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    重庆时时彩一直输: 生物分子测量装置.pdf

    摘要
    申请专利号:

    重庆时时彩单双窍门 www.4mum.com.cn CN201380069342.2

    申请日:

    2013.11.18

    公开号:

    CN104884948A

    公开日:

    2015.09.02

    当前法律状态:

    授权

    有效性:

    有权

    法律详情: 授权|||实质审查的生效IPC(主分类):G01N 27/416申请日:20131118|||公开
    IPC分类号: G01N27/416; C12M1/00; G01N27/28; G01N27/414 主分类号: G01N27/416
    申请人: 株式会社日立高新技术
    发明人: 柳川善光; 横井崇秀; 板桥直志; 河原尊之; 右高园子; 吉田真希子; 村松高道
    地址: 日本东京都
    优先权: 2013-006391 2013.01.17 JP
    专利代理机构: 北京银龙知识产权代理有限公司11243 代理人: 范胜杰; 文志
    PDF完整版下载: PDF下载
    法律状态
    申请(专利)号:

    CN201380069342.2

    授权公告号:

    ||||||

    法律状态公告日:

    2018.01.09|||2015.09.30|||2015.09.02

    法律状态类型:

    授权|||实质审查的生效|||公开

    摘要

    提供一种生物分子测量装置,其能够有效地降低使用半导体传感器测定生物分子试样时产生的测定噪声。本发明的生物分子测量装置在开始向检测离子浓度的半导体传感器上送出试剂后,生成使试剂和试样反应的触发(参照图7)。

    权利要求书

    权利要求书
    1.  一种生物分子测量装置,其特征在于,具备:
    送液装置,其送出与生物分子试样进行化学反应而生成离子的试剂;
    半导体传感器,其测定上述离子的浓度;
    触发生成部,其生成引起上述化学反应的物理环境;
    控制器,其控制上述送液装置和上述触发生成部的动作;
    处理装置,其根据上述半导体传感器的测定结果确定上述生物分子试样的构成,
    上述控制器控制上述送液装置和上述触发生成部,以便在上述送液装置开始向配置在上述半导体传感器上的上述生物分子试样上送出上述试剂后,上述触发生成部产生上述物理环境。

    2.  根据权利要求1所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述控制器控制上述送液装置和上述触发生成部,以便在上述送液装置结束送出上述试剂后,使上述触发生成部生成上述物理环境,并且,使上述送液装置和上述触发生成部重复执行一边更换多种上述试剂一边送出上述试剂的动作和产生上述物理环境的动作,
    上述处理装置根据在上述重复的过程中得到的上述半导体传感器的各测定结果,确定上述生物分子试样的构成。

    3.  根据权利要求2所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述半导体传感器具备晶体管,该晶体管具有将上述测定结果作为电信号输出的漏极端子,
    上述生物分子测量装置具备将上述晶体管的漏极电流和上述晶体管的源极-漏极间电压分别维持为恒定的电路,
    上述处理装置执行从上述触发生成部产生了上述物理环境以后的上述测定结果减去从上述送液装置结束送出上述试剂后直到上述触发生成部要产生上述物理环境为止的上述测定结果的差分运算,由此从上述测定结果中去除因上述试剂产生的噪声。

    4.  根据权利要求3所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述生物分子测量装置具备配置为阵列状的多个上述半导体传感器,
    上述处理装置通过对每个上述半导体传感器分别只使用各个上述半导体传感器的上述测定结果,对每个上述半导体传感器执行上述差分运算。

    5.  根据权利要求3所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述生物分子测量装置具备分别在上述送液装置送出上述试剂的方向的上游侧和下游侧配置的上述半导体传感器,
    上述电路将配置在上述下游侧的上述半导体传感器所具备的上述晶体管的漏极电流和源极-漏极间电压分别维持为恒定,
    上述处理装置使用配置在上述下游侧的上述半导体传感器的测定结果,从各个上述半导体传感器的测定结果中去除因上述试剂产生的噪声。

    6.  根据权利要求2所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述处理装置计算上述半导体传感器的测定结果的时间微分,
    上述控制器控制上述触发生成部,以便在上述时间微分的计算值成为预定阈值以下的时刻,上述触发生成部产生上述物理环境。

    7.  根据权利要求1所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述触发生成部通过控制上述试剂的温度或者向上述试剂照射紫外线,来产生上述物理环境。

    8.  根据权利要求1所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述送液装置在送出不产生上述化学反应的缓冲溶液后,送出产生上述化学反应的试剂。

    9.  根据权利要求2所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述半导体传感器具备晶体管,该晶体管具有将上述测定结果作为电信号输出的漏极端子,
    上述生物分子测量装置具备:
    电压源,其向上述晶体管的栅极电极提供恒定电压;
    开关元件,其对上述电压源和上述晶体管的栅极电极之间的连接进行接通/断开切换,
    上述控制器在接通上述开关元件将上述电压源和上述晶体管的栅极电极之间连接后,使上述触发生成部生成上述物理环境,
    上述处理装置不从上述测定结果中去除因上述试剂产生的噪声地确定上述生物分子试样的构成。

    10.  根据权利要求2所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述生物分子测量装置具备收纳上述试剂的凹部,
    上述半导体传感器与上述凹部的底部连接,
    上述生物分子测量装置还具备去除存在于上述凹部以外的多余的上述试剂的去除装置。

    11.  根据权利要求9所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述生物分子测量装置具备收纳上述试剂的凹部,
    上述半导体传感器与上述凹部的底部连接,
    上述生物分子测量装置还具备去除存在于上述凹部以外的多余的上述试剂的去除装置,
    上述控制器在上述去除装置去除了多余的上述试剂后,关断上述开关元件来切断上述电压源和上述晶体管的栅极电极之间,并且在此之后使上述触发生成部生成上述物理环境。

    12.  根据权利要求10所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述生物分子测量装置具备形成了上述凹部的基板,
    上述基板的表面被针对上述试剂具有疏水性的材料覆盖。

