试料分析芯片以及使用该试料分析芯片的测量系统的制作方法

专利名称：试料分析芯片以及使用该试料分析芯片的测量系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及使用搭载了无线通信功能和光传感器功能的传感器芯片来检测或测定免疫学反应、化学反应的小型装置(器件)。
背景技术：
作为以往技术，已知在免疫学反应、化学反应的检测系统中利用显色反应、凝集反应，在检测中使用了包含光源(LED 发光二极管)和传感器(PD 光电二极管)的光学系统的可以以高灵敏度定量测量的装置。此外，检测系统中使用了化学发光的面板检查装置也被制品化。在专利文献1中，公开了在形成有传感器、具有无线收发功能的功能块的芯片上固定针对生物体物质的探头(probe)，通过传感器来检测被补充的目标(target)，通过无线收发功能向外部控制设备传达传感结果的测量装置。现有技术文献专利文献专利文献1 日本特开2004-0101253号公报

发明内容
本发明所要解决的课题在作为疾病标志物的各种蛋白质、病毒/细菌的检体检查中，为了通过省力来减少成本，利用了设置于大规模医院、检查中心的集中检查装置。另一方面，从当场得出结果的迅速性、操作简便性的观点出发，在要求迅速性的急诊、重症监护病房中的紧急检查、医院门诊的传染病检查、或要求简便性、小型性的自检(在自己家中实施的血糖值等)中，正在普及POCT (即时检验，Point of Care "Testing)。随着应用的扩大，除了迅速、简便性、小型性以外，对POCT还要求高灵敏度。为了响应该要求，提出了由使用了半导体集成电路技术、MEMS技术的传感器的信号检测系统、与用于检测的反应体系(抗原抗体反应、酶反应、 核酸杂交反应)组合而成的POCT器件。这里，问题是POCT器件中的温度变化。虽然将利用上述半导体集成电路技术、 MEMS技术而制成的集成化传感器芯片应用于POCT器件，可以实现POCT器件的高灵敏度化 (例如，专利文献1)，但是，为了使集成化传感器芯片工作而供给的电磁能量会使集成化传感器的温度上升，从而无法避免包含试剂溶液、试料溶液的POCT器件的温度变化。除了在单个传感器元件之上利用集成电路技术、MEMS技术而集成了放大器、控制电路的集成化传感器芯片中的发热的问题以外，即使是传感器元件本身没有发热的POCT器件，在用于检测目标物质的进行各种化学、生物反应的反应部与传感器集成在一起的情况下，溶液的添加、 反应热也成为温度变化的原因。这样的温度变化会给传感器元件、放大器、控制电路、或化学、生物反应带来影响，成为测定灵敏度、测定精度变差的原因。集成化传感器芯片的发热是由焦耳热引起的，因而考察由焦耳热引起的温度变化。向POCT器件供给电磁能量的方法可以为有线或无线的任一种，在这里提出了无线供给的一个例子。专利文献1的器件是从外部读出器(reader)向集成化传感器芯片通过无线来供给电磁能量。随着通过读出器侧线圈和集成化传感器芯片侧线圈的感应耦合进行的电力的供给，传感器芯片温度上升。此外，除了上述特性以外，受到外部环境、外部因素的影响， 传感器芯片本身的温度容易变化。将传感器芯片免疫层析测量中的传感器芯片的温度变化的研究结果示于图9中。图9的横轴表示时间，纵轴表示使用搭载了温度传感器的传感器芯片进行测量后的温度变化。在开始电力供给的时刻，室温为26°C，在传感器芯片本身的温度几乎达到恒定 (稳定状态)的12分钟后(Tl)，传感器芯片温度上升至57. 60C (3次测定的平均值)。如果此时刻添加用于开始化学发光反应的发光底物溶液(T2)，则取决于所添加的溶液温度， 传感器芯片本身的温度急剧地降低至343. 6°C (3次测定的平均值)。之后的化学发光反应中(距开始测定800秒 1600秒的平均)(T3)的温度为40. 8°C (3次测定的平均值)。在添加发光底物溶液的同时开始发光测量，由于此时所产生的传感器芯片的急剧温度变化而传感器芯片光电二极管暗电流发生变化，因此成为测定偏差的原因。此外，该温度变化也成为化学、生物反应的不稳定化的原因。本发明所要解决的课题是，由于该传感器芯片本身的发热而产生温度上升和由于外部因素而产生温度变化，从而传感器芯片光电二极管暗电流变得不稳定，测定偏差增大。用于解决课题的方法为了解决上述课题，在本发明中，利用热扩散介质的放热作用，通过扩散传感器芯片热来降低温度变化，将传感器特性和化学、生物反应稳定化。具体而言，通过使热传导材料与传感器芯片和试料保持载体热接触，使由传感器芯片产生的热介由热传导材料来扩散，从而抑制传感器芯片本身的温度上升和温度变化。即，试料分析芯片和系统的特征如下。(1) 一种试料分析芯片，其特征在于，具有保持固定化试料的保持载体、检测测定对象的试料与上述固定化试料的反应的传感器、和扩散由上述传感器产生的热的热扩散介质，上述热扩散介质与上述传感器热接触。(2) 一种测量系统，其特征在于，具备试料分析芯片、和与上述试料分析芯片收发信号的外部控制装置，所述试料分析芯片具有保持固定化试料的保持载体、检测测定对象的试料与上述固定化试料的反应的传感器、扩散由上述传感器产生的热并与上述传感器热接触的热扩散介质。发明的效果通过本发明，通过使由传感器芯片本身产生的热扩散，可以抑制温度上升和温度变化。通过抑制传感器芯片的温度上升和温度变化，从而具有使传感器特性稳定化的效果。 作为第二效果，通过抑制传感器芯片本身的温度上升，从而提高光电二极管灵敏度。第三效果是，通过扩散传感器芯片的发热，从而可以抑制密合于传感器芯片的生物试料保持载体上产生的反应(蛋白质间相互作用、核酸杂交、酶反应等)的温度上升，使反应稳定化、最佳化。由附图涉及的以下的本发明实施例的记载，明确了本发明的其它目的、特征和优点。


