびに電極構造の底を構成し、金属被膜１１０３と電気的に連結されている除去されていない部分１１０９から構成される。
【０１８８】
既に示した製造方法の場合での様に、形成された電極の側壁１１０７，１１０８の傾斜は、本方法では、レジスト側面１１０５，１１０６の傾斜によって決定される。
【０１８９】
図１２ａから図１２ｃに、基板上に垂直に突出している、シリンダー型の電極を有する本発明の更なる実施例を示す。
【０１９０】
酸化シリコンから構成される基板１２０１に対してほぼ垂直に配置されているシリンダー型の電極を有するバイオセンサー１２００の製造のために、金属層１２０２が、望ましい電極材料、例示の実施例によれば金の電極層として蒸着方法により付与される。
【０１９１】
金属層１２０２上には、フォトレジスト層が塗布され、フォトレジスト層は、マスクを用いて、露光されていない領域を除去した後、図１２ａに示すシリンダー型の構造１２０３が金属層１２０２上に生じるように露光される。
【０１９２】
シリンダー型の構造１２０３は、フォトレジスト円環面１２０４およびフォトレジスト円環面１２０４を同心として配置されているシリンダー型のフォトレジスト環１２０５を備えている。
【０１９３】
フォトレジスト円環面１２０４とフォトレジスト環１２０５との間で、例えば、灰化によってまたは湿式化学的にフォトレジストが除去される。
【０１９４】
スパッタ方法を使用することによって、電極を製造するための上述の方法との関連でのように、再析出プロセスを用いて、フォトレジスト円環面１２０４の周りに金属層１２０６が付与される。
【０１９５】
同様に、内部金属層１２０７が、フォトレジスト環１２０５の周りに形成される（図１２ｂ参照）。
【０１９６】
更なる工程では、パターン化されたフォトレジスト材料が、灰化によって、または湿式化学的に除去され、その結果、２つのシリンダー型の電極１２０８，１２０９が形成される。
【０１９７】
基板１２０１は、最終工程で、例えば、電極材料に対して選択的なプラズマエッチングプロセスを用いて、基板の金属被膜が露出し、シリンダー型の電極と電気的に連結するまで除去される。
【０１９８】
内部シリンダー型電極１２０８は、従って、第１電気的端子１２１０と電気的に連結しており、外部シリンダー型電極１２０９は、第２電気的端子１２１１と電気的に連結している。
【０１９９】
シリンダー型の電極１２０８，１２０９の間のスパッタによってまだ除去されていなかった残りの金属層１２０２は、最終工程において、スパッタエッチングプロセスを用いて除去される。金属層１２０２もこの様に除去される。
【０２００】
ただし、これに関しては、本実施例でも、電気的端子１２１０，１２１１用の金属被膜が、方法の始めに既に基板１２０１に備えられている。
【０２０１】
図１３は、シリンダー型の電極１３０１，１３０２が含まれているバイオセンサーアレイ１３００の平面図を示す。
【０２０２】
各第１電極１３０１は、正の電位を有している。
【０２０３】
バイオセンサーアレイ１３００の各第２電極１３０２は、それぞれ隣り合う第１電極１３０１と相関して負の電位を備えている。
【０２０４】
電極１３０１，１３０２は、行１３０３と列１３０４とに配置されている。
【０２０５】
各行１３０３と、各列１３０４とには、それぞれ第１電極１３０１と、第２電極１３０２とが交互に配置されている。つまり、第１電極１３０１のすぐ傍には、それぞれ行１３０３または列１３０４に第２電極１３０２が配置されており、第２電極１３０２の傍には、それぞれ行１３０３または列１３０４に第１電極１３０１が配置されている。
【０２０６】
このようにして、シリンダー電極１３０１，１３０２の高さの方向にはほぼ湾曲していないフィールドラインを有する電場を、個々の電極の間に生成できる、ということが保証されている。
【０２０７】
電極上には、それぞれ、上記のように、多数のＤＮＡプローブ分子が固着している。
【０２０８】
ここで、調査する溶液（図示せず）が、バイオセンサーアレイ１３００上に塗布されると、ＤＮＡ鎖は、電極に固着された、それと相補的なＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズする。
【０２０９】
このようにして、上記のレドックス再生利用工程によって、同様に、調査される溶液中に、事前に決定された配列を有するＤＮＡ鎖が存在しているか、存在していないかを、バイオセンサーアレイ１３００を用いて認識することができる。
【０２１０】
図１４は、多数の直方体形の電極１４０１，１４０２を有するバイオセンサーアレイ１４００の更なる実施例を示す。
【０２１１】
直方体形の電極１４０１，１４０２の配置は、図１３に示し、上記で説明したようなシリンダー型の電極１３０１，１３０２の配置に相当している。
【０２１２】
図１５は、本発明の更なる実施例によるバイオセンサーチップ１５００の電極配置を示す。
【０２１３】
絶縁層７０３上には、第１電極７０１が付与され、第１電気的端子７０４と電気的に連結されている。
【０２１４】
第２電極７０２は、同様に絶縁層７０３上に付与され、第２電気的端子７０５と電気的に連結されている。
【０２１５】
図１５に示すように、本実施例の第２電極は、既に説明した第２電極とは形状が異なっている。
【０２１６】
第１電極は、図１５から明らかなように、プレーナ型電極であり、第２電極はＴ型に設計されている。
【０２１７】
各Ｔ型第２電極は、絶縁層９０３の表面１５０７に対してほぼ垂直に配置されている第１辺１５０１を備えている。
【０２１８】
更に、第２電極７０２は、第１辺１５０１に対して垂直に配置されている第２辺１５０２を備えている。これらは、各第１電極７０１の表面１５０３上に少なくとも部分的に配置されている。
【０２１９】
図１５から分かるように、複数の第１電極７０１と複数の第２電極７０２とは、並列接続されている。その結果、第２電極７０２のＴ型構造に基づき、ホール１５０４が形成される。これは、２つの相互に並んで配置されている第２電極７０２および第１電極７０１、ならびに、絶縁層７０３によって構成される。
【０２２０】
個々の第１および第２電極７０１，７０２は、絶縁層７０３を用いることにより、互いに電気的に絶縁されている。
【０２２１】
第２電極７０２の個々の第２辺１５０２の間に、各ホール１５０４のために開口部１５０５が備えられている。この開口部は、十分に大きいので、その結果、電解液１５０６をバイオセンサー１５００上に塗布する際に、電解液と、場合によっては調査される溶液１５０６（例えば、電解液）に含有されているＤＮＡ鎖とが、開口部１５０５を通過して、ホール１５０４に到達することができる。
【０２２２】
第１および第２電極の固定領域上には、ＤＮＡプローブ分子１５０９が固着されており、これらは、事前に設定された配列を有する検出されるＤＮＡ鎖とハイブリダイズすることができる。
【０２２３】
図１５から分かるように、互いに向き合っており、ほぼ相互に平行に設置されており、ＤＮＡプローブ分子１５０９を固定するための固定領域が備えられている、第２電極１５０８もしくは第１電極１５０３の表面に基づいて、ほぼ湾曲していないフィールドラインが、第１電極７０１と第２電極７０２との間に電場を供給する際に構成される。
【０２２４】
図１６は、本発明の更なる実施例に基づくバイオセンサー１６００を示す。
【０２２５】
更なる実施例に基づくバイオセンサー１６００は、上記で既述され、図１５に示したバイオセンサー１５００にほぼ相当するが、異なる点は、第２電極７０２の第１辺１５０１の側壁では、固定領域にＤＮＡプローブ分子１５０９が固着されておらず、第２電極７０２の第１辺１５０１の表面１６０１が、絶縁層７０３の絶縁材料または更なる絶縁層によって被覆されていることである。
【０２２６】
それゆえ、図１６に示す実施例では、第１および第２電極７０１，７０２上の固定領域は、直接向き合っている電極の表面、つまり、第２電極７０２の第２辺の表面１６０２および第１電極７０１の表面１６０３のみである。
【０２２７】
図１７ａから図１７ｇに、バイオセンサー１５００，１６００の第１電極７０１と第２電極７０２を製造するための各方法工程を示す。
【０２２８】
本実施例では、酸化シリコンから構成される基板としての絶縁層７０３に、例えば、フォトレジストから構成されるマスク層を使用して、形状が形成するべき第１電極７０１に相当しているパターンが、絶縁層７０３にエッチングされる。
【０２２９】
灰化または湿式化学方法によってマスク層を除去した後、望ましい電極材料から構成される層は、あらかじめエッチングされたパターン１７０１（図１７ａ参照）が、少なくとも全面的に充填されるように、絶縁層７０３上に全面的に付与される。このとき、パターン１７０１は、過剰に充填されていることも可能である（図１７ｂ参照）。
【０２３０】
更なる工程では、化学機械研磨方法を用いて（図１７ｃ参照）あらかじめ形成されているパターン１７０１の外側に存在する電極材料１７０２、好ましくは金が除去される。
【０２３１】
従って、化学機械研磨方法の終了の後、第１電極７０１は、絶縁層７０３と同じ高さに埋設される。
【０２３２】
電極材料１７０２は、つまり、更なる第２電極７０２の間、もしくは第１電極７０１の間以外に残留しないように除去される。
【０２３３】
第１電極７０１上には、例えば窒化シリコンから構成される被覆層１７０３を、例えば、ＣＶＤ方法、スパッタ方法または蒸着方法のような適切な被覆方法を用いて更に付与することができる（図１７ｄ参照）。
【０２３４】
図１７ｅは、並行して絶縁層７０３に埋設されており、金から構成される複数の第１電極１７０１およびその上に存在する被覆層１７０３を示す。
【０２３５】
更なる工程（図１７ｆ参照）では、被覆層１７０３上に、第２電極層１７０４が付与される。
【０２３６】
第２電極層１７０４から構成される、第２電極間の望ましい開口部１７０５を考慮したマスキングが行われた後、望ましい開口部１７０５が形成され、プラズマ分離型のドライエッチング法によって、第２電極層１７０４は、望ましいホール１５０４が、図１５または図１６に示すバイオセンサー１５００，１６００に基づいて構成されるようにエッチングされる（図１７ｇ参照）。
【０２３７】
ただし、この関連では、必ずしも被覆層１７０３が必要ではないが、ホール１５０４の形成の際に、第１電極７０１を表層エッチングから保護するためには有効である。
【０２３８】
他の実施形態では、第２電極７０２のＴ型構造は次のように形成される。上述の方法により第１電極７０１を形成した後に、ＣＶＤ方法またはその他の適切な被覆方法を用いて、第１絶縁層上、または、被覆層１７０３が存在する場合は被覆層１７０３の上に絶縁層を形成する。続いて、被覆層１７０３に、対応するトレンチを形成する。なお、このトレンチは、第２電極７０２のＴ型構造の第１辺１５０１を受け入れることに役立つものである。これらトレンチを、電極材料である金を用いて充填し、ダマスク方法（Damascene-Verfahren）にしたがって、化学機械研磨を用いて、トレンチおよび第２絶縁層の上方に形成された電極材料を除去する。なお、この除去は、Ｔ型の第２電極７０２の第２辺１５０２の高さに相当する、事前に設定された高さまで行われる。
