(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
高分子バイオポリマーを結合し得るプローブ分子を保持する保持領域を有する第１の電極と、
第２の電極と
を備え、
プローブ分子は、該保持領域により保持され、
ハイブリダイズされた高分子バイオポリマーは、該プローブ分子に結合されており、該ハイブリダイズされた高分子バイオポリマーは、酵素に接触される基板に設けられた分子を開裂することが可能である酵素を含み、これにより、これらの電極において還元／酸化再循環操作が起こることが確立され、集積電気微分回路に電子回路電流が供給される結果になり、
該集積電気微分回路を用いて、該第１の電極および該第２の電極において該還元／酸化再循環操作の間に生成された該電気回路電流が記録され得、該回路電流の微分は、所定の時間にわたって生成された電気回路電流の量を該所定の時間で除算することによって決定され得る、バイオセンサチップ。
【請求項２】
高分子バイオポリマーを結合し得るプローブ分子を保持する保持領域を有する第１の電極と、
第２の電極と、
第３の電極と
を備え、
プローブ分子は、該保持領域により保持され、
ハイブリダイズされた高分子バイオポリマーは、該プローブ分子に結合されており、該ハイブリダイズされた高分子バイオポリマーは、酵素に接触される基板に設けられた分子を開裂することが可能である酵素を含み、これにより、該第２の電極および該第３の電極において還元／酸化再循環操作が起こることが確立され、集積電気微分回路に電子回路電流が供給される結果になり、
該第２の電極および該第３の電極は、該還元／酸化再循環操作の該還元／酸化の処理が該第２の電極および該第３の電極で起こるような態様で設計されており、
該集積電気微分回路を用いて、該第２の電極および該第３の電極において該還元／酸化の処理の間に生成された電気電流が記録され得、該回路電流の微分は、所定の時間にわたって生成された電気回路電流の量を該所定の時間で除算することによって決定され得る、バイオセンサチップ。
【請求項３】
前記第２の電極に第１の電位を提供する手段と、
該第２の電極に第２の電位を提供する手段と、
前記第３の電極に第３の電位を提供する手段とをさらに含み、
該第３の電位は、前記還元／酸化再循環操作の間に、該還元／酸化が該第２の電極および該第３の電極においてのみ起こるような態様で選択される、請求項２に記載のバイオセンサチップ。
【請求項４】
前記第２の電極に第１の電位を提供する手段と、
該第２の電極に第２の電位を提供する手段と、
前記第３の電極に第３の電位を提供する手段とをさらに含み、
該第３の電位は、前記還元／酸化再循環操作の間に、該還元／酸化が該第２の電極および該第３の電極においてのみ起こるような態様で選択され、
該第３の電気は該第１の電位より大きく、
該第１の電位は該第２の電位より大きい、請求項２に記載のバイオセンサチップ。
【請求項５】
前記第１の電極の前記保持領域は、プローブ分子を固定化し得る材料でコーティングされている、請求項１に記載のバイオセンサチップ。
【請求項６】
前記第１の電極の前記保持領域は、ペプチドまたはタンパク質が結合され得るリガンドを保持するように設計されている、請求項１に記載のバイオセンサチップ。
【請求項７】
前記第１の電極の前記保持領域は、ＤＮＡ分子が結合され得るＤＮＡプローブ分子を保持するように設計されている、請求項１に記載のバイオセンサチップ。
【請求項８】
前記保持領域は、ヒドロキシルラジカル、エポキシラジカル、アミンラジカル、アセトキシラジカル、イソシアネートラジカル、スクシンイミジルエステルラジカル、チオールラジカル、金、銀、白金、チタンからなる群から選択される材料のうちの少なくとも１つを含む、請求項１に記載のバイオセンサチップ。
【請求項９】
前記電極は櫛形電極配置で配置され、各ケースにおいて、前記第３の電極は前記第１の電極と前記第２の電極との間に配置されている、請求項２に記載のバイオセンサチップ。
【請求項１０】
前記第１の電極および前記第２の電極は、互いに対して、前記第１の電極と前記第２の電極との間で生成される実質的に湾曲していない電気力線が、前記第１の電極と前記第２の電極との間に形成され得るような態様で配置される、請求項１に記載のバイオセンサチップ。
【請求項１１】
前記識別器回路は、前記第２の電極に電気的に結合されている、請求項１に記載のバイオセンサチップ。
【請求項１２】
前記識別器回路は、電流−電圧変換器を介して前記第２の電極に電気的に結合されている、請求項１１に記載のバイオセンサチップ。
【請求項１３】
前記識別器回路と同一の構造を有し、電気基準信号を生成するために使用され得る基準回路を有する、請求項１に記載のバイオセンサチップ。
【請求項１４】
前記識別器回路および前記基準回路によって生成された前記電気信号を評価するための評価ユニットを有し、前記評価ユニットを用いて時間の関数として前記還元／酸化の再循環操作の間に生成された前記電流の曲線の増加を決定することが可能である、請求項１３に記載のバイオセンサチップ。
【請求項１５】
高分子バイオポリマーを結合し得るプローブ分子を保持する保持領域を有する複数の第１の電極と、
複数の第２の電極と
をさらに含み、
前記第１の電極および前記第２の電極は、電極アレイで配置されている、請求項１に記載のバイオセンサチップ。
【請求項１６】
複数の第３の電極をさらに含み、
前記第２の電極および前記第３の電極は、前記還元／酸化の操作の該還元／酸化が、前記第２の電極および前記第３の電極において起こるような態様で設計されている、請求項２に記載のバイオセンサチップ。
【請求項１７】
前記複数の電極は、櫛形電極配置で配置される、請求項１に記載のバイイセンサチップ。
【請求項１８】
前記第１の電極および前記第２の電極および／または前記第３の電極は、互いに対して、前記第１の電極と前記第２の電極との間で生成される実質的に湾曲していない電界線が、前記第１の電極および前記第２の電極および／または前記第３の電極の間に形成され得るような態様で配置される、請求項２に記載のバイオセンサチップ。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
このタイプのバイオセンサーチップは［１］から知られる。
【０００２】
図２ａおよび図２ｂは、［１］に開示されるようなバイオセンサーチップを示す。センサ２００は、絶縁材料で作られた絶縁層２０３内に埋め込まれた金でつくられた２つの電極２０１、２０２を有する。電極２０１、２０２に印加される電位を伝達可能な電極端子２０４、２０５は、電極２０１、２０２に接続される。電極２０１および２０２は平面電極として配列される。ＤＮＡプローブ分子（ｍｏｌｅｃｕｌｅｓ）２０６は、各電極２０１、２０２に固定される（図２ａを参照）。固定化は、金−硫黄結合に従って成し遂げられる。調査される検体、例えば電解液２０７は、電極２０１、２０２に供給される。
【０００３】
ＤＮＡプローブ分子２０６のシーケンスに相補的なシーケンスを有するＤＮＡ鎖２０８が電解液２０７に含まれる場合、これらのＤＮＡ鎖２０８はＤＮＡプローブ分子２０６とハイブリダイズする（図２ｂを参照）。
【０００４】
ＤＮＡプローブ分子２０６およびＤＮＡ鎖２０８のハイブリダイゼーションは、ＤＮＡプローブ分子２０６のシーケンスおよびＤＮＡ鎖２０８のシーケンスが互いに相補的である場合のみに発生する。このケースでない場合、ハイブリダイゼーションは発生しない。従って、所定のシーケンスを有するＤＮＡプローブ分子はそれぞれ特定のＤＮＡ鎖のみを拘束することが出来、従って、各ケースにおいて相補的シーケンスを有するものがすなわちそれとハイブリダイズする。
【０００５】
図２ｂから見てとれるようにハイブリダイゼーションが発生した場合、電極２０１、２０１間のインピーダンスの値が変化する。この変化したインピーダンスは、電極端子２０４、２０５へ約５０ｍＶの大きさのＡＣ電圧を供給し、接続された測定機器（図示せず）による測定結果電流を決定することにより決定される。
【０００６】
ハイブリダイゼーションの場合は、電極２０１、２０２間のインピーダンスの容量性コンポーネントは低減される。これは、ＤＮＡプローブ分子２０６および適切である場合にＤＮＡプローブ分子２０６にハイブリダイズし得るＤＮＡ鎖２０８の両方が導電性でなく、従って、電極２０１、２０２のそれぞれの特定の範囲を電気的に明確にシールドしているという事実に基づく。
【０００７】
測定精度を向上させるために、［４］からまた知られるように、複数の電極ペア２０１、２０２を用い、これらを平行に接続し、これらを互いに嵌合するように明確に配列し、それにより、いわゆる嵌合電極３００が得られる。電極の寸法および電極間の距離は、検出される分子の長さのオーダー、すなわち、ＤＮＡ鎖２０８以下であり、例えば、２００ｎｍ以下の領域である。
【０００８】
さらに、高分子バイオポリマーを記録するための還元／酸化再循環動作に関する基本的原理は、［２］および［３］から知られる。酸化還元再循環動作としてまた以下で参照される還元／酸化再循環動作は、図４ａ〜図４ｃを参照して以下により詳細に説明される。
【０００９】
図４ａは、絶縁層である基板４０３に提供される第１電極４０１および第２電極４０２を有するバイオセンサーチップ４００を示す。
【００１０】
ホールディング層４０４として構成されるホールディング領域は、金からつくられた第１電極４０１に提供される。ホールディング領域は、ＤＮＡプローブ分子４０５を第１電極４０１上に固定するために使用される。
【００１１】
第２電極上にはそのようなホールディング領域は無い。
【００１２】
固定されたＤＮＡプローブ分子４０５のシーケンスと相補的であるシーケンスを有するＤＮＡ鎖が、バイオセンサ４００により記録される場合、分析される溶液４０６に存在しＤＮＡプローブ分子４０５のシーケンスと相補的なシーケンスを有するいかなるＤＮＡ鎖もハイブリダイズ可能なように、センサ４００は、例えば電解液である分析される溶液４０６と接するようになる。