图1为显示应用了热扩散介质的放热结构的图。图2A为显示放热结构中应用了集成了信号电路的传感器芯片的情况下的结构的图。图2B同样地为显示放热结构中应用了集成了信号电路的传感器芯片的情况下的结构的图。图3A为显示放热结构中应用了集成了信号电路和无线通信电路的传感器芯片的情况下的结构的图。图;3B同样地为显示放热结构中应用了集成了信号电路和无线通信电路的传感器芯片的情况下的结构的图。图3C同样地为显示放热结构中应用了集成了信号电路和无线通信电路的传感器芯片的情况下的结构的图。图4A为显示热扩散介质的配置例的图。图4B同样地为显示热扩散介质的配置例的图。图5为显示向放热结构导入了生物试料保持基板的结构的图。图6为显示在放热结构中应用了多个传感器芯片的结构的图。图7为显示热扩散介质和传感器芯片一体化而成的结构的图。图8为显示生物试料保持载体和传感器芯片一体化而成的结构的图。图9为显示放热介质的放热效果的图。图IOA为显示传感器芯片免疫层析测量中的放热结构的图。图IOB同样地为显示传感器芯片免疫层析测量中的放热结构的图。图IlA为显示传感器芯片免疫层析测量中的放热结构的图。图IlB同样地为显示传感器芯片免疫层析测量中的放热结构的图。图12A为显示通过热扩散介质得到的传感器芯片热的扩散效果(传感器芯片的温度变化)的图。图12B同样地为显示通过扩散介质得到的传感器芯片热的扩散效果(传感器芯片的温度变化)的图。图12C同样地为显示通过热扩散介质得到的传感器芯片热的扩散效果(传感器芯片的温度变化)的图。图12D同样地为显示通过热扩散介质得到的传感器芯片热的扩散效果(传感器芯片的温度变化)的图。图12E同样地为显示通过热扩散介质得到的传感器芯片热的扩散效果(传感器芯片的温度变化)的图。图13为显示应用了热传导片的传感器芯片免疫层析测量中的信号强度比较结果的图。图14为显示应用了热传导片的传感器芯片免疫层析测量中的测定精度比较结果的图。图15为显示应用了热传导片的传感器芯片免疫层析测量中的测试部的传感器输出偏差比较结果的图。图16为显示应用了热传导片的传感器芯片免疫层析测量中的空白部(光电二极管暗电流)的传感器输出偏差比较结果的图。图17A为显示使用了树脂基板的传感器芯片免疫测定测量结构的图。图17B同样地为显示使用了树脂基板的传感器芯片免疫测定测量结构的图。图18A为显示使用了树脂基板的传感器芯片免疫测定测量中的传感器芯片的温度变化的图。图18B同样地为显示使用了树脂基板的传感器芯片免疫测定测量中的传感器芯片的温度变化的图。图19A为显示使用了树脂基板的传感器芯片免疫测定测量结果的图。图19B同样地为显示使用了树脂基板的传感器芯片免疫测定测量结果的图。图20A为显示通过包装膜(Wrap Film)得到的促进发光底物溶液扩散和提高均勻性的效果的图。图20B同样地为显示通过包装膜得到的促进发光底物溶液扩散和提高均勻性的效果的图。图20C同样地为显示通过包装膜得到的促进发光底物溶液扩散和提高均勻性的效果的图。图21为显示在放热结构中应用了高导磁率材料的结构的图。图22A为显示使用了树脂基板的传感器芯片免疫测定测量结构的图。图22B同样地为显示使用了树脂基板的传感器芯片免疫测定测量结构的图。
具体实施例方式图1的特征在于，传感器芯片101、生物试料保持载体102和热扩散介质103热接触。为了进一步提高热扩散效果，优选进行密合。104为抗体固定部。该图1中显示传感器芯片101不仅与扩散由本身产生的热的热扩散介质103密合，而且与作为测量对象的生物试料的反应场所的生物试料保持载体102密合。在生物试料保持载体102中，针对作为测量对象的生物试料，将例如抗体作为固定化试料固定化。生物试料保持载体102上的抗体固定化部104和传感器芯片101以密合的方式配置，使热扩散介质103密合于传感器芯片 101。由此，是使生物试料保持载体102、传感器芯片101、热扩散介质103热接触，使由传感器芯片产生的热通过热扩散介质扩散的结构。可以使用如图2A、2B所示集成了传感器部202、和用于信号处理的传感器模拟电路107、控制逻辑电路212、接口电路213的传感器芯片105，或者可以使用如图3那样除了传感器部202和用于信号处理的传感器模拟电路107、控制逻辑电路212、接口电路213以夕卜，还集成了 RF电路214、谐振电路215的传感器芯片108。优选使热扩散介质103如图4A所示密合于传感器芯片101。然而，如图4B所示，通过使热扩散介质103密合于生物试料保持载体102，也具有介由生物试料保持载体102扩散传感器芯片101的发热的效果。此外，通过使热扩散介质110如图5所示密合于传感器芯片101、生物试料保持载体102和支持基板111，可以从支持基板111有效率地扩散传感器芯片热。在使用多个传感器芯片的情况下，如图6所示为了扩散由各个传感器芯片101、 112产生的热，一样地使热扩散介质113热接触。通过使用传感器芯片101如图7那样与热扩散介质114物理接触而且在热扩散介质114中装入传感器芯片101并一体化而成的结构，此外通过使用如图8那样由热扩散介质114和生物试料保持载体102 —体化而制成放热型生物试料保持载体115的结构，从而可以实现放热效率的提高和均热化。这里，固定化抗体被固定化于放热型生物试料保持载体的一部分104。(实施例1)首先参照图10AU0B对应用了传感器芯片的免疫层析测量的基本放热结构进行说明。图IOA显示放热结构的截面图，图IOB显示平面图。在生物试料保持载体203中固定化有针对作为测量对象的生物试料的抗体。以生物试料保持载体203上的抗体固定化部 204与传感器芯片传感器部202 —致的方式配置传感器芯片201，使热扩散介质205密合于传感器芯片201。(在图中，为了容易观察，稍微留有间隔)热扩散介质205不仅密合于传感器芯片201和生物试料保持载体203，而且密合于生物试料保持基板211。