【０２３９】
フォトリソグラフィーを用いて、開口部１５０５が、第２電極７０２の間に形成され、続いて、絶縁材料が、プラズマ分離型のドライエッチング方法を用いて、ホール１５０４として形成されるべきボリュームから、少なくとも部分的に除去される。
【０２４０】
更に、ただし、上記に記述された実施形態は、固定領域が金によって実現されている電極に制限されない。あるいは、電極が、材料、例えば、一酸化シリコンまたは二酸化シリコンによって固定領域に被膜されていることも可能である。これら材料は、プローブ分子を固着させるため、本変形では特にリガンドを固着させるために、上記に記述されたアミン残基、アセトキシ残基、イソシアネート残基、アルキシラン残基と共有結合を形成することが可能である。
【０２４１】
図１８は、複数のプローブ分子を固着させるための固定領域を備えているそれぞれ環状の第１電極１８０１、環状の第２電極１８０２、環状の第３電極１８０３を備えた他の電極配置１８００を示す。
【０２４２】
これらの電極は、第３電極が、第１電極と第２電極との間に配置されるように、中心を同じくして交互にそれぞれの周りに配置されている。
【０２４３】
電極は、プレーナ型電極としても、ほぼ垂直な側壁を有するシリンダー型電極としても形成することができ、上記の方法に基づいて製造される。
【０２４４】
図１９は、本発明の他の実施例に基づく、それぞれ電極に割り当てられている電位が提供されている。シリンダー型電極１９０１，１９０２，１９０３を有するバイオセンサー１９００の平面図を示す。
【０２４５】
上記実施例に関連して説明したように、同様に、各第１電極１９０１には、第１電位Ｖ１が印加されている。各第２電極１９０２には、第２電位Ｖ２が印加されている。各第３電極１９０３には、第３電位Ｖ３が印加されている。
【０２４６】
代替としてまたは更に加えて、バイオセンサーアレイ１９００は、直方体形電極を備えることも可能である。
【０２４７】
本書類では以下の刊行物を引用した：
［１］ R. Hintsche 他, Ｓｉ技術による電極を用いるマイクロバイオセンサー, 最先端のバイオセンサー学, 基本原理, F. W. Scheller 他編集, Dirk Hauser 出版, バーゼル, ２６７−２８３頁, １９９７年 （R. Hintsche et al., Microbiosensors Using Electrodes Made in Si-Technology, Frontiers in Biosensorics, Fundamental Aspects, edited by F. W. Scheller et al., Dirk Hauser Verlag, Basel, S. 267-283, 1997）
［２］ N.L. Thompson, B.C. Lagerholm, 全反射蛍光： 細胞生物物理学への応用, 生物工学の最新見解, ８巻, ５８−６４頁，１９９７年（N.L. Thompson, B.C. Lagerholm, Total Internal Reflection Fluorescence: Applications in Cellular Biophysics, Current Opinion in Biotechnology, Vol. 8, S.58-64, 1997）
［３］ P. Cuatrecasas, 高分子のアフィニティークロマトグラフィー、酵素学の進歩：３６巻、 頁２９−８９、１９７２年（（P. Cuatrecasas, Affinity Chromatography of Macromolecules, Advances in Enzymology, Vol. 36, S. 29-89, 1972)
［４］ P. van Gerwen, バイオセンサー用のナノスケールインターデジタル化電極アレイ、半導体センサーと駆動装置に関するＩＥＥＥ国際会議：頁９０７−９１０、１９９７年６月１６日から１９日（P. van Gerwen, Nanoscaled Interdigitated Electrode Arrays for Biochemical Sensore, IEEE, International Conference on Solid-State Sensors and Actuators, Chicago, S.907 - 910, 16. - 19. Juni 1997）
［５］ M. Paeschke他、シリコン製マイクロ電極アレイを用いるボルタンメトリック多重チャネル測定、電子分析、７巻、１号、頁１−８、１９９６年（M. Paeschke et al, Voltammetric Multichannel Measurements Using Silicon Fabricated Microelectrode Arrays, Electroanalysis, Vol. 7, Nr. 1, S. 1 - 8, 1996）
［６］ R. Hintsche 他, Ｓｉ技術による電極を用いるマイクロバイオセンサー, 最先端のバイオセンサー学, 基本原理, F. W. Scheller 他編集, Dirk Hauser 出版, バーゼル, スイス, １９９７年（R. Hintsche et al, Microbiosensors using electrodes made in Si-technology, Frontiers in Biosensorics, Fundamental Aspects, edited by F. W. Scheller et al, Birkhauser Verlag, Basel, Schweiz, 1997）
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の実施例のバイオセンサーの略図である。
【図２】 ａ−ｂは、電解液中の認識されるＤＮＡ鎖の存在（図２ａ）もしくはその不在（図２ｂ）を実証することができる、２つのプレーナ型電極の略図である。
【図３】 従来技術のインターデジタル電極を示す図である。
【図４】 ａ−ｃは、従来技術におけるレドックス再生利用工程の範囲の各状態を示すバイオセンサーの略図である。
【図５】 従来技術におけるレドックス再生利用工程の範囲の回路電流の関数曲線示す図である。
【図６】 本発明の実施例のインターデジタル電極配置を示す図である。
【図７】 本発明の実施例のバイオセンサーを示す図である。
【図８】 インターデジタル電極配置として配置されている２つの電極を有するバイオセンサーの断面図である。
【図９】 ａ−ｄは、本発明の実施例に基づくバイオセンサーの製造方法における４つの方法状態のインターデジタル電極の断面図である。
【図１０】 ａ−ｃは、本発明の更なる実施例に基づくバイオセンサーの電極の製造方法の個々の方法工程の間のバイオセンサーの断面図である。
【図１１】 ａ−ｃは、本発明の更なる実施例に基づくバイオセンサーの電極の製造方法の個々の方法工程の間のバイオセンサーの断面図である。
【図１２】 ａ−ｃは、本発明の更なる実施例に基づく製造方法の間の様々な時点でのバイオセンサーの各断面図である。
【図１３】 シリンダー型の電極を有する本発明の実施例に基づくバイオセンサーアレイの平面図である。
【図１４】 直方体形の電極を有する本発明の実施例に基づくバイオセンサーアレイの平面図である。
【図１５】 本発明の更なる実施例に基づくバイオセンサーの断面図である。
【図１６】 本発明の更なる実施例に基づくバイオセンサーの断面図である。
【図１７】 ａ−ｇは、本発明の更なる実施例に基づく製造方法の個々の方法工程の間のバイオセンサーの断面図である。
【図１８】 本発明の他の実施例の電極配置を示す図である。
【図１９】 電極が、各電極に割り当てられた電位が説明された直方体形電極を有する本発明の実施形態におけるバイオセンサーアレイの平面図である。
【０００１】
このようなタイプのバイオセンサー、このようなタイプのバイオセンサーアレイ、およびこのようなタイプの方法は、［１］と［４］から知られている。
【０００２】
図２ａと図２ｂとは、［１］および［４］に記述されているセンサーを示す。センサー２００は、金から構成される２つの電極２０１，２０２を備えており、これらの電極は、絶縁材料から構成される絶縁層２０３に埋設されている。電極２０１，２０２には、電極２０１，２０２に印加された電位を供給することができる電極端子２０４，２０５が接続されている。電極２０１，２０２は、プレーナ型電極として配置されている。各電極２０１，２０２上には、ＤＮＡプローブ分子２０６が固着されている（図２ａ参照）。固着は、いわゆる金−硫黄−結合によって行われる。電極２０１，２０２上には、調査する分析質、例えば、電解液２０７が塗布される。
【０００３】
電解液２０７に、ＤＮＡプローブ分子２０６の配列と相補的な配列を有するＤＮＡ鎖２０８の配列が含まれている場合、これらＤＮＡ鎖２０８は、ＤＮＡプローブ分子２０６とハイブリダイズする（図２ｂ参照）。
【０００４】
従って、ＤＮＡプローブ分子２０６とＤＮＡ鎖２０８とのハイブリダイズは、各ＤＮＡプローブ分子２０６の配列と対応するＤＮＡ鎖２０８の配列とが相互に相補的である場合にのみ起こる。そうでない場合、ハイブリダイズは起こらない。それゆえ、事前に決定された配列のＤＮＡプローブ分子は、特定のＤＮＡ鎖、つまり相補的な配列を有するＤＮＡ鎖のみと結合、つまりこれとハイブリダイズすることができる。
【０００５】
ハイブリダイズが起こると、図２ｂから明らかなように、電極２０１と２０２との間のインピーダンスの値が変化する。この変化したインピーダンスは、約５０ｍＶの振幅を有する交流電圧を電極端子２０４，２０５に印加し、そしてその結果として生じる電流を、接続されている測定装置（図示せず）を用いて測定することにより決定される。
【０００６】
ハイブリダイズの場合、電極２０１，２０２の間におけるインピーダンスのキャパシタンス成分が減少する。この原因は、ＤＮＡプローブ分子２０６と、妥当な場合にＤＮＡプローブ分子２０６とハイブリダイズするＤＮＡ鎖２０８とが、共に非導電性であり、それゆえ、各電極２０１，２０２は、明らかにある程度電気的に遮蔽されているからである。
【０００７】
測定精度を改善するために、多数の電極の組２０１，２０２を使用し、これらを並列接続することが［４］から知られている。これらは、相互にはっきりと噛み合って配置されており、その結果、いわゆるインターデジタル電極３００となる。電極の寸法および電極の間の距離は、おおよそ検出されるべき分子程度の長さ、つまり、ＤＮＡ鎖２０８またはそれ以下の、例えば２００ｎｍまたはそれ以下の範囲となる。
