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WO2002066969A1 - Detecteur de composant charge, son procede d'utilisation et un panneau de detection - Google Patents

Detecteur de composant charge, son procede d'utilisation et un panneau de detection Download PDF

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Publication number
WO2002066969A1
WO2002066969A1 PCT/JP2002/001248 JP0201248W WO02066969A1 WO 2002066969 A1 WO2002066969 A1 WO 2002066969A1 JP 0201248 W JP0201248 W JP 0201248W WO 02066969 A1 WO02066969 A1 WO 02066969A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
reaction
charged component
charged
electrode
detection device
Prior art date
Application number
PCT/JP2002/001248
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Akira Tsukada
Hideharu Mori
Tatsuya Shinoda
Original Assignee
Kyowa Medex Co., Ltd.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Kyowa Medex Co., Ltd. filed Critical Kyowa Medex Co., Ltd.
Priority to JP2002566644A priority Critical patent/JPWO2002066969A1/ja
Priority to US10/468,227 priority patent/US20050037348A1/en
Publication of WO2002066969A1 publication Critical patent/WO2002066969A1/ja

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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/02—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance
    • G01N27/04—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating resistance
    • G01N27/12—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating resistance of a solid body in dependence upon absorption of a fluid; of a solid body in dependence upon reaction with a fluid, for detecting components in the fluid
    • G01N27/128—Microapparatus

Definitions

  • the present invention relates to a charged component detection device for detecting a charged component such as DNA or gene, and more particularly to a charged component detection device of a type utilizing a reaction charged component that specifically reacts with a charged component to be detected and use thereof.
  • a charged component detection device for detecting a charged component such as DNA or gene
  • a method for detecting such a gene change for example, there is a method called a DNA probe method. .
  • a short gene (DNA probe) having a sequence complementary to the base sequence of the gene to be detected was used, and was previously marked with a fluorescent substance to react with the target gene. Sometimes it is necessary to know whether or not it exists.
  • a method is considered in which multiple electrodes are provided on one detection panel, and individual gene reactions can be performed on each electrode by individually wiring each electrode.
  • this type employs a structure in which each electrode is individually wired, so different energization control must be performed at least for the number of electrodes, and there is a demand for increasing the number of electrodes. In this case, there is a technical problem that the energization control is inevitably complicated.
  • the present invention provides a method and a detection panel. That is, as shown in FIG. 1, the present invention provides a matrix comprising a plurality of reaction electrodes 2 on which a charged component for reaction that specifically reacts with a charged component to be detected is fixed. A detection panel 1 and a matrix wiring 3 that intersects with each of the reaction electrodes 2 in a matrix of the detection panel 1, and a current that can be selectively supplied to each reaction electrode 2 via the matrix wiring 3.
  • a charged component detection device comprising: control means 4.
  • the “charge component” is intended to include not only DNAs such as genes but also others.
  • the number of substrates is not particularly limited as long as the detection panel 1 includes the matrix-like reaction electrodes 2, and may be a two-substrate, a single-substrate, or a laminate of a large number of substrates.
  • arranging a plurality of reaction electrodes 2 in a matrix means that a plurality of reaction electrodes 2 (for example, four: D11 to D22) are arranged in two columns in a column direction and two columns in a row direction as shown in FIG. It means to arrange two rows.
  • the energization control means 4 may be any as long as it can selectively energize the reaction electrode 2 via the matrix wiring 3, but the energization control means 4 crosses the matrix wiring 3 corresponding to each reaction electrode 2 here. This refers to the wiring that is connected.
  • the wiring is connected to the reaction electrode 2 (D11 to D22) having a 2 X 2 matrix structure (2 vertical 2 horizontal).
  • the following two-plate configuration is given.
  • the detection panel 1 includes a first substrate in which a plurality of reaction electrodes 2 on which a reaction charge component that specifically reacts with the detection target charge component is fixed are arranged in a matrix, and the first substrate. And a second substrate having an electrode for applying a voltage between the reaction electrode 2 and the matrix-selected reaction electrode 2.
  • the second substrate corresponds to each reaction electrode 2 arranged in a matrix of the first substrate. It is preferable to have a plurality of electrodes arranged in a row.
  • the second substrate may be a single electrode for energization, but in this embodiment, a method of selecting the reaction electrode 2 to a specific one on the first substrate side has to be adopted.
  • the individual electrodes are provided on the second substrate, the undesired voltage application to the other reaction electrodes 2 can be minimized, or the X-row electrode can be selected on the first substrate,
  • the freedom of electrode selection method is widened, such as selecting the Y column electrode on the same substrate.
  • the structure of the reaction electrode 2 of the detection panel 1 may be appropriately selected, but a typical embodiment thereof is a reaction electrode to which a charged component for reaction that specifically reacts with a charged component to be detected is fixed.
  • No. 2 may be provided with a fixed layer of the charged component for reaction, and may be provided with a fixed layer of the charged component for reaction via an insulating film if necessary.
  • a voltage is applied to a specific reaction electrode 2 of the detection panel 1.
  • a voltage application method for fixing a predetermined reaction charge component to the specific reaction electrode 2 can be mentioned, but a method conventionally used can be applied.
  • the conventionally adopted method is an on-chip synthesis method (a method of synthesizing, for example, DNA as a charged component for a reaction on a substrate, using a method utilizing photolithography technology, or using an amidite. Methods) and the spotting method (a method in which, for example, DNA is injected as a charged component for reaction onto a substrate).
  • a switch element S (specifically, S11 to S22) is interposed between the reaction electrodes 2 arranged in a matrix and the matrix wiring 3.
  • a predetermined voltage may be applied to a specific reaction electrode 2 by selectively turning on and off each switch element S.
  • the energization control means 4 may include an energization state detection unit 5 for detecting the energization state at the reaction electrode 2.
  • a method of using the charged component detection device will be described.
  • a predetermined reaction charged component is fixed to the required number of reaction electrodes 2 of the detection panel 1, and Subsequently, the charged component for reaction that specifically reacts with the charged component for reaction may be sequentially reacted while a predetermined voltage is sequentially applied to the specific reaction electrode 2 corresponding to each sample.
  • a typical use of the detection device is to fix a different reaction charge component for each specific reaction electrode 2 of the detection panel 1 sequentially, and then apply a predetermined voltage to each reaction electrode 2 before applying each voltage. What is necessary is just to make it react with the charged component for detection which reacts specifically with the charged component for reaction.
  • a different charged component for reaction is sequentially fixed to each specific reaction electrode 2 of the detection panel 1, and thereafter, Alternatively, the detection target charged component that specifically reacts with the reaction charged component may be sequentially reacted on the reaction electrode while a predetermined voltage is applied to the reaction electrode 2 corresponding to each sample.
  • the present invention is also directed to the detection panel 1 itself constituting the charged component detection device, in addition to the charged component detection device and the method of using the same.
  • the present invention is the detection panel 1 characterized in that a number of charged components for reaction corresponding to the inspection items are allocated and fixed to predetermined addresses of the reaction electrode 2.
  • FIG. 1 is an explanatory diagram showing an outline of a charged component detection device according to the present invention.
  • 2A is an explanatory view showing the overall configuration of the DNA detection device according to Embodiment 1
  • FIG. 2B is an exploded perspective view showing a schematic configuration of the detection panel
  • FIG. 2C is a gap between the detection panels.
  • FIG. 4 is an explanatory diagram showing an example of a method of filling a liquid.
  • Figure 3 (a) shows the actual FIG. 3B is an explanatory diagram illustrating a configuration example of an upper substrate of a detection panel used in the DNA detection device according to the first embodiment.
  • FIG. 4B is an explanatory diagram illustrating a configuration example of a lower substrate of the detection panel.
  • FIG. 4 is an explanatory cross-sectional view of the detection panel used in the first embodiment.
  • FIG. 5 is an explanatory diagram showing a configuration example of a conduction control circuit for the detection panel used in the first embodiment.
  • FIG. 6 is an explanatory diagram showing a method of attaching a DNA probe to a detection panel of the DNA detection device used in the first embodiment ( FIG. 7 shows an example of use of the DNA detection device used in the first embodiment).
  • Fig. 8 is an explanatory diagram illustrating an output example of the current detection circuit used in Embodiment 1.
  • Fig. 9 (a) is a detection panel used in the DNA detection device according to Embodiment 2.
  • FIG. 11 is an explanatory diagram showing a configuration example of an energization control circuit for a detection panel used in Embodiment 2.
  • Fig. 12 (a) is a DNA detection device according to Embodiment 3. Explanatory diagram showing the outline of
  • FIG. 13 is an explanatory diagram showing an outline of the DNA detecting apparatus according to the fourth embodiment.
  • FIG. 14 (a) is an explanatory view showing an outline of the DNA detecting device according to the fifth embodiment, and (b) is
  • Fig. 2 (a) shows the outline of Embodiment 1 of the DNA detection apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 2 (a) shows the outline of Embodiment 1 of the DNA detection apparatus to which the present invention is applied.
  • the DNA detector has a box-shaped well 10 (shown by the phantom line in FIG. 2 (a)) with an open top for the purpose of introducing a sample and a reaction solution.
  • a detection panel 20 for detecting DNA is provided on the wall, and an energization control circuit 30 for controlling the energization of the detection panel 20 is provided.
  • the detection panel 20 has a gap formed inside the upper panel substrate 21 and the lower panel substrate 22 via the spacer 23. Are arranged so as to be separated from each other.
  • a plurality (two in this example) of communication holes 215 are formed in the upper panel substrate 21 at, for example, diagonal positions, and a liquid (a sample or a liquid) to be put in the well 10 is provided.
  • the sample and the like are filled in the gaps between the upper and lower panel substrates 21 and 22 through the communication holes 215.
