JP4320069B2

JP4320069B2 - How to create a sensor device

Info

Publication number: JP4320069B2
Application number: JP27393998A
Authority: JP
Inventors: 均福島; 達也下田; ハイウェル・モーガン
Original assignee: Seiko Epson Corp
Current assignee: Seiko Epson Corp
Priority date: 1998-09-28
Filing date: 1998-09-28
Publication date: 2009-08-26
Anticipated expiration: 2018-09-28
Also published as: JP2000097894A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は微量物質検出装置に係わり、特に生体分子材料や他の有機物質などを高感度にかつリアルタイムで検出できる材料認識装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体情報を瞬時にモニターする方法としてバイオーセンサーシステムの研究開発が現在に至るまで精力的に研究及び実用化開発が進められている。バイオセンサーの基本構成は生体物質検出部分と信号変換部分に分れる。生体物質はバイオセンサーの認識要素で複雑化されることで生体分子の認識機能をもたらし、信号変換部では生体物質の認識によって生じた変化が電気信号に変換される。分子認識できる生体物質の種類は多く、酵素、抗体、結合たん白質、レクチン、レセプターなどがある。これらは大きくわけて２種類に分類される。第一に、分子認識機能および／または触媒機能を有する生体物質である。酵素、複合酵素系、細胞内小器官、微生物細胞、動物細胞、植物細胞などが含まれ、これらの触媒機能は酵素独自の構造に由来するものであり、基本的にはミカエリスーメンテンの反応速度式によって近似できる。第二は分子認識機能を有し生物親和性によって安定な複合体を形成する生成物質である。抗体、レクチン、結合たん白質、レセプターなどが含まれる。バイオーセンサーの基本設計には以上の特性が考慮されながら進められる。
昨今のバイオテクノロジーの進展によって利用できる生体物質もさらに広がり、耐熱性酵素、モノクロナール抗体なども利用できるようになった。これら、分子認識された情報を電気信号変換するために、電気化学反応、ＦＥＴ、サーミスター、ピエゾ素子、表面弾性波素子フォトダイオードなどの物理量変換素子が利用される。
【０００３】
しかし、上記した従来のバイオセンサーデバイスには以下に述べるような技術的問題がともなっていた。まず、これら分子認識薄膜を作成する方法としてはフォトレジスト法、電解重合法、ＬＢ膜法などがある。フォトレジスト法はＩＳＦＥＴ（イオン感応性電界効果型トランジスター）電極表面全面にフォトレジスト膜を形成させ、リソグラフィーによってゲート部分のみ露出させて、ゲート絶縁膜に密着性のよい分子認識膜（有機薄膜または生体分子薄膜）を形成させる。その後、フォトレジスト層を剥離してやれば、分子認識膜はゲート部分のみ残り、センサーとして使用できる。ところがこの方法では分子認識膜の微小ドット電極をきれいに形成させるのが困難で、この方法を使用することが微小ドットにおける微小なエッジ部のしあがりの悪さ、歩留まりの低下、さらにはリソグラフィー法による材料の浪費を招いていた。すなわち９９％の光硬化性樹脂が実際に使用されず廃棄され、それは地球資源を浪費し、自然環境の汚染を招いていた。これは大きな問題である。ＬＢ膜法（ラングミュワ−ブロジェット膜法）は水面下に単分子膜を形成させ固体基板表面上に写し取る方法であるが、この方法を効率的にするには単分子膜を構成する分子が疎水性と親水性のバランスのとれた構造をもっていなければならない。ところがこの方法は、これによって生産されたＬＢ膜の品質信頼性に問題がある。つまり膜上には無数のぬけや穴があるため、均一な分子膜は構築できない。したがって、電極上に形成された分子認識膜としての変化と電極上での変化の区別がむずかしくなる問題がある。
【０００４】
さらに、これらの方法で作成されたセンサー膜は１種類のみの分子認識膜であり、この膜に対応する１種類のみの生体物質しか認識できない。また同時に異なる生体物質を複数の電極に導入することはこれらの方法では不可能であり、操作性、検出効率性の点からも問題がある。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
そこで、本発明は上記不都合に鑑み、従来とは異なるセンサーの分子認識膜作成方法を導入し、かつ生体物質検出手段として従来とは異なる方法を導入することを目的とする。
【０００６】
すなわち、本発明の第１課題は、従来の方法とは異なってセンサー電極上に分子認識膜を効率よく短時間に、均一で品質の高い状態で形成する方法を提供するものである。
【０００７】