【０００８】
事前に決定された配列を有するＤＮＡ鎖の存在に関する電解液の調査のための更なる手法が、［２］によって知られている。この手法では、所望の配列を有するＤＮＡ鎖がマーキングされ、マーキングされた分子の反射特質に基づいてその存在が決定される。このため、可視波長領域の光が、電解液上に照射され、電解液から、特に実証されるべきマーキングされたＤＮＡ鎖から、反射された光が認識される。反射率に基づいて、つまり、特に、認識され、反射光ビームの照射に基づいて、事前に決定された対応する配列を有する実証されるべきＤＮＡ鎖が、電解液に含有されているかいないかが決定される。
【０００９】
この手法は、大変経費がかかる。なぜなら、対応しているＤＮＡ鎖の反射率に関する正確な知識を必要とし、更に、この手法を始める前にＤＮＡ鎖をマーキングする必要があるためである。反射光ビームの全てを検知することができるように、更に、反射された光ビームを検知するための検知手段の極めて正確な整合が不可欠である。
【００１０】
それゆえに、この手法は、コストが高く、複雑であり、また、妨害の影響を極めて受けやすい。このことから、測定結果は、大変容易に質の低いものとなる。
【００１１】
更に、分析質において、例えば酵素のようなペプチドや蛋白質を特異的に結合するために、固着された低分子量の分子、特に高特異性および高親和性を有するリガンドを使用することが、アフィニティークロマトグラフィー（［３］参照）から知られている。
【００１２】
更に、巨大分子生体高分子認識のための還元酸化再生利用手順に関する原理が、［５］および［６］から知られている。
【００１３】
還元酸化再生利用手順（以下、レドックス再生利用手順とも称す）を、以下に図４ａから図４ｃを参考にして詳述する。
【００１４】
図４ａに、絶縁層としての基板４０３に形成されている第１電極４０１および第２電極４０２を備えるバイオセンサー４００を示す。
【００１５】
固定層４０４として形成された固定領域は、金から構成された第１電極４０１上に形成される。固定領域は、第１電極４０１条においてＤＮＡプローブ分子４０５を固着させるために用いられる。
【００１６】
第２電極上には、このような固定領域が備えられていない。
【００１７】
バイオセンサー４００を用いて、ＤＮＡプローブ分子４０５の配列に対して相補的な配列を有するＤＮＡ鎖を認識する場合、センサー４００は、妥当な場合に調査される溶液４０６に含有されており、ＤＮＡプローブ分子４０５の配列に対して相補的な配列を有するＤＮＡ鎖がハイブリダイズされるように、調査する溶液４０６（例えば電解液に）接触される。
【００１８】
図４ｂに、調査される溶液４０６中に、認識されるＤＮＡ鎖４０７が含有されており、ＤＮＡプローブ分子４０５とハイブリダイズする様子が示されている。
【００１９】
調査される溶液中のＤＮＡ鎖４０７は、以下に記述する分子を部分分子（Teilmolekuele）に分解できる酵素４０８を用いてマーキングされている。
【００２０】
通常、調査される溶液４０６中には、測定されるＤＮＡ鎖４０７の数よりも、著しく多い数のＤＮＡプローブ分子４０５が含まれている。
【００２１】
酵素４０８を含んでいる調査する溶液４０６に、場合によっては含有されているＤＮＡ鎖４０７が、固着されているＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズされた後、バイオセンサー４００の洗浄が行われる。このことにより、ハイブリダイズされていないＤＮＡ鎖が除去され、バイオセンサー４００から、調査する溶液４０６が洗い落とされる。
【００２２】
洗浄に使用される洗浄液、または、他の段階で特に導入される他の溶液を、電気的に非伝導性の物質に添加する。この非伝導性の物質は、ハイブリダイズされたＤＮＡ鎖４０７の酵素によって、負の第１電荷である第１部分分子と、正の第２電荷である第２部分分子とに分解することができる分子を含有している。
【００２３】
図４ｃに示すように負電荷の部分分子は、図４ｃの矢印４１１で示すように正電荷の陽極に引き寄せられる。
【００２４】
負電荷の第１部分分子４１０は、アノードとして正の電位を有する第１電極４０１において酸化され、酸化された部分分子４１３は、負電荷のカソードに、すなわち第２電極４０２に引き寄せられ、再び還元される。
【００２５】
還元された部分分子４１４は、もう一度第１電極４０１、すなわちアノードに移動する。
【００２６】
このようにして、酵素４０８によって発生したそれぞれの荷電粒子数に比例した電気的な回路電流が発生する。
【００２７】
本方法で評価される電気的パラメータは、図５の図表５００に示すように、時間ｔの関数としての電流ｄＩ／ｄｔの変化である。
【００２８】
図５には、時間５０２の関数に対する電流５０１の関数が示されている。生じた曲線（Kurvenverlauf）５０３は、時間の経過の影響を受けないオフセット電流Ｉoffset５０４を示している。
【００２９】
オフセット電流Ioffset５０４は、バイオセンサー４００が理想型ではないために、寄生的な成分によって発生する。
【００３０】
オフセット電流Ｉoffset５０４の主な原因は、第１電極４０１が、ＤＮＡプローブ分子４０５によって完全に被覆されていないからである。
【００３１】
第１電極４０１が、ＤＮＡプローブ分子４０５によって十分に密集して被覆されている場合、第１電極と調査される電導性の溶液４０６との間には、固着したＤＮＡプローブ分子４０５によって発生する、いわゆる２層キャパシタンス（Doppelschichtkapazitaet）に基づく、ただ１つの単なるキャパシタンスの電気的な連結が生じるはずである。
【００３２】
しかし、十分に密集して被覆されていない場合、特に抵抗成分をも有する寄生的な電流経路が、第１電極４０１と調査される溶液４０６との間のにできてしまう。
【００３３】
しかし、酸化還元手順を可能にするためには、ＤＮＡプローブ分子４０５を有する第１電極４０１のカバーは完全である必要はない。それは、電気を帯びた部分分子、すなわち負電荷の第１部分分子を、第１電極４０１に全体的に引き寄せるためである。
【００３４】
他方では、このようなバイオセンサーの感度をできるだけよくするために、寄生的影響がわずかであることと相まって、ＤＮＡプローブ分子４０５を有する第１電極４０１のカバーは、できるだけ密集していなければならない。
【００３５】
このようなバイオセンサー４００によって決定された測定値の再現性（Reproduzierbarkeit）を高めるために、２つの電極４０１，４０２は、常に、レドックス再生利用工程において酸化還元手順を行うための十分に大きな面積を備える必要がある。
【００３６】
従って、従来技術に基づいたバイオセンサーの場合、調査される溶液中のＤＮＡ鎖を検知する際の測定が、若干不確実なものとなる。
【００３７】
従って、本発明の目的は、レドックス再生利用工程の範囲で巨大分子生体高分子をより高精度で検出することである。
【００３８】
本課題は、独立特許請求項の特徴を有する、バイオセンサー、バイオセンサーアレイ、および、バイオセンサーを用いた巨大分子生体高分子の検出方法によって解決される。
【００３９】
バイオセンサーは、巨大分子生体高分子を結合することができるプローブ分子を固定させるための固定領域を備えた第１電極を有している。更に、バイオセンサーは、第２電極および第３電極を備えている。第２電極および第３電極は、還元酸化再生利用工程の範囲の還元酸化手順が、第２電極および第３電極において行われるように形成されている。
【００４０】
このようにして、プローブ分子によって被覆されている第１電極で、還元酸化手順行う必要はもはやない。
【００４１】
このようにして、プローブ分子の著しく高い密度で第１電極を被覆することが可能となる。このことにより、バイオセンサーによって電流の変化を検知する際の上記の寄生効果を避けることができる。
【００４２】
バイオセンサーアレイは、巨大分子生体高分子を結合することができるプローブ分子を固定させるための固定領域をそれぞれ備えている多数の第１電極を有することもある。更に、多数の第２電極と多数の第３電極とが備えられている。第２電極および第３電極は、還元酸化再生利用工程の範囲の還元酸化手順が、第２電極と第３電極とにおいて行われるようにそれぞれ形成されている。
【００４３】
バイオセンサーを用いて巨大分子生体高分子を検出する方法では、第１電極、第２電極、および第３電極を有するバイオセンサーが使用される。この第１電極は、巨大分子生体高分子を結合することができるプローブ分子を固定させるための固定領域を備えている。
【００４４】
調査する溶液が、バイオセンサーと接触される。認識される巨大分子生体高分子が溶液に含有されていることもある。調査される溶液に巨大分子生体高分子が含有されている場合、これら巨大分子生体高分子は、第１電極の固定領域に固着され、巨大分子生体高分子を結合することができる各プローブ分子と結合する。結合された巨大分子生体高分子は、例えば、結合の後、例えば、ＤＮＡ鎖のハイブリダイズの後、酵素によってマーキングされている、あるいは、マーキングされる。
【００４５】
バイオセンサーは、更なる工程で、洗浄液によって洗浄される。その結果、調査される溶液と、すなわちハイブリダイズされていない、つまり結合していない巨大分子生体高分子とが、バイオセンサーから除去される。
【００４６】
更なる工程では、洗浄液に物質を加えることでも作ることができる他の溶液が、バイオセンサーと接触される。
【００４７】
更なる溶液は、巨大分子生体高分子の酵素によって分解されることができる分子を含有している。
【００４８】
分解できる分子は、第１電荷の第１部分分子と第２電荷の第２部分分子とにそれぞれ分解される。第１部分分子は、第３電極上で酸化または還元され、酸化または還元された第１部分分子は、第２電極上で還元または酸化される。その結果、レドックス再生利用工程が、第３電極と第２電極との間で行われる。
【００４９】
レドックス再生利用工程によって、巨大分子生体高分子が検出される。つまり、例えば、従来技術のように、レドックス再生利用工程の回路電流の流れが検知され、これから、第１電極にある結合された巨大分子生体高分子の数が測定される。
【００５０】
酵素によってマーキングされた、または、これからマーキングされる多数のＤＮＡ鎖が、固着されたＤＮＡプローブ分子と、小さな領域でハイブリダイズされる場合、相当するこれら多数の酵素が、この領域に集約する。そして、生成された回路電流の上昇率は、酵素によってマーキングされたＤＮＡ鎖がより少なくハイブリダイズしている他の領域よりも高い。
センサーの様々な領域の間で上昇率を比較することによって、調査する溶液において、ＤＮＡ鎖が、事前に決定された配列のＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズするかどうかだけではなく、どれほどよく、つまりどのような効率で、他のＤＮＡプローブ分子に対するハイブリダイズが行われるかが測定される。