  • liquid is injected from one of the communication holes 2 15a of the upper panel substrate 21 and the other communication hole 2 15b is vented.
  • the gap may be filled with the liquid by the capillary phenomenon.
  • the upper panel substrate 21 is, as shown in particular in FIG. 3 (a) and FIG. 4.
  • column-directional wiring X (XI, X2) extending in the column direction (longitudinal direction) corresponding to each of the reaction electrodes 2 1 1 (specifically, D 11 to D 22).
  • a row-direction wiring Y (Y1, Y2) corresponding to each reaction electrode 2 11 and extending in the row direction (lateral direction) crossing each column-direction wiring X is provided, and each reaction electrode 2 1 1 (D 11 to D22) and each wiring X, Y In this case, S11 to S22) are interposed.
  • TFT Thin Film Transistor
  • each TFT (XI, X2) is connected to the gate electrode of each TFT, and the row wiring Y (Y1, Y2) is connected to the source electrode of each TFT, while each reaction electrode 2 11 (D11 to D22) is connected. It is connected to the drain electrode of the TFT.
  • the upper panel substrate 21 covers the entire area of each reaction electrode 2 11 and each wiring (X, Y) on the base substrate 2 10 with an insulating film 2 13, and each reaction electrode 2 1 1
  • a DNA anchoring layer 214 is provided on the insulating film 211 corresponding to.
  • a polyvinyl acetate resin, another resin film, or the like is used as the DNA fixing layer 2 14.
  • each reaction electrode 2 11 and each wiring (X, Y) is covered with the insulating film 2 13, but the insulating film 2 13 is provided according to the application.
  • the DNA anchoring layer 214 may be provided directly on the reaction electrode 211.
  • the lower panel substrate 22 has a rectangular planar shape slightly smaller than the base material 220 on the insulating rectangular base material 220.
  • a counter electrode 22 1 is provided, and a current-carrying wiring Z is connected to the counter electrode 22 1.
  • the entire area of the counter electrode 222 on the base substrate 220 may be covered with an insulating film 222 depending on the application.
  • the energization control circuit 30 for the detection panel 20 is configured, for example, as shown in FIG.
  • the column wiring X (X ⁇ lead) is turned on and off by the drive signal from the X 'address driver 301, and the row wiring Y (Y- The lead is turned on / off by a drive signal from the Y address driver 302, and the counter electrode 221 is turned on / off by a drive signal from the counter electrode driver 303.
  • the row wiring ⁇ ( ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ lead) is provided with ⁇ / ⁇ switches 504 and 305, which are turned on / off in response to a drive signal from the address driver 302, respectively.
  • the current detection circuit 306 is connected in series with the switches 304 and 305.
  • the current detection circuit 306 is provided with an analog switch 307 which is turned on in response to the detection period signal, and an appropriate part of the detection current from the current detection circuit 306 is provided. It is cut out by the analog switch 307. It is taken out as a detection output.
  • the detection panel 20 since the detection panel 20 has four reaction electrodes 2 11 (D11 to D22) that can be selectively energized, for example, the applied voltage is set for each reaction electrode 211. By selectively applying, it is possible to fix a different DNA probe for each of the reaction electrodes 211 (D11 to D22).
  • a voltage is applied, and in this state, the sample containing the second DNA probe PD 2 is filled in the gap of the detection panel 20, and the reaction electrode 21 1 (D 12) and the counter electrode 22 1
  • the second DNA probe PD2 is covalently bonded only to the reaction electrode 211 (D12) based on the electric field between them.
  • the corresponding address (X2, Y1) of the wiring X, Y is activated to activate the reaction electrode 211 (D21).
  • a positive voltage is applied, and in this state, the sample containing the third DNA probe PD 3 is filled in the gap of the detection panel 20, and the space between the reaction electrode 21 1 (D 21) and the counter electrode 22 1
  • the third DNA probe PD 3 is covalently bonded only to the reaction electrode 2 1 (D 2 1) based on the electric field.
  • the corresponding address (X2, Y2) of the wirings X and Y is activated to connect the reaction electrode 21 1 (D22).
  • a positive voltage is applied, and in this state, the sample containing the fourth DNA probe PD 4 is filled in the gap of the detection panel 20, and the reaction electrode 21 1 (D22) and the counter electrode 22 1
  • the fourth DNA probe PD 4 is covalently bonded only to the reaction electrode 211 (D 22) based on the electric field between them, and then the sample filled in the gap of the detection panel 20 is removed and washed.
  • the DNA probes PD 1 to PD 4 include: HIV (Human immu nicency virus), HCV (Hepatitis C virus), HB s -Ab (H epatitis B surf ace-ant ibody), HB s —A g (Hepatitis B surface-antigen), etc., selected as appropriate according to the purpose of inspection.
  • HIV Human immu nicency virus
  • HCV Hepatitis C virus
  • HB s -Ab H epatitis B surf ace-ant ibody
  • HB s —A g Hepatitis B surface-antigen
  • the DNA probe P corresponding to each reaction electrode 2 11 (D11 to D22) To ensure that D (PD 1 to PD 4) is fixed, positively apply a negative voltage to all of the reaction electrodes 2 1 1 that are not to be fixed, so that the DNA probe PD to be fixed is not fixed. It is preferable that the reaction electrode 211 is electrically repelled.
  • the sample and the reaction solution in the well 10 are removed and washed with the washing device 40, and then the intercalation solution and the electron donor solution are put in the well 10, and the test is performed.
  • the gap of the outlet panel 20 is filled.
  • the solution in the well 10 is removed and washed again by the washing device 40, and thereafter, the addresses (XI, Y) of the wirings X and Y corresponding to the respective reaction electrodes 211 (D11 to D22). 1), (XI, Y2), (X2, Y1), and (X2, Y2) are sequentially activated, and the degree of the hybridization reaction at each reaction electrode 211 (D11 to D22) is determined. Accordingly, current detection by the current detection circuit 303 is performed.
  • the detection current of the current detection circuit 303 includes a current which does not participate in a target reaction due to a wiring capacity or unnecessary ions in a solution, and therefore, in the present embodiment, In the above, an unnecessary detection period is eliminated by the analog switch 307 which is turned on in response to the detection period signal, so that only a current change related to the hybridization reaction is extracted.
  • each reaction electrode 2 11 by changing the applied voltage to each reaction electrode 2 11 (D 11 to D 22), it is possible to detect a current change for each reaction electrode 2 11 (D 11 to D 22). It is possible to determine at which of the reaction electrodes 211 (D11 to D22) the hybridization reaction is occurring, and from this result, it is possible to determine the target DNA in the sample in the evening.
  • 9 to 11 are explanatory diagrams showing a detection panel of the DNA detection device according to the second embodiment and a circuit for controlling energization of the detection panel.
  • the basic configuration of the detection panel 20 according to the present embodiment is similar to that of the first embodiment, and the upper panel substrate 21 and the lower panel substrate 22 are separated from each other through the spacer 23 inside. Are spaced apart so that a part is formed.
  • the structure of the tunnel substrate 22 differs from that of the first embodiment. Note that components similar to those of the first embodiment are denoted by the same reference numerals as those of the first embodiment, and detailed description thereof will be omitted.
  • the detection panel 20 has the same upper panel substrate 21 as the first embodiment (e.g., has a 2 ⁇ 2 matrix of reaction electrodes 21 1 (D11 to D22)).
  • the lower panel substrate 22 used in the present embodiment is formed of the reaction electrode of the upper panel substrate 21 out of the insulating rectangular base material 220.
  • a plurality of individual counter electrodes 2 25 are arranged at a portion facing to 2 1 1 (for example, D 11 to D 22), and each counter electrode 2 25 (for example, B 11 to B 22), a column-direction wiring X '(XV, X2') extending in the column direction (longitudinal direction) is provided, and each column-direction wiring X 'corresponds to each counter electrode 225.
  • a row direction wiring Y '( ⁇ ,, Y2') extending in the row direction (horizontal direction) is provided, and each counter electrode 2 25 (B11 to B22) and each wiring X ', Y' are arranged. 2 2 6 (specifically, K1 1 to K22).
  • a TFT Thin Film Transistor
  • the column-directional wiring X ′ (XV, X2 ′) corresponding to each counter electrode 225 ( ⁇ 11 to ⁇ 22) is used.
  • the row wiring ⁇ ′ ( ⁇ , Y2 ′) is connected to the source electrode of each TF ⁇ to the gate electrode of each TF ⁇ , while each counter electrode 2 25 ( ⁇ 11 to ⁇ 22) is connected to the TF TF.
  • ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ is connected to the drain electrode.
  • the lower panel substrate 22 is provided with an insulating film 227 as necessary, covering all or a part of each counter electrode 225 and each wiring (X ′, ⁇ ′) on the base material 220. Coated.
  • the lower panel substrate 22 is different from the upper panel substrate 21. Since it is used as it is, a DNA anchoring layer 228 similar to the upper panel substrate 21 is provided in a portion corresponding to the counter electrode 225. Further, the energization control circuit 30 for the detection panel 20 is configured, for example, as shown in FIG. Note that components similar to those of the first embodiment are denoted by the same reference numerals as those of the first embodiment, and detailed description thereof will be omitted.
  • the energization control circuit 30 for the upper panel substrate 21 is the same as that of the first embodiment, but the energization control circuit 30 for the lower panel substrate 22 is different from that of the first embodiment in that X ′ ⁇
  • the row direction wiring X '(X' ⁇ lead) is turned on and off by the drive signal from the address driver 3 1 1, and the row direction wiring Y '(Y' ⁇ read) is driven by the drive signal from the address driver 3 1 2 ),
  • analog switches 3 14, 3 15, which turn on and off in response to the drive signal from the Y′-address driver 3 12, are connected to the row direction wiring Y ′ (Y ′, lead), respectively.
