JP5494395B2

JP5494395B2 - バイオセンサ

Info

Publication number: JP5494395B2
Application number: JP2010217873A
Authority: JP
Inventors: 樋口　　拓也; 克行甕
Original assignee: Dai Nippon Printing Co Ltd
Current assignee: Dai Nippon Printing Co Ltd
Priority date: 2010-09-28
Filing date: 2010-09-28
Publication date: 2014-05-14
Anticipated expiration: 2030-09-28
Also published as: JP2012073102A

Description

本発明はバイオセンサに関し、特に、電界効果トランジスタを利用したバイオセンサに関する。

血液や細胞等の生体試料やその中の特定成分について迅速かつ簡便に濃度等を測定する方法として、電気化学的検出手段によるバイオセンサが実用化されている。その一つとして、電界効果トランジスタ（ＦｉｅｌｄＥｆｆｅｃｔＴｒａｎｓｉｓｔｏｒ、以下、ＦＥＴという）を用いたバイオセンサが知られ、特にＩＳＦＥＴ（Ｉｏｎ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅＦＥＴ）と呼ばれている。ＩＳＦＥＴを用いたＤＮＡやタンパク質等の生体成分、細胞などの検出系への応用が盛んに研究されている。

近年、バイオセンサに用いるトランジスタを差動対構成とし、差動対の片方をＩＳＦＥＴとするバイオセンサが登場している（例えば、特許文献１）。差動対の片方をＩＳＦＥＴとするバイオセンサでは、ＩＳＦＥＴの変化をある基準電圧との電圧差として信号を取り出すことが可能となるともに、差動対の増幅度設定によりＩＳＦＥＴの微小変化を増幅することが可能となる。

ＩＳＦＥＴの変化を基準電圧との電圧差として信号を取り出したり、ＩＳＦＥＴの微小変化を増幅したりするためには、差動対でトランジスタの特性のバラつきがあるのは好ましくない。差動対でトランジスタの特性にバラつきが存在すると、差動特性のオフセットとして、信号がシフトしてしまうことがあるが、そのシフト量がＩＳＦＥＴの変化量に近いため、オフセットなのか、ＩＳＦＥＴの変化なのか区別がつかないため、測定精度が低くなる、という問題がある。

特許第４０６３７７０号公報

そこで、本発明においては、差動増幅器タイプのバイオセンサにおいて、測定精度を高めることを目的とする。

本発明の一実施形態として、基材上のＦＥＴセンサ及びＦＥＴを有する差動対により構成されたバイオセンサであって、前記ＦＥＴセンサは、前記基材上に配置された第１のソース電極及び第１のドレイン電極と、前記第１のソース電極および前記第１のドレイン電極にオーミック接触して前記基材上に配置された第１の半導体膜と、前記第１の半導体膜上に配置された第１の絶縁膜と、前記第１の絶縁膜上に配置された第１のゲート電極と、前記第１の半導体膜と前記第１のゲート電極との重畳部分に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、を備え、前記ＦＥＴは、前記基材上に配置された第２のソース電極及び第２のドレイン電極と、前記第２のソース電極および前記第２のドレイン電極にオーミック接触して前記基材上に配置された第２の半導体膜と、前記第２の半導体膜上に配置された第２のゲート電極と、を備え、前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極とが電気的に接続され、前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極とが電気的に接続され、前記第１のソース電極と前記第２のドレイン電極とが電気的に接続され、前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極との間、および、前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極との間にそれぞれ電気的接続を切断する切断部が設けられることを特徴とするバイオセンサが提供される。

本発明の一実施形態として、基材上のＦＥＴセンサ及びＦＥＴから成る差動対により構成されたバイオセンサであって、前記ＦＥＴセンサは、前記基材上の第１のゲート電極と、前記第１のゲート電極上に第１の絶縁膜を介して配置される第１の半導体膜と、前記第１の半導体膜にオーミック接触して配置された第１のソース電極及び第１のドレイン電極と、前記第１のゲート電極と前記第１の半導体膜との重畳部分に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、を備え、前記ＦＥＴは、前記基材上の第２のゲート電極と、前記第２のゲート電極上に配置される第２の半導体膜と、前記第２の半導体膜にオーミック接触して配置された第２のソース電極及び第２のドレイン電極と、を備え、前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極とが電気的に接続され、前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極とが電気的に接続され、前記第１のソース電極と前記第２のドレイン電極とが電気的に接続され、前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極との間、および、前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極との間にそれぞれ電気的接続を切断する切断部が設けられることを特徴とするバイオセンサが提供される。