【００５１】
言い換えると、このことは、このようなバイオセンサーが、調査される溶液のＤＮＡ内容に関する、質的かつ量的な情報を提供することを意味している。
【００５２】
酵素として、例えばＮＡＤＨに依存しない脱水素酵素の種類の酵素、または、フェノール酸化酵素の種類の酵素を使用することができる。
【００５３】
第２電極および第３電極の還元酸化手順の集約は、例えば、第１電極が第１電位を有し、第２電極が第２電位を有し、第３電極が第３電位を有することによって保証される。この場合、レドックス再生利用工程の間に、還元または酸化を第２および第３電極においてのみ行うように、第３電位を選択することができる。
【００５４】
本発明の形態に基づくと、このことは、第３電位が、第１電位よりも大きく、第１電位が第２電位よりも大きいことによって達成される。
【００５５】
第１電極の固定領域は、プローブ分子を固着させることができる物質によって被膜されていることができる。
【００５６】
従って、固定領域は、例えば以下の物質ヒドロキシル基、エポキシ基、アミン基、アセトキシ基、イソシアネート基、スクシニミドエステル基、チオール基、金、銀、プラチナ、チタンの１つを備えていてもよい。
【００５７】
固定領域は、ペプチドまたは蛋白質を結合することができるリガンドを固定させるためにも形成されており、また、ＤＮＡ分子を結合することができるＤＮＡプローブ分子を固定させるためにも形成されている。
【００５８】
電極は、例えば［４］に示すような、インターデジタル電極配置に配置されている。この場合、第３電極は、それぞれ、第１と第２電極との間に配置されている。
【００５９】
本発明の他の形態では、電極が、同心円状に相互の周りにそれぞれ配置されている。この場合、第３電極は、それぞれ第１電極と第２電極との間に配置されている。
【００６０】
更に、第１電極および第２電極および／または第３電極は、第１電極および第２電極および／または第３電極の間に生成された電場のほぼ湾曲していないフィールドラインを、第１電極および第２電極および／または第３電極の間に形成することができるように、相互に関連して配置されている。
【００６１】
巨大分子生体高分子とは、例えば、蛋白質またはペプチドまたはそれぞれ事前に決定された配列のＤＮＡ鎖でもある。
【００６２】
調査される溶液中において、巨大分子生体高分子のどの種類が認識されるかに関係なく、巨大分子生体高分子は、酵素によって事前にマーキングされている。
【００６３】
巨大分子生体高分子として、蛋白質またはペプチドが認識される場合、固着された分子はリガンドである。リガンドは、例えば、相当するリガンドが配置されている各電極に、認識される蛋白質またはペプチドを結合できる結合作用を有する作用物質である。
【００６４】
リガンドとしては、酵素作用物または酵素拮抗作用物、薬剤、糖または抗体、または、蛋白質またはペプチドを特異的に結合する性能を有するどんな分子でも考えられる。
【００６５】
巨大分子生体高分子として、バイオセンサーによって認識される事前に決定された配列のＤＮＡ鎖が使用される場合、バイオセンサーによって、事前に決定された配列のＤＮＡ鎖は、固着されたＤＮＡ鎖の配列に対して相補的な配列を有するＤＮＡプローブ分子に、分子として、第１電極上でハイブリダイズできる。
【００６６】
本既述の範囲では、プローブ分子をリガンドともＤＮＡプローブ分子とも把握できる。
【００６７】
固定領域は、蛋白質またはペプチドを結合することができるプローブ分子を固定するために形成されている。
【００６８】
あるいは、固定領域は、ＤＮＡ分子を結合することができるＤＮＡプローブ分子を固定するために形成されている。
【００６９】
本発明の実施例を図によって示し、更に詳述する。
【００７０】
図１は、本発明の実施例のバイオセンサー１００を示す。
【００７１】
バイオセンサー１００は、第１電極１０１、第２電極１０２、および、第３電極１０３の３つの電極を備えている。
【００７２】
電極１０１，１０２，１０３は、絶縁層１０４としての絶縁物質によって相互に電気的に絶縁されている。
【００７３】
第１電極１０１上には、巨大分子生体高分子を結合することができるプローブ分子を固定させるための固定領域１０５が備えられている。
【００７４】
本実施形態によれば、固定領域に固着しているプローブ分子１０６は、ＤＮＡプローブ分子である。このＤＮＡプローブ分子１０６によって、ＤＮＡプローブ分子の配列に対して相補的な配列を有するＤＮＡ鎖を、ハイブリダイズすることができる。
【００７５】
ＤＮＡプローブ分子１０６は、知られている金−硫黄−結合によって、金から構成されている第１電極１０１に固着される。他の物質をプローブ分子の結合に使用する場合、物質上にプローブ分子を固着することができる被覆物質が供給される。
【００７６】
第１電極１０１におけるＤＮＡプローブ分子の固着の間、電極には様々な電位が印加される。その結果、ＤＮＡプローブ分子の固着は、第１電極１０１上においてのみ可能であり、第２電極１０２および／または第３電極１０３上では阻害されるように、電場が電極の間に生じる。
【００７７】
上記のような従来技術の方法と同様に、第１工程では、認識される巨大分子生体高分子（つまりＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズすることができるＤＮＡ鎖）がもし存在する場合に、それを有する調査される溶液（例えば電解液）が、バイオセンサー１００（つまりＤＮＡプローブ分子１０６を有する特に第１電極１０１）と接触される。これは、調査される溶液に存在するＤＮＡ鎖がＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズすることによって行われる。
【００７８】
ハイブリダイズが行われた後、バイオセンサー１００は、洗浄液（図示せず）によって、洗浄される。つまり、ハイブリダイズされていないＤＮＡ鎖および調査される溶液が除去される。
【００７９】
更なる工程では、他の溶液１０９が、バイオセンサー１００（特に、第１電極１０１）に接触される。
【００８０】
図１は、ＤＮＡ鎖１０７が既にＤＮＡプローブ分子１０６とハイブリダイズした状態の、バイオセンサー１００を示す。ハイブリダイズされたＤＮＡ鎖１０７は、酵素１０８によってそれぞれマーキングされている。他の溶液１０９中において、以下に述べる分子を、酵素によって分解することができる。
【００８１】
酵素１０８として、本実施例では、例えば、ａ‐ガラクトシダーゼ、ｂ‐ガラクトシダーゼ、ｂ‐グルコシダーゼ、ａ‐マンノシダーゼ、アルカリ・ホスファターゼ、酸性ホスファターゼ、オリゴ糖デヒドロゲナーゼ、グルコース・デヒドロゲナーゼ、ラッカーゼ、チロシナーゼ、または、同種の酵素を使用することができる。
【００８２】
低分子酵素が最高の変換効率を保証でき、したがって最高の感度を保証できることがわかる。
【００８３】
従って、他の溶液１０９には、酵素１０８によって、負電荷を有する第１部分分子１１１と正電荷を有する第２部分分子とに分解することができる分子１１０が含有されている。
【００８４】
分解可能な分子１１０として、とりわけ、例えば、ｐ‐アミノフェニル‐ヘキソピラノシド、ｐ‐アミノフェニル‐リン酸塩、ｐ‐ニトロフェニル‐ヘキソピラノシド、ｐ‐ニトロフェニル‐リン酸塩、または、ａ）ジアミン、ｂ）カテコールアミン、ｃ）
【００８５】
【化１】
、ｄ）フェロセン、ｅ）ジカルボン酸、ｆ）フェロセンリシン、ｇ）オスミウムビピリジル‐ＮＨ、または、ｈ）ＰＥＧ‐フェロセン2に適した誘導体を用いることができる。
【００８７】
電極１０１，１０２，１０３には、それぞれ電位が印加される。
【００８８】
従って、第１電極１０１には第１電位Ｖ（Ｅ１）が、第２電極１０２には、第２電位Ｖ（Ｅ２）が、そして、第３電極１０３には第３電位Ｖ（Ｅ３）が印加される。
【００８９】
上記のような従来技術の手法と基本的には同じ用に行われる実際の測定段階の間に、電荷の符号に応じた、それぞれ以下の電気的電位の電位高低差は、Ｖ（Ｅ３）＞Ｖ（Ｅ１）＞Ｖ（Ｅ２）が該当するように電極１０１，１０２，１０３に印加される。
【００９０】
例えば、第３電極１０３が、正電位Ｖ（Ｅ３）を示す場合、第３電極１０３は、バイオセンサー１００の電極１０１，１０２，１０３の最大電位を有している。
【００９１】
このことは、負電荷を有する生成された第１部分分子１１１が、第３電極１０３にかかる最大の電位Ｖ（Ｅ３）が原因で、従来技術のように、もはや、第１電極１０１にではなく、正に電荷された第３電極に引き寄せられることに作用する。
【００９２】
第１電極１０１は、本発明ではもはやプローブ分子の固定のための固定電極としても、各部分分子の酸化または還元のための測定電極としても使用されない。
【００９３】
生成された部分分子の酸化もしくは還元が行われる電極の機能を、第３電極１０３がここでは明らかに引き継いでいる。
【００９４】
このことは、第３電極１０３を用いて、第１電極１０１が、分解された部分分子から遮蔽されることを明らかに意味している。
【００９５】
このようにして、ＤＮＡプローブ分子１０６による第１電極の被覆が極めて高くされる。
【００９６】
第３電極１０３では、負に帯電した部分分子１１１の酸化が行われ、酸化された第１部分分子１１２は、第２電極１０２に引き寄せられる。なぜなら、第２電極１０２は、バイオセンサー１００の全電極１０１，１０２，１０３のうち最小の電位Ｖ（Ｅ２）を備えているからである。
【００９７】
第２電極１０２では、酸化された分子の還元が行われ、還元された部分分子１１３は、再度酸化を行う第３電極１０３にもう一度引き寄せられる。
【００９８】
このようにして、同様に、知られている方法で認識される回路電流が生じる。このことにより、回路電流の流れの変化が時間を経て生じ、このことによって、同様に、酵素１０８によって生成された電荷キャリア数に対する回路電流の比例に基づいて、マーキングとしての酵素１０８を有し、ハイブリダイズされたＤＮＡ鎖１０７の数を検知することができる。
【００９９】
図６に、バイオセンサー１００の他の実施形態を示す。第２実施形態に基づいて、電極がインターデジタル電極としてバイオセンサー６００に配置されている。この場合、それぞれ第１電極６０１と第２電極６０２との間に第３電極６０３が配置されている。
【０１００】
第１電極６０１、第２電極６０２、および第３電極６０３は、それぞれ並列接続されており、それぞれ第１電気的端子６０４、第２電気的端子６０５、および第３電気的端子６０６と連結されている。
【０１０１】
このことは、インターデジタル電極配置６００の場合でも、プローブ分子を固定するための固定領域がそれぞれ配置されている第１電極６０１は、レドックス再生利用工程に関しては遮蔽されていることを明らかに意味している。