  • a counter electrode driver 303 is connected in series with each of the analog switches 3 14 and 3 15.
  • individual counter electrodes 2 25 (K11 to K22) corresponding to the respective reaction electrodes 21 1 (D11 to D22) are provided on the lower panel substrate 22 of the detection panel 20. It can be controlled so that it can be energized for each counter electrode 2 25 (# 11 to # 22), and the reaction electrodes 2 1 1 (D 11 to D 22) are individually selected on the upper panel substrate 21 side. At this time, if control is performed so that the entire opposing electrode 2 25 on the lower panel substrate 22 side is energized, the operation is substantially the same as in the first embodiment, but is not limited to this. If the counter electrode 2 25 as well as 1 1 is selected individually, the possibility of accidental application of voltage between the reaction electrode 2 1 1 and the counter electrode 2 5 is extremely reduced. As a result, the selection operation of the reaction electrode 211 is more reliably realized.
  • Embodiment 3 Embodiment 3
  • FIG. 12 (a) shows a third embodiment of the DNA detecting apparatus to which the present invention is applied.
  • the basic configuration of the DNA detection apparatus is the same as that of the first embodiment, except that the detection panel 20 is provided on the bottom wall of the well 10. Different from Form 1.
  • the detection panel 20 is a rectangular plate material slightly smaller than the area of the inner surface of the bottom wall of the well 10 as shown in FIGS. 21 and the lower panel substrate 22 are spaced apart via a spacer 23 so as to form a gap therein, and a communication hole 2 1 5 ( Instead of opening a notch, several notches 2 3 1 (specifically, 2 3 1 a, 2 3 1) are provided in a part of the space 23 (for example, two opposing locations). b: See Fig. 12 (c)).
  • the spacer when filling the gap between the detection panels 20 with a liquid such as a sample, for example, the spacer is placed in the well 10.
  • a liquid such as a specimen may be injected from one of the notch openings 2 3 1a of 23, and air may be discharged from the other notch opening 2 3 1b of the spacer 23 by discharging air.
  • the liquid is filled in the gap of the detection panel 20 by the capillary phenomenon.
  • FIG. 13 shows a fourth embodiment of a DNA detector to which the present invention is applied.
  • the DNA detection device according to the present embodiment shows an embodiment that is effective when detecting a plurality of target DNAs from a plurality of samples.
  • the DNA detection device is a multi-plate 100 in which a plurality of columns and columns, for example, 8 ⁇ 12 wells 10 are joined and arranged in a matrix, and the bottom wall portion of each well 10 is, for example, in the first embodiment.
  • a detection panel 20 is provided, and an energization control circuit 30 capable of controlling the energization of each detection panel 20 is provided.
  • a plurality of samples are put into each well 10 of the multiplate 100, and the presence or absence of a plurality of target DNAs for each sample is detected by the detection panel 20 of each well 10. It becomes possible to detect.
  • FIGS. 14 (a) and 14 (b) show a fifth embodiment of a DNA detector to which the present invention is applied.
  • the DNA detection apparatus shows an embodiment that is effective when detecting the same target DNA for a plurality of samples.
  • the DNA detecting apparatus divides the inside of one well 10 into a plurality of areas, for example, 9 places, with a partition material 110, and arranges a detection panel 20 on the entire bottom wall portion of the well 10. It was established.
  • the detection panel 20 has, for example, matrix-shaped reaction electrodes 201 (D11 to D33) of 3 ⁇ 3 on a panel substrate 200.
  • the reaction electrode 201 and the wiring (X, Y) are covered with an insulating film (not shown),
  • a DNA fixing layer (not shown) is provided at a position corresponding to the pole 201, and a predetermined DNA probe is fixed thereto.
  • each reaction electrode 201 (D11 to D33) of the detection panel 20 corresponds to a partitioned area 101 to 109 divided by a partition material 110 of the well 10.
  • a DNA fixing layer to which a predetermined DNA probe is fixed is exposed on the bottom wall portion of each of the partitioned areas 101 to 109.
  • each reaction electrode 2 0 1 (D11 to D33) are sequentially applied to detect current at each reaction electrode 201 part, and the hybridization reaction in any of the compartments 101 to 109 is detected. By knowing whether or not it can be seen, it is possible to detect the presence or absence of the target DNA at a predetermined time.
  • a DNA probe is applied to each of the reaction electrodes 2 1 1 of the upper panel substrate 21 (in this example, four reaction electrodes D 11 to D 22 are arranged vertically and horizontally 2).
  • the desired DNA probe was fixed to any of the reaction electrodes 211 (D11 to D22) as follows.
  • DN A probe a sequence (SEQ ID NO: 1): 5'-GAC G GAA C AG C
  • DNA probe b sequence (SEQ ID NO: 2): 5'-T GAC GGAG GT T
  • DNA probes a and b have an amino group at the 5 'end via a spacer You.
  • the DNA fixing layer of the upper panel substrate 21 is a film made of a polyvinyl acetate resin, and has a lipoxyl group on the surface.
  • the reaction electrode 211 was applied with a negative voltage.
  • the gap between the detection panel 20 (the gap between the upper panel board 21 and the lower panel board 22) is placed in the DNA probe a of 0.1 lmm o 1 ZL and the water-soluble calcium probe of 5 mm o 1 ZL. It was filled with boronic acid buffer (50 mmol / L, pH 8.0) containing vazimid. In this state, the mixture was heated to 37 ° C. and allowed to stand for 10 minutes. By this reaction, DNA probe a was covalently bound only to reaction electrode D11.
  • reaction electrodes 211 including the reaction electrode D11 were set to a negative potential, and the gaps between the detection panels 20 were washed with a poroic acid buffer solution (50 mm0 1 ZL, pH 8.0). Then, the DNA probe a that could not covalently bind to the reaction electrode D11 was washed out.
  • the addresses (X2, Y1) of the wirings X and Y were selected, and only the reaction electrode D12 was applied with a positive voltage in the range of 0.5 to 2 V.
  • the other reaction electrodes 2 1 1 were applied with a negative voltage.
  • the gap of the detection panel 20 was filled with a polonic acid buffer solution containing 0.1 ⁇ m 1 / L of DNA probe b and 5 mmO 1 / L of a water-soluble carbaziimide. In this state, the mixture was heated to 37 ° C. and allowed to stand for 10 minutes. By this reaction, DNA probe b was covalently bound only to reaction electrode D12.
  • the gaps of the detection panel 20 were washed with a boronic acid buffer solution with all the reaction electrodes 211 set to a negative potential, and the DNA probe b that could not be covalently bonded to the reaction electrode D12 was washed out.
  • no DNA probe was bonded to the reaction electrodes D21 and D22.
  • a desired DNA probe can be bonded to the different reaction electrodes 211.
  • Example 2 Using the DNA detection apparatus prepared in Example 1, the presence or absence of a hybridization reaction of a plurality of sample DNAs was examined.
  • Sample DNA 1 sequence (SEQ ID NO: 3): 5'-1 G CA C C T C AAA G C T G T T C C GT C
  • Sample DNA 3 sequence (SEQ ID NO: 5): 5'-G CA CAGAG GAA G AGAAT C T C C
  • the sample DNA 1 is complementary to the DNA probe a, and the sample DNA 2 is complementary to the DNA probe b. No complementary probe is present on the detection panel 20 for the specimen DNA3.
  • Mixture 3 Tris-HCl buffer containing lmol / L of sample DNA 1 and sample DNA 2 (10mm0 1 / L, pH 8.0)
  • a positive voltage is applied to all the reaction electrodes 2 1 1 (D 11 to! 22) of the detection panel 20 to mix the liquid mixture 1 into the gap between the detection panel 20 (the upper panel substrate 21 and the lower panel).
  • the gap between the substrates 22) was filled.
  • the hybridization reaction was performed at 50 ° C for 10 minutes.
  • a detection method a method of measuring the oxidation current derived from the hex 332 58 using only the reaction electrode 211 of the top panel substrate 21 (method 1) and a method of facing the reaction electrode 211 are described. There is a method (method 2) in which a voltage is applied between the electrode 22 and the current flowing at that time is detected.
  • the target DNA in each mixed solution could be reliably grasped.
  • INDUSTRIAL APPLICABILITY As described above, according to the charged component detection device of the present invention, a plurality of reaction electrodes are arranged in a matrix on a detection panel, and each reaction electrode is selected via a matrix wiring. Since the current can be supplied to each reaction electrode, the current is selectively supplied to the reaction electrode at the desired position without individually wiring for each reaction electrode, and the reaction charge component and the detection charge component are separated at the reaction electrode portion. It is possible to react specifically. For this reason, the charged component can be detected easily and quickly without complicating the device configuration.

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Description

明 細 書 荷電成分検出装置及びその使用方法並びに検出パネル 技術分野
本発明は、 D N Aや遺伝子等の荷電成分を検出する荷電成分検出装置に 係り、 特に、 検出対象荷電成分と特異的に反応する反応用荷電成分を利用 する方式の荷電成分検出装置及びこれの使用方法並びに検出パネルに関す る。
背景技術 一般に、 細菌やウィルスの遺伝子塩基配列は、 人間の遺伝子配列と比べ るとかなり異なっているので、 それらに特有の塩基配列を目安に、 人に感 染している細菌やウィルスを特異的に検出す'ることは可能である。
このような遺伝子変化を検出する手法としては、 例えば D N Aプローブ 法と呼ばれる手法がある。 .