    13.  根据权利要求2所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述生物分子测量装置具备收纳上述试剂的凹部,
    上述半导体传感器与上述凹部的底部连接,
    上述生物分子测量装置还具备将上述凹部密封的盖部。

    14.  根据权利要求13所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    上述触发生成部被安装在上述盖部上,使其产生上述物理环境从而使收纳在上述凹部内的上述试剂引起上述化学反应。

    15.  根据权利要求1所述的生物分子测量装置,其特征在于,
    将上述半导体传感器构成为离子感应晶体管,
    该离子感应晶体管具备:
    界面电位由于上述离子而变动的离子感应膜;以及
    将由于上述界面电位的变动而产生的电信号作为上述测定结果输出的晶体管。

    说明书

    说明书生物分子测量装置
    技术领域
    本发明涉及一种生物分子测量装置。
    背景技术
    近年来,利用了半导体技术的生物分子测量装置正在被关注。在下述专利文献1中,记载了通过使用半导体技术制成的pH传感器阵列低成本、高速地决定脱氧核糖核酸(DNA)的碱基序列的DNA定序器。半导体传感器根据电信号的强弱对成为对象的生物物质的反应进行定量,因此不需要目前那样的昂贵的荧光试剂,在成本方面是有利的。另外,能够通过半导体的微细加工技术集成超过数百万到10亿个传感器,能够使各传感器并行动作来执行测定,因此测定的吞吐量也容易提高。
    作为在生物分子测量装置的领域中特别经常使用的半导体传感器,有离子敏场效应晶体管(Ion Sensitive Field Effect Transistor:ISFET)。将在后面详细说明,ISFET是指测定在离子感应膜上感应的界面电位的器件。因此,如果在器件中存在由测定对象的离子产生的电荷以外的电荷,则成为测定误差的因素。但是,在半导体工艺中,在器件制造时执行等离子体加工、离子注入,因此存在容易在器件中积蓄电荷的问题。与该问题相关联,在下述非专利文献1中,特别记载了在离子感应膜、?;つ?、电极的界面、浮动电极、栅极氧化膜积蓄电荷。在下述非专利文献2中,记载了由于这样的电荷积蓄,ISFET的阈值偏移±10V左右。
    另外,还已知在ISFET中存在被称为漂移的在测定中特性变化的问题。漂移是指在测定中离子感应膜与试剂溶液产生化学反应等,电荷被离子感应膜捕获所产生的现象。漂移量很大地依存于器件的制造方法、构造,但在非专利文献3中记载了晶体管的阈值大致以10mV/小时左右的比例进行变化。
    以上所述那样的因捕获电荷造成的晶体管的阈值的偏移、漂移成为测定误差的因素,因此需要减轻。作为去除捕获电荷的现有技术,在下述专利文献1 中记载了通过照射紫外线向电荷赋予能量而将电荷提取到器件外部的方法。在非专利文献4中记载了紫外线的照射例如需要10小时等长时间。作为去除捕获电荷的其他方法,在非专利文献1中记载了通过注入热电子而能够降低因捕获电荷造成的阈值变化的情况。
    在生物分子测量中利用ISFET时的其他课题在于ISFET还根据因试剂溶液的更换造成的离子浓度的变化而输出信号。即,对于因测定对象的离子的浓度变化产生的信号,重叠因更换溶液而产生的信号、即所谓的背景。例如,关于使用Ta205作为离子感应膜的ISFET,氢离子的选择性和灵敏度高,首先广泛使用上述专利文献1的pH传感器阵列,但在非专利文献5中记载了还与液体中的氯化钾离子反应而输出信号。
    为了从重叠了背景的信号中只得到目标信号,需要进行推定背景,并从得到的信号中将背景减去的处理。在下述专利文献2中表示了对没有加入生物分子的反应槽的ISFET的信号值进行计算处理来推定背景的方法。在如上述的半导体DNA定序器那样使用100万到10亿以上的ISFET执行并行测定的情况下,需要对全部的反应槽的测定数据执行上述的背景处理,背景处理使分析时间增大。这意味着得到测定结果为止的时间变长,因此应该极力缩短背景处理所需要的时间。
    现有技术文献
    专利文献
    专利文献1:日本特表2010-513869号公报
    专利文献2:美国专利申请公开2012/0172241号说明书
    非专利文献
    非专利文献1:Georgiou,et.al,Electronics Lett.Oct.2009
    非专利文献2:Liu,et.al,IEEE Trans.Elec.Dev,Dec,2011
    非专利文献3:Hammond,et.al,IEEE Sensors,Dec.2004
    非专利文献4:Milgrew,et.Al,IEEE Elec.Dev.,Apr.2008
    非专利文献5:Kerkhof,et.al,Sensors and Actuators B,1994
    发明内容
    发明要解决的问题
    专利文献1、非专利文献4所记载的通过照射紫外线去除捕获电荷的方法如上述那样需要进行长时间的照射,因此存在使测定时间增大的问题。在非专利文献1中,关于降低捕获电荷的影响的方法,研究了向单体ISFET注入热电子。但是,在将多个ISFET配置为阵列状的生物试样测定装置中,关于适合的方法并没有任何研究。另外,热电子注入还存在只向提高阈值一侧起作用的问题。
    作为其他的解决手段,还考虑可以采取校正器件的特性的方法。例如,如果是使用了单体ISFET的pH传感器,则可以考虑首先使用成为pH的基准的标准溶液执行校正作业,通过在传感器以外的部分施加修正能够维持测定精度。但是,在将许多ISFET配置为阵列状的半导体传感器阵列的情况下,需要对来自巨大数量的ISFET的各个数据执行校正操作,是不现实的。
    另一方面,在关于背景的处理在专利文献2中记载的方法中,为了进行背景推定和差分处理需要进行巨大的计算,存在从测定开始到得到结果为止花费时间的问题。另外,如果通过平均处理等推定背景,则各个ISFET的测定精度有可能降低。并且存在以下的课题,即为了在宽值范围内高精度地推定背景,需要巨大的数据量。