【０１０２】
ただし、本発明は、ＤＮＡ鎖の検出に制限されず、一般的に巨大分子生体高分子の検出も可能である。この際、蛋白質またはペプチドが検出される場合には、プローブ分子が蛋白質またはペプチドを結合することができるリガンドとして形成されている。
【０１０３】
更に、バイオセンサー１００，６００を、このようなタイプのバイオセンサーを多数有するバイオセンサーアレイに使用することもできる。
【０１０４】
バイオセンサーアレイの素子が電極として構成される各点は、上記の特徴を有している。各プローブ分子が固着されている、あるいは固着することができる第１電極は、分解された部分分子から電気的に遮蔽されることだけが保証される。
【０１０５】
従って、図１の実施例の第１電極１０１、第２電極１０２および第３電極１０３に相当する様々な数の電極を、レドックス再生利用工程の範囲で、第１電極が分解された部分分子から遮蔽されていることが保証されている条件で、バイオセンサー上に異なる密度で分散させることもできることがわかる。
【０１０６】
更に、バイオセンサーアレイの場合、測定は、局所的に変化する電極電位に応じて行われる。バイオセンサーアレイの範囲では、機能的に異なる電極の異なる密度分散が可能である。
【０１０７】
図７は、更なる電極配置を有するバイオセンサーチップ７００を示す。
【０１０８】
このバイオセンサーチップ７００は、第１電極７０１と第２電極７０２とを備えており、第１電極７０１と第２電極７０２とは、相互に電気的に絶縁されているように絶縁層７０３に配置されている。
【０１０９】
第１電極７０１は、第１電気的端子７０４と連結しており、第２電極７０２は、第２電気的端子７０５と連結している。
【０１１０】
電極７０１，７０２は、直方体形の構造を示し、この際、第１電極７０１の第１電極面７０６と第２電極７０２の第１電極面７０７とは、ほぼ平行に相互に向き合うようにして設置されている。
【０１１１】
このことは、この実施例では、電極７０１、７０２が、絶縁層７０３の表面７０８に対してほぼ垂直な、第１電極７０１の第１電極面７０６、もしくは、第２電極７０２の第１電極面７０７を構成する側壁７０６，７０７を備えていることによって達成される。
【０１１２】
第１電極７０１と第２電極７０２との間に電場が供給されると、相互にほぼ平行に設置された電極面７０６，７０７によって、表面７０６，７０７の間ではほぼ湾曲していないフィールドライン７０９を有するフィールドライン経路が生成される。
【０１１３】
湾曲したフィールドライン７１０は、それぞれ、電極７０１，７０２のための上部表面および電極７０１，７０２の間の縁領域７１３を構成する、第１電極７０１の第２電極面７１１と第２電極面７０２の第２電極面７１２との間にのみ生じている。
【０１１４】
電極７０１，７０２の第１電極面７０６，７０７は、プローブ分子を固定するための固定領域として、バイオセンサー７００を用いて認識することができる巨大分子生体高分子を結合することができる。
【０１１５】
電極７０１、７０２は、本実施例では、金から形成されている。
【０１１６】
電極とプローブ分子との間に、共有結合が形成され、このとき、金−硫黄−結合を形成するための硫黄は、硫化物、またはチオールの形状で存在する。
【０１１７】
プローブ分子としてＤＮＡプローブ分子が使用される場合、このような、硫黄機能性は、燐アミド化学を用いて、自動化されたＤＮＡ合成方法の間に、固着されるＤＮＡ鎖の３'末端または５'末端に組み込まれる調整ヌクレオチドの部分である。従って、ＤＮＡプローブ分子は、その３'末端またはその５'末端に固着される。
【０１１８】
プローブ分子としてリガンドが使用される場合、硫黄官能基は、アルキルリンカーまたはアルキレンリンカーの一末端によって構成され、その他方の末端は、リガンドの共有結合のために適切な化学的官能基、例えば、ヒドロキシ基、アセトキシ基、または、スクシニミドエステル基を備えている。
【０１１９】
電極、つまり、特に、固定領域は、測定を行う際に、電解液７１４、一般に調査する溶液によって被覆されている。
【０１２０】
調査する溶液７１４に、認識される巨大分子生体高分子、例えば、事前に決定された配列を有し、電極上に固着されたＤＮＡプローブ分子をハイブリダイズすることができる認識されるＤＮＡ鎖が含まれている場合、ＤＮＡ鎖は、ＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズする。
【０１２１】
調査される溶液７１４に、ＤＮＡプローブ分子の配列に対して相補的な配列を有するＤＮＡ鎖が含有されていない場合、調査される溶液７１４に属するＤＮＡ鎖は、電極７０１，７０２上のＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズできない。
【０１２２】
電極７０１，７０２の間に、上に説明したように、レドックス再生利用工程が始められる。このことにより、マーキングされ、ハイブリダイズされたＤＮＡ鎖の数、一般的にはマーキングされ、結合された巨大分子生体高分子の数が検知される。
【０１２３】
図８は、本発明の更なる実施例に基づく更なる電極配置を有するバイオセンサー８００を示す。
【０１２４】
バイオセンサー８００の場合、図７に示された実施例のバイオセンサー７００の場合と同様に、絶縁層７０３上に付与された２つの電極７０１，７０２が備えられている。
【０１２５】
ただ２つの直方体形の電極を有するバイオセンサー７００と異なり、図８に示されたバイオセンサー８００の２つの電極は、それぞれ交互に配置され、並列接続された多数の電極として、知られているインターデジタル電極配置の形状で配置されている。
【０１２６】
図８は、より具体的にするために、更に、バイオセンサー８００の図に記入された概略の電気的等価回路図を示す。
【０１２７】
図７に示されたように、電極７０１，７０２の、ほぼ平行に対向して立っている電極面７０６，７０７の間に、ほぼ湾曲していないフィールドラインが、絶縁層７０３の表面７０８に対して生じるので、湾曲しているフィールドライン７１０によって生成される、第２キャパシタンス８０４と第２アドミタンス８０５に比較して、湾曲していないフィールドラインによって生成される第１キャパシタンス８０２と第１アドミタンス８０３の割合は大きい。
【０１２８】
第１キャパシタンス８０２および第２キャパシタンス８０４、ならびに、第１アドミタンス８０３および第２アドミタンス８０５の合計から生じる全アドミタンスにおける、第１キャパシタンス８０２と第１アドミタンス８０３との極めて大きな割合は、バイオセンサー８００の状態が変化する際、つまり、調査される溶液７１４のＤＮＡ鎖が、電極面７０６，７０７上の固定領域に固着されたＤＮＡプローブ分子８０１とハイブリダイズする際に、バイオセンサー８００の感度が、著しく高められるということに繋がる。
【０１２９】
従って、電極７０１，７０２が同じ側面寸法の場合、および、以前に行われた活性領域が同じ寸法の場合、つまり、電極面上の固定領域が同じ面積の場合に、認識されるＤＮＡ鎖が調査される溶液７１４に含有されていると、プレーナ型電極配置の場合よりも、電極７０１，７０２の間における、供給された電場のフィールドラインの極めて大きな成分が、ハイブリダイズが生じているボリュームに含まれていることが明らかである。
【０１３０】
言い換えると、このことは、本発明による構造の１チップ面毎のキャパシタンスは、プレーナ型電極配置の場合の１チップ面毎のキャパシタンスよりも、明らかに大きいことを意味している。
【０１３１】
更に、ほぼ垂直の側壁を有する直方体形センサー電極の製造のための別の可能性のいくつかを詳述する。
【０１３２】
（プローブ分子を固着させることが可能な、ほぼ垂直な側壁を有する、金属電極の第１製造方法）
図９ａは、知られているＣＭＯＳプロセスのために製造されるような、シリコン基板９００を示す。
【０１３３】
形成する電極のために集積回路および／または電気的端子が既に存在するシリコン基板９００上に、不動態化層としても機能する絶縁層９０１が、十分な厚さ、本実施例では、５００ｎｍの厚さに、ＣＶＤ法を用いて付与される。
【０１３４】
絶縁層９０１を、酸化シリコンＳｉＯ2または窒化シリコンＳｉ3Ｎ4から製造することも可能である。
【０１３５】
上述の実施例によるバイオセンサー８００のインターデジタル電極配置は、フォトリソグラフィーを用いて、絶縁層９０１上に限定される。
【０１３６】
次に、ドライエッチング方法、例えば反応イオンエッチング（ＲＩＥ）を用いて、絶縁層９０１に、本実施例では約１００ｎｍの最低限の高さ９０３の段９０２が生成、つまり、エッチングされる。
【０１３７】
段９０２の高さ９０３は、金属電極を形成するための後続の自己配列プロセスのために十分大きくなければならない。
【０１３８】
ただし、絶縁層９０１を形成させるために、蒸着方法もしくはスパッタ方法を使用することも可能である。
【０１３９】
段９０２のパターン化の際に、段９０２の横側が十分に傾斜しており、その結果、十分に鋭い角９０５を構成することに注意しなければならない。絶縁層９０１の表面に対してしかるべき段横側の角度９０６は、本実施例では少なくとも５０°に達するべきである。
【０１４０】
更なる工程では、チタンから構成される約１０ｎｍの厚さの補助層９０４（図９ｂ参照）が段状の絶縁層９０１に蒸着される。
【０１４１】
補助層９０４は、タングステン、および／またはニッケルクロム、および／またはモリブデンであることも可能である。
【０１４２】
他の工程において形成された金属層（本実施例では、金から構成される金属層９０７）は、段９０２の角９０５において多孔性を有して成長することが保証される。なお、このことは、他の方法工程において、段の移行面（Stufenuebergaengen）において、それぞれ１つの割れ目９０８を、全面的に形成された金の層９０７にエッチングできるように行われる。
【０１４３】
更なる方法工程では、バイオセンサー８００用の金の層９０７が設けられる。
【０１４４】
本実施例では、金の層は、約５００ｎｍから２０００ｎｍの厚さを有する。
【０１４５】
金の層９０７の厚さに関しては、金の層９０７の厚さが十分であると、その結果、金の層９０７は多孔性の円柱に成長することだけが保証される。
【０１４６】
更なる工程では、開口部９０８が金の層９０７にエッチングされる。その結果、割れ目が形成される。
【０１４７】
開口部をウエットエッチングするために、１０００ｍｌの水Ｈ2Ｏ中に７．５ｇのスーパーストリップ１００TM（Super Strip 100TM Firma Lea Ronal GmbH, Deutschlandの商標名）と２０ｇのＫＣＮとを含有するエッチング溶液が使用される。
【０１４８】
金、一般に金属が円柱状に成長することによって、付着層９０４上への蒸着の間、異方性エッチングが達成され、その結果、金の表面侵食は、約１：３の比に行われる。