【００１３】
図４ｂは、記録されるＤＮＡ鎖４０７が分析される溶液４０６に存在し、ＤＮＡプローブ分子４０５とハイブリダイズしている状態を示す。
【００１４】
分析される溶液内のＤＮＡ鎖４０７には酵素４０８が付き、以下で開示される分子を部分分子（ｐａｒｔ−ｍｏｌｅｃｕｌｅｓ）に切断することを可能にする。
【００１５】
分析される溶液４０６に存在する決定されたＤＮＡ鎖４０７よりもかなり多い数のＤＮＡプローブ分子４０５が通常は存在する。
【００１６】
分析される溶液４０６に存在し得るＤＮＡ鎖４０７が酵素４０８を有し、固定されたＤＮＡプローブ分子４０５とのハイブリダイズを有した後、バイオセンサチップ４００はリンスされ、その結果、ハイブリダイズされていないＤＮＡ鎖は除去され、分析される溶液４０６はバイオセンサチップ４００から抜き取られる。
【００１７】
ハイブリダイズされたＤＮＡ鎖４０７において、電気的に負に帯電される第１部分分子および電気的に正に帯電される第２部分分子に酵素によって切断され得る分子を含む電気的に帯電しない物質は、リンスするために用いられるこのリンス溶液、またはさらなる段階において厳密にこの目的で供給されるさらなる溶液に追加される。
【００１８】
図４ｃに示すように、負に帯電された第１部分分子４１０は、正に帯電したアノード、すなわち第１電極４０１へ、図４ｃの矢印４１１として示すように、引き寄せられる。
【００１９】
負に帯電された第１部分分子４１０は、アノードとして正の電位を有するため、第１電極４０１において酸化され、酸化された部分分子４１３は、負に帯電したカソード、すなわち第２電極４０２へ引き寄せられ、それらは再び還元する。還元された部分分子４１４は変わって、第１電極４０１、すなわちアノードへ移動する。
【００２０】
このように、酵素４０８によって生成される各ケースにおける帯電したキャリアの数に比例して、電気回路電流が発生する。
【００２１】
この方法において評価される電気パラメータは、図８のグラフ８００に模式的に示されるように、時間ｔを変数とした電流の変化ｄＩ／ｄｔである。
【００２２】
図８は、時間ｔ８０２を変数とした場合の電流Ｉ８０１の変化を示す。得られる線８０３は、時間に依存しないオフセット電流Ｉｏｆｆｓｅｔ８０４を有する。
【００２３】
オフセット電流Ｉｏｆｆｓｅｔ８０４は、バイオセンサチップ４００の不完全性に起因する寄生成分によって生成される。
【００２４】
オフセット電流Ｉｏｆｆｓｅｔ８０４の主な原因は、ＤＮＡプローブ分子４０５を有する第１の電極４０１のカバレッジが理想的でない（すなわち、十分な密度ではない）ことにある。
【００２５】
ＤＮＡプローブ分子４０５を有する第１の電極４０１が完全な密度カバレッジを有する場合には、純粋な容量性電気結合のみが、第１の電極４０１と電気的容量性電解質４０６との間に固定されたＤＮＡプローブ分子４０５によって形成される二層容量に起因して生じる。
【００２６】
しかしながら、不完全なカバレッジによって、第１の電極４０１と分析されるべき溶液４０６との間に寄生電流経路が生成される。これらの経路は、特に、オーミック成分を有する。
【００２７】
しかしながら、酸化／還元プロセスが生じ得るためには、ＤＮＡプローブ分子４０５を有する第１の電極４０１のカバレッジは、完全である必要はなく、そのため、電気的に一部分が帯電した分子（すなわち、負に帯電した第１の分子）が、多少なりとも第１の電極４０１に引き付けられる。
【００２８】
一方、この種のバイオセンサの可能な限り高い感度を得るためには、低寄生容量の影響と合わせて、ＤＮＡプローブ分子４０５を有する第１の電極４０１のカバレッジは、可能な限り高密度である必要がある。
【００２９】
この種のバイオセンサ４００を用いて決定される測定値の高い再現性を得るためには、電極４０１と４０２との両方が、常に、酸化還元再循環動作の一部としての酸化／還元プロセスのために、十分大きな表面積を提供する必要がある。
【００３０】
図５は、従来技術によるバイオセンサ４００と、パラメータｄＩ／ｄｔの方法論的な決定法の図を示す。説明を簡単にするために、図５は、第１の電極４０１の第１の電位Ｖ１を提供する第１の電圧源５０１と、第２の電極４０２の第２の電位Ｖ２を提供する第２の電圧源５０２とを記号で示す。
【００３１】
さらに、２つの矢印５０３、５０４は、上述のような、酸化還元再循環動作にしたがって確立される電気回路を流れる電流を記号で示す。
【００３２】
得られる測定電流をＩとして、時間の経過にしたがうプロファイルは、次の規則に従う。
Ｉ＝Ｉｏｆｆｓｅｔ＋ｍ・ｔ        （１）
ただし
ｍ＝ｄＩ／ｄｔ              （２）
である。ここで、
・Ｉは、所与の時間に記録された測定電流の値である
・Ｉｏｆｆｓｅｔは、オフセット電流である
・ｄＩ／ｄｔは、時間ｔ後の回路電流の微分である
・ｔは時間である
このプロファイルＩは、バイオセンサチップ４００の外部電気接続５０５にて現れる。この外部電気接続５０５は、電気線５０６を介して、第２の電極４０２に接続され、バイオセンサチップ４００から外部にタップされ得る。
【００３３】
電気測定機器５０７は、電気線５０８を介してバイオセンサチップ４００に接続されている。測定機器５０７は、例えば、電気ケーブルといったさらなる電気線５０９を介して電気メモリ５１０に接続され、これにより、バイオセンサチップ４００の電気接続５０５にて異なる時刻に測定電流Ｉのタップされた値を格納する。
【００３４】
さらに、評価装置５１１は、電気線５１２を介してメモリ５１０に接続されている。種々の時間で記録され、メモリ５１０に格納された電気測定電流Ｉは、評価装置５１１において読み出され、時間ｔの経過とともに記録された測定電流Ｉの線プロファイル５０３における増加量ｍが決定される。ここで明らかなこととして、記録された回路電流の数字上の微分が、評価装置５１１において行われる。
【００３５】
次いで、得られた値ｍが、評価装置５１１の出力５１３にて利用可能となる。
【００３６】
その後、公知の方法を用いて、パラメータｍに基づいて、第１の電極４０１上の酵素４０８でしるし付けされたハイブリダイズされたＤＮＡ鎖の数が求められる。
【００３７】
このコンテキストにおいて、オフセット電流Ｉｏｆｆｓｅｔは、通常、時間の経過にともなう回路電流の変化に比べてはるかに大きいことに留意されたい。すなわち、以下の関係が適用される。
Ｉｏｆｆｓｅｔ＞＞ｍ・ｔｍｅｓｓ      （３）
ここで、ｔｍｅｓｓは、回路電流がバイオセンサチップ４００によって決定される間の合計測定時間をさす。
【００３８】
したがって、高い絶対値を有する電流信号（すなわち、オフセット電流Ｉｏｆｆｓｅｔ）のコンテキストにおいて、バイオセンサチップ４００は、比較的短い期間において、時間依存した変化を高精度に測定する必要がある。
【００３９】
したがって、用いられるべき測定電気機器５０７には高い要求が課せられる。
【００４０】
さらに、上述の関係による基本的な問題は、この方法が信号のノイズに極めて影響され易いということである。
【００４１】
上述のように、非常に小さいが、干渉の大きさのオーダーは以下の式で表される。
ｍ・ｔｍｅｓｓ／Ｉｏｆｆｓｅｔ                                      （４）
この干渉は、情報の損失を生じ得る。すなわち、不正確な評価およびそれによる不正確な測定結果を生じ得る。
【００４２】
従って、本発明は、酸化還元再循環動作のコンテキストにおける時間の経過にわたって回路電流プロファイルの増加が、増加された信頼性で記録されることによって、バイオセンサチップを説明する際の問題に基づく。
【００４３】
この問題は、独立請求項に記載される特徴を有するバイオセンサチップによって解決される。
【００４４】
バイオセンサチップは、第１の電極および第２の電極を有する。第１の電極は、高分子のバイオポリマーを結合し得る保持プローブ分子のための保持領域を有する。第１の電極および第２の電極は、還元／酸化再循環動作がこれらの電極で生じ得るように設計される。さらに、還元／酸化再循環動作の間に生成される電流を記録するため、および時間の経過にわたってこの電流を微分するために使用される集積電気微分回路は、バイオセンサチップに集積される。
【００４５】
用語、高分子バイオポリマーは、例えば、各場合において、所定の配列のたんぱく質またはペプチドあるいはＤＮＡ鎖を意味するものとして理解されるべきである。
【００４６】
どの種類の高分子バイオポリマーが分析されるべき溶液内で記録されることに無関係に、高分子バイオポリマーは、予め酵素を標識する。
【００４７】
たんぱく質またはペプチドが高分子バイオポリマーとして記録される場合、固定化された分子は、リガンド（例えば可能な結合活性を有する活性物質）であり、この活性物質は、たんぱく質またはペプチドを結合させ、たんぱく質またはペプチドは、対応するリガンドが配列される各電極に記録される。
【００４８】
適切なリガンドは、酵素アゴニストまたは酵素アンタゴニスト、薬剤（ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌｓ）、糖、あるいは、たんぱく質またはペプチドに特異的に結合する抗体または任意の分子である。
【００４９】
所定の配列のＤＮＡ鎖が、バイオセンサによって記録される高分子バイオポリマーとして使用される場合、バイオセンサは、ＤＮＡプローブ分子に対する所定の配列のＤＮＡ鎖をハイブリダイズするために使用され、第１の電極上の分子としてＤＮＡ鎖の配列に対する相補的配列を有する。
【００５０】
本発明の記載のコンテキストでは、用語、プローブ分子はリガンドおよびＤＮＡプローブ分子の両方を意味するものとして理解される。
【００５１】
保持領域は、ペプチドまたはたんぱく質が結合されるプローブ分子を保持するように設計され得る。