    本发明是鉴于上述那样的课题而提出的,其目的在于,提供一种生物分子测量装置,其能够有效地降低使用半导体传感器测定生物分子试样时产生的测定噪声。
    解决问题的方案
    本发明的生物分子测量装置在开始向检测离子浓度的半导体传感器上输送试剂后,生成使试剂和试样反应的触发。
    发明效果
    根据本发明的生物分子测量装置,能够有效地降低使用检测离子浓度的半导体传感器测定生物分子试样时产生的测定噪声。
    通过对以下的实施方式进行说明,上述以外的问题、结构、以及效果变得明确。
    附图说明
    图1是表示ISFET阵列304的结构的图。
    图2是表示背景处理的例子的信号波形图。
    图3是示例从ISFET114得到的测定信号的波形的图。
    图4是示例漏极电流-参照电极电压特性的图。
    图5是实施方式1的生物分子测量装置的功能框图。
    图6是说明DNA的构造和延伸反应的图。
    图7是说明实施方式1的生物分子测量装置决定DNA序列的处理的流程图。
    图8是示意地表示一个单元的侧面图。
    图9是表示ISFET阵列芯片1002中的ISFET阵列304、选择电路305、读出电路309的结构例子的电路图。
    图10是通过图9的电路读出执行图7的流程图时的一个ISFET114的阈值变动所得到的信号波形。
    图11是通过半导体工艺安装了加热器配线的ISFET阵列304及其截面图。
    图12是表示背景信号波形及其微分值的经时变化的图。
    图13是表示使用ISFET阵列芯片1002上的一部分的ISFET114去除背景时的结构例子的图。
    图14是具备读出图13所示的单元1105输出的信号的读出电路1106的电路图。
    图15是提取了实施方式2的生物分子测量装置所具备的ISFET阵列芯片1002上的一个单元及其外围电路的电路图。
    图16是说明实施方式2的生物分子测量装置决定DNA序列的处理的流程图。
    图17是通过图15的电路读出执行图16的流程图时的一个ISFET114的阈值变动所得到的信号波形。
    图18是实施方式3的生物分子测量装置的功能框图。
    图19是阱703的侧截面图。
    图20是说明实施方式3的生物分子测量装置决定DNA序列的处理的流程图。
    图21是表示分离各阱703的另一个结构例子的图。
    图22是表示构造物1108的内部构造的图。
    具体实施方式
    以下,为了容易理解本发明,首先最初说明现有的生物分子测量装置中的因漂移/偏移和背景造成的问题,然后说明本发明的实施方式。
    <现有技术的问题:关于测定误差>
    图1是表示后述的ISFET阵列304的结构的图。图1(a)是ISFET阵列304中的3个ISFET114和反应槽(以下称为阱)111~113的侧截面图,相当于图1(b)的A-A`线截面图。图1(b)是ISFET阵列304的俯视图。此外,省略了向各晶体管的配线。
    图2是表示背景处理的例子的信号波形图。如图2(a)、(b)所示,通过从在阱111中测定出的波形117减去在空阱112中测定的波形118,能够计算背景。这是因为在空阱112中不存在作为测定对象的DNA115,因此只测定通过纯粹地注入试剂溶液108而产生的背景。但是,ISFET114具有特性离散,因此阱111的背景波形119和在空阱112中得到的波形118并不严格地一致。结果,通过上述差分处理得到的信号波形120对目标的信号成分添加了误差。
    为了减轻这样的ISFET114的特性离散的影响,在专利文献2中,对从位于阱111的近旁的多个空阱112得到的测定波形进行平均化来推定背景。但是,阱111自身也具有特性离散,因此即使对从多个空阱112得到的测定波形进行平均化,也留有因各个阱111造成的误差。另外,还存在用于推定处理的计算量增大的问题。
    <现有技术的问题:关于数据量>
    如图1所示,在制造芯片的阶段,在ISFET114的构造上捕获正电荷800、负电荷801,其量对每个ISFET114不同,这成为ISFET114内的晶体管阈值偏移的原因。捕获的场所主要是离子感应膜100的表面、离子感应膜100和?;つ?01之间的界面、浮动栅极102、栅极氧化膜104。各ISFET114的晶体管阈值依存于被捕获的电荷的种类和量而偏移。
    图3是示例从ISFET114得到的测定信号的波形的图。图3(a)重叠地描绘了具备多个ISFET114的DNA定序器所取得的各ISFET114的信号波形。如图3(a)所示,在从各ISFET114得到的信号波形之间能够看到偏移。图3(b) 表示针对这些波形中的一个去除了偏移后的波形200、并且通过上述背景处理最终得到的信号波形201。
    实际上为了从由ISFET输出的波形中通过计算处理去除偏移和背景,最终得到波形信号201,需要如图3(a)所示那样以足够的分辨率记录广范围的波形。因此,读出波形的A/D变换器需要广大的动态范围,并且输出的数据量巨大。
    例如,能够根据能斯特的公式求出因氢离子浓度的变动造成的理论上的电压变动,在25℃下大致是59mV/pH。在实际的ISFET中,比其低一些,是每pH数十mV左右。在以1mV的精度对其进行测定的情况下,为了全部记录在±10V的范围内偏移的波形数据,需要14~15比特的A/D变换精度。因pH变化造成的波形变动跨越数秒单位,因此如果以100Hz的采样率进行5秒测定,一个ISFET114在一次测定中输出的数据量大致是1k字节。如果重复100次测定,将阱数设为100万,则最终输出的数据量是100G字节,如果保存多次的测定数据则成为巨大的数据量。与此相对,因延伸反应而产生的信号即使在pH1~pH14之间变动也为59mV×14=826mV,最高1V。结果,在以1mV的精度进行测定的情况下,A/D变换精度是10比特就足够了,因此能够降低数据量接近3成。
    当这样考虑数据量时,希望对于ISFET的漂移/偏移、背景,能够在数据处理之前在器件上预先降低、或只通过简单的计算处理进行去除。