【０１４９】
金の層９０７のエッチングによって、割れ目９０８が、エッチング工程の持続時間に応じて形成される。
【０１５０】
このことは、エッチングプロセスの持続時間が、ベース幅、つまり形成される金の電極９１０，９１１の間の間隔９０９を決定することを意味している。
【０１５１】
金属電極が十分な幅を有し、構成される金の電極９１０，９１１の間の間隔９０９に達成した後、ウエットエッチングは終了する。
【０１５２】
ただし、多孔性の蒸着が行われるので、絶縁層９０１の表面に対して平行な方向へは、絶縁層９０１の表面に対して垂直な方向へよりも、はるかにより速くエッチングされる。
【０１５３】
ただし、金の層の代わりに、例えばプラチナ、チタン、またはシルバーのような他の貴金属を使用することも可能である。なぜなら、これら材料は、固着されたＤＮＡプローブ分子を固定するため、または、一般にプローブ分子を固定するために、同様に固定領域を備えることができ、もしくは、適切な材料によって被覆されることができ、蒸着の際に円柱状の成長を示すからである。
【０１５４】
金属電極９１０、９１１の間に開口された割れ目９１２の付着層９０４を除去する必要がある場合、このことは、同様に自己配列的に、金の電極９１０，９１１をエッチングマスクとして使用することによって行われる。
【０１５５】
知られているインターデジタル電極に対して、本実施例に基づく配置は、特に、以下の利点を備えている。すなわち、角９０５の上に位置する金の層９０７の自己配列された開口部によって、電極９１０，９１１の間の間隔は、製造工程の最小変位（minimale Aufloesung）に依存しない（gebunden ist）という点である。つまり、電極９１０、９１１の間の間隔９０９は、非常に狭いまま保持される。
【０１５６】
従って、適切な金属電極を有する、図８に示された実施例によるバイオセンサー８００が、この方法によって得られる。
【０１５７】
（プローブ分子を固着することができるほぼ垂直な側壁を有する金属電極の第２製造方法）
図１０ａから図１０ｃに示す製造方法の場合、基板１００１、例えばシリコン基板ウエハー（図１０ａ参照）から始まり、その上に金属被膜１００２が電気的端子として既に備えられている。このとき、基板１００１上には、窒化シリコンＳｉ3Ｎ4から構成されるエッチストップ層１００３が既に付与されている。
【０１５８】
基板上には金属層１００４、本実施例では、金の層１００４が、蒸着方法によって付与される。
【０１５９】
あるいは、スパッタ方法またはＣＶＤ方法を、金の層１００４をエッチストップ層１００３上に付与するために使用することも可能である。
【０１６０】
一般に、金属層１００４は、形成されるべき電極が構成されるような金属を含んでいる。
【０１６１】
金の層１００４上に、酸化シリコンＳｉＯ2からなり、電気的絶縁性の補助層１００５が、ＣＶＤ方法（あるいは、蒸着方法またはスパッタ方法）を用いて付与される。
【０１６２】
フォトリソグラフィー技術を使用することによって、レジスト層１００６からレジストパターン、例えば、直方体形の構造が形成され、これは、形成するべき電極の形状に相当している。
【０１６３】
以下に説明する、多数の電極を有するバイオセンサーアレイが生成される場合、フォトリソグラフィーを用いて、レジストパターンが生成される。このレジストパターンの形状は、バイオセンサーアレイを構成する、形成されるべき電極に相当している。
【０１６４】
言い換えると、このことは、形成されたレジストパターンの横側の寸法は、生成されるべきセンサー電極の寸法に相当していることを具体的に意味している。
【０１６５】
レジスト層１００６の塗布および適合するレジストパターンを定める適切な露光の後、「現像」されていない、つまり、露光されていない領域のレジスト層が、例えば、灰化によって、あるいは、湿式化学によって除去される。
【０１６６】
フォトレジスト層１００６によって保護されていない領域の補助層１００５も、ウエットエッチング方法またはドライエッチング方法を用いて除去される。
【０１６７】
更なる工程では、レジスト層１００６の除去の後、残りの補助層１００５の側面１００８，１００９を、電極材料によって、本実施例では金によって、被覆するように、電極層として更なる金属層１００７が、余剰補助層１００５上に一貫して付与される（図１０ｂ参照）。
【０１６８】
付与は、ＣＶＤ方法またはスパッタ方法またはイオン金属プラズマ方法を用いて行うことが可能である。
【０１６９】
最終工程（図１０ｃ参照）では、スペーサーエッチングが行われる。このとき、金属層１００４，１００７の集中的なオーバーエッチングによって、電極１０１０の望ましい構造が形成される。
【０１７０】
従って、電極１０１０は、金属層１００４，１００７のエッチングのエッチング工程において、エッチングによって取り除かれていないスペーサー１０１１，１０１２、ならびに、残っている補助層１００５の下に直接配置されており、エッチング工程を経てもエッチングによって取り除かれていない第１金属層１００４の部分を備えている。
【０１７１】
電極１０１０は、電気的端子、つまり、金属被膜１００２と電気的に連結している。
【０１７２】
酸化シリコンから構成される補助層１００５を、必要に応じて、更なるエッチング、例えばプラズマによって、または、湿式化学的に、エッチストップ層１００３に対する選択度が与えられている方法を用いて除去することが可能である。
【０１７３】
このことは、例えば、補助層１００５が酸化シリコンから構成されており、エッチストップ層１００３が窒化シリコンである場合に、保証されている。
【０１７４】
バイオセンサーチップ７００，８００にある電極の壁の傾斜は、スペーサー１０１１，１０１２とエッチストップ層１００３の表面１０１４との間の角度１０１３によって表され、従って、残っている補助層１００５の側面の傾斜、つまり、特に、パターン化されたレジスト層１００６のレジスト側面１０１５，１０１６の傾斜によって決定される。
【０１７５】
（プローブ分子を固着することができる、ほぼ垂直な側壁を有する金属電極の第３製造方法）
図１１ａから図１１ｃでは、ほぼ垂直な壁を有する電極を製造するための更なる可能性を示す。
【０１７６】
ここでも、電極を製造するための第２例の場合に示したように、基板１１０１から始まり、その上に金属被膜１１０２が、バイオセンサーの構成するべき電気的端子のために既に備えられている。
【０１７７】
シリコンから構成される基板１１０１上には、金属層１１０３が、電極層として蒸着される。この際、金属層１１０３は、電極のために使用されるべき材料であり、本実施例では金である。
【０１７８】
あるいは、金属層１１０３を蒸着させるために、金属層１１０３を、スパッタ方法を用いて、またはＣＶＤ方法を用いて、基板１１０１上に付与することも可能である。
【０１７９】
金属層１１０３上には、フォトレジスト層１１０４が塗布され、フォトリソグラフィー技術を用いて現像し、現像された領域を除去した後、形成されるべき電極、または、一般に、形成されるべきバイオセンサーアレイの横の寸法に相当するレジストパターンが生じるようにパターン化される。
【０１８０】
フォトレジスト層１１０４の厚さは、生成されるべき電極の高さにほぼ相当する。
【０１８１】
電極材料の反応に繋がらないプロセスガスを用いたプラズマ、特に、プロセスガスとして、例えば、アルゴンを用いる不活性ガスプラズマによるパターン化の際に、材料の侵食が、本実施例では物理的スパッタ侵食によって行われる。
【０１８２】
この場合、再析出工程において、電極材料を、金属層１１０３から、パターン化されたレジスト要素のほぼ垂直な側壁１１０５，１１０６にスパッタする。このレジスト要素は、現像されたレジスト構造を灰化した後も除去されず、この場所は、もはや更なるスパッタの影響にさらされることはない。
【０１８３】
レジストパターン上への電極材料の再析出は、レジストパターンが更に侵食されることを防ぐ。
【０１８４】
スパッタに基づき、レジストパターンの側壁１１０５，１１０６に、本実施例では金から構成される電極材料の側面層１１０７，１１０８が形成される。
【０１８５】
側面層１１０７，１１０８は、残っているレジスト構造１１０６の下部に直接存在しており、除去されていない金属層１１０３の部分１１０９と電気的に接続し、さらに、金属被膜１１０３と電気的に連結している（図１１ｂ参照）。
【０１８６】
最終工程（図１１ｃ参照）では、レジストパターン１１０６、つまり、側面層１１０７，１１０８および余剰金属層１１０９によって構成されたボリュームで見出されるフォトレジストが、灰化によって、または、湿式化学によって除去される。
【０１８７】
結果は、図１１ｃに示す電極構造１１１０であり、これは、側壁１１０７，１１０８ならびに電極構造の底を構成し、金属被膜１１０３と電気的に連結されている除去されていない部分１１０９から構成される。
【０１８８】
既に示した製造方法の場合での様に、形成された電極の側壁１１０７，１１０８の傾斜は、本方法では、レジスト側面１１０５，１１０６の傾斜によって決定される。
【０１８９】
図１２ａから図１２ｃに、基板上に垂直に突出している、シリンダー型の電極を有する本発明の更なる実施例を示す。
【０１９０】
酸化シリコンから構成される基板１２０１に対してほぼ垂直に配置されているシリンダー型の電極を有するバイオセンサー１２００の製造のために、金属層１２０２が、望ましい電極材料、例示の実施例によれば金の電極層として蒸着方法により付与される。
【０１９１】
金属層１２０２上には、フォトレジスト層が塗布され、フォトレジスト層は、マスクを用いて、露光されていない領域を除去した後、図１２ａに示すシリンダー型の構造１２０３が金属層１２０２上に生じるように露光される。
【０１９２】
シリンダー型の構造１２０３は、フォトレジスト円環面１２０４およびフォトレジスト円環面１２０４を同心として配置されているシリンダー型のフォトレジスト環１２０５を備えている。
【０１９３】
フォトレジスト円環面１２０４とフォトレジスト環１２０５との間で、例えば、灰化によってまたは湿式化学的にフォトレジストが除去される。
【０１９４】
スパッタ方法を使用することによって、電極を製造するための上述の方法との関連でのように、再析出プロセスを用いて、フォトレジスト円環面１２０４の周りに金属層１２０６が付与される。
【０１９５】
同様に、内部金属層１２０７が、フォトレジスト環１２０５の周りに形成される（図１２ｂ参照）。
【０１９６】
更なる工程では、パターン化されたフォトレジスト材料が、灰化によって、または湿式化学的に除去され、その結果、２つのシリンダー型の電極１２０８，１２０９が形成される。
【０１９７】
基板１２０１は、最終工程で、例えば、電極材料に対して選択的なプラズマエッチングプロセスを用いて、基板の金属被膜が露出し、シリンダー型の電極と電気的に連結するまで除去される。