【００５２】
あるいは、保持領域は、ＤＮＡ分子が結合されるＤＮＡプローブ分子を保持するように設計され得る。
【００５３】
保持領域は、ヒドロキシラジカル、エポキシラジカル、アミンラジカル、アセトキシラジカル、イソシアネートラジカル、スクシンイミジルエステルラジカル、チオールラジカル、金、銀、プラチナ、チタンの材料の少なくとも１つを含み得る。
【００５４】
バイオセンサチップは、第３電極に設けられ得る。この場合、第２および第３電極は、還元／酸化再循環動作の一部として、還元／酸化プロセスが第２電極および第３電極において行われるように設計される。
【００５５】
この文脈では、第１電極は第１電位を有し、第２電極は第２電位を有し、第３電極は第３電位を有し得る。第３電位は、還元／酸化サイクルの間、還元または酸化が第２電極および第３電極のみで行われるように選択される。
【００５６】
例えば、第１電位よりも大きい第３電位および第２電位よりも大きい第１電位によって確実にされ得る。
【００５７】
本発明の改良に従って、電極は嵌合電極構成（各場合において、第３の電極は、第１電極と、第２電極との間に配置される）によって構成され得る。
【００５８】
さらに、第１電極、第２電極、および/または第３電極は、第１電極、第２電極、および/または第３電極間に生成された電場の実質的に曲がっていない電気力線（ｆｉｅｌｄ  ｌｉｎｅ）が第１電極、第２電極、および/または第３電極間に形成され得るように互いに配置される。
【００５９】
本発明のさらなる構成に従って、微分回路は、第２電極に電気的に接続され得る。微分器回路は、電流−電圧変換器を介して第２電極に接続され得る。
【００６０】
さらに、微分回路と同じ構造を有する基準回路は、電流−電圧変換器に適合する場合、バイオセンサチップ上に集積され得る。基準回路が使用されて電気基準信号を生成し得る。
【００６１】
基準回路が使用されて、ユニット内の変動の自動較正を実行し得、この基準回路は、微分回路の機能性および寸法（特に電気抵抗およびキャパシタンス）を決定する。異なるチップおよびウエハに対してかなり大きくてもよい。この方法では、達成された測定結果の品位はさらに増大する。
【００６２】
ノイズ信号をフィルタリングするために、ローパスフィルタが基準回路内に設けられ得る。ローパスフィルタのカットオフ周波数は、高周波数のノイズ信号がフィルタリングされるが、時間の経過にわたって、記録された回路電流の対応する変化があるにもかかわらず、微分回路のコンテキストにおいて考慮される。
【００６３】
決定した測定結果のローバスト性のさらなる増加は、ローパスによる基準回路における周波数バンド制限によってなされる。
【００６４】
さらに、バイオセンサチップは、第１の電極の多重度および第２の電極の多重度を有し得る。第１の電極および第２の電極は、バイオセンサチップ内の電極アレイとして配置されている。
【００６５】
さらに、第３の電極の多重度は、電極アレイとして提供され、配置され得る。第２の電極および第３の電極は、還元／酸化プロセスが第２の電極および第３の電極での作用を再循環する、還元／酸化の一部として生じるような様態において設計され、配置される。
【００６６】
明らかに、本発明は、決定された回路電流の差異は、チップの外側に、もはや記録されないという事実であることがみなされ得るが、どちらかといえば、結果として生じる回路電流と回路電流の特徴とのチップ上の記録は、従来技術によるバイオセンサと比較して、向上したローバスト性が現在記録され得る。
【００６７】
酵素で特徴付けられる、多くのＤＮＡ鎖が、小さい領域内で固定化したＤＮＡプローブ分子（ｉｍｍｏｂｉｌｉｚｅｄ  ＤＮＡ  ｐｒｏｂｅ  ｍｏｌｅｃｕｌｅｓ）を用いてハイブリッド形成する場合、それに相当して、これらの多くの酵素がこの領域で濃縮される。発生した回路電流が増加する割合は、酵素で特徴付けられた少数のＤＮＡ鎖がハイブリッド形成される、異なる場所における回路電流よりも高くなる。バイオセンサの様々な領域間の増加の割合を比較することによって、分析される溶液中のＤＮＡ鎖が予定されるシーケンスのＤＮＡプローブ分子とハイブリッド形成されるかどうかだけでなく、いかに良く（すなわち、効率的に）、ハイブリッド形成が他のＤＮＡプローブ分子と比較されることが行われるかどうかを決定することが可能になる。
【００６８】
言い換えると、このことは、この種のバイオセンサチップが分析される溶液のＤＮＡ含有量についての定量的かつ定性的な情報を提供することを指す。
【００６９】
本発明の例示の実施形態は、図示され、以下に、より詳細に説明される。
【００７０】
図１は、第１の電極および第２の電極と共にバイオセンサチップ１００の平面電極配列を示し、ＤＮＡプローブ分子を保有する領域を保有することは、［１］から既知であるように、第１の電極１０１の表面１０３上に提供される。
【００７１】
第１の電極１０１と第２の電極１０２とは、金から製造されている。
【００７２】
第１の電極１０１は、第１の電源１０４によって第１の電位Ｖ１に設定されている。
【００７３】
第２の電極１０２は、第２の電源１０５によって第２の電位Ｖ２に設定されている。
【００７４】
第１の電位Ｖ１と第２の電位Ｖ２とは、以下に示すような方法で選択される。その方法とは、従来技術の説明において説明されたような方法に従って、電極１０１と電極１０２とを分析されるべき溶液（図示せず）に始めに接触させ、次にすすぎ用の溶液に接触させ、最後に酵素によって開裂された分子を含む物質を有する溶液に接触させた場合に、還元／酸化操作が生じる方法である。この酵素は、第１の電極１０１に固定されたハイブリッド形成されたＤＮＡ鎖を特徴付ける。
【００７５】
この例示的な実施形態において、一例として以下のものが酵素として用いられ得る。
【００７６】
・ａ−ガラクトシダーゼ
・ｂ−ガラクトシダーゼ
・ｂ−グルコシダーゼ
・ａ−マンノシダーゼ
・アルカリホスファターゼ
・酸性ホスファターゼ
・オリゴ糖デヒドロゲナーゼ
・グルコースデヒドロゲナーゼ
・ラッカーゼ
・チロシナーゼ
・あるいはこれらに同類の酵素
低分子量の酵素が高変換効率を保証し得、したがって、高感度をも保証し得ることに留意されたい。
【００７７】
したがって、更なる溶液は、酵素によって負電荷を有する第１の部分の分子と、正電荷を有する第２の部分の分子とに開裂され得る分子を含む。
【００７８】
開裂可能な分子は、特に例えば以下のものを用い得る。
【００７９】
・ｐ−アミノフェニルヘキソピラノシド
・ｐ−アミノフェニルホスフェート
・ｐ−ニトロフェニルヘキソピラノシド
・ｐ−ニトロフェニルホスフェート、あるいは
・以下の好適な派生物
ａ）ジアミン
ｂ）カテコールアミン
ｃ）Ｆｅ（ＣＮ）４−６
ｄ）フェロセン
ｅ）ジカルボン酸
ｆ）フェロセンリシン
ｇ）オスミウムビピリジル−ＮＨ
ｈ）ＰＥＧ−フェロセン２
方向矢印１０６、１０７によって指し示される、得られた回路電流が記録され、電流電圧変換器１０８によって、第１の出力電圧ＶＯＵＴ１に変更される。電流電圧変換器１０８は、第２の電極に結合されている。
【００８０】
電流電圧変換器１０８は、第１の演算増幅器１０９を有しており、その第１の演算増幅器１０９の非反転入力１１０は第２の電源１０５に結合され、第１の演算増幅器１０９の反転入力１１１は、第２の電極１０２に結合されている。
【００８１】
第１の演算増幅器１０９の出力１１２は、第１の電気抵抗Ｒ１  １１３を介して第１の演算増幅器１０９の反転入力１１１にフィードバックされる。
【００８２】
さらに、第１の演算増幅器１０９の出力１１２は、微分器回路１１４に結合されている。微分器回路１１４も同様に、バイオセンサチップ１００内に集積されている。
【００８３】
微分器回路１１４は、キャパシタＣ  １１５と、第２の演算増幅器１１６と、第２の電気抵抗Ｒ２  １１７とを有する。
【００８４】
第１の演算増幅器１１２の出力は、キャパシタＣ  １１５の第１の接続１１８に結合されている。
【００８５】
キャパシタＣ  １１５の第２の接続１１９は、第２の演算増幅器１１６の反転入力１２０に結合されている。
【００８６】
第２の演算増幅器１１６の非反転入力１２１は、接地電位に結合されている。
【００８７】
第２の演算増幅器１１６の出力１２２は、第２の電気抵抗Ｒ２  １１７を介して第２の演算増幅器１１６の反転入力１２０に結合されている。
【００８８】
さらに、第２の演算増幅器１１６の出力１２２は、外部電気接続１２３に結合されている。外部電気接続１２３で、バイオセンサチップ１００の第２の出力電圧ＶＯＵＴ２が利用可能である。
【００８９】
このオンチップ解決策によって、ノイズ信号の影響は低レベルに保たれる。このことは、特に、第２の電極１０２によって記録されたセンサ信号Ｉｓｅｎｓｏｒの増分ｍの決定時に生じる。
【００９０】
ｍ＝ｄＩ／ｄｔ    （２）
ここで、第２の電極１０２の近傍において
Ｉｓｅｎｓｏｒ＝Ｉｏｆｆｓｅｔ＋ｍ・ｔ    （５）
である。
【００９１】
第１の出力電圧ＶＯＵＴ１は、第１の演算増幅器１０９の出力１１２に生じ、第１の出力電圧ＶＯＵＴ１は、以下のルールから導かれる。
【００９２】
ＶＯＵＴ１＝（Ｉｏｆｆｓｅｔ＋ｍ・ｔ）・Ｒ１＋Ｖ２    （６）
さらに、この回路の電流電圧変換器１０８は、第２の電位Ｖ２が第２の電極１０２に生じることを保証する。
【００９３】
下流の微分器回路１１４の影響は、第１の出力電圧ＶＯＵＴ１が理由で、出力信号、即ち第２の出力電圧ＶＯＵＴ２が生成されることである。この第２の出力電圧は以下のルールに従って、決定された増分ｍに比例する。
【００９４】
ＶＯＵＴ２＝ｍ・Ｃ・Ｒ１・Ｒ２    （７）
したがって、増加ｍを決定するように、キャパシタンスＣ１１５、第１の電気抵抗Ｒ１  １１３および第２の電気抵抗Ｒ２  １１７の値を知ることを必要である。
【００９５】