    <实施方式1>
    以下,使用附图说明本发明的实施方式。在此,表示了使用ISFET作为半导体传感器,作为生物分子测量装置以决定DNA的序列的DNA定序器为例子,但本发明的应用目标并不限于DNA定序器,能够广泛地应用于电气地测量生物分子的反应生产物的系统。ISFET能够通过适当地选择离子感应膜来检测各种离子,因此例如能够将本发明应用于对钠离子、钾离子进行变化那样的生物分子进行测定的装置。此外,在用于说明实施方式的全部附图中,原则上向相同的部件附加相同的符号,省略其重复的说明。
    再次参照图1。ISFET阵列304具有配置为二维状的多个阱703,在各阱703的底部配置有ISFET114的离子感应膜100。阱703是通过半导体工艺形 成的1边为数百nm~数μm左右的大小的穴。在测定时,向各阱703中装填附着了成为测定对象的生物分子115的珠702。在生物分子115是DNA的情况下,在使DNA115附着在珠702上时,如果通过乳浊液PCR等方法复制测定对象的DNA,增加珠702上的DNA数量,则产生的氢离子(将在后面在图6中详细说明)的量会增加检测变得容易。
    ISFET114一般具备离子感应膜100、?;つ?01、浮动栅极102、栅电极103、栅极氧化膜104、漏极105、源极106、硅基板107、基板触头110。有时没有浮动栅极102和栅极电极103,而将?;つ?01和离子感应膜100直接层叠在栅极氧化膜104上?;褂惺苯獻SFET114和在其正上方形成的一个阱703统称为单元116。
    在测定从生物分子115产生的离子时,使感应膜100与试剂溶液108接触,将参照电极109浸渍在试剂溶液108中。当在该状态下,向参照电极109施加电压VREF时,经由离子感应膜100、?;つ?01、栅极氧化膜104之间的电容性耦合在漏极105-源极106之间感应出沟道,与ISFET114的特性对应地得到漏极电流-参照电极电压特性。
    图4是示例漏极电流-参照电极电压特性的图。如果在溶液108中存在离子,则在离子感应膜100和试剂溶液108之间产生界面电位,向栅极电极103施加的实效电压变化。界面电位的大小依存于离子的浓度,因此例如如果溶液108的离子浓度从C1变化为C2,则可以看到ISFET114的晶体管阈值从V1变化为V2。能够根据该阈值的变化测定溶液108的离子浓度。
    图5是本实施方式1的生物分子测量装置的功能框图。作为测定对象的生物分子115附着在珠702上而被装填到ISFET阵列304上。生物分子115进行离子反应所需要的试剂通过送液装置303从试剂容器301送出,在ISFET阵列芯片1002上与生物分子115进行反应。ISFET阵列芯片1002检测通过该反应而成为生产物的离子的浓度变化。反应后的废液被废液容器310回收。例如能够使用多个普通的送液泵来实现送液装置303?;蛘?,也可以通过将氮、氩等惰性气体经由对每个试剂容器301准备的阀一边调整压力一边注入到试剂容器301中,通过气体的压力将试剂从试剂容器301中挤出来实现。
    控制器312根据预先编程的实验顺序和由数据处理装置311取得的数据, 执行送液装置303的送液泵的送液定时和送液量的调整、ISFET阵列芯片1002的动作状态的控制、数据处理装置311的控制、设置在试剂流路302、313、314的任意一个或ISFET芯片1002上的参照电极的电压控制等。并且,控制器312根据设置在ISFET阵列芯片1002上的温度传感器307的测定值,控制同样设置在ISFET阵列芯片1002上的加热器308和对试剂溶液进行冷却的冷却装置300。
    数据处理装置311取得表示从ISFET阵列芯片1002输出的测定结果的数据来对其进行分析。数据处理装置311可以由安装了普通的A/D变换器的接口板和计算机构成。将在后面说明选择电路305和读出电路309。
    图6是说明DNA的构造和延伸反应的图。图6(a)是示意地表示单链DNA的图。实际的单链DNA在由磷酸和脱氧核糖构成的链上结合4种碱基,形成复杂的立体构造,但在此为了简化,用直线404表示由磷酸和脱氧核糖构成的链,用记号表示4种碱基、即用A(400)表示腺嘌呤,用T(401)表示胸腺嘧啶,用C(402)表示胞嘧啶,用G(403)表示鸟嘌呤。
    图6(b)是示意地表示DNA的延伸反应的图。表示由TAG构成的引物406与ATCG的单链405结合的状态。在该状态下,如果存在包含胞嘧啶的脱氧核糖核苷三磷酸(dNTP)的一种(dCTP)407、在图中未表示的延伸酶即DNA聚合酶,则在dCTP与G末端结合的同时,如图6(c)所示,二磷酸409和氢离子408脱离。
    通过检测氢离子408来决定DNA序列的方法如下。首先,使引物406与想要决定序列的未知的单链DNA405结合。在该状态下,顺序地注入dCTP、dTTP、dATP、dGTP的4种试剂,测定注入各个试剂时的氢离子浓度。例如如果在注入了dATP时产生氢离子,则可知原来的单链DNA405中去除了引物406结合的部分后的头部是A的互补碱基、即为T。通过重复地进行上述试剂注入和氢离子浓度测定,能够顺序地决定DNA序列。
    图7是说明本实施方式1的生物分子测量装置决定DNA序列的处理的流程图。以下,说明图7的各步骤。
    (图7:步骤S600~S601)
    在向单元填充完珠702的阶段,向装置设置ISFET阵列芯片1002。用于 反应的试剂dNTP和清洗液预先使用冷却装置300,冷却到比DNA聚合酶的最适温度足够低的温度。当开始测定时,控制器312按照预先决定的顺序选择试剂dNTP(S600),送液装置303将试剂溶液108注入到ISFET阵列芯片1002上的单元中(S601)。在该阶段中,dNTP的温度低,DNA聚合酶几乎不起作用,因此几乎不引起延伸反应。
    (图7:步骤S602~S604)