本発明の一実施形態として、基材上のＦＥＴセンサ及びＦＥＴを有する差動対により構成されたバイオセンサであって、前記ＦＥＴセンサは、前記基材上に配置された第１のソース電極及び第１のドレイン電極と、前記第１のソース電極および前記第１のドレイン電極にオーミック接触して前記基材上に配置された第１の半導体膜と、前記第１の半導体膜上に配置された第１の絶縁膜と、前記第１の絶縁膜上に配置された第１のゲート電極と、前記第１の半導体膜と前記第１のゲート電極との重畳部分に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、を備え、前記ＦＥＴは、前記基材上に配置された第２のソース電極及び第２のドレイン電極と、前記第２のソース電極および前記第２のドレイン電極にオーミック接触して前記基材上に配置された第２の半導体膜と、前記第２の半導体膜上に配置された第２のゲート電極と、を備え、前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極とが電気的に接続され、前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極とが電気的に接続され、前記第１のソース電極と前記第２のドレイン電極とが電気的に接続され、前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極との間、および、前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極との間にそれぞれ電流のオンとオフを切り替え可能なスイッチが設けられることを特徴とするバイオセンサが提供される。

本発明の一実施形態として、基材上のＦＥＴセンサ及びＦＥＴから成る差動対により構成されたバイオセンサであって、前記ＦＥＴセンサは、前記基材上の第１のゲート電極と、前記第１のゲート電極上に第１の絶縁膜を介して配置される第１の半導体膜と、前記第１の半導体膜にオーミック接触して配置された第１のソース電極及び第１のドレイン電極と、前記第１のゲート電極と前記第１の半導体膜との重畳部分に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、を備え、前記ＦＥＴは、前記基材上の第２のゲート電極と、前記第２のゲート電極上に配置される第２の半導体膜と、前記第２の半導体膜にオーミック接触して配置された第２のソース電極及び第２のドレイン電極と、を備え、前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極とが電気的に接続され、前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極とが電気的に接続され、前記第１のソース電極と前記第２のドレイン電極とが電気的に接続され、前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極との間、および、前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極との間にそれぞれ電流のオンとオフを切り替え可能なスイッチが設けられることを特徴とするバイオセンサが提供される。

本発明の一実施形態に係るバイオセンサにおいて、前記ＦＥＴセンサは、前記第１のソース電極及び前記第１のドレイン電極と絶縁され、かつ、前記被測定物に可変電圧を印加する参照電極を備えてもよい

本発明の一実施形態に係るバイオセンサにおいて、前記第１の半導体膜及び前記第２の半導体膜、前記第１のソース電極、前記第１のドレイン電極及び前記第１のゲート電極のうち１つ以上が透明であってもよい。

本発明の一実施形態に係るバイオセンサにおいて、前記第２の絶縁膜上に親水性を有する親水性領域を設けてもよい。

本発明の一実施形態に係るバイオセンサにおいて、前記第２の絶縁膜における前記被測定物が配置される周囲に配置された隔壁を備えてもよい。

本発明の一実施形態に係るバイオセンサにおいて、前記第２の絶縁膜は、イオン感応膜であってもよい。

また、本発明の他の実施形態として、本発明の一実施形態に係るバイオセンサと、前記ＦＥＴセンサ及び前記ＦＥＴの特性測定時に本発明の一実施形態に係るバイオセンサと電気的に接続されるトランジスタ選別用の測定装置と、被測定物測定時に本発明の一実施形態に係るバイオセンサと電気的に接続される被測定物測定用の測定装置とを備えることを特徴とするバイオセンサ装置が提供される。

本発明によると、差動対を構成するトランジスタについて、カレントミラー構成とすることにより、特性にバラつきのないトランジスタを選別することができ、選別された特性にバラつきのないトランジスタを用いて差動対を構成しバイオセンサとして使用して、センサの測定精度を高めることができる。