また、本発明の第２課題は、上記の新しい分子認識膜作成法によって形成された複数の微小なセンサー電極ドット上に短時間に、効率よく、評価検出するべき膨大な生体サンプルを正確に導入する方法を提供することである。
【０００８】
本発明によれば、二次元アレイを構成する微小電極の表面に設けられた有機薄膜を有する回路を備えるセンサーデバイスの作成方法であって、該微小電極表面上に金薄膜をパターニングするステップと、自己組織的集合現象を利用して該金薄膜上にチオール分子による機能性単分子膜を形成するステップと、該微小電極表面上に形成された機能性単分子膜にビオチン誘導体を導入してビオチン分子膜を形成するステップと、インクジェットノズルにより該ビオチン分子膜にアヴィヂン−フェリチン結合蛋白溶液を吐出してフェリチン蛋白質分子膜を形成するステップと、を備えたことを特徴とするセンサーデバイス作成方法が提供される。
【０００９】
ここで本発明において、上記微小電極および回路は、プラスティック基板上に形成されることは好ましい。
【００１０】
本発明において、上記回路は、ポリシリコン薄膜トランジスタを備えることは好ましい。
【００１６】
【発明の実施の形態】
以下、本発明を実施するための最小の形態を、図面を参照して説明する。図１、２、３、４、５及び６に、実施形態のセンサーデバイスの構造を説明する部分図を示す。図１にはインクジェットヘッドの略図を示している。１０はインクジェットヘッド、１１はインク滴を飛び出させるヘッドノズル、１２は電極上に形成される導電性ポリマー、１３はＴＦＴ微小電極、１４はインクジェットノズルより形成される飛翔液滴である。インクジェットヘッドはピエゾ圧電素子を取り付けた方式で、駆動回路より電気信号が圧電素子に送られると圧電素子は変形して内部にある液体がその変形圧力によって押し出されて液体がノズルより吐出する。
【００１７】
この場合、導電性ポリマーの溶液をインクジェットノズルよりマイクロドット溶液として吐出させ、パターニングされた微小電極上に飛翔させたポリマー溶液を、正確に到達させ液滴として固定化させる。使用する導電性ポリマーは例えばポリピロール、ポリメチルピロール、ポリチオフェン、ポリメチルチオフェン、ポリアニリン及びポリフェニレンビニレンなどが挙げられる。導電性ポリマー溶液の作成はポリマーの種類によっては有機溶媒に溶けないものもあり、溶けないものについて若干の工夫が必要である。たとえばここではポリピロールの場合について述べる。0.30mmolピロールのＴＨＦ（テトラヒドロフラン）溶液と反応触媒である0.25mmolりんモリブデン酸及び30mgの可塑剤を含むＴＨＦ溶液それぞれ別のインクジェットタンクに窒素パージして導入し、微小電極上にそれぞれの溶液を吐出させる。２種類の異なる溶液のドットが電極上で混合液となって１時間室温にて放置すると溶媒が蒸発して固形化したポリマー薄膜ができる。その後薄膜表面をＴＨＦまたはメタノールで洗浄し、残留触媒、未反応モノマーを除去する。他有機溶媒に解ける導電性ポリマーについては溶液粘度が３cps以下に成るような濃度で調整してインクタンクに導入して吐出させる。導電性ポリマーの選択的吸着能を導入させるために、このポリマーに、化学的に結合された特定の酵素分子や抗体分子またはそれらの認識機能と同じ類似人工合成分子を含むものまたは／並びに導電性ポリマーに特定の酵素分子や抗体分子を混合させたものを溶液中に溶かし込み均一溶液をつくる。ポリマー酵素・抗体混合溶液として、いろいろな導電性ポリマーマイクロドットをインクジェットノズルより飛翔転写させた後、溶媒を蒸発させて無数のセンサーピクセルから形成されるバイオセンサーフィルムができる。各導電性ポリマーで覆われた微小電極の電気的インピーダンスや電流の変化は表面に吸着された結合蛋白質、抗体、ＤＮＡ、レセプターなどの生体分子凝集膜の影響によってそれぞれ個別に変化するため、各ピクセル上にある物質が何か簡単に検出される。図２には測定サンプル溶液を各微小電極上に飛翔させるためのインクジェットの模式図を示している。２１はインクジェットヘッド、２２はノズル、２３は微小電極、２４はサンプル溶液、２５はサンプルの飛翔液滴である。
【００１８】
最初の分子認識膜を電極上に形成させるのと同様にインクジェットノズルより溶液サンプルのマイクロドットを飛翔、導電性ポリマーの分子認識膜上に転写させて、導電性ポリマー上に形成された生体分子膜の影響で変化する個々の電極上でのインピーダンスや微小電流の変化を検出して、短時間で膨大なサンプルを評価解析できる。
【００１９】
たとえば、これらの微小電極パターンは異なる複数の導電ポリマー溶液をマルチラインヘッドノズルより飛翔させて、例えば１０種類の異なるセンサーピクセルよりなる各数百のラインドットを形成させることが可能である。
【００２０】