    作为引起延伸反应的触发,控制器312使用芯片上的加热器308对阱703和阱703内的试剂溶液108进行加热,激活DNA聚合酶(S602)。ISFET114测定通过加热器308的动作引起的延伸信号(S603)。在结束测定延伸信号的阶段,控制器312通过送液装置303注入低温的清洗液,冲洗未反应的dNTP、作为反应生成物的氢离子、二磷酸,同时通过冷却装置300对芯片进行冷却(S604)。
    (图7:步骤S605~S609)
    控制器312在清洗结束后,选择下一个dNTP(S605~S609),返回到步骤S601重复同样的处理。在重复的过程中由ISFET114测定到的延伸信号通过数据处理装置311所具备的A/D变换器变换为数字信号,作为测定数据积蓄在数据处理装置311所具备的存储装置内。数据处理装置311依照作为重复的结果所得到的序列,能够确定DNA的构造。
    使用图8~图10说明通过在图7中说明的流程得到的ISFET114的输出信号的时间变化。
    图8是示意地表示一个单元的侧面图,表示将DNA115固定在ISFET114上。在此,为了简化,用长方形704汇总地表示ISFET114的从离子感应膜100到栅极电极103的构造。
    在图8的时刻T0,芯片上的单元充满清洗液,处于冷却状态。当在时刻T601作为试剂溶液108向单元注入了dNTP溶液时,因dNTP溶液中包含的各种离子、清洗液和dNTP溶液之间的pH的不同,ISFET114的阈值变化。当把单元内的清洗液置换为dNTP溶液时,逐渐消除ISFET114的阈值变动。当在时刻T602通过加热器308加热dNTP溶液时,DNA聚合酶被激活。如果DNA和dNTP结合,则产生氢离子pH变化,因此与之对应地ISFET114的阈值也 变化。当在后续的时刻T604注入清洗液时,冲洗dNTP溶液的成分、作为反应生成物的氢离子,单元中充满清洗液,恢复与时刻T0相同的状态。另外,通过注入清洗液,ISFET114被冷却到比DNA聚合酶的最适温度低的低温。
    图9是表示ISFET阵列芯片1002中的ISFET阵列304、选择电路305、读出电路309的结构例子的电路图。选择电路305由普通的n比特解码器和驱动器构成,根据从控制器312赋予的n条行地址,将2^n条行选择线WL中的一个激活。ISFET阵列304将ISFET114和用于选择ISFET114的选择晶体管二维状地排列在行选择线WL和数据线DLA的交点上。各个单元2303由2个选择晶体管1200、1202和ISFET114构成。各个单元与行选择线WLk、源极线SLk、数据线SLAk、DLBk连接。当根据行地址将第j个WLj激活为H状态时,在与WLj连接的全部单元中,选择晶体管成为导通状态,同一WLj上的全部ISFET114分别与源极线SL和数据线DLA连接。在图9中,表示了全部晶体管是NMOS的例子,但当然也可以用PMOS构成全部晶体管。在该情况下,行选择线WL的逻辑反转。
    源极线SLk、数据线DLAk、DLBk与读出电路309中的第k个放大器2303-k连接。本放大器由2个普通的恒流源1700和1704、2个放大器1701和1702、以及输出用放大器1703和晶体管1705构成。接着,说明读出ISFET114的信号时的各放大器的动作。
    恒流源1700和1703将恒定的电流引向接地。放大器1701和1702是放大率为1倍的电压跟随器结构的放大器,可以由普通的差动放大电路实现。通过这些放大器,在DLAk和DLBk之间产生由流过晶体管1705和恒流源1704的恒定电流Id决定的恒定电压VAB。根据这样的结构,ISFET阵列中的选择ISFET的源极-漏极电压Vds大致以恒定值VAB被固定,另外漏极电流被固定为由恒流源1700决定的恒定电流Id。如果ISFET114在线性区域中进行动作,则漏极电流Id、栅极-源极间电压Vgs、源极-漏极间电压Vds满足下述公式1。β是ISFET114特有的常数,Vth是ISFET114的晶体管阈值。
    Id=β{(Vgs-Vth)-1/2×Vds}×Vds   (公式1)
    当设为由于溶液中的离子,ISFET114的阈值偏差ΔVth时,如果加入通过放大器2302-k漏极电流Id恒定,源极-漏极电压Vds恒定这样的动作条件,则 下述公式2成立。
    Id=β{(Vgs’-(Vth+ΔVth))-1/2×Vds}×Vds   (公式2)
    因为Id不是0,所以如果将公式(1)除以公式(2)进行整理,则得到下述公式3。
    Vgs’-Vgs=ΔVth   (公式3)
    如果根据公式3固定栅极电压、即参照电极109的电压,则作为源极电位的变动输出ISFET114的阈值变动。Vds是恒定的,因此源极电位的变动成为漏极电位的变动,结果从放大器输出端子Ok输出ΔVth。其中,因为在ΔVth中重叠了偏移、背景,因此如后述的图10所示那样,通过图7的流程图对延伸信号和这些噪声在时间上进行分离,谋求高精度地只读取延伸信号。
    在图9所示的电路图中,通过选择电路305选择多个ISFET114中的任意一个,通过读出电路309读出其输出,但是只要ISFET阵列芯片1002的数据输出引脚的个数允许,可以对每个ISFET114设置输出引脚。另外,也可以在ISFET阵列芯片1002上安装A/D变换器,在将ISFET114的输出变换为数字数据后输出。在该情况下,从ISFET阵列芯片1002到数据处理装置311的通信路径被数字化,因此对路径上的干扰噪声的耐性提高。
    图10是通过图9的电路读出执行了图7的流程时的一个ISFET114的阈值变动所得到的信号波形。如前面说明的那样,如果在时刻T601向单元注入dNTP溶液,则从ISFET114输出重叠了因漂移和偏移造成的波形成分1301和背景成分1300的信号。如果单元被dNTP溶液充满,则信号的变化率逐渐减少,而接近某值。在开始注入试剂溶液108后经过了某种程度的时间后的时刻T602,通过加热器308对试剂溶液108进行加热从而将DNA聚合酶激活。如果DNA和dNTP结合,则产生氢离子pH变化,因此在ISFET114的输出信号内出现延伸信号1302。在没有延伸反应的情况下,不产生氢离子,因此不出现延伸信号1302。如果在时刻T604注入清洗液,则冲洗dNTP溶液的成分、作为反应生成物的氢离子,单元中被清洗液充满,因此恢复为初始的信号值。