（ａ）は、本発明の一実施形態に係るバイオセンサ１００の断面図であり、（ｂ）はその上面図である。（ａ）は本発明の他の実施形態に係るバイオセンサ２００の配線パターンの一例を示す図であり、（ｂ）は（ａ）のＡ−Ａ’に沿った断面図であり、（ｃ）は（ａ）のＢ−Ｂ’に沿った断面図である。（ａ）は本発明の一実施形態に係るバイオセンサ１００及び２００の回路図であり、（ｂ）は配線パターンを示す図である。（ａ）は本発明の一実施形態に係るバイオセンサの配線に切断部を設けた場合の回路図であり、（ｂ）は配線パターンを示す図である。（ａ）は本発明の一実施形態に係るバイオセンサの配線にスイッチを設けた場合の回路図であり、（ｂ）は配線パターンを示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサを用いた測定装置の例を示す図である。

以下、図面を参照して本発明に係るバイオセンサ及びその製造方法について説明する。但し、本発明のバイオセンサは多くの異なる態様で実施することが可能であり、以下に示す実施の形態及び実施例の記載内容に限定して解釈されるものではない。なお、本実施の形態及び実施例で参照する図面において、同一部分又は同様な機能を有する部分には同一の符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。

図１（ａ）は、本発明の一実施形態に係るバイオセンサ１００の断面図であり、（ｂ）はその上面図である。

本実施形態に係るバイオセンサ１００は、基材１０１の素子形成面である上部表面に、ＦＥＴセンサ１００ａ及びＦＥＴ１００ｂを有する。ＦＥＴセンサ１００ａは、第１の半導体膜１３１ａ、第１のドレイン電極１１３ａ及び第１のソース電極１１５ａ、第１のゲート電極１１１ａ、第１の絶縁膜１４１、第２の絶縁膜１５１を有する。ＦＥＴ１００ｂは、第２の半導体膜１３１ｂ、第２のドレイン電極１１３ｂ及び第２のソース電極１１５ｂ、第２のゲート電極１１１ｂ、第１の絶縁膜１４１を有する。バイオセンサ１００は、第１の絶縁膜１４１及び第２の絶縁膜１５１の上部に被測定物１９１を配置するため、第１の絶縁膜１４１の上部に隔壁１６１をさらに形成してもよい。

基材１０１は絶縁性の材料である。例えば、ガラスなどの無機材料や、ＰＥＮまたはＰＥＴなどのプラスチック（ポリエステル樹脂、ポリエチレン樹脂、ポリプロピレン樹脂、ＡＢＳ樹脂、ナイロン、アクリル樹脂、フッ素樹脂、ポリカーボネート樹脂、ポリウレタン樹脂、メチルペンテン樹脂、フェノール樹脂、メラミン樹脂、エポキシ樹脂、塩化ビニル樹脂）に代表される有機材料であってもよい。基材１０１は、透明であることが好ましい。この透明とは、顕微鏡などの観察機器を用いて基材１０１から第２の絶縁膜１５１上に配置された被測定物１９１を観察することができる程度に透明であればよく、半透明のものは含まれない。

また、基材１０１の形状は特に限定されることはなく、平板、平膜、フィルム、多孔質膜などの平坦な形状、シリンダ、スタンプ、マルチウェルプレート、マイクロ流路などの立体的な形状であってもよい。フィルムを使用する場合には、その厚さは特に限定されることはないが、例えば、１μｍ以上１ｍｍ以下であってもよい。

基材１０１がフレキシブルな材料である場合には、基材１０１を曲げることが可能となり、測定時のＦＥＴセンサの設置などの自由度が増加する。また、ロールトゥロールでのバイオセンサの形成が可能となり、低コストでのバイオセンサの製造が可能となる。

なお、基材１０１上に他の絶縁膜が配置され形成されていてもよい。この場合には、ＦＥＴセンサはその基材１０１上の他の絶縁膜上に形成される。基材１０１が導電性を有する場合に、基材１０１を流れる電流を小さくすることなどができる。また、この場合には、他の絶縁膜の材料は透明であることが好ましい。