第１の例示的な実施形態により、抵抗Ｒ１  １１３、Ｒ２  １１７およびキャパシタンスＣ１１５のレベルがバイオセンサチップ１００上で直接に測定され得る。
【００９６】
このように、バイオセンサチップ１００の較正、および、これに基づく、測定値の記録が生じ得る。
【００９７】
本発明の１構成により、周波数帯域の制限は、例えば、ローパスにより、微分回路１１４の上流（ｕｐｓｔｒｅａｍ）に接続される。
【００９８】
しかし、生産条件が変化することから生じる異なるバイオセンサおよび異なるウェハのレベルにおいて生じ得る変動を相殺できるように、第２の実施形態により、基準回路６００（ｃｆ．図６ａ）が提供される。
【００９９】
基準回路６００は、微分回路１１４（すなわち、キャパシタＣ６０１、オペアンプ６０２および電気抵抗Ｒ６０３）と同じ構成を有する。
【０１００】
キャパシタの第１の接続６０４は、オペアンプ６０２の反転入力（ｉｎｖｅｒｔｉｎｇ  ｉｎｐｕｔ）６０５に接続される。
【０１０１】
オペアンプ６０２の非反転入力６０６は、接地電位に接続される。
【０１０２】
オペアンプ６０６の出力６０７は、電気抵抗６０３を介して、オペアンプ６０２の反転入力６０５にフィードバックされる。
【０１０３】
さらに、基準回路６００は、必要に応じて、すなわち、ローパスフィルタが微分回路１１４の上流に接続される場合に、高周波数信号（特にノイズ信号）をフィルタリングして、出力するローパスフィルタ６０８を有する。
【０１０４】
ローパスフィルタ６０８の第１の接続６０９は、基準回路６００の入力６１０に接続され、ローパスフィルタ６０８の第２の接続６１１は、キャパシタＣ６０１の第２の接続６１２に接続される。
【０１０５】
オペアンプ６０２の出力６０７は、基準回路６００の出力６１３に接続される。
【０１０６】
図６ｂは、入力信号ＶＩＮのローパスフィルタリングのボーデダイアグラム６２０を示す。入力信号ＶＩＮは、ローパスフィルタ６０８により導かれ、これにより、ローパスフィルタ６０８のカットオフ周波数ｆＧの関数として出力信号ＶＯＵＴを決定する。
【０１０７】
周波数ｆとしての出力電圧ＶＯＵＴのプロファイルが、曲線６２１としてボーデダイアグラムに図面として示される。
【０１０８】
図７は、基準回路６００を有する別の実施形態によってバイオセンサチップ７００を示す。
【０１０９】
図７に示されるように、基準回路６００は、バイオセンサチップ７００上の、電極配置に対して（特に、微分回路１１４および電流−電圧変換器１０８）、非常に近くに、すなわち、およそ数マイクロメートルの距離に配置される。
【０１１０】
基準回路６００に基準電流Ｉｒｅｆ７０２を供給するように用いられる電流源７０１は、基準回路６００の入力６１０に接続される。
【０１１１】
基準電流Ｉｒｅｆ７０２は、以下の規則に応じて生じる。
Ｉｒｅｆ＝ｍｒｅｆ・ｔ                              （８）
以下に説明されるように、別の実施形態では、微分回路１１４に関する値、すなわち、キャパシタンスＣ１１５、第２の電気抵抗Ｒ２  １１７および電流−電圧変換器１０８の第１の電気抵抗Ｒ１  １１３の値を測定することは、もはや必要ではない。
【０１１２】
基準回路６００および微分回路１１４が基本的に同一のレイアウトを有することに留意する。
【０１１３】
したがって、基準出力電圧ＶＯＵＴ２，ｒｅｆは、以下のルールにより基準回路６００の出力６１３にて生じる。
Ｖｏｕｔ２，ｒｅｆ＝ｍｒｅｆ・Ｃ・Ｒ１・Ｒ２                （９）
図１からのバイオチップセンサの出力１２３は、評価装置（ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｕｎｉｔ）の第１の接続７０３に接続される。
【０１１４】
さらに、基準回路６００の出力６１３は、評価装置７０４の第２の入力７０５に接続される。
【０１１５】
増加ｍは、以下のルールにより、評価装置７０４にて決定される。
ｍ＝ｍｒｅｆ・ＶＯＵＴ２／（ＶＯＵＴ２，ｒｅｆ）                  （１０）
決定される増加ｍは、評価装置７０４の出力７０６にて、評価装置７０４からの出力信号として利用可能になる。
【０１１６】
第１の電極１０１上のＤＮＡブローブ分子とハイブリダイズされた酵素により標識された、ハイブリダイズ（ｈｙｂｒｉｄｉｚｅｄ）ＤＮＡ鎖の数は、ここで、公知の方法において増加ｍから決定され得る。
【０１１７】
評価装置７０４の出力信号を決定するように用いられる測定機器は、１つの電圧器により記録され得る。評価装置７０４の出力信号は、評価装置７０４の出力７０６にて出力電圧として存在する。
【０１１８】
別の実施形態として、同様に、評価装置７０４がバイオセンサチップ７００で一体化され得ることを留意する。
【０１１９】
さらに、本発明は、ＤＮＡ分子を記録するバイオセンサチップに限定されるのではなく、むしろ、適切に第１の電極１０１を変化させることによって、すなわち、第１の電極１０１のリガンドを固定することによって、限定されることに留意する。還元／酸化再循環動作を同様に達成することを可能にした結果、酵素に標識される他の高分子バイオポリマーを記録することも可能となる。
【０１２０】
さらに、本発明は、平面電極構成に制限されないことに留意すべきである。
【０１２１】
電極は、［４］で説明したように、櫛形電極構成の形態で構成されてもよい。
【０１２２】
さらに、下記で説明するように、代替の電極構成が、バイオセンサチップ１００、７００に配置されてもよい。
【０１２３】
図９は、さらなる電極構成を有するバイオセンサチップ９００を示す。
【０１２４】
バイオセンサチップ９００は第１の電極９０１と第２の電極９０２とを有し、これらの電極は、第１の電極９０１および第２の電極９０２が互いに電気的に絶縁されるように絶縁層９０３上に構成される。
【０１２５】
第１の電極９０１は第１の電気的端子９０４に接続され、第２の電極９０２は第２の電気的端子９０５に接続される。
【０１２６】
電極９０１、９０２は、立方形の構造を有する。この構造は、第１の電極９０１の第１の電極面９０６および第２の電極９０２の第１の電極面９０７が互いに向き合っており、本質的に平行に整列している。
【０１２７】
これは、電極９０１、９０２が、絶縁層９０３の表面１０８に対して本質的に垂直であり、第１の電極９０１の第１の電極面９０６および第２の電極９０２の第１の電極面９０７をそれぞれ形成する側壁９０６、９０７を有するという事実により、本発明の例示の実施形態に従って、達成される。
【０１２８】
電界が第１の電極９０１と第２の電極９０２との間に付加されると、互いに本質的に平行に整列された電極面９０６、９０７のために、電気力線プロファイルが、面９０６、９０７の間で本質的に湾曲していない電気力線９０９を生成する。
【０１２９】
湾曲した電気力線９１０は、第１の電極９０１の第２の電極面９１１と第２の電極９０２の第２の電極面９１２との間にのみ発生する。これらの電極面は、電極９０１、９０２の上面をそれぞれ形成し、また、電極９０１、９０２の間にエッジ領域９１３を形成する。
【０１３０】
電極９０１、９０２の第１の電極面９０６、９０７は、バイオセンサ９００によって検出される高分子バイオポリマーを結合し得るプローブ分子を保持する保持領域として形成される。
【０１３１】
電極９０１、９０２は、本発明の例示の実施形態に従って、金からできている。
【０１３２】
共有結合が電極とプローブ分子との間に生成し、金−硫黄結合を形成するための硫黄がスルフィドまたはチオールの形態で存在している。
【０１３３】
ＤＮＡプローブ分子がプローブ分子として使用される場合では、このような硫黄の官能性は、固定化されるべきＤＮＡ鎖の３’末端または５’末端に、自動化されたＤＮＡ合成法の間にホスホラミダイト化学反応によって導入される修飾されたヌクレオチドの一部である。それゆえ、ＤＮＡプローブ分子は、その３’末端またはその５’末端で固定化される。
【０１３４】
リガンドがプローブ分子として使用される場合では、硫黄の官能性は、アルキルリンカーまたはアルキレンリンカーの一方の末端で形成され、他方の末端はリガンドの共有結合（例えば、ヒドロキシルラジカル、アセトキシラジカル、またはスクシンイミジルエステルラジカル）に適した化学的官能性を有する。
【０１３５】
電極（すなわち、特に保持領域において）は、一般に分析される溶液を伴う電解質９１４の測定による使用中は覆われている。
【０１３６】
分析される溶液９１４が記録されるべき高分子バイオポリマー（例えば、所定の配列を有し、電極上の固定化されたＤＮＡプローブ分子をハイブリダイズし得る記録されるべきＤＮＡ鎖）を含む場合、ＤＮＡ鎖はＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズする。
【０１３７】
分析される溶液９１４がＤＮＡプローブ分子の配列と相補的な配列を有するＤＮＡ鎖を全く含まない場合、電極９０１、９０２上のＤＮＡプローブ分子とハイブリダイズする解析される溶液９１４からのＤＮＡ鎖はない。
【０１３８】
上記で説明したように、酸化還元再循環操作が電極９０１、９０２の間で開始され、このようにして、多数のマーキングされ、ハイブリダイズされたＤＮＡ鎖（一般には、マーキングされた結合した高分子バイオポリマー）が測定される。
【０１３９】
図１０は、本発明のさらなる例示の実施形態に従う、さらなる電極構成を有するバイオセンサ１０００を示す。
【０１４０】
バイオセンサ１０００は、図９に示した例示の実施形態に従うバイオセンサ９００と同じ様式（絶縁層９０３に付与される２つの電極９０１、９０２が提供される）である。
【０１４１】
２つの立方形の電極のみを有するバイオセンサ９００とは対照的に、図１０に示されるバイオセンサ９００による２つの電極は、公知の櫛形電極構成の形態で、それぞれ交互に配置され、平行に接続された複数の電極として構成される。