    如此依照图7所示的流程图在开始注入试剂溶液108后,恰当地在结束注入试剂溶液108后产生触发,由此能够将背景成分1300的变化和延伸信号1302在时间上分离。
    并且,如果从时刻T602以后的信号值减去通过加热器308进行加热紧前的信号值、即包含漂移和偏移的成分1301、背景成分1300的信号值,则能够容易地得到不包含这些噪声的延伸信号波形。
    根据上述结构,不需要专利文献2所记载的使用了多个空阱的背景推定处理,能够大幅地减轻处理。另外,使用测定延伸信号1302的ISFET114自身的测定值执行减法处理,因此也不会受到ISFET114的特性离散的影响。
    <实施方式1:变形例子>
    在以上的说明中,表示了使用清洗液和dNTP对单元进行冷却,使用芯片上的加热器308加热单元而引起延伸反应的例子,但控制温度的方法并不限于此。例如,也可以使帕耳帖元件等冷却机构与ISFET阵列芯片1002接触来冷却芯片。另外,也可以使一般使用的加热器与ISFET阵列芯片1002接触来加热芯片。但是,关于引起延伸反应的加热,希望使温度尽量急剧地变化。这是因为如果温度缓慢地上升,则珠702上的复制DNA的延伸反应不同时产生,延伸信号峰值变得平缓。
    图11是通过半导体工艺安装了加热器配线的ISFET阵列304及其截面图。关于离子感应膜100以下的构造,与图1相同,因此省略。在阱703的列之间通过半导体工艺形成配线900,通过在该配线上流过电流,产生焦耳热来加热单元。根据该结构,热源位于阱703的近旁,因此能够使阱703内的温度高速上升。
    希望加热后的试剂溶液108的温度成为DNA聚合酶最有效地作用的最适温度附近。最适温度很大地依存于DNA聚合酶的种类。例如在DNA聚合酶是Klenow Fragment(克列诺片段)的情况下为37℃附近,在是TaqDNA聚合酶的情况下为70~75℃。另外,当温度过高时也成为酶变性而钝化的原因,因此需要防止过热。因此,只在预先决定的时间中在配线900上流过电流来进行加热,或者在ISFET阵列芯片1002上设置温度传感器307,一边监视温度一边控制加热器308以便成为最适温度附近即可。
    以上,表示了从低温的状态加热到DNA聚合酶的最适温度为止而引起DNA的延伸反应的例子,但也可以从比最适温度高的温度冷却到最适温度来引起延伸反应。
    引起延伸反应的触发并不限于温度。例如,在使用日本特开2009-126789号公报中记载的光响应性核苷酸作为试剂溶液108的情况下,可以将波长366nm的UV照射作为延伸反应触发。作为波长366nm的UV光源,例如可以利用市场销售的LED。除此以外,也可以分为不引起延伸反应的缓冲溶液和dNTP试剂来构成试剂溶液108,在开始用缓冲溶液充满单元后注入dNTP试剂。在该情况下,注入dNTP试剂作为触发而发挥作用。在任意的情况下,生成引起延伸反应的触发的功能部相当于“触发生成部”。
    在图8中,在时刻T601注入了dNTP溶液后,引起伸长反应的定时T602可以如下那样决定。一个方法是预先通过实验测定注入dNTP溶液后直到背景信号的变化变得足够小为止的时间TSAT,对控制器312进行编程以便在从T601经过了TSAT的阶段施加延伸反应的触发。作为其他的方法,观察背景信号波形,自动地检测其变化收敛的时刻。使用图12进行说明。
    图12是表示背景信号波形及其微分值的经时变化的图??刂破?12也可以对背景信号波形进行微分,采用其值低于预先设定的阈值的时刻作为T602。在该情况下,在背景信号的变化量低于目标值的阶段立即开始延伸反应,能够缩短测定流程花费的时间??梢酝ü煞醋糯笃?、电容元件和电阻元件构成的普通的微分电路实现信号波形的微分??梢酝ü胀ǖ牡缪贡冉系缏分葱秀兄蹬卸??;蛘?,也可以通过数据处理装置311上的软件执行波形微分和阈值判定。
    图13是表示使用ISFET阵列芯片1002上的一部分ISFET114去除背景的情况下的结构例子的图。并不一定必须使用全部的ISFET114检测背景,也可以只使用配置在试剂溶液108流动的方向的下游侧的ISFET114检测背景。
    如图13(a)所示,考虑针对被清洗液1102充满的单元,从试剂注入口1103加入dNTP溶液1101,从试剂排出口1104排出清洗液1102、dNTP溶液。在该情况下,根据位于与试剂注入口1103相比距离试剂排出口1104近的位置,即溶液流动的下游侧的一个以上的ISFET114的背景波形决定T602即可。这是因为如果背景波形的变化在下游侧收敛,则能够判断为ISFET阵列芯片1002全体的溶液更换结束。如在图9中所示的那样,在用恒流源驱动ISFET114的情况下,由于阵列的并列数量增加使流过电流的ISFET114的个数增大,结果 导致消耗功率增大。如上述那样,通过限定测定背景所使用的ISFET114的个数,能够大幅地降低芯片的消耗功率。另外,还能够降低微分处理所需要的计算量。
    如图13(b)所示,也可以在ISFET阵列芯片1002的下游设置测定背景的专用的单元1105。在该情况下,希望与读出电路309分开地设置从单元1105读取背景的电路。
    图14是具备读出图13所示的单元1105输出的信号的读出电路1106的电路图。读出电路1106是与读出电路309独立的专用的电路。其他的电路结构与图5相同。通过图14所示的电路结构,在测定背景时不需要使由ISFET阵列的选择电路305和多个恒流源构成的读出电路309动作,因此能够进一步降低消耗功率。
    <实施方式1:总结>
    如以上那样,本实施方式1的生物分子测量装置在送液装置303开始送出试剂溶液108后,恰当地在送出结束后,通过加热器308或其他单元生成使试剂溶液108反应的触发。由此,能够如图10所示在时间上分离延伸信号1302和背景,能够容易地只取出延伸信号1302。
    另外,本实施方式1的生物分子测量装置具备将ISFET114的漏极电流固定为Id,将源极·漏极电压Vds固定为VAB的电路。由此,如公式3所示那样,能够从输出端子Ok只取出ISFET114的阈值变化ΔVth。