以下、ＦＥＴセンサ１００ａの構成について説明する。

第１のソース電極１１５ａ及び第１のドレイン電極１１３ａは、基材１０１上に配置される。

第１のドレイン電極１１３ａ及び第１のソース電極１１５ａには、導電性材料を用いる。例えば、チタン、アルミ、銅、金等を用いることができるが、特に透明な導電性材料を用いることが好ましく、例えば、酸化インジウムスズ（ＩＴＯ）、酸化亜鉛（ＺｎＯ）、酸化インジウム亜鉛（ＩＺＯ）、ガリウムを添加した酸化亜鉛（ＧＺＯ）等を用いることができる。第１のドレイン電極１１３ａ及び第１のソース電極１１５ａの厚さは、２０ｎｍ〜２００ｎｍが好ましい。

第１の半導体膜１３１ａは、基材１０１上に配置されている。また、第１の半導体膜１３１ａは、第１のソース電極１１５ａと第１のドレイン電極１１３ａとの間に、配置されている。そして、第１の半導体膜１３１ａは、第１のソース電極１１５ａと第１のドレイン電極１１３ａとにオーミック接触している。

第１の半導体膜１３１ａの材料としては、第１の絶縁膜１４１を積層可能な材料であればよく、例えばアモルファス酸化物を用いることができる。そのようなアモルファス酸化物の主成分は、ＩｎＭＺｎＯと表すことができ、ここで、Ｍは、Ｇａ（ガリウム）、Ａｌ（アルミニウム）、Ｆｅ（鉄）のうち少なくとも１種である。この中でも、アモルファス酸化物としては、ＭがＧａであるＩｎＧａＺｎＯ系のものを用いるのが好ましい。ＩｎＧａＺｎＯ系のアモルファス酸化物は、室温から１５０°Ｃ程度の低温で成膜が可能であることから、基材１０１が耐熱性に乏しいプラスチックやガラスにより構成されている場合でも使用することができる。また、ＩｎＧａＺｎＯ系のアモルファス酸化物には、必要に応じて、Ａｌ、Ｆｅ、Ｓｎなどが加えられていてもよい。

また、第１の半導体膜１３１ａの別の材料としては、酸化物亜鉛（ＺｎＯ）を主成分とする酸化物半導体から用いられていてもよい。ＺｎＯを主成分とする場合には、真性の酸化物亜鉛の他に、必要に応じて、リチウム（Ｌｉ）、ナトリウム（Ｎａ）、窒素（Ｎ）及び炭素（Ｃ）等のｐ型ドーパント及びホウ素（Ｂ）、アルミニウム（Ａｌ）、ガリウム（Ｇａ）、インジウム（Ｉｎ）等のｎ型ドーパントがドーピングされた酸化亜鉛及びマグネシウム（Ｍｇ）、ベリリウム（Ｂｅ）などがドーピングされた酸化亜鉛を加えたものであってもよい。さらに、第１の半導体膜１３１は、錫を添加した酸化インジウム（インジウム錫オキサイド：ＩＴＯ）、インジウム亜鉛オキサイド（ＩＺＯ）または酸化マグネシウム（ＭｇＯ）などの酸化物半導体から形成されていてもよい。

第１の半導体膜１３１は、透明であることが好ましい。この透明とは、基材１０１と同様に、顕微鏡などの観察機器を用いて基材１０１から第２の絶縁膜１５１に配置された被測定物１９１が観察することができる程度に透明であればよく、半透明のものは含まれない。

第１の絶縁膜１４１は、第１のソース電極１１５ａ、第１のドレイン電極１１３ａおよび第１の半導体膜１３１ａの上に積層して配置される。

第１の絶縁膜１４１には、絶縁性材料が用いられるが、特に、透明な絶縁性材料を用いることが好ましく、例えば、酸化ケイ素、窒化ケイ素、酸化窒化ケイ素等を用いることができる。また、プラスチック基板のような透明な有機樹脂からなる基板、ポリプロピレン、ポリエステル、ビニル、ポリフッ化ビニル、塩化ビニル、ポリエステル、ポリアミドのような透明なフィルム等を用いてもよい。第１の絶縁膜１４１の厚さは、５０ｎｍ〜１μｍの範囲で適宜選択することができる。なお、この透明とは、基材１０１と同様に、顕微鏡などの観察機器を用いて基材１０１から第２の絶縁膜１５１に配置された被測定物１９１が観察することができる程度に透明であればよく、半透明のものは含まれない。