これは、 検出しょうとする遺伝子の塩基配列に対して相補的な配列を持 つ短い遺伝子 （D N Aプローブ） を用い、 予め蛍光物質などで目印を付け ておく ことで、 目的とする遺伝子と反応した時に、 その有無を把握するも のである。
また、 D N Aプローブ法を利用して検出対象遺伝子を定量的に検出する 遺伝子センサ （D N A検出装置） も既に提案されている （例えば特許第 2 5 7 3 4 4 3号） 。
これは、 検出対象遺伝子と特異的に反応する D N Aプローブを電極上に 固定化し、 この電極を検体遺伝子が入っている液に漬け、 電極上で遺伝子 同士の反応による遺伝子ハイプリッ ドを形成した後、 電極上で形成された 遺伝子ハイプリッ ドに電気化学的に活性な D N Aパインダ （インタカレー 夕） を作用させ、 その物質から得られる電気信号を指標に検出対象遺伝子 を検出するようにしたものである。 '
しかしながら、 上述した遺伝子センサは、 例えば特開平 1 0— 1 4 6 1 8 3号公報に示されるように、 D N Aプローブが固着せしめられる個別電 極を設け、 この個別電極上で遺伝子反応を生じさせる構造になっているた め、 一つの検体に対して一つの遺伝子のみを検出対象にすることしか想定 されていない。
このため、 複数検体に対して複数の遺伝子を検出対象とするような場合 に、 少なくとも検体数 X検出対象遺伝子数の分の遺伝子センサを必要とし， 夫々の遺伝子センサを用いて個々的に遺伝子検出を行うことになるため、 必然的に遺伝子検出を簡便且つ迅速に行うことはできない。
このような技術的課題を解決する手法として、 一つの検出パネル上に複 数の電極を設け、 各電極を個別配線することで各電極上における個別の遺 伝子反応を可能とするものが考えられる。
ところが、 このタイプにあっては、 各電極を個別配線する構造を採用す るため、 少なくとも電極数分に対応して異なる通電制御を行わなければな らず、 電極数を増加させるような要請下においては、 必然的に通電制御が 複雑化してしまうという技術的課題が生じてしまう。
尚、 このような技術的課題は、 遺伝子検出に限らず、 一般的な D N A検 出は勿論のこと広く D N Aなどの荷電成分検出において同様に生ずるもの である。 本発明は、 以上の技術的課題を解決するためになされたものであって、 装置構成を複雑にすることなく、 荷電成分検出を簡便且つ迅速に行う こと が可能な荷電成分検出装置及びその使用方法並びに検出パネルを提供する 発明の開示 すなわち、 本発明は、 図 1に示すように、 検出対象荷電成分と特異的に 反応する反応用荷電成分が固着せしめられる反応電極 2をマトリクス状に 複数配列した検出パネル 1 と、 この検出パネル 1のマトリクス状の各反応 電極 2に対応して交差するマトリクス配線 3を有し、 このマトリクス配線 3を介して各反応電極 2に選択的に通電可能な通電制御手段 4とを備えた ことを特徴とする荷電成分検出装置である。
このような技術的手段において、 「荷電成分」 には遺伝子などの D N A は勿論のこと、 これ以外のものをも含む趣旨である。
また、 検出パネル 1はマトリクス状の反応電極 2を具備するものであれ ば、 基板数などは特に問わず、 2枚基板、 1枚基板あるいは更に多数枚基 板を積層したものでもよい。
ここで、 反応電極 2をマトリクス状に複数配列するとは、 複数の反応電 極 2 (例えば 4個 ： D 1 1〜D 22) を図 1 に示すように、 列方向に 2列、 行 方向に 2行配列することを意味する。
更に、 通電制御手段 4はマトリクス配線 3を介して反応電極 2を選択的 に通電可能とするものであればよいが、 ここでいうマトリクス配線 3 とは 各反応電極 2に対応して交差して結線される配線を意味し、 例えば 2 X 2 マトリクス構造 （縦 2横 2 ) の反応電極 2 ( D 1 1〜D 22) に対して結線さ れる列方向配線 X ( I , X 2) と、 これに交差する行方向配線 Y ( Y 1 , Y 2) とを指す。
また、 検出パネル 1の代表的態様としては、 例えば以下のような 2枚基 板構成が挙げられる。
この場合、 検出パネル 1 としては、 検出対象荷電成分と特異的に反応す る反応用荷電成分が固着せしめられる反応電極 2をマトリクス状に複数配 列した第 1の基板と、 この第 1の基板と相対して、 そのマトリクス的に選 択された反応電極 2 との間に電圧を印加するための電極を有する第 2の基 板とを具備させるようにすればよい。
更に、 この 2枚基板構成において、 検出パネル 1で電圧印加をより柔軟 に行えるようにするには、 第 2の基板が、 第 1の基板のマトリクス状に配 列された各反応電極 2に対応して配列される複数の電極を有するものであ ることが好ましい。
すなわち、 第 2の基板は通電用の一枚電極でもよいが、 この態様では第 1の基板側で反応電極 2を特定の一つに選択する方式を採用せざるを得な い。 これに対し、 第 2の基板に個々的な電極を設けるようにすれば、 他の 反応電極 2への好ましくない電圧印加を極小にしたり、 第 1の基板で X列 電極を選択し、 第 2の基板で Y列電極を選択する等、 電極の選択方式の自 由度が広がる。
更にまた、 検出パネル 1 の反応電極 2の構造としては適宜選択して差し 支えないが、 その代表的態様としては、 検出対象荷電成分と特異的に反応 する反応用荷電成分が固着せしめられる反応電極 2は、 反応用荷電成分の 固着層を備えていればよく、 必要に応じて絶縁膜を介して反応用荷電成分 の固着層を備えるものが挙げられる。 そして、 反応電極 2への反応用荷電成分の固着方法としては、 各反応電 極 2への選択的な通電制御が可能であるため、 例えば検出パネル 1の特定 の反応電極 2に電圧を印加することで当該特定の反応電極 2に所定の反応 用荷電成分を固着させる電圧印加方式が挙げられるが、 従前から採用され ている方法を適用できることは勿論である。
ここで、 従前から採用されている方法としては、 オンチップ合成法 （基 板上で反応用荷電成分として例えば D N Aを合成していく方法で、 フォ ト リソグラフィ技術を利用する方法やアミダイ ドを用いる方法などがある） や、 スポッティ ング法 （基板上に反応用荷電成分として例えば D N Aを打 ち込んでいく方法） などがある。
また、 通電制御手段 4の代表的態様としては、 マトリクス状に複数配列 された反応電極 2とマトリクス配線 3 との間に夫々スィッチ素子 S (具体 的には S 1 1〜 S 22) を介在させ、 各スィッチ素子 Sを選択的にオンオフさ せることで特定の反応電極 2に所定の電圧を印加するようにすればよい。 そして、 反応電極 2での反応状態を検出するには、 通電制御手段 4に、 反応電極 2での通電状態を検出する通電状態検出部 5を具備させるように すればよい。
'次に、 本発明に係る荷電成分検出装置の使用方法について説明する。 例えば複数検体に対して同一の荷電成分を検出する際における荷電成分 検出装置の代表的な使用方法としては、 検出パネル 1の必要数の反応電極 2に所定の反応用荷電成分を固着させ、 しかる後に、 各検体に対応させた 特定の反応電極 2に所定の電圧を順次印加した状態で反応用荷電成分と特 異的に反応する検出対象荷電成分を順次反応させるようにすればよい。
また、 同一検体に対して複数の荷電成分を検出する際における荷電成分 検出装置の代表的な使用方法としては、 検出パネル 1の特定の反応電極 2 毎に異なる反応用荷電成分を順次固着させ、 しかる後に、 各反応電極' 2に 所定の電圧を印加した状態で各反応用荷電成分と特異的に反応する検出対 象荷電成分を順次反応させるようにすればよい。
更に、 複数検体に対する複数の荷電成分を検出する際における荷電成分 検出装置の代表的な使用方法としては、 検出パネル 1の特定の反応電極 2 毎に異なる反応用荷電成分を順次固着させ、 しかる後に、 各検体に対応す る反応電極 2に所定の電圧を印加した状態で当該反応電極上で反応用荷電 成分と特異的に反応する検出対象荷電成分を順次反応させるようにすれば よい。
また、 本発明は、 荷電成分検出装置及びその使用方法以外に、 荷電成分 検出装置を構成する検出パネル 1 自体をも対象とする。
この場合、 本発明は、 検査項目に対応する数の反応用荷電成分を反応電 極 2の所定のアドレスに割り付け固着するようにしたことを特徴とする検 出パネル 1である。
この態様によれば、 検査項目の予め決まった検査において、 検出パネル 1の定型化を図ることが可能になる。 図面の簡単な説明 図 1は、 本発明に係る荷電成分検出装置の概要を示す説明図である。 図 2 ( a ) は、 実施の形態 1に係る D N A検出装置の全体構成を示す説明図 ( b ) は、 検出パネルの概要構成を示す分解斜視図、 （ c ) は、 検出パネ ルの間隙部への液体充填法の一例を示す説明図である。 図 3 ( a ) は、 実 施の形態 1 に係る D N A検出装置で用いられる検出パネルの上面基板の構 成例を示す説明図、 （b ) は、 同検出パネルの下面基板の構成例を示す説 明図である。 図 4は、 実施の形態 1で用いられる検出パネルの断面説明図 である。 図 5は、 実施の形態 1で用いられる検出パネルに対する通電制御 回路の構成例を示す説明図である。 図 6は、 実施の形態 1で用いられる D NA検出装置の検出パネルへの DNAプローブ固着法を示す説明図である ( 図 7は、 実施の形態 1で用いられる DNA検出装置の使用例を示す説明図 である。 図 8は、 実施の形態 1で用いられる電流検出回路の出力例を示す 説明図である。 図 9 ( a) は、 実施の形態 2に係る D N A検出装置で用い られる検出パネルの上面基板の構成例を示す説明図、 （b ) は、 同検出パ ネルの下面基板の構成例を示す説明図である。 図 1 0は、 実施の形態 2で 用いられる検出パネルの断面説明図である。 図 1 1は、 実施の形態 2で用 いられる検出パネルに対する通電制御回路の構成例を示す説明図である。 図 1 2 ( a) は、 実施の形態 3に係る DNA検出装置の概要を示す説明図,
( b) は、 検出パネルの概要構成を示す分解斜視図、 （ c ) は、 検出パネ ルの間隙部への液体充填法の一例を示す説明図である。 図 1 3は、 実施の 形態 4に係る DN A検出装置の概要を示す説明図である。 図 1 4 ( a) は, 実施の形態 5に係る DN A検出装置の概要を示す説明図、 （b) は、
( a ) を B方向から見た矢視図である。 発明を実施するための最良の形態 実施の形態 1
図 2 ( a) は本発明が適用された DNA検出装置の実施の形態 1の概要 を示す説明図である。