    另外,本实施方式1的生物分子测量装置能够只使用各ISFET114输出的信号,减去各ISFET114检测的漂移/偏移成分1301和背景成分1300。由此,能够抑制用于检测背景的计算量。并且,通过抑制偏移范围,数据值的范围变窄,因此能够抑制A/D变换器的变换精度和数据量。
    <实施方式2>
    在实施方式1中,说明了通过运算从ISFET114检测出的信号波形中减去漂移/偏移成分1301和背景1300,只取出延伸信号1302。在本发明的实施方式2中,说明减去漂移/偏移成分1301和背景1300的其他结构例子。
    图15是提取了本实施方式2的生物分子测量装置所具备的ISFET阵列芯片1002上的一个单元及其外围电路的电路图。虽然未图示,但实际上与图9 同样地存在多个行选择线WL、源极线SL、数据线DLA和DLB。关于ISFET114,只示意地表示离子感应膜100和浮动栅极102,省略了?;つ?01。
    在本实施方式2中,浮动栅极102经由晶体管1500与恒压源(例如接地)连接。该恒压源用于固定ISFET114的栅极输入102的电位,可以不一定是接地。晶体管1500通过控制器312生成的驱动信号φ被进行控制,对浮动栅极102和恒压源之间的连接进行接通/断开。其他结构与实施方式1相同。
    图16是说明本实施方式2的生物分子测量装置决定DNA序列的处理的流程图。以下,说明图16的各步骤。
    (图16:步骤S1600~S1601)
    这些步骤与图7中的步骤S600~S601相同。在步骤S1601之后,如后述的图17所示,检测背景1300和漂移/偏移成分1301。
    (图16:步骤S1602)
    作为对晶体管1500的驱动信号φ,控制器312施加Hi信号。如果晶体管1500接通,则浮动栅极102的电位被固定为接地。由此,背景1300和漂移/偏移成分1301被复位??刂破?12在这些噪声被复位后,使晶体管1500恢复为关断。将在后述的图17中另外表示在本步骤中由ISFET114检测的信号波形。
    (图16:步骤S1603~S1610)
    这些步骤与图7中的步骤S602~S609相同。步骤S1610的下一步返回到步骤S1601重复进行同样的处理。
    图17是通过图15的电路读出执行图16的流程时的一个ISFET114的阈值变动所得到的信号波形。在步骤S1601之后,如图17(a)的时刻T1601所示那样,ISFET114检测背景1300和漂移/偏移成分1301。如果在时刻T1602由控制器312执行步骤S1602,则ISFET114检测的信号被复位为信号基准点1303。希望将晶体管1500接通的时刻为从背景1300稳定后到供给延伸反应触发的期间。
    如图17(a)所示,ISFET114的输出信号不包含漂移/偏移成分1301和背景成分1300,只为延伸信号1302。由此,数据处理装置311不需要执行减去这些噪声的处理,能够进一步减轻处理负荷。另外,将ISFET阵列芯片1002 输出的信号的峰值抑制得低,因此能够降低A/D变换器所需要的动态范围。并且,还减数据量,因此能够节约数据存储区域。
    图17(b)表示驱动信号φ的变形例子。如该图所示,也可以在注入dNTP溶液时和进行清洗时,使驱动信号φ为Hi,只在测定延伸信号1302时使驱动信号φ为Lo。由此,在测定延伸信号1302时以外,将ISFET114的输出值固定为信号基准点1303,能够消除急剧的信号变化,因此能够进一步降低噪声。
    在图17(b)中,在取得延伸信号1302的时刻晶体管1500成为关断即可,因此例如可以在输入延伸反应触发而开始加热后,在达到最适温度之前使驱动信号φ为Lo。另外,在通过UV照射进行延伸反应的情况下,可以在照射一定时间结束UV照射后使驱动信号φ为Lo。由此,能够减轻通过UV光源的高能量光调制ISFET114的输出的影响。
    <实施方式2:总结>
    如以上那样,本实施方式2的生物分子测量装置具备对浮动栅极102和恒压源之间的连接进行接通/断开的晶体管1500,在测定延伸信号1302之前将晶体管1500接通来对噪声进行复位。由此,不需要减去噪声成分的处理,能够减轻数据处理装置311的运算负荷。另外,能够将A/D变换器的动态范围、数据量抑制得小。
    在本实施方式2中,说明了在使用晶体管1500复位噪声后输出延伸反应触发来测定延伸信号1302,但在不使用延伸反应触发的情况下,也能够使用晶体管1500消除漂移/偏移成分1301。在该情况下,不需要温度传感器307、加热器308、冷却装置300,能够简化系统结构。生物分子测量装置的驱动顺序从图16中删除了步骤S1603。
    <实施方式3>
    在实施方式1~2中,说明了通过去除漂移/偏移成分1301和背景成分1300来改善ISFET114的信号质量的结构例子。在本发明的实施方式3中,说明通过其他手段改善ISFET114的信号质量的结构例子。
    图18是本实施方式3的生物分子测量装置的功能框图。本实施方式3的生物分子测量装置除了在实施方式2中说明的结构以外,还具备剩余溶液去除装置315。其他结构与实施方式2相同,因此以下以差异点为中心进行说明。
    剩余溶液去除装置315是去除存在于阱703以外的试剂溶液的装置,由控制器312控制。剩余溶液去除装置315例如可以由用于向单元送入在后述的图19中说明的介质1107的泵构成。经由试剂溶液流路316供给介质1107。
    图19是阱703的侧截面图。以下使用图19说明剩余溶液去除装置315的动作。
    在图19(a)中,送液装置303从试剂注入口1103向被清洗液1102充满的单元注入dNTP溶液1101,从试剂排出口1104排出清洗液1102。在图19(b)中,剩余溶液去除装置315从试剂注入口1103向单元注入介质1107,从试剂排出口1104排出位于阱703以外的剩余的dNTP溶液1101。如果排出了剩余的dNTP溶液1101,则如图19(c)所示,去除阱703以外的dNTP溶液1101。当加热器308在图19(c)所示的状态下对单元进行加热时,产生氢离子408。