図３は半導体回路と同じ基板表面上に形成された異なる導電性ポリマーの複数ラインからなる２次元センサーとその上に形成される生体サンプルドット固定化の方法を示す模式図である。この図にあるように、横方向には５種類の異なる導電性ポリマーが５回繰り返しで並んでおり計２５ドットあるとする。これが縦方向に同じく２５ドットライン分基板表面いっぱいに形成される。この微小電極センサードット上に、今度は５種類の生体サンプルを同じく５回繰り返しで計２５ドット縦軸から横方向にインクジェットノズルによってマイクロドットとして飛翔させて、電極上でそれぞれの表面吸着変化をモニターすれば、短時間にリアルタイムでそれぞれの生体サンプルの生化学的性質、反応性などを多数回同時に測定評価できる。この場合、２５通りの組み合わせについてそれぞれ２５回分のデータが得られる。また、仮に１０種類の異なる導電性ポリマーから成る微小電極ライン上に１０種類の生体サンプルを対応させると１００通りの組み合わせ測定が１度にでき、例えばそれぞれ５回繰り返しパターンを形成させると１００通りの組み合わせ測定それぞれについて２５回分の再現性測定データ数が得られる。
【００２１】
それではこのようにして形成されたセンサーデバイスアレイのデータ計測方法を説明する。図４には、抵抗センサーアレイを計測する回路の単純なブロック図を示す。図中の主な機能は、抵抗センサーマルチプレクサー部、信号処理回路部、パターン認識部に大別される。つまり、多チャンネル抵抗から１つのチャンネルの信号を取り出し処理し、認識することがこのブロック図の機能である。従ってインピーダンスの変化を正確に検出することがまず重要となる。
【００２２】
最も単純で精密な抵抗検出方法は種々のブリッジ法であるが、この方法は抵抗の変化を図る目的には適していない。その他の方法として抵抗―周波数変換があるが、ノイズの問題があるのと計測時間がかかりすぎる欠点がある。抵抗変化を検出する一般的な方法としては図５に示したような電圧モードの回路が知られている。この回路においては、特定の抵抗センサーを選択しそれに一定の電流を流し電圧をモニターする。すると電圧は抵抗に比例するので、電圧変化を測ることで抵抗変化を検出することができる。抵抗の変動値を測るためにセンサーのベースとなる電圧は差動アンプにより差し引いておくとよい。次に差動信号は高利得のアンプで増幅される。図５の回路の感度はアンプの電圧利得に比例し、次の式で与えられる。
【００２３】
V₀ = A(I_SR_S - V_off)
すなわち、
（δV₀/ δR_S） = AI_S
抵抗変化を検出するもう一つの別な方法として、電流モードの測定方法がある。図６にその回路図を示す。ここでは選択した抵抗センサーにある一定の電圧を印可しておく。抵抗変化を測定するには、一定の電流を電源からオフセット電流として流しておき、電流の差を信号として取り出しそれを増幅する。回路の感度はアンプの電流利得とセンサーの抵抗に比例する。
【００２４】
I₀ = A(I_off - V_S/ R_S)
すなわち、
（δI₀/ δR_S）= A_S/ R_S ²= AI_S/ R_S
このような電流検出法は電圧検出法に比較して自由度が高く、以後の信号処理が単純になる利点がある。
【００２５】
このような半導体回路は通常単結晶シリコン基板上に形成される電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）素子によって構成されるが、近年多結晶シリコン（Ｐ−Ｓｉ）薄膜を利用した薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）の性能が飛躍的に向上しており、多結晶Ｓｉ薄膜トランジスタ（Ｐ−ＳｉＴＦＴ）によってこのような回路を形成できるようになった。Ｐ−ＳｉＴＦＴの性能は原理的には単結晶ＦＥＴと同じレベルまで向上しており、さらに低温ポリシリコン製造法の導入により大面積のガラス基板等を用いることができる。そのため大幅なコストダウンが可能になり本発明のようなセンサーデバイスに適している。
【００２６】
基板についてはガラス基板だけでなく柔軟性、屈曲性のある薄いプラスチック基板にもＴＦＴ微小電極が作成できる。
【００２７】
この基板上に形成された微小ＴＦＴ電極は溶液サンプルのみでなく、多様なガス分子、揮発性物質についても認識、動作可能である。すなわち導電性ポリマー表面にてそれぞれの揮発した分子が吸着されると導電膜の電気抵抗が同じく変化して電気信号として認識できる。例えば、エタノール、アセトン、また塩素ガス、シアンガスなどの有毒ガス、さらには香水や他の発臭剤を含む芳香性分子の蒸気を認識するのにも使用できる。正確を期せば、このセンサーデバイスフィルムを、あるガスまたは蒸気雰囲気下に放置すると吸着ガス分子は導電性ポリマー表面から内部に浸透してポリマー膜全体が膨張／収縮をした後、その体積および／またはその他の特性を変化させ、膜の電気抵抗を変化させる。これらの変化を電気信号検出してコンピュータを通せば、認識された情報をすばやくフィードバックできる。
【００２８】
電界効果ＴＦＴから構成される幾つかのセンサーアレイを、発臭剤その他の分子の同時認識や分類、計量のために使用することも可能である。これらのセンサは化学物質を検出する他のセンサと相互に結合して使用してもよい。ＴＦＴセンサは単一の素子に集積化されていてもよい。異なる導電性ポリマーはインクジェット技術を使用してＴＦＴセンサのゲート上に配置される。ＴＦＴアレイの他の形体としては、臭気反応用の二次元マップを生成するパターンに構成されているものである。各ＴＦＴからの出力はＣＣＤカメラの画素からの出力に似たものとなる。異なる導電性ポリマーは芳香剤などの化学物質のグループや階層に特化した素子を製造するためにアレイの異なる領域上に形成される。分子がそれらポリマーと結合したり反応したりすると、特定の臭気に対応した二次元マップが現れる。