由此，使生物试料保持载体203、传感器芯片201、热扩散介质205热接触，使由传感器芯片201产生的热通过热扩散介质扩散。由添加部208添加的生物试料和试剂在生物试料保持载体203中扩散，通过吸收垫206被吸收。由此，生物试料和试剂与抗体固定化部204上的抗体以取决于生物试料保持载体203特性的流速进行反应。此外，未反应的试剂和生物试料迅速地通过吸收垫206被吸收。接下来，参照图11所示的应用了传感器芯片的免疫层析测量放热结构对实施例1 进行说明。在本发明中，将作为妊娠标志物、肿瘤标志物而使用的人绒毛膜促性腺激素 (human chorionic gonadotorin ;hCG)作为测量对象，应用在固定化抗体中利用了抗 hCG-α 亚基抗体(Human Chorionic Gonadtropin Anti-alpha subunit 6601 SPR-5,Medix Biochemica)、在碱性磷酸酶修饰抗体中利用了抗hcg-β亚基抗体(Human Chorionic Gonaftropin Monoclonal Anti hcg-β , 5008SP-5,Medix Biochemica)的夹^、法来实施免疫层析测量。在检测方法中应用使用了 1，2_ 二氧杂环丁烷(l，2-di0Xetane)系发光底物 (CDP4tar，Tropix)的化学发光。适合用作生物试料保持载体的膜部件301的测试部302为固定化有针对作为测量对象的生物试料的抗体的区域，空白部303为未固定化有针对作为测量对象的生物试料的抗体的区域。空白部303以从溶液添加部304的扩散条件和化学发光反应条件与在测试部 302中的条件相同为前提。在图IlAUlB中，将夹有溶液添加部304并与测试部302对称地设置的区域作为空白部303。在图IlAUlB中，作为生物试料保持载体，应用材质为PES(聚醚砜， polythersulfone)、孔径为0. 8 μ m的膜部件301。将膜部件中央部作为溶液添加部304，在膜部件301的两端配置吸收垫305，吸收从膜部件301渗出的过剩溶液。在膜部件301上配置用于促进生物试料、试剂扩散、防止生物试料保持载体干燥的包装膜(材质聚丙烯/尼龙，热导率聚丙烯0. 17 0. 19W/m ·Κ，尼龙0. 24W/m · k) 306，从包装膜306上以传感器部 307密合在测试部302上的方式配置测试用传感器芯片308。同样地，以传感器部307密合在空白部303上的方式配置空白用传感器芯片313。在图11中，为了检测通过碱性磷酸酶进行的化学发光反应，应用搭载了光传感器的带有无线功能的传感器芯片。在传感器芯片308、313上配置长条状(25X2. 5mm)的热传导片(材质硅凝胶，热导率0. 8ff/m · k) 309，使热传导片309的一部分密合于保持膜部件 301的基板(材质玻璃，热导率1. OW/m· K) 310上。图11A、IlB所示的传感器芯片热的放热结构是具有下述特征的结构作为生物试料保持载体的膜部件301、传感器芯片308、 313、热传导片309这3者热接触。接下来，参照图12A 12E来说明通过热扩散介质得到的传感器芯片热的放热效果(传感器芯片的温度变化)。图12A 12E为使用图IlAUlB所示的放热结构来研究使用了传感器芯片的免疫层析测量中的传感器芯片的温度变化的结果。横轴表示时间，纵轴表示使用搭载了温度传感器的传感器芯片进行测量后的温度变化。首先，使用(a)热传导片 (材质硅凝胶，热导率:0. 81ff/m · K)和(c) α凝胶(材质α凝胶，热导率0. 18ff/m · K) 作为热扩散介质，来验证由传感器芯片产生的热的放热效果。接下来，为了在(b)、(d)中进一步提高放热效果，除了(a) (c)以外，验证在使热扩散介质的一部分密合于铝箔(材质 铝，热导率236W/m*K)的情况下的放热效果。如图12(e)所示，在应用了热传导片的情况的(a)、(b)中，与未应用热扩散介质的情况相比，传感器芯片的温度稳定的12分钟后(Tl) 的温度被抑制至24. 9 31. 8°C。此外，伴随溶液添加的传感器芯片的温度变化幅度(T4 = T1-T3)也减小至8. 1 8. 4°C。同样地在应用了 α凝胶的情况的(c)、(d)中，Tl的温度减小至42. 7 40. 43. 9°C，T4的温度减小至3. 7°C，无论在哪一情况下，都确认了放热效果。以下，参照图13、图14、图15、图16对图11A、IlB所示的放热结构所具有的效果进行说明。首先，参照图13对信号强度的效果进行说明。图13显示由应用了传感器芯片的免疫层析测量而绘制的hCG抗原的标准曲线(N = 5)。横轴显示抗原浓度，纵轴显示信号强度(电子数)。这里求得的信号强度表示从测试部的发光强度减去空白部的发光强度而得的值。与未配置热传导片的情况(无热传导片)相比，在配置热传导片而实施传感器芯片热的放热对策的情况下(有热传导片)，各抗原浓度下的信号强度上升，检测到0. 5mIUml 作为检测下限。参照图14来说明对测定精度的传感器芯片的放热对策效果。由图13中求得的hCG 抗原的标准曲线求出信号强度的平均值(MEAN)、标准偏差(SD)、偏差(CV)，将比较测定精度的图示于图14中。在未配置热传导片的情况下(无热传导片)，0.5 5000mITO000mIU/ ml下的偏差(CV)高达40 100%，但通过实施利用热传导片进行的传感器芯片的放热对策，偏差(CV)降低至30 50%。参照图15、图16来说明对测试部和空白部中的传感器输出偏差的传感器芯片的放热对策效果。