【０１９８】
内部シリンダー型電極１２０８は、従って、第１電気的端子１２１０と電気的に連結しており、外部シリンダー型電極１２０９は、第２電気的端子１２１１と電気的に連結している。
【０１９９】
シリンダー型の電極１２０８，１２０９の間のスパッタによってまだ除去されていなかった残りの金属層１２０２は、最終工程において、スパッタエッチングプロセスを用いて除去される。金属層１２０２もこの様に除去される。
【０２００】
ただし、これに関しては、本実施例でも、電気的端子１２１０，１２１１用の金属被膜が、方法の始めに既に基板１２０１に備えられている。
【０２０１】
図１３は、シリンダー型の電極１３０１，１３０２が含まれているバイオセンサーアレイ１３００の平面図を示す。
【０２０２】
各第１電極１３０１は、正の電位を有している。
【０２０３】
バイオセンサーアレイ１３００の各第２電極１３０２は、それぞれ隣り合う第１電極１３０１と相関して負の電位を備えている。
【０２０４】
電極１３０１，１３０２は、行１３０３と列１３０４とに配置されている。
【０２０５】
各行１３０３と、各列１３０４とには、それぞれ第１電極１３０１と、第２電極１３０２とが交互に配置されている。つまり、第１電極１３０１のすぐ傍には、それぞれ行１３０３または列１３０４に第２電極１３０２が配置されており、第２電極１３０２の傍には、それぞれ行１３０３または列１３０４に第１電極１３０１が配置されている。
【０２０６】
このようにして、シリンダー電極１３０１，１３０２の高さの方向にはほぼ湾曲していないフィールドラインを有する電場を、個々の電極の間に生成できる、ということが保証されている。
【０２０７】
電極上には、それぞれ、上記のように、多数のＤＮＡプローブ分子が固着している。
【０２０８】
ここで、調査する溶液（図示せず）が、バイオセンサーアレイ１３００上に塗布されると、ＤＮＡ鎖は、電極に固着された、それと相補的なＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズする。
【０２０９】
このようにして、上記のレドックス再生利用工程によって、同様に、調査される溶液中に、事前に決定された配列を有するＤＮＡ鎖が存在しているか、存在していないかを、バイオセンサーアレイ１３００を用いて認識することができる。
【０２１０】
図１４は、多数の直方体形の電極１４０１，１４０２を有するバイオセンサーアレイ１４００の更なる実施例を示す。
【０２１１】
直方体形の電極１４０１，１４０２の配置は、図１３に示し、上記で説明したようなシリンダー型の電極１３０１，１３０２の配置に相当している。
【０２１２】
図１５は、本発明の更なる実施例によるバイオセンサーチップ１５００の電極配置を示す。
【０２１３】
絶縁層７０３上には、第１電極７０１が付与され、第１電気的端子７０４と電気的に連結されている。
【０２１４】
第２電極７０２は、同様に絶縁層７０３上に付与され、第２電気的端子７０５と電気的に連結されている。
【０２１５】
図１５に示すように、本実施例の第２電極は、既に説明した第２電極とは形状が異なっている。
【０２１６】
第１電極は、図１５から明らかなように、プレーナ型電極であり、第２電極はＴ型に設計されている。
【０２１７】
各Ｔ型第２電極は、絶縁層９０３の表面１５０７に対してほぼ垂直に配置されている第１辺１５０１を備えている。
【０２１８】
更に、第２電極７０２は、第１辺１５０１に対して垂直に配置されている第２辺１５０２を備えている。これらは、各第１電極７０１の表面１５０３上に少なくとも部分的に配置されている。
【０２１９】
図１５から分かるように、複数の第１電極７０１と複数の第２電極７０２とは、並列接続されている。その結果、第２電極７０２のＴ型構造に基づき、ホール１５０４が形成される。これは、２つの相互に並んで配置されている第２電極７０２および第１電極７０１、ならびに、絶縁層７０３によって構成される。
【０２２０】
個々の第１および第２電極７０１，７０２は、絶縁層７０３を用いることにより、互いに電気的に絶縁されている。
【０２２１】
第２電極７０２の個々の第２辺１５０２の間に、各ホール１５０４のために開口部１５０５が備えられている。この開口部は、十分に大きいので、その結果、電解液１５０６をバイオセンサー１５００上に塗布する際に、電解液と、場合によっては調査される溶液１５０６（例えば、電解液）に含有されているＤＮＡ鎖とが、開口部１５０５を通過して、ホール１５０４に到達することができる。
【０２２２】
第１および第２電極の固定領域上には、ＤＮＡプローブ分子１５０９が固着されており、これらは、事前に設定された配列を有する検出されるＤＮＡ鎖とハイブリダイズすることができる。
【０２２３】
図１５から分かるように、互いに向き合っており、ほぼ相互に平行に設置されており、ＤＮＡプローブ分子１５０９を固定するための固定領域が備えられている、第２電極１５０８もしくは第１電極１５０３の表面に基づいて、ほぼ湾曲していないフィールドラインが、第１電極７０１と第２電極７０２との間に電場を供給する際に構成される。
【０２２４】
図１６は、本発明の更なる実施例に基づくバイオセンサー１６００を示す。
【０２２５】
更なる実施例に基づくバイオセンサー１６００は、上記で既述され、図１５に示したバイオセンサー１５００にほぼ相当するが、異なる点は、第２電極７０２の第１辺１５０１の側壁では、固定領域にＤＮＡプローブ分子１５０９が固着されておらず、第２電極７０２の第１辺１５０１の表面１６０１が、絶縁層７０３の絶縁材料または更なる絶縁層によって被覆されていることである。
【０２２６】
それゆえ、図１６に示す実施例では、第１および第２電極７０１，７０２上の固定領域は、直接向き合っている電極の表面、つまり、第２電極７０２の第２辺の表面１６０２および第１電極７０１の表面１６０３のみである。
【０２２７】
図１７ａから図１７ｇに、バイオセンサー１５００，１６００の第１電極７０１と第２電極７０２を製造するための各方法工程を示す。
【０２２８】
本実施例では、酸化シリコンから構成される基板としての絶縁層７０３に、例えば、フォトレジストから構成されるマスク層を使用して、形状が形成するべき第１電極７０１に相当しているパターンが、絶縁層７０３にエッチングされる。
【０２２９】
灰化または湿式化学方法によってマスク層を除去した後、望ましい電極材料から構成される層は、あらかじめエッチングされたパターン１７０１（図１７ａ参照）が、少なくとも全面的に充填されるように、絶縁層７０３上に全面的に付与される。このとき、パターン１７０１は、過剰に充填されていることも可能である（図１７ｂ参照）。
【０２３０】
更なる工程では、化学機械研磨方法を用いて（図１７ｃ参照）あらかじめ形成されているパターン１７０１の外側に存在する電極材料１７０２、好ましくは金が除去される。
【０２３１】
従って、化学機械研磨方法の終了の後、第１電極７０１は、絶縁層７０３と同じ高さに埋設される。
【０２３２】
電極材料１７０２は、つまり、更なる第２電極７０２の間、もしくは第１電極７０１の間以外に残留しないように除去される。
【０２３３】
第１電極７０１上には、例えば窒化シリコンから構成される被覆層１７０３を、例えば、ＣＶＤ方法、スパッタ方法または蒸着方法のような適切な被覆方法を用いて更に付与することができる（図１７ｄ参照）。
【０２３４】
図１７ｅは、並行して絶縁層７０３に埋設されており、金から構成される複数の第１電極１７０１およびその上に存在する被覆層１７０３を示す。
【０２３５】
更なる工程（図１７ｆ参照）では、被覆層１７０３上に、第２電極層１７０４が付与される。
【０２３６】
第２電極層１７０４から構成される、第２電極間の望ましい開口部１７０５を考慮したマスキングが行われた後、望ましい開口部１７０５が形成され、プラズマ分離型のドライエッチング法によって、第２電極層１７０４は、望ましいホール１５０４が、図１５または図１６に示すバイオセンサー１５００，１６００に基づいて構成されるようにエッチングされる（図１７ｇ参照）。
【０２３７】
ただし、この関連では、必ずしも被覆層１７０３が必要ではないが、ホール１５０４の形成の際に、第１電極７０１を表層エッチングから保護するためには有効である。
【０２３８】
他の実施形態では、第２電極７０２のＴ型構造は次のように形成される。上述の方法により第１電極７０１を形成した後に、ＣＶＤ方法またはその他の適切な被覆方法を用いて、第１絶縁層上、または、被覆層１７０３が存在する場合は被覆層１７０３の上に絶縁層を形成する。続いて、被覆層１７０３に、対応するトレンチを形成する。なお、このトレンチは、第２電極７０２のＴ型構造の第１辺１５０１を受け入れることに役立つものである。これらトレンチを、電極材料である金を用いて充填し、ダマスク方法（Damascene-Verfahren）にしたがって、化学機械研磨を用いて、トレンチおよび第２絶縁層の上方に形成された電極材料を除去する。なお、この除去は、Ｔ型の第２電極７０２の第２辺１５０２の高さに相当する、事前に設定された高さまで行われる。
【０２３９】
フォトリソグラフィーを用いて、開口部１５０５が、第２電極７０２の間に形成され、続いて、絶縁材料が、プラズマ分離型のドライエッチング方法を用いて、ホール１５０４として形成されるべきボリュームから、少なくとも部分的に除去される。
【０２４０】
更に、ただし、上記に記述された実施形態は、固定領域が金によって実現されている電極に制限されない。あるいは、電極が、材料、例えば、一酸化シリコンまたは二酸化シリコンによって固定領域に被膜されていることも可能である。これら材料は、プローブ分子を固着させるため、本変形では特にリガンドを固着させるために、上記に記述されたアミン残基、アセトキシ残基、イソシアネート残基、アルキシラン残基と共有結合を形成することが可能である。
【０２４１】
図１８は、複数のプローブ分子を固着させるための固定領域を備えているそれぞれ環状の第１電極１８０１、環状の第２電極１８０２、環状の第３電極１８０３を備えた他の電極配置１８００を示す。
【０２４２】
これらの電極は、第３電極が、第１電極と第２電極との間に配置されるように、中心を同じくして交互にそれぞれの周りに配置されている。
【０２４３】
電極は、プレーナ型電極としても、ほぼ垂直な側壁を有するシリンダー型電極としても形成することができ、上記の方法に基づいて製造される。
【０２４４】
図１９は、本発明の他の実施例に基づく、それぞれ電極に割り当てられている電位が提供されている。シリンダー型電極１９０１，１９０２，１９０３を有するバイオセンサー１９００の平面図を示す。
【０２４５】
上記実施例に関連して説明したように、同様に、各第１電極１９０１には、第１電位Ｖ１が印加されている。各第２電極１９０２には、第２電位Ｖ２が印加されている。各第３電極１９０３には、第３電位Ｖ３が印加されている。