【００２９】
ＴＦＴチップは駆動および読取用の電子回路を備える必要がある。臭気分子の情報は直接読み取られたり、例えば高感度で臭気分子を検出するためにニューラルネットワークや古典的画像処理技術を使用して処理されたりする。このようにして異なる臭気の濃度と特有な分子構造についての情報が得られる。
【００３０】
図７は各種検出機能を持つセンサー薄膜を微小電極上に形成させた模式図である。７１は導電性ポリマー膜、７２は電極Ａ，Ｂである。各微小電極のサイズは１−１００ミクロン角範囲で形成させておく。インクジェットノズルより吐出したポリマー溶液電極上に固定化、薄膜化される。この導電性ポリマー膜表面上に生体分子などが吸着されてその影響で発生する抵抗値変化、電流変化を上記の検出方法でモニターする。
【００３１】
また、微小電極表面にシリコン系機能性表面修飾剤溶液をインクジェットノズルより吐出させて設けられたシリコン系機能性分子膜に選択的に化学吸着した生体分子から電極表面へ電子移動を起こすことによって、表面上に吸着した物質を選択的に検出することもできる。図７と基本的には同じ構成で、電極上に形成されたシリコン系機能性分子膜上に選択的に結合、吸着した電子移動性たん白質分子、例えばチトクロームＣから発生する電子移動がもたらす微小電流変化によって、電極表面上での蛋白質吸着がモニターできる。
【００３２】
また、微小電極表面上に金薄膜をパターニングして、その上にはチオール分子と金との間で自己組織的集合現象によってできた機能性単分子膜を設けてもよい。微小電極上に形成された金薄膜上に自己集積したチオール分子膜の分子膜先端にある化学官能基は特定の生体分子または揮発性分子が選択的に認識できる機能を持っている。例えば、チオール分子先端の官能基にビオチン誘導体を導入する。ビオチン分子はアヴィヂン、ストレプトアヴィヂンの結合部位と特異的に強い結合力を示し、結合定数は約10¹⁵を示す。これはほぼ共有結合に匹敵する強さである。このビオチン分子膜上に例えば、アヴィヂン−フェリチン結合たん白質溶液をインクジェットノズルより転写させるとアヴィヂンとビオチンとが選択的に吸着されフェリチン蛋白質分子は電極上に固定化される。ここに選択吸着された分子によって分子膜全体の屈折率変化を引き起こし、この情報は吸着分子膜の誘電率変化として捕らえられ、つまり微小電極を分極性薄膜（キャパシター）として利用することでセンサとして機能させることが可能になる。
【００３３】
【発明の効果】
本発明によれば、従来の方法とは異なって微小センサー電極上に分子認識膜を効率よく短時間に、均一で品質の高い状態で形成する方法を提供できる。また、本発明によれば、上記の新しい分子認識膜作成法によって形成された複数の微小なセンサー電極ドット上に短時間に、効率よく、評価検出するべき膨大な生体サンプルを正確に導入する方法を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のインクジェット方式による微小な導電性ポリマー電極作成法を示す模式図である。
【図２】本発明のインクジェット方式による機能液体サンプル解析法を示す模式図である。
【図３】本発明のインクジェット方式による導電性ポリマー電極上での複数の機能液体サンプルを短時間で解析する方法を示す模式図である。
【図４】本発明のマイクロセンサーデバイスのデータ計測原理を示すブロック図である。
【図５】本発明のマイクロセンサーデバイスにおけるデータ計測用電子回路を示す図である。
【図６】本発明のマイクロセンサーデバイスにおけるデータ計測用電子回路を示す図である。
【図７】本発明のマイクロセンサーデバイスにおける各種検出機能を持つセンサー薄膜を微小電極上に形成させた模式図である。
【符号の説明】
１０インクジェットヘッド
１１ノズル口
１２導電性ポリマー膜
１３微小電極
１４インクジェット液滴
１５センサー基板
２０インクジェットヘッド
２１ノズル口
２２導電性ポリマー膜
２３微小電極
２４インクジェット液滴
２５基板
２６被測定機能液体
３０マイクロセンサーフィルム
５０検出用機能性薄膜
６０検出用機能性薄膜
７０導電性ポリマー薄膜
７１電極Ａ
７２電極Ｂ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a trace substance detection apparatus, and more particularly to a material recognition apparatus that can detect biomolecular materials and other organic substances with high sensitivity and in real time.