由图13中求得的hCG抗原的标准曲线数据求出测试部中的发光强度的平均值(MEAN)、标准偏差(SD)、偏差(CV)，将比较测试部中的传感器输出偏差的图示于图15 中，同样地将比较空白部中的传感器输出偏差的图示于图16中。通过在测试部和空白部都配置热传导片，传感器输出偏差稳定化。这里算出的传感器输出是指从测试部中的传感器输出减去空白部中的传感器输出(光电二极管暗电流)而得的值。因此，通过降低各部中的传感器输出偏差，从而提高测定精度。此外认为，关于信号强度的增加，通过应用热传导片而抑制了温度上升，从而引起光电二极管灵敏度提高、免疫反应中的抗体的失活比例减少和/或抗原的变性比例减少、或者酶反应中的酶失活比例减少和/或底物的变性比例减少等。由图13、图14、图15、图16的结果表明了，使用了传感器芯片的免疫层析测量中的测定精度的降低与由传感器芯片的温度上升而产生的光电二极管暗电流的不稳定化相关。 而且表明了，作为针对该现象的对策，通过使用了热传导片的传感器芯片热的放热结构来抑制传感器芯片温度的变化是有效的。(实施例2)传感器和信号处理电路的集成型将在具有集成型传感器的POCT器件中应用了放热结构的测量装置的实施例示于图2A中。测量装置120的主要构成要素为集成化传感器芯片105和外部的控制器209、 生物试料保持载体102、形成于生物试料保持载体102中的抗体固定部104、和热扩散介质 103。在测量时，使用与检测对象物特异性结合的2种抗体(第1抗体和第2抗体)。如果将包含检测对象物的试料溶液滴加至生物试料保持载体102，则检测对象物被固定化抗体 (第1抗体)捕捉。这里如果滴加经催化化学发光的酶修饰的第2抗体，则形成包含第1 抗体-检测对象物-第2抗体的夹层结构，在抗体固定部104中根据检测对象物的浓度而积累酶。这里，如果在生物试料保持载体102中流过该酶发挥催化作用的化学发光底物，则在抗体固定部104中产生化学发光，通过集成化传感器芯片105上的传感器(本实施例中为光电二极管)202来检测与检测对象物对应的化学发光。在该实施例中，通过有线106来进行对集成化传感器芯片105的电力供给和信号的收发。图2B显示测量装置的功能框图。 通过来自控制器209的控制指令来控制集成化传感器105。通过接口块213来解调控制指令，通过控制逻辑电路块212进行解码，通过传感器接口(传感器IF)来控制传感器模拟电路块107。在作为生物试料保持载体102的一部分的抗体固定部104中预先固定有与检测对象物特异性结合的抗体。生物试料保持载体102中通过传感器202检测试料、接着发光底物而得的信号通过包括AD转换器(ADC)和放大器(amplifier)的传感器模拟电路块107 而被放大，然后转换为数字电信号。数字化后的检测信号在控制逻辑电路块212中被编码， 在接口块213中被调制，发送至外部控制装置209中。(实施例3)具备无线通信的集成型传感器芯片作为在具有集成型传感器的POCT器件中应用了放热结构的测量装置的实施例， 将在作为电磁能量的供给和控制指令、测量数据的收发的方法而使用了无线的POCT器件中应用了放热结构的测量装置121示于图3A中。由集成化传感器芯片108、生物试料保持载体102、读出器线圈109、读出器210、PC217构成。这里，读出器210和PC217承担图2A、 2B中的外部控制器209的传感器芯片控制功能。图:3B显示功能框图。通过来自隔着读出器210的PC217的控制指令来控制集成化传感器芯片108。控制指令从连接于传感器芯片的芯片线圈216经过谐振电路块215由RF电路块214解调，通过控制逻辑电路块212进行解码，通过传感器接口(传感器IF)来控制传感器模拟电路块107。在作为生物试料保持载体102的一部分的抗体固定部104中预先固定有与检测对象物特异性结合的抗体。在图 3A中描绘了抗体仅仅固定化于生物试料保持载体102的抗体固定部104的方式，但实际上除了传感器芯片108的传感器部202区域以外，还可以固定于表面和背面以及侧面的一部分或整个面。其原因是，图3A所示的测量装置的表面除了传感器部202以外还形成有保护膜，固定于保护膜上的抗体并未对测量装置的工作带来显著的影响。在生物试料保持载体 102中通过传感器202检测试料、接着发光底物而得的信号通过包含AD转换器(ADC)和放大器的传感器模拟电路块107被放大，然后转换为数字电信号。被数字化后的检测信号在控制逻辑电路块2121中被编码，在接口块213中被调制，发送至外部控制装置209。在控制逻辑电路块212中设置有用于存储或生成从多个传感器芯片中指定特定的传感器芯片的识别码(UID:unique identifier)的UID电路。各传感器芯片108具有不同的UID。由此， 可以通过一组PC217、读出器210来控制多个传感器芯片108。图3C显示使用一组PC217、 读出器210同时测量多个传感器芯片的测量装置122。使UID乘载于电磁波、磁场变化或电场变化的任一种，从PC217经过读出器210发送至各传感器芯片108。该UID到达位于线圈109的通信范围内的多个传感器芯片108a、108b，被各传感器芯片108中形成的天线 216接收，经过整流检波、解调电路与预先写入各传感器芯片108内的固有的UID对照。在各传感器芯片108的控制逻辑电路块212内的对照电路中进行对照。传感器芯片108内的各电路块、传感器所消耗的电力由直流电源供给，所述直流电源通过装置上的芯片线圈216 来接收从读出器210传送的电磁波、磁场变化或电场变化的任一种，并由RF电路块214内的由整流电路和平滑电路、调压器构成。(实施例4)参照图IlAUlB对实施例4进行说明。搭载了光传感器的测试用传感器芯片308 以光传感器部307与固定化了的抗原302密合的方式配置。作为生物试料保持载体的膜部件301成为抗原抗体反应和利用酶进行的化学发光反应的场所，优选为不易受到由传感器芯片产生的热的影响的环境。