【０２４６】
代替としてまたは更に加えて、バイオセンサーアレイ１９００は、直方体形電極を備えることも可能である。
【０２４７】
本書類では以下の刊行物を引用した：
［１］ R. Hintsche 他, Ｓｉ技術による電極を用いるマイクロバイオセンサー, 最先端のバイオセンサー学, 基本原理, F. W. Scheller 他編集, Dirk Hauser 出版, バーゼル, ２６７−２８３頁, １９９７年 （R. Hintsche et al., Microbiosensors Using Electrodes Made in Si-Technology, Frontiers in Biosensorics, Fundamental Aspects, edited by F. W. Scheller et al., Dirk Hauser Verlag, Basel, S. 267-283, 1997）
［２］ N.L. Thompson, B.C. Lagerholm, 全反射蛍光： 細胞生物物理学への応用, 生物工学の最新見解, ８巻, ５８−６４頁，１９９７年（N.L. Thompson, B.C. Lagerholm, Total Internal Reflection Fluorescence: Applications in Cellular Biophysics, Current Opinion in Biotechnology, Vol. 8, S.58-64, 1997）
［３］ P. Cuatrecasas, 高分子のアフィニティークロマトグラフィー、酵素学の進歩：３６巻、 頁２９−８９、１９７２年（（P. Cuatrecasas, Affinity Chromatography of Macromolecules, Advances in Enzymology, Vol. 36, S. 29-89, 1972)
［４］ P. van Gerwen, バイオセンサー用のナノスケールインターデジタル化電極アレイ、半導体センサーと駆動装置に関するＩＥＥＥ国際会議：頁９０７−９１０、１９９７年６月１６日から１９日（P. van Gerwen, Nanoscaled Interdigitated Electrode Arrays for Biochemical Sensore, IEEE, International Conference on Solid-State Sensors and Actuators, Chicago, S.907 - 910, 16. - 19. Juni 1997）
［５］ M. Paeschke他、シリコン製マイクロ電極アレイを用いるボルタンメトリック多重チャネル測定、電子分析、７巻、１号、頁１−８、１９９６年（M. Paeschke et al, Voltammetric Multichannel Measurements Using Silicon Fabricated Microelectrode Arrays, Electroanalysis, Vol. 7, Nr. 1, S. 1 - 8, 1996）
［６］ R. Hintsche 他, Ｓｉ技術による電極を用いるマイクロバイオセンサー, 最先端のバイオセンサー学, 基本原理, F. W. Scheller 他編集, Dirk Hauser 出版, バーゼル, スイス, １９９７年（R. Hintsche et al, Microbiosensors using electrodes made in Si-technology, Frontiers in Biosensorics, Fundamental Aspects, edited by F. W. Scheller et al, Birkhauser Verlag, Basel, Schweiz, 1997）
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の実施例のバイオセンサーの略図である。
【図２】 ａ−ｂは、電解液中の認識されるＤＮＡ鎖の存在（図２ａ）もしくはその不在（図２ｂ）を実証することができる、２つのプレーナ型電極の略図である。
【図３】 従来技術のインターデジタル電極を示す図である。
【図４】 ａ−ｃは、従来技術におけるレドックス再生利用工程の範囲の各状態を示すバイオセンサーの略図である。
【図５】 従来技術におけるレドックス再生利用工程の範囲の回路電流の関数曲線示す図である。
【図６】 本発明の実施例のインターデジタル電極配置を示す図である。
【図７】 本発明の実施例のバイオセンサーを示す図である。
【図８】 インターデジタル電極配置として配置されている２つの電極を有するバイオセンサーの断面図である。
【図９】 ａ−ｄは、本発明の実施例に基づくバイオセンサーの製造方法における４つの方法状態のインターデジタル電極の断面図である。
【図１０】 ａ−ｃは、本発明の更なる実施例に基づくバイオセンサーの電極の製造方法の個々の方法工程の間のバイオセンサーの断面図である。
【図１１】 ａ−ｃは、本発明の更なる実施例に基づくバイオセンサーの電極の製造方法の個々の方法工程の間のバイオセンサーの断面図である。
【図１２】 ａ−ｃは、本発明の更なる実施例に基づく製造方法の間の様々な時点でのバイオセンサーの各断面図である。
【図１３】 シリンダー型の電極を有する本発明の実施例に基づくバイオセンサーアレイの平面図である。
【図１４】 直方体形の電極を有する本発明の実施例に基づくバイオセンサーアレイの平面図である。
【図１５】 本発明の更なる実施例に基づくバイオセンサーの断面図である。
【図１６】 本発明の更なる実施例に基づくバイオセンサーの断面図である。
【図１７】 ａ−ｇは、本発明の更なる実施例に基づく製造方法の個々の方法工程の間のバイオセンサーの断面図である。
【図１８】 本発明の他の実施例の電極配置を示す図である。
【図１９】 電極が、各電極に割り当てられた電位が説明された直方体形電極を有する本発明の実施形態におけるバイオセンサーアレイの平面図である。
Claims (13)
- 巨大分子生体高分子と結合することができるプローブ分子を固定させるための固定領域を有する第１電極と、
第２電極と、
第３電極とを備え、
上記第２電極および第３電極は、還元酸化再生利用工程において還元酸化手順が、第２電極と第３電極とにおいて行われるように形成されているバイオセンサーであって、
上記第１電極は第１電位を有し、
上記第２電極は第２電位を有し、
上記第３電極は第３電位を有し、
上記還元酸化再生利用工程の間に、還元または酸化が、第２電極および第３電極においてのみ行われるように、第３電位が選択される、バイオセンサー。 - 上記第３電位が、第１電位よりも大きく、
上記第１電位が、第２電位よりも大きい、請求項１に記載のバイオセンサー。 - 上記第１電極の固定領域が、プローブ分子を固着させることが可能な物質によって被覆されている、請求項１または２に記載のバイオセンサー。
- 上記第１電極の固定領域が、ペプチドまたは蛋白質と結合することができるリガンドを固定するために形成されている、請求項１ないし３のいずれかに記載のバイオセンサー。
- 上記第１電極の固定領域が、ＤＮＡ分子と結合可能なＤＮＡプローブ分子を固定するために形成されている、請求項１ないし３のいずれかに記載のバイオセンサー。
- 上記第１固定領域および第２固定領域が、ヒドロキシル基、エポキシ基、アミン基、アセトキシ基、イソシアネート基、スクシニミドエステル基、チオール基、金、銀、プラチナ、チタンのという材料のうちの少なくとも１つを含有する、請求項１ないし５のいずれかに記載のバイオセンサー。
- 上記電極が、インターデジタル電極配置に配置され、第３電極が、第１電極と第２電極との間にそれぞれ配置されている、請求項１ないし６のいずれかに記載のバイオセンサー。
- 上記電極は、相互の周りを同心円状に配置され、第３電極は、それぞれ第１電極と第２電極との間に配置されている、請求項１ないし７のいずれかに記載のバイオセンサー。
- 上記第１電極および第２電極および／または第３電極の間に生成された電場の実質的に湾曲していないフィールドラインを、第１電極および第２電極および／または第３電極の間に形成することができるように、第１電極および第２電極および／または第３電極が、相互に関連して配置されている、請求項１ないし８のいずれかに記載のバイオセンサー。
- 巨大分子生体高分子と結合することができるプローブ分子を固定するための固定領域を有する多数の第１電極と、
多数の第２電極と、
多数の第３電極とを備え、
上記第２電極および第３電極は、還元酸化再生利用工程において還元酸化工程が、第２電極と第３電極とにおいて行われるように備えられているバイオセンサーアレイであって、
上記第１電極は第１電位を有し、
上記第２電極は第２電位を有し、
上記第３電極は第３電位を有し、
上記還元酸化再生利用工程の間に、還元または酸化が、第２電極および第３電極においてのみ行われるように、第３電位が選択される、バイオセンサーアレイ。 - 巨大分子生体高分子と結合することができるプローブ分子を固定するための固定領域を有する第１電極と、
第２電極と、
第３電極とを備えるバイオセンサーを用いて巨大分子生体高分子を検出する検出方法であって、
ａ）調査する溶液がバイオセンサーと接触することによって、検出される巨大分子生体高分子が、溶液中に含有され、
ｂ）調査する溶液中に含有されている巨大分子生体高分子が、第１電極上のプローブ分子に結合され、結合された巨大分子生体高分子は、酵素によってマーキングされ、
ｃ）洗浄液を用いて上記バイオセンサーを洗浄することにより、調査される溶液を除去し、
ｄ）上記酵素によって分解可能な分子を有する他の溶液が、バイオセンサーと接触し、
ｅ）１つの分解可能な分子が、それぞれ第１電荷を有する第１部分分子と第２電荷を有する第２部分分子とに分解され、
ｆ）第１部分分子が、第３電極において酸化または還元され、
ｇ）酸化または還元された第１部分分子が、第２電極において還元もしくは酸化され、その結果、還元酸化再生利用工程が、第３電極と第２電極との間で行われ、
ｈ）還元酸化再生利用工程に応じて巨大分子生体高分子が検出され、
ｉ）上記第１電極には、第１電位が印加され、
上記第２電極には、第２電位が印加され、
上記第３電極には、第３電位が印加され、
還元酸化再生利用工程の間に、還元または酸化が、第２電極と第３電極とにおいてのみ行われるように第３電位が選択されている、方法。 - 酵素として、
ＮＡＤＨに依存しない脱水素酵素、
フェノール酸化酵素
の分類に属する酵素が使用される、請求項１１に記載の方法。 - 上記第３電位が、第１電位よりも大きく選択され、
上記第１電位が、第２電位よりも大きく選択される、請求項１１または１２に記載の方法。
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