第２の絶縁膜１５１は、第１の絶縁膜１４１と接触し、第１の半導体膜１３１ａと前記第１のゲート電極１１１ａとの重畳部分の上方に配置される。また、第２の絶縁膜１５１は、第１の絶縁膜１４１を介して、間接的に第１の半導体膜１３１ａと接触して配置される。例えば、第２の絶縁膜１５１は、第１の絶縁膜１４１を覆って配置されてもよい。第２の絶縁膜１５１は、被測定物１９１に添加された試料に含まれる被検出物、例えば、細胞、ＤＮＡ、糖鎖、タンパク質等を配置可能なものである。イオン感応層１５１は、透明な絶縁材料を用い、例えば、酸化ケイ素、窒化ケイ素、酸化窒化ケイ素、酸化タンタル、酸化アルミニウム等を用いることができる。

第１のゲート電極１１１ａは、第１の絶縁膜１４１と第２の絶縁膜１５１との間に配置される。第１のゲート電極１１１ａには、導電性材料を用いる。例えば、チタン、アルミ、銅、金等を用いることができるが、特に透明な導電性材料を用いることが好ましく、例えば、酸化インジウムスズ（ＩＴＯ）、酸化亜鉛（ＺｎＯ）、酸化インジウム亜鉛（ＩＺＯ）、ガリウムを添加した酸化亜鉛（ＧＺＯ）等を用いることができる。第１のゲート電極１１１ａ、第１のドレイン電極１１３ａ及び第１のソース電極１１５ａの厚さは、２０ｎｍ〜２００ｎｍが好ましい。

また、第１のゲート電極１１１ａは、バイオセンサによる被測定物の特性測定時には、フローティング電極として用いることができる。

第１のゲート電極１１１ａ、第１のドレイン電極１１３ａ及び第１のソース電極１１５ａの電極材料が透明であると、より確実にサンプルを顕微鏡で観察することが可能となるため、被測定物１９１の配置箇所に応じて、これらの電極の電極材料の１つ以上が透明であることが好ましい。この透明とは、基材１０１と同様に、顕微鏡などの観察機器を用いて基材１０１から第２の絶縁膜１５１に配置された被測定物１９１が観察することができる程度に透明であればよく、半透明のものは含まれない。

隔壁１６１は、被測定物１９１を配置するためのもので、例えば、ガラス、プラスチック等を用いることができる。なお、図１（ｂ）においては、隔壁１６１を上方から見た場合に、四角くなっているが、これに限られず、例えば円形などでもよい。

本発明の一実施形態に係るバイオセンサ１００は、第１のドレイン電極１１３ａ及び第１のソース電極１１５ａと絶縁された参照電極１１７を被測定物１９１に接触させることで被測定物から出力される電気信号の測定を行ってもよい。

次に、ＦＥＴ１０１ｂの構成について説明する。第２のソース電極１１５ｂ及び第２のドレイン電極１１３ｂは、基材１０１上に配置される。第２の半導体膜１３１ｂは、基材１０１上に配置されている。また、第２の半導体膜１３１ｂは、第２のソース電極１１５ｂと第２のドレイン電極１１３ｂとの間に、配置されている。そして、第２の半導体膜１３１ｂは、第２のソース電極１１５ｂと第１のドレイン電極１１３ｂとにオーミック接触している。第１の絶縁膜１４１は、第２のソース電極１１５ｂ、第２のドレイン電極１１３ｂおよび第２の半導体膜１３１ｂの上にも積層して配置される。第１の絶縁膜１４１上に、第２のゲート電極１１１ｂが配置される。

ＦＥＴ１００ｂを構成する第２のソース電極１１５ｂ、第２のドレイン電極１１３ｂ、第２の半導体膜１３１ｂ、第２のゲート電極１１１ｂに用いられる材料については、それぞれ第１のソース電極１１５ａ、第１のドレイン電極１１３ａ、第１の半導体膜１３１ａ、第１のゲート電極１１１ａと同様であるから、説明を省略する。

なお、ＦＥＴセンサ１００ａ及びＦＥＴ１００ｂの第１、第２のドレイン電極１１３ａ、ｂ及び第１、第２のソース電極１１５ａ、ｂの配置は一例であって、例えばＦＥＴセンサ１００ａ及びＦＥＴ１００ｂの第１のソース電極１１５ａと第２のソース電極１１５ｂとが隣接するように配置してもよい。