因此，如图IlA所示，使热传导片309密合于传感器芯片背面(光传感器部的相反侧)312，使热传导片309的一部分与作为生物试料保持基板的载片 (slide glass) 310接触。由此，由传感器芯片产生的热介由热传导片309从载片310有效率地放热，从而抑制向作为生物试料保持载体的生物试料保持载体301侧热扩散。作为使热扩散介质309不是密合于传感器芯片303、313而是密合于生物试料保持载体301的结构，也可以期待由传感器芯片308、3131产生的热的扩散效果，在生物试料保持载体301上的反应的温度依赖性比较小的情况下是有效的。(实施例5)参照图11A、1 IB对实施例5进行说明。在图IlAUlB中，将生物试料保持载体301 配置在作为支持基板的载片310上，在生物试料保持载体301上配置包装膜306，在其上配置传感器芯片308、313。热传导片309密合于传感器芯片308、313和载片310，与生物试料保持载体301热接触。由于各热导率为生物试料保持载体301 (PEQ :0. 18W/m*K、包装膜 306(主成分聚丙烯/尼龙):0. 17 0. 24W/m*K、传感器芯片308、313 (主成分硅):168ff/ m· K、载片310(普通玻璃)1.01/111*1(、热传导片309(主成分硅凝胶)0. 8W/m · K，因此由传感器芯片308、3131产生的热沿着热传导片309利用热导率高的载片310有效率地被扩散。这里，应用玻璃基板作为支持基板310，但只要是与热传导片309相比热导率高的材质，则使用支持基板作为热扩散介质可以获得与热传导片309同样的放热效果。(实施例6)多个传感器使用参照图IlAUlB对实施例6进行说明。在图IlAUlB中，从测试部(抗体固定部)302和空白部303之间添加测量对象样品(生物试料)和试剂类。在图IlA中，为了使测试部302和空白部303中的化学发光反应为相同条件，相同地设计从添加部304至各部的距离(扩散条件)。这里所设计的距离取决于所应用的化学发光底物(⑶Pltar)在薄膜(membrane)中的扩散距离。在图IlAUlB中，在使用将薄膜的多孔质结构的表面疏水化而促进发光底物(CDP-Atar)在薄膜内的扩散的增强剂(Nitro Block II，Tropiχ)的条件下，从添加部304至测试部302和从添加部304至空白部303的距离范围(扩散范围)在 0 5mm以内。关于测量对象样品(生物试料)和试剂类的添加部位置，只要到测试部302 和空白部303的距离条件相同即可，也可以是测试部302与空白部303之间以外的位置。(实施例7)与热扩散介质一体化参照图7对实施例7进行说明。传感器芯片101为了扩散本身的发热而需要与热扩散介质114进行热接触。关于通过热扩散介质114得到的效果，与发热源间接地接触相比，直接地接触的情况更有效果，其接触面积越大，越有效果。因此，如图7所示，在热扩散介质114中装入了传感器芯片101的结构是更有效果的结构。(实施例8)与生物试料保持载体一体化参照图17A、17B、图18A、18B、图19A、19B对实施例8进行说明。图17A、17B显示采用使用了树脂基板的传感器芯片的免疫层析测量结构。图17A显示从溶液添加部409观察到的截面图，图17B显示平面图。图17A、17B中应用的树脂基板404的材质为环状聚烯烃(C0C，热导率0.21W/m*K)。树脂原材料由于加工容易，因此应用在抗体固定部403正下方未固定化测试用传感器芯片401和抗体的区域，空白用传感器芯片402埋入了树脂基板 404的结构。在树脂基板404上保持有从溶液添加部409添加的生物试料和试剂，并且导入有形成有效反应场的流路406。(在图中，为了易于观察而留有间隔)流路406形成高度 0. 02mm、宽度5mm、长度IOmm的流路，在埋入到树脂基板404中的测试用传感器芯片401和空白用传感器芯片402上形成有流路。在流路406的溶液添加部409侧配置有样品垫407、 在溶液排出侧配置有吸收垫408。在样品垫407中可以使用如图22A所示包含酶标记了的二抗的结合垫(conjugate pad)410。此外，可以如图22B那样叠层结合垫410。配置于溶液排出侧的吸收垫408除了吸收所添加的生物试料和试剂的过剩部分以外，还具有控制溶液流速的作用。通过改变吸收垫408的材质、规格、配置位置，可以获得控制在流路内流动的溶液的流速的效果。可以代替吸收垫408而装配泵来进行溶液的排出和流速的控制。为了使传感器芯片401、402密合于树脂基板404，在树脂基板404下配置有传感器芯片支持基板410。在图17A、17B中，在该传感器芯片支持基板410中应用与树脂基板404相同的COC 树脂，但如果是热导率更高的材质，则可以获得更有效率的放热效果。在图18A、18B中显示使用搭载了温度传感器的传感器芯片，应用了图17A、17B所示的树脂基板的测量结构中的传感器芯片本身的温度变化。如果从读出器线圈405向传感器芯片401、402开始供给电力， 则由于传感器芯片401、402的发热，传感器芯片温度从室温逐渐地开始上升。传感器芯片温度变为恒定，光电二极管暗电流稳定化的温度(Tl)为33°C。接着，如果添加发光底物溶液，则取决于溶液温度而温度降低，发光反应中(平均1000 1800秒)温度(T3)降低至30. 4°C。这样，在树脂基板404与传感器芯片401、402热接触的状态下，传感器芯片 401,402从室温的温度上升被抑制至7°C，由溶液添加导致的温度变化(T4 = T1-T3)也减小至2. 6°C。以上结果显示，树脂基板404为与热扩散介质同样地具有放热效果的材质。此外，树脂也是可以通过在树脂表面进行蛋白质无吸附处理而适合用作生物试料保持载体的材质。