[0002]
[Prior art]
As a method for instantaneously monitoring biological information, research and development of a bio-sensor system has been energetically researched and practically developed. The basic configuration of a biosensor can be divided into a biological material detection part and a signal conversion part. The biological material is complicated by the recognition element of the biosensor, thereby providing a biomolecule recognition function. In the signal conversion unit, a change caused by the recognition of the biological material is converted into an electrical signal. There are many types of biological substances that can recognize molecules, including enzymes, antibodies, binding proteins, lectins, and receptors. These are roughly classified into two types. The first is a biological material having a molecular recognition function and / or a catalytic function. Enzymes, complex enzyme systems, intracellular organelles, microbial cells, animal cells, plant cells, etc. These catalytic functions are derived from the enzyme's unique structure, and basically the reaction rate of Michaelis-Menten It can be approximated by an expression. The second is a product that has a molecular recognition function and forms a stable complex by bioaffinity. Antibodies, lectins, binding proteins, receptors, etc. are included. The basic design of the biosensor is advanced while considering the above characteristics.
Biomaterials that can be used with the recent progress in biotechnology have further expanded, and thermostable enzymes, monoclonal antibodies, etc. have become available. In order to convert these molecularly recognized information into electrical signals, physical quantity conversion elements such as electrochemical reactions, FETs, thermistors, piezo elements, and surface acoustic wave element photodiodes are used.
[0003]
However, the above-described conventional biosensor device has the following technical problems. First, methods for producing these molecular recognition thin films include a photoresist method, an electrolytic polymerization method, an LB film method, and the like. The photoresist method forms a photoresist film on the entire surface of an ISFET (ion-sensitive field effect transistor) electrode, exposes only the gate portion by lithography, and has a molecular recognition film (organic thin film or biological body) with good adhesion to the gate insulating film. Molecular thin film). Thereafter, if the photoresist layer is peeled off, only the gate of the molecular recognition film remains and can be used as a sensor. However, with this method, it is difficult to form a fine dot electrode of a molecular recognition film neatly, and using this method makes it difficult to finish a minute edge of a fine dot, lowers the yield, and further uses a lithography method. Was inconvenienced. That is, 99% of the photo-curable resin was not actually used and was discarded, which wasted earth resources and contaminated the natural environment. This is a big problem. The LB film method (Langmuir-Blodgett film method) is a method in which a monomolecular film is formed under the water surface and copied onto the surface of a solid substrate. To make this method efficient, the molecules constituting the monomolecular film are hydrophobic. It must have a structure that balances nature and hydrophilicity. However, this method has a problem in the quality reliability of the produced LB film. In other words, since there are countless holes and holes on the film, a uniform molecular film cannot be constructed. Therefore, there is a problem that it is difficult to distinguish between a change as a molecular recognition film formed on the electrode and a change on the electrode.
[0004]
Furthermore, the sensor film prepared by these methods is only one type of molecular recognition film, and only one type of biological material corresponding to this film can be recognized. In addition, it is impossible to introduce different biological substances into a plurality of electrodes at the same time, and there is a problem in terms of operability and detection efficiency.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
Therefore, in view of the above disadvantages, the present invention has an object to introduce a method for preparing a molecular recognition film of a sensor different from the conventional one and to introduce a method different from the conventional one as a biological substance detection means.
[0006]
That is, the first object of the present invention is to provide a method for efficiently forming a molecular recognition film on a sensor electrode in a short time in a uniform and high quality state, unlike the conventional method.
[0007]
In addition, the second problem of the present invention is to accurately introduce a large number of biological samples to be evaluated and detected in a short time on a plurality of minute sensor electrode dots formed by the above-described new molecular recognition film preparation method. Is to provide a way to do.
[0008]
According to the present invention, a method for producing a sensor device comprising a circuit having an organic thin film provided on the surface of a microelectrode constituting a two-dimensional array, the step of patterning a gold thin film on the surface of the microelectrode; A step of forming a functional monomolecular film by thiol molecules on the gold thin film using a self-organizing assembly phenomenon, and a biotin derivative is introduced into the functional monomolecular film formed on the surface of the microelectrode. A method for producing a sensor device is provided, comprising: forming a molecular film; and discharging avidin-ferritin binding protein solution onto the biotin molecular film by an inkjet nozzle to form a ferritin protein molecular film. Is done.
[0009]
Here, in the present invention, it is preferable that the microelectrode and the circuit are formed on a plastic substrate.
[0010]
In the present invention, the circuit preferably includes a polysilicon thin film transistor.