【０１４２】
さらなる例示のために、図１０はまた、模式的な電気的に等価な回路の図を示す。この図は、バイオセンサ１０００の表示として示される。
【０１４３】
電極９０１、９０２の電極面９０６、９０７（これらの面は、図９に示したように、本質的に平行であるが互いに向き合っている）の間の絶縁層９０３の表面９０８に対して、本質的に湾曲していない電気力線が発生するので、湾曲していない電気力線によって生成した第１のキャパシタンス１００２および第１のアドミッタンス１００３の成分は、湾曲した電気力線９１０によって生成される第２のキャパシタンス１００４および第２のアドミッタンス１００５と比較して優位である。
【０１４４】
第１のキャパシタンス１００２および第２のキャパシタンス１００４ならびに第１のアドミタンス１００３および第２のアドミタンス１００５の合計から得られた全アドミタンスに対して、第１のキャパシタンス１００２および第１のアドミッタンス１００３のかなり大きい成分により、バイオセンサ１０００の状態が変化する場合、すなわち、分析される溶液９１４内のＤＮＡ鎖が電極表面９０６、９０７上の保持領域上で固定化されたＤＮＡプローブ分子１００１とハイブリダイズする場合、バイオセンサ１０００の感度が著しく増加する効果が生じる。
【０１４５】
明らかに、電極９０１、９０２と同じ横方向の寸法および以前に導入された活性領域と同じ寸法で、すなわち、電極表面上の保持領域の同じエリアで、プレーナー電極配置の場合よりも、電極９０１、９０２の間の印加電界の電気力線のかなり大きな成分は、分析される溶液９１４内に記録されるＤＮＡ鎖が含まれている場合にハイブリダイゼーションが生じ得る容積内に含まれている。
【０１４６】
すなわち、これは、単位チップエリアあたりの、本発明による構成のキャパシタンスが、プレーナー電極配置の場合の単位チップエリアあたりのキャパシタンスよりもかなり大きいことを意味している。
【０１４７】
実質的に垂直な側壁を有する立方体形状のセンサ電極を生成するためのいくつかの代替の可能性を以下に説明する。
【０１４８】
（プローブ分子を固定化し得る、実質的に垂直な側壁を有する金属電極を生成するための第１の方法）
図１１ａは、公知のＣＭＯＳプロセスで生成される、シリコン基板１１００を示す。
【０１４９】
電極が形成される集積回路および／または電気端子をすでに含むシリコン基板１１００上に、パシベーション層として使用され得る絶縁層１１０１が、ＣＶＤ方法によって、充分な厚さ（例示的な実施形態によれば、５００ｎｍの厚さ）で付与される。
【０１５０】
絶縁層１１０１は、シリコン酸化物ＳｉＯ２またはシリコン窒化物Ｓｉ３Ｎ４から形成されてもよい。
【０１５１】
上記の例示的な実施形態によるバイオセンサ１０００のインターディジテイティッド構成を、絶縁層１１０１上のフォトリソグラフィによって規定する。
【０１５２】
引き続いて、ドライエッチング方法、例えば、反応イオンエッチング（ＲＩＥ）によって、ステップ１１０２は、製造、すなわち、例示的な実施形態によれば、約１００ｎｍの最小高１１０３で絶縁層１１０１においてエッチングされる。
【０１５３】
ステップ１１０２の高さ１１０３は、金属電極を形成する、続くセルフアライニングプロセスのために充分大きくなければならない。
【０１５４】
あるいは、また、蒸着コーティング法またはスパッタリング法は、絶縁層１１０１を付与するために使用してもよい点に注意すべきである。
【０１５５】
ステップ１１０２の構造形成の間、ステップ１１０２のフランクは、充分に鋭いエッジ１１０５を形成するように、充分に急勾配であるように注意すべきである。絶縁層１１０１の表面に対して測定されたステップフランクの角度１１０６は、例示的な実施形態にしたがって少なくとも５０°であるべきである。
【０１５６】
さらなるステップにおいて、約１０ｎｍの厚さでチタンから形成される補助層１１０４（図１１ｂを参照）がステップ状の絶縁層１１０１に付与される。
【０１５７】
補助層１１０４は、タングステンおよび／またはニッケル‐クロムおよび／またはモリブデンを含んでもよい。
【０１５８】
さらなるステップにおいて付与される金属層は、例示的な実施形態において金からなる金属層１１０７であり、さらなる方法ステップにおいて、ステップ接合にてギャップ１１０８を、表面が広く付与される金層１１０７にそれぞれエッチングすることができるように、ステップ１１０２のエッジ１１０５において多孔性に成長することを確実にすることが必要である。
【０１５９】
バイオセンサ１０００には、さらなる方法ステップにおいて、金層１１０７が付与される。
【０１６０】
例示的な実施形態において、金層は、約５００ｎｍから約２０００ｎｍまでの厚さを有している。
【０１６１】
金層１１０７の厚さの観点から、金層１１０７の厚さは、金層１１０７が列状に多孔性で成長するのに充分であることを確実にするためにのみ必要である。
【０１６２】
さらなるステップにおいて、開口部１１０８は、ギャップを形成するように、金層１１０７にエッチングされる。
【０１６３】
開口部のウエットエッチングに関して、水Ｈ２Ｏの１０００ｍｌ内のスーパーストリップ（Ｓｕｐｅｒ  Ｓｔｒｉｐ）１００ＴＭ（Ｌｅａ  Ｒｏｎａｌ  ＧｍｂＨ、Ｇｅｒｍａｎｙの商標）の７．５ｇおよびＫＣＮ２０ｇから形成されるエッチャント溶液を使用する。
【０１６４】
その金属の一般例である金の列状成長に起因して、接着層１１０４上の蒸着コーティングの間、金の表面腐食が比１：３でほぼ生じるように非等方性エッチング攻撃が為される。
【０１６５】
ギャップ１１０８は、金層１１０７のエッチングによるエッチングプロセスの間の機能として形成される。
【０１６６】
これは、エッチングプロセスの時間が、基本的な幅、すなわち、形成されている金電極１１１０、１１１１の間の距離１１０９を示すことを意味している。
【０１６７】
金属電極が充分は幅を有し、形成されている金電極１１１０、１１１１の間の距離１１０９が達成された後、ウエットエッチングは終了する。
【０１６８】
多孔性の蒸着コーティングに起因して、絶縁層１１０１の表面に平行な方向のエッチングは、絶縁層１１０１の表面に垂直な方向よりもかなり速く生じることに留意されたい。
【０１６９】
金層の代替として、他の貴金属、例えば、プラチナ、チタンまたは銀を使用することができることに注意すべきである。なぜなら、これらの材料は、同様に、保持領域を有しているか、固定化したＤＮＡプローブ分子、一般には、プローブ材料を保持するのに適した材料でコーティングされ得、それらは、蒸着コーティングの間、列状の成長を示すからである。
【０１７０】
接着層１１０４が金属電極１１１０、１１１１の間の開口した列１１１２において除去される必要がある場合には、これは、同様に、エッチングマスクとして、金電極１１１０、１１１１を用いることによって、セルフアライニングの形態で実行される。
【０１７１】
公知のインターディジテイティッド電極と比較して、この例示的な実施形態による構造は、特に、エッジ１１０５上の金層１１０７のセルフアライニング開口に起因して、電極１１１０、１１１１の間の距離は、製造プロセスの最小分解能と関連せず、すなわち、電極１１１０、１１１１の間の距離１１０９はかなり狭く保ち得る。
【０１７２】
したがって、この方法によれば、図１０に表した、対応する金属電極を有する例示的な実施形態によるバイオセンサ１０００が得られる。
【０１７３】
（プローブ分子を固定化し得る、実質的に垂直な側壁を有する金属電極を生成する第２の方法）
図１２ａから図１２ｃに表した製造方法は、基板１２０１、例えば、シリコン基板ウェア（図１２ａ参照）から始まり、その上に、メタライゼーション１２０２が電気端子として既に設けられており、シリコン窒化物Ｓｉ３Ｎ４のエッチングストップ層１２０３は、基板１２０１上にすでに付与されている。
【０１７４】
金属層１２０４（例示的な実施形態では金層１２０４）は、蒸着コーティング法によって、基板上に付与されている。
【０１７５】
あるいは、スパッタリング方法またはＣＶＤ方法は、また、金層１２０４にエッチングストップ層１２０３を付与するように使用され得る。
【０１７６】
一般的に、金属層１２０４は、形成される電極が上に形成されると意図される金属を含む。
【０１７７】
シリコン酸化物ＳｉＯ２の電気的絶縁補助層１２０５は、ＣＶＤ法（あるいは、蒸着コーティング法またはスパッタリング法）によって金層１２０４上に付与される。
【０１７８】
フォトリソグラフィ技術を用いて、レジスト構造（例えば、立方構造）は、レジスト層１２０６から形成され、これは、形成される電極の形状に対応している。
【０１７９】
下記に説明するように、複数の電極を有するバイオセンサアレイを生成する場合、形成される電極に対応するように形状のレジスト構造は、フォトリソグラフィによって生成され、バイオセンサアレイを形成する。
【０１８０】
言い換えると、これは、形成されるレジスト構造の横方向の寸法が、製造されるセンサ電極の寸法に対応していることを意味する。
【０１８１】
レジスト層１２０６および対応する照射を付与し、対応するレジスト構造を規定した後、「現像されない」、すなわち、照射されなかった領域のレジスト構造は、例えば、アッシングまたはウエット化学的に、取り除かれる。
【０１８２】
補助層１２０５は、また、フォトレジスト層１２０６によって保護されなかった領域において、ウエットエッチング法またはドライエッチング法によって、取り除かれる。
【０１８３】
さらなるステップにおいて、レジスト層１２０６を取り除いた後、さらなる金属層１２０７は、残った補助層１２０５上の電極層として一致するように付与され、そのようにして、残留補助層１２０５の側面１２０８、１２０９は、電極材料、例示される実施形態によれば金で覆われる（図１２ｂ参照）。
【０１８４】
その付与は、ＣＶＤ法、またはスパッタリング法、または、イオン金属プラズマ法によって実行され得る。