图19显示将实施了蛋白质无吸附处理的COC树脂基板505作为生物试料保持载体而应用的传感器芯片免疫层析测量的实施例。图19A为将树脂基板505的背面切削加工并埋入传感器芯片501、502的结构。将光传感器部503、504朝向进行了蛋白质无吸附处理的表面而埋入到传感器芯片501、502中。将固定化有针对测量对象的抗体的区域作为测试部506，将未固定针对测量对象的抗体的区域作为空白部507。图19B显示使用图 19A的结构将hCG抗原500mIU/ml作为测量对象而实施了免疫测定的结果。横轴表示时间， 纵轴表示由光传感器芯片发送的光电二极管输出值。测试509为将来自测试部的信号用传感器芯片501进行测量得到的结果，空白510为将空白部的信号用传感器芯片502进行测量得到的结果。添加发光底物溶液，然后检测到测试509中的大幅度的输出增加和空白510 中的少量输出，证实使用了树脂基板结构的传感器芯片免疫测定测量。由以上结果可知，如树脂基板那样具有与热扩散介质同样效果的材质的情况下， 可以作为具有放热效果的生物试料保持载体与传感器芯片一体化。(实施例9)参照图20所示的包装膜的促进发光底物溶液扩散和提高均勻性的效果对实施例 9进行说明。图20中显示将在图11所示的结构中在作为生物试料保持载体的膜部件307 上配置包装膜312、在包装膜312上配置传感器芯片301、304并物理分离的情况与在膜部件 307上直接配置传感器芯片301、304(未插入包装膜31 的情况进行比较得到的数据。在图20A、20B中，实施hCG抗原浓度0. 8ng/ml下的传感器芯片免疫层析测量，通过CXD摄像机观察膜部件上的发光底物的分布。在未配置包装膜的情况下的图20A中，在传感器芯片的边缘滞留发光底物，产生非常高的背景(background)。另一方面，在膜部件上配置了包装膜的情况下的图20B中，在传感器芯片边缘观察到的滞留现象消除。此外，在图20C所示的 hCG抗原浓度0. lng/ml下的传感器芯片免疫层析测量数据中，显示通过配置包装膜而信号强度增加，由这些结果确认了通过包装膜得到的促进发光底物扩散的效果。通过搭载了光传感器的传感器芯片进行的化学发光测量的特征在于，光源与光传感器光学耦合。因此，只要是不阻碍光学耦合的材质或结构即可，可以是除了包装膜以外的材质。在本发明中应用的传感器芯片的光传感器中应用了硅光电二极管(SPD ;SilliCOn Photo Diode)，灵敏度波长范围(分光灵敏度特性)为190 1100，只要不阻碍该范围的波长的材质即可，则对发光测量没有影响。(实施例10)参照图12A、12B、12C、12D、12E对实施例10进行说明。在图12B、12D中，对将热扩
散介质的一部分进一步与热导率高的铝接触的情况下的放热效果进行研究。具体而言，图12B显示使热传导片密合于传感器芯片和载片，进一步将热传导片的末端密合于铝箔的情况下的传感器芯片的温度变化的研究结果。图12D显示将热传导片变为α凝胶同样地研究传感器芯片的温度变化的结果。与仅使用热传导片的图12Α相比，在使热传导片的一端密合于铝箔的情况下的图12Β中，传感器芯片的温度变为恒定的温度(Tl)降低6. 9°C，传感器芯片的温度变化幅度(T3)也降低0.3°C。由该结果确认了，通过使热扩散介质的一部分密合于热导率高的铝，具有使由传感器芯片产生的热更有效率地扩散的效果。这里，虽然应用了铝，但是只要是具有比所使用的热扩散介质高的热导率的材质(金、银、铜、铁、钼、水晶等)，就可以预计有效率的放热效果。(实施例11)为了以使传感器芯片308、313的发热尽量不传导至生物试料保持载体301的方式扩散热，优选如图11所示热扩散介质309为具有比生物试料保持载体301大的热导率的材质。在图11中，作为生物试料保持载体301，应用膜部件(PES薄膜)，热导率为0. 18W/m*K。 因此，作为使用了传感器芯片308、313的测量中的热扩散介质309，热导率优选为0. 2W/m ·Κ 以上。(实施例I2)在应用了传感器芯片的免疫层析测量中算出的信号强度是指从测试部中的发光强度减去空白部中的发光强度(光电二极管暗电流)而得的值。因此，以测试部和空白部中的测量条件相同作为前提。如图11所示，配置于测试部302和空白部303的传感器芯片 308,313的位置配置在距离添加部304相同的距离。关于配置于传感器芯片308、313上的热传导片309，也可以在传感器芯片308、313上配置调制成相同大小(2. 5mmX 25mm)的热传导片。以上那样应用了热传导片309的放热结构的特征在于，测试部302和空白部303中的热扩散效率为相同条件。(实施例I3)参照图IlAUlB对实施例13进行说明。对传感器芯片308、313的电力供给和通信优选为通过设置于生物试料保持载体下侧的读出器线圈311与芯片线圈的感应耦合而从读出器供给的形态。在图IlAUlB中，应用将硅凝胶作为主成分的热传导片309。关于如图12A、12B、12C、12D、12E 图16所示的以硅凝胶作为主成分的热扩散介质，在图IlAUlB 所示的结构中，未观察到对于向传感器芯片308、313的电力供给和通信的影响。(实施例14)对在实施例1、实施例10、实施例13中作为热扩散介质的材料使用了硅凝胶、α 凝胶的传感器芯片放热结构进行说明。一般而言，金属等电导率高的材料的热导率高，但会阻碍无线通信中的载波的传播，因此不优选。上述硅凝胶的电导率为5.0Χ1012Ω 左右，不阻碍载波的传播。除了一般作为热扩散介质的硅凝胶以外，可以通过使用电导率为 1.0Χ106Ω · cm以下的材料来维持无线通信同时获得热扩散的效果。(实施例15)作为除了实施例14以外的实施例，如图21所示可以使用高导磁率材料705。作为高导磁率材料，可列举 ^-Μ合金、铁氧体等。根据该结构，即使在使用了电导率高的热扩散介质704的情况下，也可以使磁力线充分地贯通传感器芯片701的线圈。(实施例16)