同図において、 D NA検出装置は、 検体及び反応液を入れるために上面 が開口したボックス状のゥエル 1 0 (図 2 ( a) 中仮想線で示す） を有し、 このゥエル 1 0の底壁部分に D N A検出用の検出パネル 2 0を配設すると 共に、 この検出パネル 2 0が通電制御せしめられる通電制御回路 3 0を設 けるようにしたものである。
本実施の形態において、 検出パネル 2 0は、 図 2 ( b ) に示すように、 上面パネル基板 2 1 と下面パネル基板 2 2 とをスぺ一サ 2 3を介して内部 に間隙部が形成されるように離間配置したものである。
そして、 本例では、 上面パネル基板 2 1 には複数 （本例では 2つ） の連 通孔 2 1 5が例えば対角位置に開設されており、 ゥエル 1 0に入れられる べき液体 （検体や試料など） が連通孔 2 1 5を介して検出パネル 2 0の上 下面パネル基板 2 1 , 2 2の間隙部に充填されるようになっている。
具体的な充填法としては、 例えば図 2 ( c ) に示すように、 上面パネル 基板 2 1の一方の連通孔 2 1 5 aから液体を注入し、 他方の連通孔 2 1 5 bをエア抜きとして使用しエアを吐出させるようにすればよく、 この場合. 毛細管現象により検出パネル 2 0の間隙部に液体が充填される。
ここで、 上面パネル基板 2 1は、 特に図 3 ( a ) 及び図 4に示すように. 絶縁性の矩形状ベース基材 2 1 0上に反応電極 2 1 1を例えば縦 2横 2の マトリクス状に複数配列し、 各反応電極 2 1 1 (具体的には D 11〜D22) に対応して列方向 （縦方向） に延びる列方向配線 X (X I, X2) を配設す ると共に、 各反応電極 2 1 1に対応し且つ各列方向配線 Xに交差して行方 向 （横方向） に延びる行方向配線 Y ( Y 1, Y2) を配設し、 各反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) と各配線 X， Yとの間にスィッチ素子 2 1 2 (具体的 には S 11〜S 22) を介在させたものである。
本例では、 スィッチ素子 2 1 2としては T F T (Thin Film Transiste r) が用いられ、 各反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) に対応した列方向配線 X
(XI, X2) が夫々の T F Tのゲート電極に、 行方向配線 Y ( Y 1, Y2) が夫々の T F Tのソース電極に接続される一方、 各反応電極 2 1 1 (D 11 〜D22) が T F Tのドレイン電極に接続されている。
そして、 上面パネル基板 2 1は、 ベース基材 2 1 0上の各反応電極 2 1 1及び各配線 （X， Y) の全域を絶縁膜 2 1 3にて被覆し、 各反応電極 2 1 1 に対応した絶縁膜 2 1 3上に DNA固着層 2 1 4を備えている。
本例では、 DN A固着層 2 1 4としてはポリ酢酸ビニル樹脂やその他の 樹脂フィルムなどが用いられる。
尚、 本例では、 各反応電極 2 1 1及び各配線 （X， Y) の全域を絶縁膜 2 1 3にて被覆するようにしているが、 絶縁膜 2 1 3は用途に応じて設け られるものであり、 例えば反応電極 2 1 1に直接 DNA固着層 2 1 4を設 けるようにしてもよい。
また、 下面パネル基板 2 2は、 特に図 3 ( b ) 及び図 4に示すように、 絶縁性の矩形状ベース基材 2 2 0上にベース基材 2 2 0よりやや小さい矩 形面状の対向電極 2 2 1を配設し、 この対向電極 2 2 1 に通電用配線 Zを 接続してなるものである。 尚、 ベース基材 2 2 0上の対向電極 2 2 1全域 は用途に応じて絶縁膜 2 2 2にて被覆されることがある。
更に、 検出パネル 2 0に対する通電制御回路 3 0は例えば図 5に示すよ うに構成される。
同図において、 列方向配線 X (X · リード） は X ' ア ドレスドライバ 3 0 1からの駆動信号によってオンオフされると共に、 行方向配線 Y (Y - リード） は Y · アドレス ドライバ 3 0 2からの駆動信号によってオンオフ され、 更に、 対向電極 2 2 1は対向電極ドライバ 3 0 3からの駆動信号に よってオンオフされるようになっている。
また、 行方向配線 Υ ( Υ · リード） には Υ · アドレス ドライバ 3 0 2か らの駆動信号に応じてオンオフするアナ口グスィッチ 3 0 4 , 3 0 5が夫 々設けられており、 各アナログスィッチ 3 0 4， 3 0 5 と直列に電流検出 回路 3 0 6が接続されている。
特に、 本実施の形態では、 電流検出回路 3 0 6に検出期間信号に応じて オン動作するアナログスィツチ 3 0 7が設けられ、 電流検出回路 3 0 6か らの検出電流のうち適切な部分がアナログスィツチ 3 0 7にて切り出され. 検出出力として取り出されるようになつている。
次に、 本実施の形態に係る D Ν Α検出装置の検出パネルに対し D Ν Αプ ローブを固着させる方法について説明する。
本実施の形態では、 検出パネル 2 0は選択的に通電可能な 4つの反応電 極 2 1 1 (D 11〜D22) を有しているため、 例えば各反応電極 2 1 1毎に 印加電圧を選択的に印加することで各反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) 毎に 異なる DN Aプローブを固着することが可能である。
今、 検出パネル 2 0の 4つの反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) に異なる D N Aプロ一ブを固着させる方法について述べると、 図 6に示すように、 先 ず配線 X， Yの対応するアドレス （X l， Y 1) をアクティブにすることで 反応電極 2 1 1 (D 11) に正電圧を印加し、 この状態で、 第 1の DNAプ ローブ P D 1 を含む試料を検出パネル 2 0の間隙部に充填させ、 反応電極 2 1 1 (D 11) と対向電極 2 2 1 との間の電界に基づいて反応電極 2 1 1 (D ID にのみ第 1の DNAプロ一ブ P D 1を共有結合させる。 次いで、 検出パネル 2 0の間隙部に充填した試料を除去洗浄した後、 配 線 X， Yの対応するァドレス (X I, Y2) をアクティブにすることで反応 電極 2 1 1 (D 12) に正電圧を印加し、 この状態で、 第 2の DNAプロ一 ブ P D 2を含む試料を検出パネル 2 0の間隙部に充填させ、 反応電極 2 1 1 (D 12) と対向電極 2 2 1 との間の電界に基づいて反応電極 2 1 1 (D 12) にのみ第 2の D NAプロ一ブ P D 2を共有結合させる。
更に、 検出パネル 2 0の間隙部に充填した試料を除去洗浄した後、 配線 X， Yの対応するアドレス (X2, Y 1) をアクティブにすることで反応電 極 2 1 1 (D 21) に正電圧を印加し、 この状態で、 第 3の DNAプローブ P D 3を含む試料を検出パネル 2 0の間隙部に充填させ、 反応電極 2 1 1 (D 21) と対向電極 2 2 1 との間の電界に基づいて反応電極 2 1 1 (D 2 1) にのみ第 3の D N Aプローブ P D 3を共有結合させる。
最後に、 検出パネル 2 0の間隙部に充填した試料を除去洗浄した後、 配 線 X, Yの対応するァドレス (X2, Y2) をアクティブにすることで反応 電極 2 1 1 (D 22) に正電圧を印加し、 この状態で、 第 4の DNAプロ一 ブ P D 4を含む試料を検出パネル 2 0の間隙部に充填させ、 反応電極 2 1 1 (D 22) と対向電極 2 2 1 との間の電界に基づいて反応電極 2 1 1 (D 22) にのみ第 4の D N Aプローブ P D 4を共有結合させ、 しかる後、 検出 パネル 2 0の間隙部に充填した試料を除去洗浄する。
ここで、 DNAプローブ P D 1〜P D 4としては、 H I V (Human immu nodef ic iency virus) 、 H C V (Hepatitis C virus) 、 H B s - A b (H epatitis B surf ace-ant ibody) 、 H B s — A g (Hepatitis B surface-a ntigen) などから、 検査目的に応じて適宜選定される。
また、 各反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) 毎に対応する D N Aプローブ P D (P D 1〜P D 4) を確実に固着させるには、 固着予定外の反応電極 2 1 1全てに積極的に負電圧を印加することで、 固着予定の D NAプローブ P Dが固着予定外の反応電極 2 1 1から電気的に反発されるようにするこ とが好ましい。
本実施の形態に係る D N A検出装置のこのような性能は、 後述する実施 例 1 にて裏付けられる。
尚、 本実施の形態において、 検出パネル 2 0への D N Aプローブの固着 法について従前の手法 (オンチップ合成法、 スポッティ ング法) を用いて もよいことは勿論である。
次に、 本実施の形態に係る D N A検出装置による使用方法について説明 する。
今、 4つの反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) に 4種類の異なる D N Aプロ ーブ P D (P D 1〜P D 4) を固着させた D N A検出装置にて検体 D N A 中に該当する DNAが存在するか否かを検出する過程について説明する。 図 7において、 先ず、 検出パネル 2 0の全ての反応電極 2 1 1 (D ll〜 D 22) に対応するアドレス (X I, Y 1) , (X I, Y2) ， (X2, Y 1) ，
(X2, Y2) をアクティブにすることで、 全ての反応電極 2 1 1 (D ll〜 D 22) に正電圧を印加し、 この状態で、 ゥエル 1 0中に検体及び反応液 (ハイプリダイゼーショ ン反応を促進させる液) とを入れ、 検出パネル 2 0の間隙部に前記液を充填させる。
この後、 所定の温度条件にて所定時間、 D N Aプローブと検体内の夕一 ゲッ ト D N Aとの間でハイブリダィゼーシヨン反応を行わせる。
しかる後、 洗浄装置 4 0にてゥエル 1 0内の検体及び反応液を除去洗浄 した後、 ゥエル 1 0内にインタカレ一夕及び電子供与体の溶液を入れ、 検 出パネル 2 0の間隙部に充填させる。
このとき、 ハイプリダイゼ一ション反応が生じている反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) では、 電子がドレイン電極に誘導される。