図２（ａ）は本発明の他の実施形態に係るバイオセンサ２００の配線パターンを示す図であり、図２（ｂ）は図２（ａ）のＡ−Ａ’に沿った断面図、図２（ｃ）は図２（ａ）のＢ−Ｂ’に沿った断面図である。第１のゲート電極１１１ａをフローティング電極として利用することで、第１のゲート電極１１１ａを延伸し、第２の絶縁膜１５１を第１の半導体膜１３１ａの真上ではない箇所へと被測定物１９１を自由に配設することができる。また、本発明の他の実施形態に係るバイオセンサ２００においては、第１の半導体膜１３１ａや第１のゲート電極１１１ａを透明にすることにより、被測定物を顕微鏡等で観察することが可能となる。

バイオセンサ２００のＦＥＴセンサ２００ａ及びＦＥＴ２００ｂに用いられる材料の特徴は、上述したバイオセンサ１００と同様であるため、記載を省略する。

ここで、図３を参照して、本発明の実施形態に係るバイオセンサの回路構成について説明する。図３（ａ）は本発明の一実施形態に係るバイオセンサ１００及び２００の回路図であり、（ｂ）は配線パターンを示す図である。

本発明の一実施形態に係るバイオセンサ１００及びバイオセンサ２００においては、図３に示されているように、ＦＥＴセンサ１００ａ、２００ａの第１のドレイン電極１１３ａと第１のゲート電極１１１ａとが第１の配線１０５を介して接続されるとともに、ＦＥＴセンサ１００ａ、２００ａの第１のドレイン電極１１３ａとＦＥＴ１００ｂ、２００ｂの第２のゲート電極１１１ｂとが第２の配線１０６を介して接続されている。

このような配線がなされることにより、ＦＥＴセンサとＦＥＴを有する差動対がカレントミラー構成となる。差動対をカレントミラー構成とすることにより、電流を流すだけでＦＥＴセンサ１００ａ、２００ａ及びＦＥＴ１００ｂ、２００ｂとして用いるトランジスタのしきい値特性のバラつき（しきい値特性）を測定でき、しきい値特性にバラつきのないトランジスタの選別が可能となる。また、カレントミラー構成でない差動対の場合には、差動対を動作させるために、ソース源としての電圧源が２つ必要となるところ、カレントミラー構成とすることにより、ソース源としての電流源が１つのみでよく、ソース源を減らすことができる。

また、本発明の一実施形態に係るバイオセンサ１００において、図４に示されるように、第１の配線１０５及び第２の配線１０６に、レーザーなどで切断しやすく加工されたレーザー切断部１０７を設けてもよい。これにより、切断しやすくなった第１の配線１０５及び第２の配線１０６をレーザーで切断して、トランジスタ選別時にはカレントミラー構成として、トランジスタの選別を行って測定精度を高めるとともに、トランジスタ選別後のバイオセンサによるセンシング時にはカレントミラー構成を用いない、といった配線を選択することが容易になる。なお、レーザーは、第１の配線１０５及び第２の配線１０６の材料に応じて選択可能であり、例えばＹＡＧレーザーが用いられ、装置として３波長レーザーリペア装置が用いられる。

さらに、本発明の一実施形態に係るバイオセンサ１００において、レーザー切断部の代わりに、図５に示されるように、第１の配線１０５及び第２の配線１０６に、電流のオン・オフを行うことのできるスイッチ１０８を設けてもよい。これにより、レーザーで切断する手順を省略して、スイッチのオン・オフのみで、トランジスタ選別時にはカレントミラー構成として、トランジスタの選別を行って測定精度を高めるとともに、トランジスタ選別後のバイオセンサによるセンシング時にはカレントミラー構成を用いない、といった配線を選択することができる。なお、スイッチは、例えば、片チャネルのトランジスタで構成される。

また、第１のゲート電極１１１ａは、レーザー切断部１０７を切断し、またはスイッチ１０８をオフして、バイオセンサによる被測定物の特性測定時には、フローティング電極として用いることができる。