[0016]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, a minimum mode for carrying out the present invention will be described with reference to the drawings. 1, 2, 3, 4, 5, and 6 are partial views illustrating the structure of the sensor device of the embodiment. FIG. 1 shows a schematic diagram of an inkjet head. 10 is an inkjet head, 11 is a head nozzle that ejects ink droplets, 12 is a conductive polymer formed on the electrode, 13 is a TFT microelectrode, and 14 is a flying droplet formed from the inkjet nozzle. The ink-jet head is a method in which a piezoelectric element is attached. When an electric signal is sent from the drive circuit to the piezoelectric element, the piezoelectric element is deformed and the liquid inside is pushed out by the deformation pressure, and the liquid is ejected from the nozzle.
[0017]
In this case, the solution of the conductive polymer is discharged as a microdot solution from the ink jet nozzle, and the polymer solution flying on the patterned microelectrode is accurately reached and fixed as droplets. Examples of the conductive polymer used include polypyrrole, polymethylpyrrole, polythiophene, polymethylthiophene, polyaniline, and polyphenylene vinylene. The preparation of the conductive polymer solution may not be soluble in an organic solvent depending on the type of polymer, and some ingenuity is required for the insoluble polymer solution. For example, the case of polypyrrole will be described here. A THF solution containing 0.30 mmol pyrrole in THF (tetrahydrofuran) and 0.25 mmol phosphomolybdic acid as reaction catalyst and 30 mg plasticizer are purged and introduced into separate inkjet tanks, and each solution is discharged onto a microelectrode. Let When two different types of solution dots are mixed on the electrode and allowed to stand at room temperature for 1 hour, the solvent evaporates to form a solid polymer thin film. Thereafter, the surface of the thin film is washed with THF or methanol to remove residual catalyst and unreacted monomers. Conductive polymers that can be dissolved in other organic solvents are adjusted to a concentration such that the solution viscosity is 3 cps or less, introduced into an ink tank, and discharged. In order to introduce the selective adsorption ability of the conductive polymer, the polymer contains specific enzyme molecules or antibody molecules chemically bonded thereto or similar artificial synthetic molecules as their recognition function, and / or conductive A polymer is mixed with specific enzyme molecules or antibody molecules and dissolved in the solution to make a uniform solution. As a polymer enzyme / antibody mixed solution, various conductive polymer microdots are ejected and transferred from an ink jet nozzle, and then a solvent is evaporated to form a biosensor film formed from countless sensor pixels. Changes in the electrical impedance and current of the microelectrodes covered with each conductive polymer change individually due to the influence of biomolecule aggregation films such as binding proteins, antibodies, DNA, and receptors adsorbed on the surface. Something above is easily detected. FIG. 2 shows a schematic diagram of an ink jet for causing the measurement sample solution to fly on each microelectrode. 21 is an ink jet head, 22 is a nozzle, 23 is a microelectrode, 24 is a sample solution, and 25 is a flying droplet of the sample.
[0018]
The biomolecule film formed on the conductive polymer by flying the microdot of the solution sample from the inkjet nozzle and transferring it onto the molecular recognition film of the conductive polymer in the same way as the first molecular recognition film is formed on the electrode. It is possible to evaluate and analyze a large number of samples in a short time by detecting changes in impedance and minute currents on individual electrodes that change due to the influence of.
[0019]
For example, these microelectrode patterns can cause a plurality of different conductive polymer solutions to fly from a multiline head nozzle to form hundreds of line dots, each consisting of, for example, 10 different sensor pixels.
[0020]
FIG. 3 is a schematic diagram showing a two-dimensional sensor composed of a plurality of lines of different conductive polymers formed on the same substrate surface as the semiconductor circuit and a biological sample dot fixing method formed thereon. As shown in this figure, it is assumed that five different types of conductive polymers are repeatedly arranged in the horizontal direction 5 times and there are a total of 25 dots. This is formed in the vertical direction on the entire substrate surface for 25 dot lines. On this microelectrode sensor dot, this time, 5 types of biological samples are repeated 5 times in the same way, and the surface is changed as a microdot by an ink jet nozzle from the vertical axis of 25 dots in a horizontal direction, and each surface adsorption change is monitored on the electrode. By doing so, it is possible to simultaneously measure and evaluate the biochemical properties and reactivity of each biological sample in real time in a short time. In this case, data for 25 times is obtained for each of the 25 combinations. Also, if 10 types of biological samples are made to correspond to a microelectrode line made of 10 types of different conductive polymers, 100 combinations can be measured at one time. For example, if a pattern is repeated 5 times, 100 types of patterns can be measured. The number of reproducible measurement data for 25 times is obtained for each combination measurement.
[0021]
A data measurement method for the sensor device array formed in this way will be described. FIG. 4 shows a simple block diagram of a circuit for measuring the resistance sensor array. The main functions in the figure are roughly divided into a resistance sensor multiplexer unit, a signal processing circuit unit, and a pattern recognition unit. That is, the function of this block diagram is to take out and process a signal of one channel from the multi-channel resistor and recognize it. Therefore, it is first important to accurately detect changes in impedance.