参照图13对实施例16进行说明。图13显示根据实施例1绘制的hCG抗原的标准曲线。图13中适合用作生物试料保持载体的PES薄膜进行了适于通过共价键固定化蛋白质的表面修饰。同样地关于图17A、17B所示的树脂基板404，通过进行蛋白质无吸附处理而适合用作生物试料保持载体。图18A、18B显示作为使用了树脂基板的实施例的、通过搭载了温度传感器的温度传感器芯片进行的温度的测量例。此外，图19A、19B显示使用搭载了光传感器的光传感器芯片的免疫测定结果。作为测量对象，使用hCG抗原(浓度500mIU/ ml)。在图19A、19B中，将实施了适于蛋白质的固定化的表面修饰的环状聚烯烃(COC)树脂 505用作生物试料保持载体。通过固定抗hCG-α亚基抗体，与实施例1同样地通过使用了经碱性磷酸酶修饰的抗hCG-β亚基抗体的夹心法来实施免疫测定。在树脂基板修饰面的相反侧设置凹部，将光传感器部503、504朝向修饰面而埋入到传感器芯片501、502中。图 19Α显示测试用传感器芯片501和空白用传感器芯片502的树脂基板配置图。在树脂基板上的测试部506，在与传感器芯片光传感器部一致的位置固定化有抗体。为了防止由测试部产生的发光的干扰(cross talk)，在测试部506和空白部507之间设置有吸收或阻断光的区域508。图19B为使用图19A所示的结构而实施了的hCG抗原浓度500mIU/ml下的免疫测定结果。横轴表示时间，纵轴表示通过光传感器芯片发送的光电二极管输出值。测试509 显示将来自测试部的信号用传感器芯片501测量而得的结果，可以检测测试部506中的发光。关于玻璃基板，还可以通过实施表面处理来用作生物试料保持载体。关于DNA芯片等中使用的基板，在表面修饰了的玻璃基板上固定化有作为测量对象的核酸等。关于传感器芯片(半导体)，还可以通过在传感器芯片光传感器部面实施适于蛋白质或核酸的固定化的表面修饰，从而适合用作生物试料保持载体。(实施例17)在图12A、12B、12C、12D、12E和图19A、19B中，实施了在生物试料保持载体上固定化抗体蛋白质、使用了抗原蛋白质作为生物试料的免疫层析测定，但同样也可以是将血液、 血清等用作生物试料的免疫层析。此外，通过将细胞、组织的粗提取液、蛋白分级液用作生物试料，也可以进行新的蛋白质和功能未知的蛋白质的筛选。此外，作为固定化的蛋白质， 在使用某些疾病的特异性靶蛋白质的情况下，也可以在生物试料中使用低分子化合物进行新药候选先导化合物的筛选。作为将蛋白质以外的物质作为生物试料固定在生物试料保持载体上的例子，在固定化了核酸(DNA、RNA、寡)的情况下，还可以是与特定的目标序列特异性相互作用的蛋白质的筛选等。(实施例18)在实施例1中说明了通过热传导片得到的传感器芯片热的扩散作用对于传感器芯片的光电二极管暗电流的稳定化是有效果的。在图12A、12C、12E中，显示了通过热扩散介质(热传导片、α凝胶)得到的传感器芯片热的扩散效果。如图12Ε所示，对由传感器芯片产生的热没有采取任何对策的情况下(无放热对策)，传感器芯片的温度变化幅度(Τ4) 为16. 8°C。在未采取该放热对策的传感器芯片免疫层析测量中，如图14所示传感器芯片的光电二极管暗电流产生偏差。另一方面，如图12A所示使热传导片密合于传感器芯片而使传感器芯片热扩散的情况下，传感器芯片的温度变化幅度(T4)降低至8. 1 8.4°C，在应用了该放热结构的传感器芯片免疫层析测量中，如图15、图16所示确认了传感器芯片的光电二极管暗电流的稳定化。由以上结果可知，在应用传感器芯片的测量中，反应前后的温度变化幅度(T4)优选为10°C以下。(实施例19)如实施例8所说明的那样，树脂可以通过在表面进行蛋白质无吸附处理而适合用作生物试料保持载体。此外，图17A、17B 图19A、19B中应用的COC树脂的热导率为0. 2 Iff/ πι·Κ，如图18Α、18Β所示树脂基板具有与热扩散介质同样的效果。因此，在应用了树脂基板的情况下，成为生物试料保持载体和放热介质一体化而成的结构。产业可利用性本发明所记载的传感器芯片可以用于例如将传感器、信号处理电路、无线通信电路集成于2. 5mmX2. 5mm的元件上的非常小型、廉价的测量装置。可以提供使该传感器芯片与简便的免疫层析技术融合成的传感器芯片免疫测定测量技术。该技术通过在抗原抗体反应的检测中采用化学发光，使用搭载了光传感器的传感器芯片进行测量，从而成为能够进行高灵敏度化和定量化的多个项目同时测定的新检查系统。上述记载虽然提出了实施例，但本发明不限于此，本领域技术人员明确了，在本发明的精神和所附的权利要求的范围内可以进行各种变更和修正。符号的说明101 传感器芯片102 生物试料保持载体102a 生物试料保持载体a102b 生物试料保持载体b103 热扩散介质103a 热扩散介质a103b 热扩散介质b104 抗体固定部104a 抗体固定部a104b 抗体固定部b105 集成了信号电路的传感器芯片106 配线107 控制/记录器108 集成了信号电路和无线通信电路的传感器芯片108a 集成了信号电路和无线通信电路的传感器芯片a108b 集成了信号电路和无线通信电路的传感器芯片b109 读出器线圈110 与生物试料保持基板连接的热扩散介质111 支持基板112 传感器芯片2113 与多个传感器芯片一样地连接的热扩散介质114 装入传感器芯片的形式的热扩散介质