【０１８５】
最後のステップ（図１２ｃ参照）において、金属層１２０４、１２０７の故意のオーバーエッチングによって、電極１２１０の所望な構造を形成する間、スペーサエッチングが実行される。
【０１８６】
したがって、電極１２１０は、金属層１２０４、１２０７をエッチングするエッチングステージにおいて、エッチングされていないスペーサ１２１１、１２１２と、残留補助層１２０５のすぐ下に配置され、エッチング方法によってエッチングされていない、第１の金属層１２０４の一部とを有する。
【０１８７】
電極１２１０は、電気端子、すなわち、メタライゼーション１２０２に電気的に接続されている。
【０１８８】
シリコン酸化物の補助層１２０５は、必要な場合、エッチングストップ層１２０３に対する選択性が提供される方法によって、例えば、プラズマまたはウエット化学における、さらなるエッチングによって、取り除かれ得る。
【０１８９】
例えば、補助層１２０５がシリコン酸化物からなり、エッチングストップ層１２０３がシリコン窒化物を含む場合、これは、確実になる。
【０１９０】
スペーサ１２１１、１２１２と、エッチングストップ層１２０３の表面１２１４との間の角度１２１３によって表される、バイオセンサチップ９００、１０００の電極の壁の傾斜は、したがって、残留補助層１２０５のフランクの傾斜、特に、構造化されたレジスト層１２０６のレジストフランク１２１５、１２１６の傾斜によって決定される。
【０１９１】
（プローブ分子を固定化し得る、実質的に垂直な側壁を有する金属電極を生成する第３の方法）
図１３ａから図１３ｃは、実質的に垂直な壁内に電極を製造するさらなる可能性を表している。
【０１９２】
これは、また、電極を生成する第２の実施例において表したように、基板１３０１から始まり、基板１３０１上には、メタライゼーション１３０２には、形成されているバイオセンサ電極の電気端子が既に設けられている。
【０１９３】
金属層１３０３は、シリコン基板１３０１上の電極層として蒸着コーティングされており、金属層１３０３は、電極として使用される材料、この例示的な実施形態によれば金を含んでいる。
【０１９４】
金属層１３０３の蒸着コーティングの代替には、金属層１３０３は、また、スパッタリング法、または、ＣＶＤ法によって、基板１３０１に付与され得る。
【０１９５】
フォトレジスト層１３０４は、金属層１３０３上に付与され、現像および現像領域を除去した後、形成される電極の横方向の寸法、または、一般的には、形成されるバイオセンサアレイに対応するレジスト構造を生成するように、フォトリソグラフィ技術によって構造化される。
【０１９６】
フォトレジスト層１３０４の厚さは、製造される電極の高さに実質的に対応する。
【０１９７】
電極材料の任意の反応に至ることができないプロセスガスを有するプラズマ、特に、プロセスガスとして例えば、アルゴンを有する不活性ガスプラズマにおいて構造化する間、この例示的な実施形態による材料の腐食は、物理的なスパッタ腐食によって実行される。
【０１９８】
この場合、電極材料は、構造化されたレジスト素子の実質的に垂直な側壁１３０５、１３０６上の再堆積プロセスにおいて金属層１３０３からスパッタリングされ、そのような構造化されたレジスト素子は、アッシングおよび現像されたレジスト構造の後、取り除かれない。ここで、任意のスパッタ攻撃にはもはや露出されない。
【０１９９】
レジスト構造上の電極材料（例示的な実施形態によれば金）の再堆積は、レジスト構造の側壁１３０５、１３０６において形成される。
【０２００】
スパッタリングに起因して、電極材料（例示的な実施形態によれば金）の側層１３０７、１３０８は、レジスト構造の側壁１３０５、１３０６において形成される。
【０２０１】
側部層１３０７、１３０８は、残留するレジスト構造１３０６の直下に存在する金属層１３０３の非除去部１３０９、さらに、金属化部１３０３に電気的に接続されている（図１３ｂ参照）。
【０２０２】
最終工程（図１３ｃ参照）において、レジスト構造１３０６、すなわち、側部壁１３０７、１３０８並びに残存金属層１３０９によって形成された体積内に備えられたフォトレジストは、アッシング（ａｓｈｉｎｇ）手段またはウエット手段よって化学的に取り除かれる。
【０２０３】
その結果、図１３ｃで表される電極構造１３１０が生じる。この電極構造１３１０は、側壁１３０７、１３０８並びに非除去部１３０９によって形成されている。非除去部１３０９は、電極構造の底部を形成し、金属化部１３０３と電気的に接続されている。
【０２０４】
上記製造方法のように、この方法で形成された電極の側壁１３０７、１３０８の急峻さは、レジスト側面１３０５、１３０６の急峻さによって決定される。
【０２０５】
図１４ａ〜図１４ｃは、本発明のさらなる例示的実施形態を表わしており、基板から垂直に突出する円筒形の電極を有している。
【０２０６】
円筒形電極を用いてバイオセンサ１４００（これは、必然的に垂直に、シリコン酸化物上からなる基板１４０１上に配置されている）を製造するために、金属層１４０２は、金を用いた例示的実施形態に従って、所望の電極材料の電極層のように蒸着コーティング法によって与えられる。
【０２０７】
フォトレジスト層は、金属層１４０２上に付与され、そのフォトレジスト層は、マスクを用いて照射されると、その結果、非照射領域が取り除かれた後、図１４ａで表される円筒形構造１４０３が金属層１４０２上に得られる。
【０２０８】
円筒形構造１４０３は、フォトレジスト円環面１４０４およびフォトレジスト円環面１４０４の周りに同軸に配置された円筒形フォトレジスト環部１４０５を有している。
【０２０９】
フォトレジスト円環面１４０４とフォトレジスト環部１４０５との間のフォトレジストは、例えば、アッシングまたはウエット手段によって化学的に取り除かれる。
【０２１０】
スパッタリング法の使用を介して、電極を製造するための以下の記載の方法と共に、金属層１４０６は、再蒸着プロセスによって、フォトレジスト円環面１４０４の周囲に付与される。
【０２１１】
同様の方法で、内部金属層１４０７がフォトレジスト環部１４０５の周囲に形成される（図１４ｂ参照）。
【０２１２】
さらなる工程において、構造化されたフォトレジスト材料は、アッシングまたはウエット手段によって化学的に取り除かれ、その結果、二つの円筒形電極１４０８、１４０９が形成される。
【０２１３】
基板１４０１は、最後の工程において、例えば、電極材料に対して選択的であるプラズマエッチングプロセスによって、基板内の金属化が露出され、円筒形電極に電気的に接続されるまで取り除かれる。
【０２１４】
内部円筒形電極１４０８は、したがって、第一の電気端子１４１０に電気的に接続されており、他の円筒形電極１４０９は、第二の電気端子１４１１に電気的に接続されている。
【０２１５】
残留金属層１４０２は、円筒形電極１４０８、１４０９間のスパッタリングによっては依然として取り除かれておらず、最後の工程においてスパッタリング−エッチングプロセスによって取り除かれる。金属層１４０２は、同様にこの方法で取り除かれる。
【０２１６】
この例示的な実施形態にしたがって、端子１４１０、１４１１に対する金属化が基板１４０１に本方法の開始時にすでに提供されることが、このような関係において充分に言及されるべきである。
【０２１７】
図１５は、バイオセンサアレイ１５００の平面図を示しており、円筒形電極１５０１、１５０２が含まれている。
【０２１８】
第一の電極１５０１のそれぞれは、正の電位を有している。
【０２１９】
各バイオセンサアレイ１５００の第二の電極１５０２は、それぞれに隣接する第一の電極１５０１に関連して負の電位差を有している。
【０２２０】
電極１５０１、１５０２は、列１５０３および行１５０４に配置されている。
【０２２１】
第一の電極１５０１および第二の電極１５０２は、各列１５０３および各行１５０４にそれぞれ交互に配置されている。すなわち、第二の電極１５０２は、それぞれ列１５０３または行１５０４において第一の電極１５０１のすぐ隣りに配置されており、第一の電極１５０１は、それぞれ列１５０３または行１５０４において第二の電極１５０２の隣りに配置されている。
【０２２２】
このことは、円筒形電極１５０１、１５０２の高さ方向に本質的に曲がっていない電場線を有する電場が個々の電極間に生成され得ることを確保する。
【０２２３】
上記のように、非常に多数のＤＮＡプローブ分子が、それぞれ電極上に固定される。
【０２２４】
分析される溶液（図示せず）が、続いて、バイオセンサアレイ１５００に適用される場合、ＤＮＡ鎖は、電極上に固定されたＤＮＡプローブ分子とハイブリッドを形成する。
【０２２５】
このようにして、上記の酸化還元の再生利用動作の手段によって、溶液中の分析される存在または所定配列が、バイオセンサアレイ１５００を用いて順番に検出され得る。
【０２２６】
図１６は、さらなる例示的実施形態であるバイオセンサアレイ１６００を示しており、このバイオセンサアレイ１６００は、複数の立方形電極１６０１、１６０２を有している。
【０２２７】
立方形電極１６０１、１６０２の配置は、図１５に提示され上記のように説明された円筒形電極１５０１、１５０２の配置に従っている。
【０２２８】
図１７は、本発明のさらなる例示的実施形態に従うバイオセンサチップ１７００の電極配置を示している。
【０２２９】
第一電極９０１は、絶縁体層９０３上に適用され、第一電気端子９０４に電気的に接続されている。
【０２３０】
第二電極９０２は、同様に、絶縁体層９０３上に適用され、第二電気端子９０５に電気的に接続されている。
【０２３１】
図１７に示すように、この例示的実施形態に従う第二電極は、前述の第二電極と比較して異なる形状を有している。
【０２３２】
第一電極は、図１７から見られ得るように、平面電極であり、第二電極は、Ｔ字状に形成されている。
【０２３３】