    图20是说明本实施方式3的生物分子测量装置决定DNA序列的处理的流程图。以下,说明图20的各步骤。
    (图20:步骤S1900~S1902)
    这些步骤与图16中的步骤S1600~S1602相同。但是,考虑到从步骤S1910~S1913返回的位置,先执行使驱动信号φ为Hi的步骤S1901。在步骤S1902中,晶体管1500成为接通,因此漂移/偏移成分1301和背景成分1300被复位。
    (图20:步骤S1903)
    控制器312驱动剩余溶液去除装置315,如图19(b)所示,从试剂排出口1104排出位于阱703以外的剩余的dNTP溶液1101。为了只在阱703中留有dNTP溶液1101,希望介质1107不与dNTP溶液1101混合,并且使用比重比dNTP溶液1101轻的介质。例如空气、氮气、氩等惰性气体、油是适合的。
    (图20:步骤S1904~S1913)
    这些步骤与图16的步骤S1603~S1610相同。其中,在本流程图中,在循环外的步骤S1901中使驱动信号φ为Hi,因此为了与其取得匹配,在延伸反应触发的前后的步骤S1904和S1907中分别将驱动信号φ切换为Lo和Hi。
    通过剩余溶液去除装置315,在引起了DNA的延伸反应的期间,因为各 阱703被分离,因此能够防止在阱703之间输送氢离子408。即,能够防止相邻阱之间的串扰。另外,因为dNTP溶液1101只存在于阱703内,所以产生的氢离子408向阱703外扩散,由于阱703外的溶液的缓冲效果而消除等,能够防止ISFET114的输出信号的衰减。结果,能够增大延伸信号1302的峰值,期待提高信号的持续时间的效果。
    此外,当通过去除剩余的dNTP溶液1101来分离各阱703时,参照电极109和阱703内的dNTP溶液1101之间的导通状况有可能恶化。在该情况下,在阱703内单独设置参照电极109即可。
    为了容易地去除剩余的dNTP溶液1101,使用对dNTP溶液1101具有疏水性的材料涂覆ISFET阵列芯片1002的基板表面即可。由此,能够降低在基板表面未去除剩余的dNTP溶液1101而残留的可能性。该涂覆材料的疏水性只要是能够促进去除剩余的dNTP溶液1101的程度就足够。具体地说,可以通过特富龙(注册商标,杜邦公司)、CYTOP(注册商标,旭硝子)等的市售的氟系喷涂剂使基板表面具有疏水性。并且,也可以通过在表面上加工凹凸来提高疏水性。
    <实施方式3:变形例子>
    图21是表示分离各阱703的其他结构例子的图。在图21中,使用构造物1108对各阱703加上盖子,来取代通过介质1107去除剩余的dNTP溶液1101。由此,能够不追加介质1107来分离各阱703。
    图22是表示构造物1108的内部构造的图。如图22所示,通过向构造物1108侧追加加热器1110,能够更加迅速地加热阱703内的溶液。并且,也可以在构造物1108侧设置参照电极1109,经由配线1111和1112与其他电路部连接。另外,也可以用对dNTP溶液1101具有疏水性的材料涂覆构造物1108的表面。由此,能够进一步降低在基板表面未去除剩余的dNTP溶液1101而残留的可能性。
    <实施方式3:总结>
    如以上那样,本实施方式3的生物分子测量装置将各阱703分离,防止在相邻的阱703之间由于串扰而使信号成分干扰。由此,能够提高ISFET114的信号质量。
    本发明并不限于上述实施方式,包含各种变形例子。为了容易理解地说明本发明,详细说明了上述实施方式,但并不一定限于具备所说明的全部结构。另外,也可以将某实施方式的结构的一部分置换为其他实施方式的结构。另外,也可以向某实施方式的结构追加其他实施方式的结构。另外,对于各实施方式的结构的一部分,也可以追加/删除/置换其他结构。
    例如,在实施方式1~3中,表示了测定固定在珠702上的试样DNA的反应的例子,但作为固定DNA的方法的变形例子,也可以将DNA固定在对表面进行了化学修饰的阱703上。由此,能够降低在更换溶液时珠702和试样DNA流失的可能性。
    另外,本发明并不限于确定DNA试样的构造的测量装置,能够应用于检测由于生物分子试样和试剂进行反应而生成的离子的普通的测量装置。作为检测离子的半导体传感器例举了ISFET,但只要是发挥同样的功能的半导体传感器,则也可以使用其他的传感器。
    附图标记说明
    100:离子感应膜;101:?;つ?;102:浮动栅极;103:栅极电极;104:栅极氧化膜;105:漏极;106:源极;107:硅基板;108:试剂溶液;109、1109:参照电极;110:基板触头;111、112、113、703:阱;114:ISFET;115:DNA;116:单元;300:冷却装置;301:试剂容器;302、313、314、316:试剂溶液流路;303:送液装置;304:ISFET阵列;305:选择电路;307:温度传感器;308、1110:加热器;309:读出电路;310:废液容器;311:数据处理装置;312:控制器;315:剩余溶液去除装置;1002:ISFET阵列芯片;1003、1701、1702、2302:放大器;1101:dNTP溶液;1102:清洗液;1103:试剂注入口;1104:试剂排出口;1105:背景测定用单元;1106:读出电路;1107:介质;1108:构造物;1111、1112:配线;1200、1201:选择晶体管;1300:背景成分;1301:漂移/偏移成分;1302:因延伸反应产生的成分;1303:信号基准点;1500:晶体管;1700、1703、1704:恒流源;1705:晶体管;2303:单元;DLA、DLA1、DLAk、DLB、DLB1、DLBk:数据线;O1、O2、Ok:放大器输出端子;SL、SL1、SL2、SLk:源极线。

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