115放热型生物试料保持载体120包含传感器芯片的测量装置121包含传感器芯片的测量装置122包含传感器芯片的测量装置210传感器芯片202传感器部203生物试料保持载体204抗体固定部205热扩散介质206吸收垫207读出器线圈208添加部209外部控制器210读出器211生物试料保持基板214电路块215谐振电路块216芯片线圈301生物试料保持载体302抗体固定部(测试部)303空白部304溶液添加部305吸收垫306包装膜307光传感器部308测试用传感器芯片309热扩散介质310支持基板311读出器线圈312传感器芯片背面401测试用传感器芯片402空白用传感器芯片403抗体固定部404树脂基板405读出器线圈406流路407样品垫408吸收垫409溶液添加部
17
410测试用传感器芯片光传感器部411空白用传感器芯片光传感器部501测试用传感器芯片502空白用传感器芯片503测试用传感器芯片光传感器504空白用传感器芯片光传感器部505树脂基板506抗体固定部(测试部)507空白部508干扰防止区域509传感器芯片501的输出值(电子数/秒)510传感器芯片502的输出值(电子数/秒)601测试部602空白部603测试部604空白部701传感器芯片702生物试料保持载体703抗体固定部704热扩散介质705高导磁率材料706读出器线圈。
权利要求
1.一种试料分析芯片，其特征在于，具有保持固定化试料的保持载体，检测测定对象的试料与所述固定化试料的反应的传感器，和扩散由所述传感器产生的热的热扩散介质；所述热扩散介质与所述传感器热接触。
2.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，所述传感器具有信号检测部和信号处理部。
3.根据权利要求2所述的试料分析芯片，其特征在于，所述传感器还具有无线通信部。
4.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，所述热扩散介质通过与所述保持载体或/和所述传感器进行物理接触来热接触。
5.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，具有保持所述保持载体的基板， 所述热扩散介质与所述基板接触。
6.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，具备试料测定用的传感器和空白用的传感器作为所述传感器，在所述试料测定用的传感器与所述空白用的传感器之间具有用于添加所述测定对象的试料的槽。
7.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，所述传感器装入到所述热扩散介质中。
8.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，所述保持载体是扩散由所述传感器产生的热的所述热扩散介质。
9.根据权利要求1所述的试料分析试剂盒，其特征在于，在所述传感器与所述保持载体之间具有将被添加的所述测定对象的试料扩散的层。
10.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，所述热扩散介质包含铝层。
11.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，所述热扩散介质具有0.2ff/m -K 以上的热导率。
12.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，所述热扩散介质同等地扩散由所述传感器和所述空白用的传感器产生的热。
13.根据权利要求1的试料分析芯片，其特征在于，所述热扩散介质包含硅凝胶。
14.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，所述热扩散介质为电阻率 100 Ω cm以上的材质。
15.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，在所述传感器与所述热扩散介质之间具有高导磁率材料的层。
16.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，所述保持载体是半导体、多孔质膜、玻璃、树脂中的任一种。
17.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，所述测定对象的试料是生物高分子、低分子化合物中的任一种。
18.根据权利要求1所述的试料分析芯片，其特征在于，在所述反应的前后，所述保持载体的温度变化为10°C以下。
19.根据权利要求1记载的试料分析芯片，其特征在于，所述保持载体具有0.2ff/m · K 以上的热导率。
20. 一种测量系统，其特征在于，具备试料分析芯片、和与所述试料分析芯片收发信号的外部控制装置，所述试料分析芯片具有保持固定化试料的保持载体、检测测定对象的试料与所述固定化试料的反应的传感器、和扩散由所述传感器产生的热并与所述传感器热接触的热扩散介质。
全文摘要
根据作为传感器芯片的基本特性的温度依赖性，随着电力的供给，传感器芯片本身的温度上升。而且，如果在温度上升变为稳定状态，传感器芯片光电二极管暗电流变为恒定的时刻，添加化学发光反应试剂，则依赖于试剂温度，传感器芯片温度发生急剧的变化。此时，传感器芯片光电二极管暗电流发生显著的偏差。通过利用热扩散介质的放热作用使传感器芯片的温度变化为最低限度，从而使传感器芯片光电二极管暗电流的偏差(不稳定化)降低。
文档编号G01N21/75GK102460128SQ201080027830
公开日2012年5月16日 申请日期2010年6月15日 优先权日2009年6月24日
发明者内田宪孝, 原田邦男, 白鸟亚希子, 矢泽义昭, 藤田毅 申请人:株式会社日立制作所