各Ｔ字状の第二電極は、第一の分岐部１７０１を有している。この第一の分岐部１７０１は、絶縁体層９０３の表面１７０７に対して完全に垂直に配置されている。
【０２３４】
さらに、第二電極９０２は、第一分岐部１７０１に対して垂直に配置され、少なくとも部分的に各第一電極９０１の表面１７０３を超えて配置された第二の分岐部１７０２を有している。
【０２３５】
図１７に見られ得るように、いくつかの第一電極９０１といくつかの第二電極９０２とは、平行に接続されており、これにより、第二電極９０２がＴ字状構造になっているために、互いに隣り合わせに配置された二つの第二電極９０２、一つの第一電極９０１および絶縁体層９０３によって形成された空洞１７０４が生成されている。
【０２３６】
個々の第一電極９０１および第二電極９０２は、絶縁層９０３によって互いに電気的に絶縁されている。
【０２３７】
開口部１７０５が第二電極９０２の個々の第二分岐部１７０２の間に各空洞１７０４に対して提供されており、開口部１７０５は、電極１７０６がバイオセンサ１７００に適用される場合に電極および分析される溶液１７０６内に潜在的に含まれるＤＮＡ鎖、例えば、電解質が、開口部１７０５を介して空洞１７０４に通過し得る程度に十分大きくなっている。
【０２３８】
ＤＮＡプローブ分子１７０９は、記録されることになっている所定配列の対応するＤＮＡ鎖によってハイブリッドを形成することができ、第一および第二電極上の保持領域上に固定されている。
【０２３９】
図１７に見られ得るように、第二電極１７０８および第一電極１７０３の相互に対向する表面が、互いに完全に平行に整列され、第二電極１７０８および第一電極１７０３には、ＤＮＡプローブ分子１７０９を保持するための保持領域が設けられているため、第一電極９０１および第二電極９０２との間に電場が付与される場合に完全に湾曲がない電場線が形成される。
【０２４０】
図１８は、本発明のさらなる例示的な実施形態によるバイオセンサ１８００を示している。
【０２４１】
さらなる例示的実施形態によるバイオセンサ１８００は、上記により説明されず１７により示されたバイオセンサ１７００に完全に対応するが、ＤＮＡプローブ分子１７０９を固定する保持領域が第二電極９０２の第一分岐部１７０１の側壁上に設けられていないが、第二電極９０２の第一分岐部１７０１の表面１８０１が絶縁層９０３またはさらなる絶縁層の絶縁物質で覆われているという点で相違している。
【０２４２】
図１８に示される例示的な実施形態によると、第一電極９０１上および第二電極上９０２の保持領域は、結果として、電極の直接対向する表面上にのみ、すなわち、第二電極９０２の第二分岐部の表面１８０２上および第一電極９０１の表面１８０３上に存在する。
【０２４３】
図１９ａ〜１９ｇは、第一電極９０１および第二電極９０２をバイオセンサ１７００、１８００に製造するための個々の方法の工程を表している。
【０２４４】
基板としての絶縁層９０３において、二酸化珪素から作製される例示的な実施形態により、形成されることになっている第一電極９０１に対応する形状を有する構造が、例えばフォトレジストにより作製されたマスク層を用いることにより絶縁層９０３にエッチングされる。
【０２４５】
アッシングによるまたはウェットケミカル法によるマスク層の除去の後、事前にエッチングされた構造１９０１（図１９ａ参照）が少なくとも完全に満たされるような方法（表面１９０１が過剰に満たされてもよい（図１９ｂ参照））で、所望の電極物質の層が絶縁層９０３上の表面の広さに適用される。
【０２４６】
さらなる工程において、事前に作製された構造１９０１の外側に配置された、電極物質１９０２、好ましくは金が、化学的機械的研磨法（図１９ｃ参照）により取り除かれる。
【０２４７】
化学的−機械的研磨法の完了の後、第一電極９０１が、これにより、絶縁層９０３内に同じ高さに埋め込まれる。
【０２４８】
外側、すなわち、さらなる第二電極９０２の間または第一電極９０１の間の電極物質１９０２が、いかなる残留物を残すことなく取り除かれる。
【０２４９】
被覆層１９０３（例えば、窒化珪素から作製される）は、さらに、適切なコーティング方法（例えば、ＣＶＤ法、スパッタリング法または蒸着コーティング法）によって、第一電極９０１に適用され得る（図１９ｄ参照）。
【０２５０】
図１９ｅは、金により作製された数個の第一電極１９０１を示しており、この第一電極１９０１は、絶縁層９０３内に互いに隣り合って埋め込まれ、被覆層１９０３が上部に設けられている。
【０２５１】
さらなる工程（図１９ｆ参照）において、第二電極層１９０４が被覆層１９０３上に付与される。
【０２５２】
マスキングが完了した後、第二電極間の所望の開口部（これは、第二電極層１９０４から形成されることになっている）を考慮に入れて、所望の開口部１９０５が形成され、第二電極層１９０４が、ダウンストリームプラズマ内のドライエッチングプロセスによって、図１７または図１８に図示されるバイオセンサ１７００、１８００に一致して所望の空洞１７０４が形成されるように、エッチングされる（図１９ｇ参照）。
【０２５３】
このような状況において、被覆層１９０３が絶対的に不可欠であるわけではなく、第一電極９０１を、空洞１７０４形成中の表面上のエッチングから保護するために利点があることに留意されるべきである。
【０２５４】
代替の実施形態において、第二電極９０２のＴ字状構造は、次のように形成され得る。上述の方法による第一電極９０１の形成後、さらなる絶縁層が、ＣＶＤ法または他の適切なコーティング方法によって、第一絶縁層上または、被覆層１９０３が存在する場合には被覆層１９０３上に形成される。次いで、対応する溝が被覆層１９０３内に形成される。この溝は、Ｔ字状構造である第二電極９０２の第一分岐部１７０１に適応させるために用いられる。これらの溝は、電極物質である金で充填され、ダマシン法にしたがって、溝内および第二絶縁層上に形成された電極物質は、化学的−機械的研磨によって、Ｔ字状第二電極９０２の第二分岐部１７０２の高さに対応する所定高さ下方に取り除かれる。
【０２５５】
第二電極９０２間の開口部１７０５は、フォトリソグラフィによって形成され、絶縁物質は、次いで、少なくとも部分的に、ダウンストリームプラズマ内のドライエッチング法によって、空洞１７０４として形成されるように意図される体積から取り除かれる。
【０２５６】
上述の実施形態が、保持領域が金によって作製される電極に制限されないことがさらに指摘されるべきである。代替として、保持領域内の物質でコーティングされた一酸化ケイ素または二酸化ケイ素から作製された電極が用いられ得る。これらの物質（例えば、公知のアルコキシシラン類縁体）は、固定されることになっているプローブ分子と共有結合を形成することが可能な、アミノ、ヒドロキシ、エポキシ、アセトキシ、イソシアネートまたはスクシンイミドエステル基を、特定のリガンドでのこのような変形において含み得る。
【０２５７】
以下の出版物が本明細書において引用される。
【０２５８】
（１）Ｆ．Ｗ．Ｓｃｈｅｌｌｅｒらによって編集されたＲ．Ｈｉｎｔｓｃｈｅらの「Ｍｉｃｒｏｂｉｏｓｅｎｓｏｒｓ  Ｕｓｉｎｇ  Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ  Ｍａｄｅ  ｉｎ  Ｓｉ−Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ，Ｆｒｏｎｔｉｅｒｓ  ｉｎ  Ｂｉｏｓｅｎｓｏｒｉｃｓ，Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌ  Ａｓｐｅｃｔｓ」、Ｄｉｒｋ  Ｈａｕｓｅｒ  Ｖｅｒｌａｇ，Ｂａｓｌｅ，ｐｐ．２６７−２８３，１９９７．
（２）Ｍ．Ｐａｅｃｈｋｅらの「Ｖｏｌｔａｍｍｅｔｒｉｃ  Ｍｕｌｔｉｃｈａｎｎｅｌ  Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ  Ｕｓｉｎｇ  Ｓｉｌｉｃｏｎ  Ｆａｂｒｉｃａｔｅｄ  Ｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｄｅ  Ａｒｒａｙｓ」、Ｅｌｅｃｔｏｒｏａｎａｌｙｓｉｓ，Ｖｏｌ．７，Ｎｏ．１，ｐｐ．１−８，１９９６．
（３）Ｆ．Ｗ．Ｓｃａｌｌｅｒらによって編集されたＲ．Ｈｉｎｔｓｃｈｅらの「Ｍｉｃｒｏｂｉｏｓｅｎｓｏｒｓ  ｕｓｉｎｇ  ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ  ｍａｄｅ  ｉｎ  Ｓｉ−Ｔｅｃｈｎｏｌｉｇｙ，Ｆｒｏｎｔｉｅｒｓ  ｉｎ  Ｂｉｏｓｅｎｓｏｒｉｃｓ，Ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌ  Ａｓｐｅｃｔｓ」、Ｂｉｒｋｈａｕｓｅｒ  Ｖｅｒｌａｇ，Ｂａｓｌｅ，Ｓｗｉｔｚｅｒｌａｎｄ，１９９７．
（４）Ｐ．ｖａｎ  Ｇｅｒｗｅｎの「Ｎａｎｏｓｃａｌｅｄ  Ｉｎｔｅｒｄｉｇｉｔａｔｅｄ  Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ  Ａｒｒａｙｓ  ｆｏｒ  Ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｓｅｎｓｏｒｓ」、ＩＥＥＥ，Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ  ｏｎ  Ｓｏｌｉｄ−Ｓｔａｔｅ  Ｓｅｎｓｏｒｓ  ａｎｄ  Ａｃｔｕａｔｏｒｓ，Ｃｈｉｃａｇｏ，ｐｐ．９０７−９１０，Ｊｕｎｅ１６−１９，１９９７
【図面の簡単な説明】
【図１】  図１は、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサチップの概略図を示す。
【図２ａ】  図２ａは、分析される溶液中で記録されるＤＮＡ鎖の存在を検出し得る２つの平面的な電極の概略図を示す。