[0022]
The simplest and most accurate resistance detection method is various bridge methods, but this method is not suitable for the purpose of changing the resistance. Other methods include resistance-frequency conversion, but there are problems of noise and the disadvantage of taking too much measurement time. As a general method for detecting a resistance change, a voltage mode circuit as shown in FIG. 5 is known. In this circuit, a specific resistance sensor is selected, a constant current is passed through it, and the voltage is monitored. Since the voltage is proportional to the resistance, the resistance change can be detected by measuring the voltage change. In order to measure the fluctuation value of the resistance, it is preferable to subtract the voltage that becomes the base of the sensor with a differential amplifier. The differential signal is then amplified by a high gain amplifier. The sensitivity of the circuit of FIG. 5 is proportional to the voltage gain of the amplifier and is given by:
[0023]
V ₀ = A (I _S R _S -V _off )
That is,
(ΔV ₀ / δR _S ) = AI _S
Another method for detecting a resistance change is a current mode measurement method. FIG. 6 shows a circuit diagram thereof. Here, a certain voltage is applied to the selected resistance sensor. In order to measure the resistance change, a constant current is supplied as an offset current from the power source, and the difference between the currents is extracted as a signal and amplified. The sensitivity of the circuit is proportional to the current gain of the amplifier and the resistance of the sensor.
[0024]
I ₀ = A (I _off -V _S / R _S )
That is,
(ΔI ₀ / δR _S ) = A _S / R _S ² = AI _S / R _S
Such a current detection method has a higher degree of freedom than the voltage detection method, and has the advantage that the subsequent signal processing is simplified.
[0025]
Such a semiconductor circuit is usually composed of a field effect transistor (FET) element formed on a single crystal silicon substrate, but in recent years, the performance of a thin film transistor (TFT) using a polycrystalline silicon (P-Si) thin film has jumped. Such a circuit can be formed by a polycrystalline Si thin film transistor (P-Si TFT). In principle, the performance of P-Si TFT has improved to the same level as that of single crystal FET, and a glass substrate having a large area can be used by introducing a low-temperature polysilicon manufacturing method. For this reason, the cost can be greatly reduced, which is suitable for the sensor device of the present invention.
[0026]
Regarding the substrate, TFT microelectrodes can be formed not only on glass substrates but also on thin plastic substrates that are flexible and flexible.
[0027]
The micro TFT electrode formed on the substrate can recognize and operate not only a solution sample but also various gas molecules and volatile substances. That is, when each volatilized molecule is adsorbed on the surface of the conductive polymer, the electric resistance of the conductive film is similarly changed and can be recognized as an electric signal. For example, it can be used to recognize vapors of aromatic molecules including ethanol, acetone, toxic gases such as chlorine gas, cyan gas, as well as perfumes and other odorants. For the sake of accuracy, when this sensor device film is left in a certain gas or vapor atmosphere, adsorbed gas molecules permeate into the interior from the surface of the conductive polymer and the entire polymer film expands / contracts. Or other characteristics are changed to change the electrical resistance of the film. If these changes are detected as electrical signals and passed through a computer, the recognized information can be quickly fed back.
[0028]
Several sensor arrays composed of field effect TFTs can also be used for simultaneous recognition, classification and weighing of odorants and other molecules. These sensors may be used in combination with other sensors that detect chemical substances. The TFT sensor may be integrated in a single element. Different conductive polymers are placed on the gate of the TFT sensor using inkjet technology. Another form of TFT array is one that is configured in a pattern that generates a two-dimensional map for odor reaction. The output from each TFT is similar to the output from the CCD camera pixel. Different conductive polymers are formed on different regions of the array to produce devices specialized for groups or layers of chemicals such as fragrances. When molecules bind to or react with these polymers, a two-dimensional map corresponding to a particular odor appears.
[0029]
The TFT chip needs to be equipped with electronic circuits for driving and reading. Odor molecule information can be read directly or processed using neural networks or classical image processing techniques to detect odor molecules with high sensitivity, for example. In this way, information about different odor concentrations and unique molecular structures is obtained.
[0030]
FIG. 7 is a schematic view in which a sensor thin film having various detection functions is formed on a microelectrode. Reference numeral 71 denotes a conductive polymer film, and 72 denotes electrodes A and B. The size of each microelectrode is formed in the 1-100 micron square range. It is fixed and thinned on the polymer solution electrode discharged from the inkjet nozzle. A change in resistance value and a change in current caused by the adsorption of a biomolecule on the surface of the conductive polymer film are monitored by the above detection method.