この後、 再び洗浄装置 4 0にてゥエル 1 0内の溶液を除去洗浄し、 しか る後、 各反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) に対応する配線 X, Yのアドレス (X I, Y 1) ， (X I, Y2) ， (X2, Y 1) ， (X2, Y2) を順次ァクテ イブにし、 各反応電極 2 1 1 (D 11〜D 22) でのハイブリダィゼーション 反応の程度に応じて電流検出回路 3 0 6による電流検出が行われる。
ここで、 電流検出回路 3 0 6の検出電流には、 図 8に示すように、 配線 容量や溶液中の不要イオンなどによる目的の反応に関与しない電流が含ま れているため、 本実施の形態では、 検出期間信号に応じてオン動作するァ ナログスィッチ 3 0 7にて不要な検出期間を排除し、 ハイブリダィゼーシ ョン反応に関与した電流変化のみが取り出されるようになつている。
このとき、 各反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) への印加電圧を切り換える ことで各反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) 毎の電流変化を検出することが可 能になるため、 どの反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) 部分でハイブリダィゼ ーション反応が起こっているかを把握することが可能になり、 この結果か ら、 検体中の夕一ゲッ ト D N Aを判別することができる。
実施の形態 2
図 9〜図 1 1は実施の形態 2に係る D N A検出装置の検出パネル及び検 出パネルへの通電制御回路を示す説明図である。
本実施の形態に係る検出パネル 2 0の基本的構成は、 実施の形態 1 と略 同様に、 上面パネル基板 2 1 と下面パネル基板 2 2とをスぺーサ 2 3を介 して内部に間隙部が形成されるように離間配置したものであるが、 下面パ ネル基板 2 2の構成が実施の形態 1 と異なる。 尚、 実施の形態 1 と同様な 構成要素については、 実施の形態 1 と同様な符号を付してここではその詳 細な説明を省略する。
すなわち、 本実施の形態において、 検出パネル 2 0が実施の形態 1 と同 様な上面パネル基板 2 1 (例えば 2 X 2のマトリクス状の反応電極 2 1 1 (D 11〜D 22) を具備） を有しているとすれば、 本実施の形態で用いられ る下面パネル基板 2 2は、 絶縁性の矩形状べ一ス基材 2 2 0上のうち、 上 面パネル基板 2 1の反応電極 2 1 1 (例えば D 11〜D 22) に対向する部位 に個別の対向電極 2 2 5 (例えば B 11〜B 22) を複数配列し、 各対向電極 2 2 5 (具体的には B 11〜B 22) に対応して列方向 （縦方向） に延びる列 方向配線 X ' (X V , X2' ) を配設すると共に、 各対向電極 2 2 5に対 応し且つ各列方向配線 X ' に交差して行方向 （横方向） に延びる行方向配 線 Y ' ( Υ Γ , Y2' ) を配設し、 各対向電極 2 2 5 ( B 11〜B 22) と各 配線 X ' , Y ' との間にスィッチ素子 2 2 6 (具体的には K11〜K22) を 介在させたものである。
本例では、 スィッチ素子 2 2 6 としては T F T (Thin Film Transiste r) が用いられ、 各対向電極 2 2 5 ( Β 11〜Β 22) に対応した列方向配線 X ' (X V ， X2' ) が夫々の T F Τのゲート電極に、 行方向配線 Υ ' ( Υ Γ ， Y2' ) が夫々の T F Τのソース電極に接続される一方、 各対向電極 2 2 5 (Β 11〜Β 22) が T F Τのドレイン電極に接続されている。
そして、 下面パネル基板 2 2は、 ベース基材 2 2 0上の各対向電極 2 2 5及び各配線 （X ' ， Υ ' ) の全域若しくは一部を必要に応じて絶縁膜 2 2 7にて被覆している。
尚、 本実施の形態では、 下面パネル基板 2 2は、 上面パネル基板 2 1 を そのまま援用するようにしているため、 対向電極 2 2 5に対応する部分に は上面パネル基板 2 1 と同様な D N A固着層 2 2 8が設けられている。 更に、 検出パネル 2 0に対する通電制御回路 3 0は例えば図 1 1 に示す ように構成される。 尚、 実施の形態 1 と同様な構成要素については実施の 形態 1 と同様な符号を付してここではその詳細な説明を省略する。
同図において、 上面パネル基板 2 1についての通電制御回路 3 0は実施 の形態 1 と同様であるが、 下面パネル基板 2 2についての通電制御回路 3 0は、 実施の形態 1 と異なり、 X ' · アドレスドライバ 3 1 1からの駆動 信号によって列方向配線 X ' (X ' · リード） をオンオフし、 Y ' ' アド レスドライノ 3 1 2からの駆動信号によって行方向配線 Y ' (Y ' · リー ド） をオンオフし、 更に、 行方向配線 Y ' ( Y ' · リード） には Y ' - ァ ドレス ドライバ 3 1 2からの駆動信号に応じてオンオフするアナログスィ ツチ 3 1 4 , 3 1 5を夫々設け、 各アナログスィッチ 3 1 4， 3 1 5と直 列に対向電極ドライバ 3 0 3を接続したものである。
本実施の形態によれば、 検出パネル 2 0の下面パネル基板 2 2には各反 応電極 2 1 1 (D 11〜D22) に対応する個別の対向電極 2 2 5 (K11〜K 22) が設けられ、 しかも、 各対向電極 2 2 5 (Κ11〜Κ22) 毎に通電可能 に制御することができるため、 上面パネル基板 2 1側で反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) を個別選択し、 このとき、 下面パネル基板 2 2側の対向電 極 2 2 5全体を通電するように制御すれば、 実施の形態 1 と略同様に作用 するが、 これに限られるものではなく、 反応電極 2 1 1のみならず、 対向 電極 2 2 5をも個別選択するようにすれば、 反応電極 2 1 1 と対向電極 2 2 5との間に誤って電圧が印加されることは極めて少なくなり、 その分、 反応電極 2 1 1の選択動作がより確実に実現される。 実施の形態 3
図 1 2 ( a ) は本発明が適用された D N A検出装置の実施の形態 3を示 す。
同図において、 D N A検出装置の基本的構成は、 実施の形態 1 と同様に ゥエル 1 0の底壁部分に検出パネル 2 0を配設したものであるが、 検出パ ネル 2 0の構成が実施の形態 1 と異なる。
すなわち、 本実施の形態において、 検出パネル 2 0は、 図 1 2 ( a ) ( b ) に示すように、 ゥエル 1 0の底壁内面の面積より僅かに小さい矩形 状板材であり、 上面パネル基板 2 1 と下面パネル基板 2 2 とをスぺーサ 2 3を介して内部に間隙部が形成されるように離間配置し、 実施の形態 1 に おける上面パネル基板 2 1 に連通孔 2 1 5 (図 2参照） を開設することに 代えてスぺ一サ 2 3の一部 （例えば対向した 2箇所など） に複数の切欠開 口 2 3 1 (具体的には 2 3 1 a , 2 3 1 b ： 図 1 2 ( c ) 参照） を設けた ものである。
従って、 本実施の形態によれば、 図 1 2 ( c ) に示すように、 検出パネ ル 2 0の間隙部に検体などの液体を充填させる場合には、 例えばゥエル 1 0内においてスぺーサ 2 3の一方の切欠開口 2 3 1 aから検体などの液体 を注入し、 スぺーサ 2 3の他方の切欠開口 2 3 1 bをエア抜きとしてエア を吐出させるようにすればよく、 この場合、 毛細管現象により検出パネル 2 0の間隙部に液体が充填される。
実施の形態 4
図 1 3は本発明が適用された D N A検出装置の実施の形態 4を示す。 本実施の形態に係る D N A検出装置は、 複数検体に対して複数のターゲ ッ ト D N Aを検出する際に有効な態様を示す。 同図において、 D N A検出装置は、 縦横複数、 例えば 8 X 1 2のゥエル 1 0をマトリクス状に接合配列したマルチプレート 1 0 0 とし、 各ゥエル 1 0の底壁部分に例えば実施の形態 1で示す検出パネル 2 0を配設し、 各 検出パネル 2 0に対して通電制御可能な通電制御回路 3 0を設けたもので ある。
本実施の形態によれば、 マルチプレート 1 0 0の各ゥエル 1 0に対し複 数の検体を入れ、 夫々のゥエル 1 0の検出パネル 2 0で各検体毎に複数の ターゲッ ト D N Aの有無を検出することが可能になる。
実施の形態 5
図 1 4 ( a ) ( b ) は本発明が適用された D NA検出装置の実施の形態 5を示す。
本実施の形態に係る D N A検出装置は、 複数検体に対して同一のターゲ ッ ト D NAを検出する際に有効な態様を示す。
同図において、 D NA検出装置は、 一つのゥエル 1 0内を仕切材 1 1 0 で複数領域、 例えば 9箇所に仕切ると共に、 このゥエル 1 0の底壁部分全 域に検出パネル 2 0を配設したものである。
本例において、 検出パネル 2 0は、 図 1 4 ( b ) に示すように、 パネル 基板 2 0 0上に例えば縦 3横 3のマトリクス状の反応電極 2 0 1 ( D 11〜 D 33) を配設し、 各反応電極 2 0 1 に対応して列方向に延びる列方向配線 X (X I, X 2, X3) を配設すると共に、 これに交差して行方向に延びる行 方向配線 Y ( Y 1, Y2, Y3) を配設し、 更に、 各配線 （X, Y) と反応電 極 2 0 1 との間には夫々 T F Tなどからなるスィッチ素子 2 0 2 ( S 11〜 S 33) を介在させ、 図示外の通電制御回路に接続したものである。 尚、 反 応電極 2 0 1及び配線 （X， Y) は図示外の絶縁膜にて被覆され、 反応電 極 2 0 1 に対応した部位に図示外の DN A固着層が設けられ、 所定の DN Aプローブが固着されている。
特に、 本例では、 検出パネル 2 0の各反応電極 2 0 1 (D 11〜D33) は. ゥエル 1 0の仕切材 1 1 0で仕切られた区画領域 1 0 1〜 1 0 9 に対応し て配置されており、 各区画領域 1 0 1〜 1 0 9の底壁部分には夫々所定の D N Aプローブが固着された D N A固着層が露呈配置されている。