【図２ｂ】  図２ｂは、分析される溶液中で記録されるＤＮＡ鎖の非存在を検出し得る２つの平面的な電極の概略図を示す。
【図３】  図３は、従来技術による互いに入り組んだ電極を示す。
【図４ａ】  図４ａは、レドックス再循環作用の一部として、個々の状態を説明する根拠ろする従来技術によるバイオセンサの概略図を示す。
【図４ｂ】  図４ｂは、レドックス再循環作用の一部として、個々の状態が説明する根拠とする従来技術によるバイオセンサの概略図を示す。
【図４ｃ】  図４ｃは、レドックス再循環作用の一部として、個々の状態が説明する根拠とする従来技術によるバイオセンサの概略図を示す。
【図５】  図５は、従来技術による測定電流の評価を示す概略図を示す。
【図６ａ】  図６ａは、バンド制限を有する基準回路の概略図を示す。
【図６ｂ】  図６ｂは、本発明の例示の実施形態によるバンド制限を示すボード線図を示す。
【図７】  図７は、基準集積回路を有する、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサチップの概略図を示す。
【図８】  図８は、レドックス再循環作用の一部として、従来技術による回路電流の関数的な曲線を示す。
【図９】  図９は、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサを示す。
【図１０】  図１０は、互いに入り組んだ電極配列のように配列された２つの電極を有するバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１１ａ】  図１１ａは、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサを作成する方法における入り組んだ電極を通る断面図を示す。
【図１１ｂ】  図１１ｂは、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサを作成する方法における入り組んだ電極を通る断面図を示す。
【図１１ｃ】  図１１ｃは、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサを作成する方法における入り組んだ電極を通る断面図を示す。
【図１１ｄ】  図１１ｄは、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサを作成する方法における入り組んだ電極を通る断面図を示す。
【図１２ａ】  図１２ａは、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサの電極を作成する方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１２ｂ】  図１２ｂは、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサの電極を作成する方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１２ｃ】  図１２ｃは、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサの電極を作成する方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１３ａ】  図１３ａは、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサの電極を作成する方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１３ｂ】  図１３ｂは、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサの電極を作成する方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１３ｃ】  図１３ｃは、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサの電極を作成する方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１４ａ】  図１４ａは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成中の様々な時間におけるバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１４ｂ】  図１４ｂは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成中の様々な時間におけるバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１４ｃ】  図１４ｃは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成中の様々な時間におけるバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１５】  図１５は、円筒型電極を備える、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサアレイの平面図を示す。
【図１６】  図１６は、円筒型電極を備える、本発明の例示の実施形態によるバイオセンサアレイの平面図を示す。
【図１７】  図１７は、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１８】  図１８は、本発明のさらなる例示の実施形態によるバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１９ａ】  図１９ａは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１９ｂ】  図１９ｂは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１９ｃ】  図１９ｃは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１９ｄ】  図１９ｄは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１９ｅ】  図１９ｅは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１９ｆ】  図１９ｆは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１９ｇ】  図１９ｇは、本発明のさらなる例示の実施形態による作成方法の局面中のバイオセンサを通る断面図を示す。
【図１】
0003806037.tif 000002
【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図３】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図４Ｃ】
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【図５】
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【図６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図７】
0003806037.tif 000012
【図８】
0003806037.tif 000013
【図９】
0003806037.tif 000014
【図１０】
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【図１１Ａ】
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【図１１Ｂ】
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【図１１Ｃ】
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【図１１Ｄ】
0003806037.tif 000019
【図１２Ａ】
0003806037.tif 000020
【図１２Ｂ】
0003806037.tif 000021
【図１２Ｃ】
0003806037.tif 000022
【図１３Ａ】
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【図１３Ｂ】
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【図１３Ｃ】
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【図１４Ａ】
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【図１４Ｂ】
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【図１４Ｃ】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９Ａ】
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【図１９Ｂ】
0003806037.tif 000034
【図１９Ｃ】
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【図１９Ｄ】
0003806037.tif 000036
【図１９Ｅ】
0003806037.tif 000037
【図１９Ｆ】
0003806037.tif 000038
【図１９Ｇ】
0003806037.tif 000039