[0031]
In addition, by causing an electron transfer from the biomolecule selectively chemisorbed to the silicon-based functional molecular film provided by discharging the silicon-based functional surface modifier solution from the inkjet nozzle to the microelectrode surface, Substances adsorbed on the surface can also be selectively detected. Basically the same structure as in FIG. 7, a minute amount caused by electron transfer generated from electron-mobilizing protein molecules selectively bonded and adsorbed on the silicon-based functional molecular film formed on the electrode, for example, cytochrome C. Protein adsorption on the electrode surface can be monitored by changing the current.
[0032]
Alternatively, a gold thin film may be patterned on the surface of the microelectrode, and a functional monomolecular film formed by a self-organized assembly phenomenon between the thiol molecule and gold may be provided thereon. The chemical functional group at the molecular film tip of the thiol molecular film self-assembled on the gold thin film formed on the microelectrode has a function that a specific biomolecule or volatile molecule can selectively recognize. For example, a biotin derivative is introduced into the functional group at the tip of the thiol molecule. The biotin molecule shows strong binding force specifically with the binding sites of avidin and streptavidin, and the binding constant is about 10 ¹⁵ . This is almost as strong as a covalent bond. For example, when an avidin-ferritin binding protein solution is transferred onto the biotin molecule film from an inkjet nozzle, avidin and biotin are selectively adsorbed and the ferritin protein molecule is immobilized on the electrode. The molecules selectively adsorbed here cause a change in the refractive index of the entire molecular film, and this information is captured as a change in the dielectric constant of the adsorbed molecular film. In other words, it functions as a sensor by using a microelectrode as a polarizable thin film (capacitor). It becomes possible to make it.
[0033]
【The invention's effect】
According to the present invention, unlike the conventional method, it is possible to provide a method for efficiently forming a molecular recognition film on a micro sensor electrode in a short time in a uniform and high quality state. In addition, according to the present invention, a method for accurately introducing a huge biological sample to be evaluated and detected in a short time efficiently on a plurality of minute sensor electrode dots formed by the above-described new molecular recognition film creation method Can be provided.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic view showing a method for producing a minute conductive polymer electrode by an ink jet method of the present invention.
FIG. 2 is a schematic diagram showing a functional liquid sample analysis method using an inkjet method of the present invention.
FIG. 3 is a schematic view showing a method for analyzing a plurality of functional liquid samples on a conductive polymer electrode in a short time by the ink jet method of the present invention.
FIG. 4 is a block diagram showing the data measurement principle of the microsensor device of the present invention.
FIG. 5 is a diagram showing an electronic circuit for data measurement in the microsensor device of the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing an electronic circuit for data measurement in the microsensor device of the present invention.
FIG. 7 is a schematic view in which a sensor thin film having various detection functions in the microsensor device of the present invention is formed on a microelectrode.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Inkjet head 11 Nozzle port 12 Conductive polymer film 13 Microelectrode 14 Inkjet droplet 15 Sensor substrate 20 Inkjet head 21 Nozzle port 22 Conductive polymer film 23 Microelectrode 24 Inkjet droplet 25 Substrate 26 Functional liquid to be measured 30 Microsensor film 50 Functional thin film for detection 60 Functional thin film for detection 70 Conductive polymer thin film 71 Electrode A
72 Electrode B

Claims

二次元アレイを構成する微小電極の表面に設けられた有機薄膜を有する回路を備えるセンサーデバイスの作成方法であって、
該微小電極表面上に金薄膜をパターニングするステップと、
自己組織的集合現象を利用して該金薄膜上にチオール分子による機能性単分子膜を形成するステップと、
該微小電極表面上に形成された機能性単分子膜にビオチン誘導体を導入してビオチン分子膜を形成するステップと、
インクジェットノズルにより該ビオチン分子膜にアヴィヂン−フェリチン結合蛋白溶液を吐出してフェリチン蛋白質分子膜を形成するステップと、を備えたことを特徴とするセンサーデバイス作成方法。A sensor device creating having circuitry having an organic thin film provided on the surface of the micro-electrodes of the two-dimensional array,
Patterning a gold thin film on the surface of the microelectrode;
Forming a functional monomolecular film by thiol molecules on the gold thin film using a self-organizing assembly phenomenon;
Introducing a biotin derivative into a functional monomolecular film formed on the surface of the microelectrode to form a biotin molecular film;
And a step of forming a ferritin protein molecular film by discharging an avidin-ferritin binding protein solution onto the biotin molecular film with an inkjet nozzle .

請求項１に記載の方法において、
前記微小電極および前記回路は、プラスティック基板上に形成されるセンサーデバイス作成方法。The method of claim 1, wherein
The method for producing a sensor device, wherein the microelectrode and the circuit are formed on a plastic substrate.

請求項２に記載の方法において、
前記回路は、ポリシリコン薄膜トランジスタを備えるセンサーデバイス作成方法。The method of claim 2, wherein
A method for producing a sensor device, wherein the circuit comprises a polysilicon thin film transistor.