本実施の形態に係る D N A検出装置によれば、 ゥエル 1 0の各区画領域 1 0 1〜 1 0 9に夫々異なる検体を入れてハイプリダイゼーショ ン反応を 生じさせた後、 各反応電極 2 0 1 (D 11〜D33) に順次電圧を印加するこ とで、 各反応電極 2 0 1部分での電流検出を行い、 どの区画領域 1 0 1〜 1 0 9の検体にハイプリダイゼーション反応が見られるかを把握すること で、 所定の夕一ゲッ ト DNAの有無を検出することができる。
実施例 1
実施の形態 1 に係る DNA検出装置を用い、 上面パネル基板 2 1の各反 応電極 2 1 1 (本例では縦 2横 2の 4面の反応電極 D 11〜D22を具備） へ D N Aプローブを固着する実験を行ったところ、 以下のように任意の反応 電極 2 1 1 (D 11〜D22) へ所望の D N Aプロ一ブを固着することが確認 された。
そして、 本実施例では、 以下の D N Aプローブを合成した。
DN Aプローブ a配列 （配列番号 1 ) ： 5 '― GAC G GAA C AG C
T T T GAG GT G C
DNAプローブb配列 （配列番号 2 ) ： 5 '— T GAC GGAG GT T
G T G A G G C
DNAプローブ a、 bは 5 '末端にスぺーサ一を介してアミノ基を有す る。 上面パネル基板 2 1の D N A固着層はポリ酢酸ビニル樹脂よりなるフ イルムであり、 表面に力ルポキシル基を有する。
〔人工的配列の情報〈223〉〕 ： 合成 D NA
本実施例において、 配線 X, Yのアドレス （X I、 Y 1 ) を選択するこ とで反応電極 2 1 1 (D 11) のみ 0. 5〜 2 Vの範囲で正電圧を印加した c その他の反応電極 2 1 1は負電圧に印加した。 そして、 検出パネル 2 0の 間隙部 （上面パネル基板 2 1 と下面パネル基板 2 2とに挟まれた間隙部） に 0. l mm o 1 ZLの DNAプローブ aと 5 mmo 1 ZLの水溶性カル バジイミ ドを含むボロン酸緩衝液 （ 5 0 mmo l /L、 p H 8. 0 ) を満 たした。 この状態で 3 7 °Cに加温し、 1 0分間静置した。 この反応によつ て、 DNAプローブ aは反応電極 D 11のみに共有結合した。
この後、 反応電極 D 11を含むすべての反応電極 2 1 1 を負電位としてポ ロン酸緩衝液 （ 5 0 mm o 1 Z L、 p H 8. 0 ) で検出パネル 2 0の間隙 部を洗浄し、 反応電極 D 11に共有結合できなかった DN Aプローブ aを洗 い出した。
次いで、 配線 X， Yのアドレス （X 2、 Y 1 ) を選択して反応電極 D 12 のみ 0. 5〜 2 Vの範囲で正電圧を印加した。 その他の反応電極 2 1 1は 負電圧に印加した。 検出パネル 2 0の間隙部に 0 · 1 mm o 1 /Lの D N Aプローブ bと 5 m m o 1 / Lの水溶性カルバジイミ ドを含むポロン酸緩 衝液を満たした。 この状態で 3 7 °Cに加温し、 1 0分間静置した。 この反 応によって、 DNAプローブ bは反応電極 D 12のみに共有結合した。
この後、 全ての反応電極 2 1 1を負電位としてボロン酸緩衝液で検出パ ネル 2 0の間隙部を洗浄し、 反応電極 D 12に共有結合できなかった DNA プローブ bを洗い出した。 本実験においては、 反応電極 D21および D 22には DNAプローブを結合 しなかったが、 この操作を繰り返すことによって、 好みの D NAプローブ を好みの異なる反応電極 2 1 1 に結合することができる。
実施例 2
実施例 1 により作成された D NA検出装置を用いて、 複数の検体 D NA のハイブリダィゼーシヨン反応の有無について実験した。
検体 DNA 1 の配列 （配列番号 3 ) ： 5 '一 G CA C C T C AAA G C T G T T C C GT C
検体 DN A 2の配列 （配列番号 4) ： 5 ' ― G C C T C A C AA C C T C C G T C A
検体 DNA 3の配列 （配列番号 5 ) ： 5 '― G CA CAGAG GAA G AGAAT C T C C
検体 D N A 1は D N Aプローブ aに相補的であり、 検体 D N A 2は D N Aプローブ bに相補的である。 検体 D N A 3に対する相補的なプローブは 検出パネル 2 0上に存在しない。
そして、 次の 4種類の検体 D NA混合液を準備した。
混合液 1 ： 1 /im o 1 / Lの検体 D N A 1 を含むトリス塩酸緩衝液 （ 1 0 mm o 1 Z L、 p H 8. 0 )
混合液 2 ： 1 2 m o 1 /Lの検体 D N A 2を含むトリス塩酸緩衝液 （ 1 0 mm o 1ノ L、 p H 8. 0 )
混合液 3 ： l m o l /Lの検体 D NA 1 と検体 DNA 2を含むトリス 塩酸緩衝液 （ 1 0 mm o 1 /L、 p H 8. 0 )
混合液 4 ： 1 m o 1 ZLの検体 D N A 3を含むトリス塩酸緩衝液 （ 1 0 mm o l ZL、 p H 8. 0 ) 〔人工的配列の情報く 223>〕 ： 合成 D NA
始めに検出パネル 2 0の全ての反応電極 2 1 1 (D 11〜！）22) に正電圧 を印加して、 混合液 1を検出パネル 2 0の間隙部 （上面パネル基板 2 1 と 下面パネル基板 2 2 とに挟まれた間隙部） に満たした。 5 0 °Cで 1 0分間 ハイブリダイゼ一ション反応を行わせた。
反応後全ての反応電極 2 1 1 (D 11〜D22) を負電位にして、 トリス塩 酸緩衝液 （ 1 0 mm o 1 /L、 p H 8. 0 ) で洗浄した。
次いで、 0. l m o l /Lのへキスト 3 3 2 5 8 (M o l e c u l a r P r o b e s社） 溶液に交換し、 暗所で 5分間静置した。
トリス塩酸緩衝液 （ 1 0 mmo l /L、 p H 8. 0 ) で洗浄後、 電流検 出回路 3 0 6にて電流信号を検出した。
検出の方法としては、 上面パネル基板 2 1の反応電極 2 1 1のみを用い てへキス ト 3 3 2 5 8由来の酸化電流を測定する方法 （方法 1 ) と、 反応 電極 2 1 1 と対向電極 2 2 1 との間に電圧を印加してその時に流れる電流 を検出する方法 （方法 2 ) が挙げられる。
最初に方法 1 を用い、 配線 X， Yのアドレス （X l、 Y 1 ) を選択して 反応電極 D 11の電流値を計測した。 アナログスィッチ 3 0 7の切り換えに よって観測される電流波形の適切な部分を検出した。 同様にして反応電極 D 12, D 21における電流値を夫々検出した。
尚、 方法 2を用い、 各反応電極 2 1 1 (D 11〜D21)と対向電極 2 2 1 と の間に夫々電圧を生じさせ、 夫々の反応電極 D 11〜D21の電流値を計測し た。
そして、 上記と同様にして、 混合液 2、 3、 4でハイブリダィゼーショ ンした後の反応電極 D 11, D 12, D 21における電流値を方法 1及び方法 2 によって夫々検出した。
これらの電流検出結果を見ると、 方法 1及び方法 2のいずれも以下のよ うな同様な傾向が見られた。
すなわち、 混合液 1 については、 反応電極 D 1 1のみでハイブリダィゼ一 シヨン反応が生じており、 また、 混合液 2については、 反応電極 D 12のみ でハイブリダィゼ一シヨン反応が生じており、 混合液 3では、 反応電極 D 1 1及び D 12でハイプリダイゼーション反応が生じていることが把握され、 混合液 4では、 いずれの反応電極 D 1 1〜D 21にもハイブリダイゼ一ション 反応が見られなかった。
従って、 本実施例では、 各混合液におけるターゲッ ト D N Aを確実に把 握することができた。 産業上の利用の可能性 以上説明してきたように、 本発明に係る荷電成分検出装置によれば、 検 出パネルに反応電極をマトリクス状に複数配列し、 マトリクス配線を介し て各反応電極に選択的に通電可能としたので、 各反応電極毎に個別配線す ることなく、 所望の位置にある反応電極に選択的に通電し、 当該反応電極 部分で反応用荷電成分と検出用荷電成分とを特異的に反応させることが可 能になる。 このため、 装置構成を複雑にすることなく、 荷電成分検出を簡 便且つ迅速に行うことができる。

Claims

請求の範囲
( 1 ) 検出対象荷電成分と特異的に反応する反応用荷電成分が固着せし められる反応電極をマトリクス状に複数配列した検出パネルと、 この検出 パネルのマトリクス状の各反応電極に対応して交差するマトリクス配線を 有し、 このマトリクス配線を介して各反応電極に選択的に通電可能な通電 制御手段とを備えたことを特徴とする荷電成分検出装置。
( 2 ) 請求項 1記載の荷電成分検出装置において、
検出対象荷電成分が D N A若しくは遺伝子であることを特徴とする荷電 成分検出装置。
( 3 ) 請求項 1記載の荷電成分検出装置において、
検出パネルは、 検出対象荷電成分と特異的に反応する反応用荷電成分が 固着せしめられる反応電極をマトリクス状に複数配列した第 1の基板と、 この第 1の基板と相対して、 そのマトリクス的に選択された反応電極との 間に電圧を印加するための電極を有する第 2の基板とを備えたことを特徴 とする荷電成分検出装置。
( 4 ) 請求項 3記載の荷電成分検出装置において、
第 2の基板は、 第 1の基板のマトリクス状に配列された各反応電極に対 応して配列される複数の電極を有するものであることを特徴とする荷電成 分検出装置。
( 5 ) 請求項 1記載の荷電成分検出装置において、
検出対象荷電成分と特異的に反応する反応用荷電成分が固着せしめられ る反応電極は、 反応用荷電成分の固着層を備えていることを特徴とする荷 電成分検出装置。
( 6 ) 請求項 1記載の荷電成分検出装置において、
通電制御手段は、 マトリクス状に複数配列された反応電極とマトリクス 配線との間に夫々スィツチ素子を介在させ、 各スィツチ素子を選択的にォ ンオフさせることで特定の反応電極に所定の電圧を印加するようにしたこ とを特徴とする荷電成分検出装置。
( 7 ) 請求項 1記載の荷電成分検出装置において、
通電制御手段は、 反応電極での通電状態を検出する通電状態検出部を備 えていることを特徴とする荷電成分検出装置。
( 8 ) 請求項 1記載の荷電成分検出装置を使用するに際し、
検出パネルの特定の反応電極に電圧を印加することで当該特定の反応電 極に所定の反応用荷電成分を固着させることを特徴とする荷電成分検出装 置の使用方法。
( 9 ) 請求項 1記載の荷電成分検出装置を使用し、 複数検体の同一の荷 電成分を検出するに際し、
検出パネルの必要数の反応電極に所定の反応用荷電成分を固着させ、 しかる後に、 各検体に対応させた特定の反応電極に所定の電圧を順次印 加した状態で反応用荷電成分と特異的に反応する検出対象荷電成分を順次 反応させるようにすることを特徴とする荷電成分検出装置の使用方法。
( 1 0 ) 請求項 1記載の荷電成分検出装置を使用し、 同一検体の複数の 荷電成分を検出するに際し、
検出パネルの特定の反応電極毎に異なる反応用荷電成分を順次固着させ しかる後に、 各反応電極に所定の電圧を印加した状態で各反応用荷電成 分と特異的に反応する検出対象荷電成分を順次反応させるようにすること を特徴とする荷電成分検出装置の使用方法。 ( 1 1 ) 請求項 1記載の荷電成分検出装置を使用し、 複数検体の複数の 荷電成分を検出するに際し、
検出パネルの特定の反応電極毎に異なる反応用荷電成分を順次固着させ しかる後に、 各検体に対応する反応電極に所定の電圧を印加した状態で 当該反応電極上で反応用荷電成分と特異的に反応する検出対象荷電成分を 順次反応させるようにすることを特徴とする荷電成分検出装置の使用方法
( 1 2 ) 請求項 1記載の荷電成分検出装置に用いられる検出パネルであ つて、
検查項目に対応する数の反応用荷電成分を反応電極の所定のァドレスに 割り付け固着するようにしたことを特徴とする検出パネル。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2005033703A1 (ja) * 2003-10-03 2005-04-14 Sony Corporation 二枚の基板を重ね合わせてバイオアッセイ用基板を製造する方法及びバイオアッセイ用基板
JP2010243498A (ja) * 2002-12-26 2010-10-28 Meso Scale Technologies Llc アッセイカートリッジ及び同アッセイカートリッジを用いた方法
JP2021185824A (ja) * 2020-05-29 2021-12-13 關鍵禾芯科技股▲ふん▼有限公司 リボ核酸検出パネル及びリボ核酸検出装置

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1993022678A2 (en) * 1992-04-23 1993-11-11 Massachusetts Institute Of Technology Optical and electrical methods and apparatus for molecule detection
WO1995012808A1 (en) * 1993-11-01 1995-05-11 Nanogen, Inc. Self-addressable self-assembling microelectronic systems and devices for molecular biological analysis and diagnostics
EP0882981A1 (fr) * 1997-06-06 1998-12-09 Commissariat A L'energie Atomique Microsystème d'analyse de liquides à cuvette intégrée
JP2001133436A (ja) * 1999-11-01 2001-05-18 Microtec Nition:Kk マトリックス型電気化学発光用基板
EP1120646A1 (en) * 1999-08-06 2001-08-01 Takatoshi Miyahara Method for detecting single nucleotide polymorphism (snp) and point mutation in gene, detection apparatus and detection chip
EP1146331A1 (en) * 1999-10-20 2001-10-17 Shigeori Takenaka Gene detecting chip, detector, and detecting method

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6017696A (en) * 1993-11-01 2000-01-25 Nanogen, Inc. Methods for electronic stringency control for molecular biological analysis and diagnostics
IL103674A0 (en) * 1991-11-19 1993-04-04 Houston Advanced Res Center Method and apparatus for molecule detection
US6068818A (en) * 1993-11-01 2000-05-30 Nanogen, Inc. Multicomponent devices for molecular biological analysis and diagnostics
US6203981B1 (en) * 1996-04-17 2001-03-20 Motorola, Inc. Transistor-based molecular detection apparatus and method
US5728532A (en) * 1996-05-31 1998-03-17 Ackley; Donald E. Electrode configuration for matrix addressing of a molecular detection device
US6458547B1 (en) * 1996-12-12 2002-10-01 Prolume, Ltd. Apparatus and method for detecting and identifying infectious agents
US6251595B1 (en) * 1998-06-18 2001-06-26 Agilent Technologies, Inc. Methods and devices for carrying out chemical reactions
FR2781886B1 (fr) * 1998-07-31 2001-02-16 Commissariat Energie Atomique Micro-systeme a multiple points d'analyse chimique ou biologique
TW496775B (en) * 1999-03-15 2002-08-01 Aviva Bioscience Corp Individually addressable micro-electromagnetic unit array chips
US7312043B2 (en) * 2000-07-10 2007-12-25 Vertex Pharmaceuticals (San Diego) Llc Ion channel assay methods
US6818109B2 (en) * 2000-09-29 2004-11-16 Kabushiki Kaisha Toshiba Nucleic acid detections sensor

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1993022678A2 (en) * 1992-04-23 1993-11-11 Massachusetts Institute Of Technology Optical and electrical methods and apparatus for molecule detection
WO1995012808A1 (en) * 1993-11-01 1995-05-11 Nanogen, Inc. Self-addressable self-assembling microelectronic systems and devices for molecular biological analysis and diagnostics
EP0882981A1 (fr) * 1997-06-06 1998-12-09 Commissariat A L'energie Atomique Microsystème d'analyse de liquides à cuvette intégrée
EP1120646A1 (en) * 1999-08-06 2001-08-01 Takatoshi Miyahara Method for detecting single nucleotide polymorphism (snp) and point mutation in gene, detection apparatus and detection chip
EP1146331A1 (en) * 1999-10-20 2001-10-17 Shigeori Takenaka Gene detecting chip, detector, and detecting method
JP2001133436A (ja) * 1999-11-01 2001-05-18 Microtec Nition:Kk マトリックス型電気化学発光用基板

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010243498A (ja) * 2002-12-26 2010-10-28 Meso Scale Technologies Llc アッセイカートリッジ及び同アッセイカートリッジを用いた方法
WO2005033703A1 (ja) * 2003-10-03 2005-04-14 Sony Corporation 二枚の基板を重ね合わせてバイオアッセイ用基板を製造する方法及びバイオアッセイ用基板
EP1677110A1 (en) * 2003-10-03 2006-07-05 Sony Corporation Method for producing bioassay substrate by superposing two substrates one on another and bioassay substrate
EP1677110A4 (en) * 2003-10-03 2007-12-05 Sony Corp PROCESS FOR PRODUCING A SUBSTRATE FOR BIODOSING BY SUPERPOSITION OF TWO SUBSTRATES TO ONE ANOTHER, AND BIODOSING SUBSTRATE
JP2021185824A (ja) * 2020-05-29 2021-12-13 關鍵禾芯科技股▲ふん▼有限公司 リボ核酸検出パネル及びリボ核酸検出装置

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