本発明の一実施形態に係るバイオセンサは、第２の絶縁膜１０６の上部に親和層１７１（図示せず）を備えてもよい。

親和層１７１は、第２の絶縁膜１５１に被測定物１９１に対する親和性を付与するものであって、第２の絶縁膜１５１における検出効率を向上させるものである。被測定物１９１に対する親和性を付与するために、親和層１７１は、例えば、親水性を有する。親和層１７１は、親水性高分子で形成することができ、イオン感応層１５１に親水性の官能基を化学修飾することで形成することもできる。また、親和層１７１は、被検出物に対する結合特性を有する透明な材料を用いて形成してもよい。親和層１７１の材料は、被検出物との結合特性を考慮して適宜設定可能である。逆に、親和層１７１を形成せずに、第２の絶縁膜１５１以外の第１の絶縁膜１４１に疎水性の材料を用い、第２の絶縁膜１５１には疎水性の材料を用いず、第１の絶縁膜１４１の上部表面に疎水性膜を形成したりしてもよい。例えば、第１の絶縁膜１４１をシリコーンでコーティングしてもよい。また、第１の絶縁膜１４１に被検出物に対する結合阻害特性、例えば、細胞接着阻害特性を有する材料を用いて形成してもよい。

親和層１７１の材料は、例えば、水溶性高分子、水溶性オリゴマー、水溶性有機化合物、界面活性物質、両親媒性物質等を用いることができる。水溶性高分子材料としては、ポリアルキレングリコール及びその誘導体、ポリアクリル酸及びその誘導体、ポリメタクリル酸及びその誘導体、ポリアクリルアミド及びその誘導体、ポリビニルアルコール及びその誘導体、双性イオン型高分子、多糖類、等を挙げることができる。分子形状は、直鎖状、分岐を有するもの、デンドリマー等を挙げることができる。具体的には、ポリエチレングリコール、ポリエチレングリコールとポリプロピレングリコールの共重合体、例えば、ＰｌｕｔｏｎｉｃＦ１０８、ＰｌｕｔｏｎｉｃＦ１２７、ポリ（Ｎ−イソプロピルアクリルアミド）、ポリ（Ｎ−ビニル−２−ピロリドン）、ポリ（２−ヒドロキシエチルメタクリレート）、ポリ（メタクリロイルオキシエチルフォスフォリルコリン）、メタクリロイルオキシエチルフォスフォリルコリンとアクリルモノマーの共重合体、デキストラン、及びヘパリンが挙げられるがこれらには限定されない。水溶性オリゴマー材料や水溶性低分子化合物としては、アルキレングリコールオリゴマー及びその誘導体、アクリル酸オリゴマー及びその誘導体、メタクリル酸オリゴマー及びその誘導体、アクリルアミドオリゴマー及びその誘導体、酢酸ビニルオリゴマーの鹸化物及びその誘導体、双性イオンモノマーからなるオリゴマー及びその誘導体、アクリル酸及びその誘導体、メタクリル酸及びその誘導体、アクリルアミド及びその誘導体、双性イオン化合物、水溶性シランカップリング剤、水溶性チオール化合物等を挙げることができる。具体的には、エチレングリコールオリゴマー、（Ｎ−イソプロピルアクリルアミド）オリゴマー、メタクリロイルオキシエチルフォスフォリルコリンオリゴマー、低分子量デキストラン、低分子量ヘパリン、オリゴエチレングリコールチオール、エチレングリコール、ジエチレングリコール、トリエチレングリコール、テトラエチレングリコール、２−〔メトキシ（ポリエチレンオキシ）−プロピルトリメトキシシラン、及びトリエチレングリコール−ターミネーティッド−チオールが挙げられるがこれらには限定されない。

親和層１７１の平均厚さは、０．８ｎｍ以上５００μｍ以下が好ましく、０．８ｎｍ以上１００μｍ以下がより好ましく、１ｎｍ以上１０μｍ以下がより好ましく、１．５ｎｍ以上１μｍ以下が最も好ましい。平均厚さが０．８ｎｍ以上であれば、タンパク質の吸着や細胞の接着において、親和層１７１で覆われていない領域の影響を受けにくいため好ましい。また、平均厚さが５００μｍ以下であればコーティングが比較的容易である。親和層１７１の形状や面積は、配置する被測定物１９１の面積、性質を考慮して適宜設定可能である。例えば、被測定物が細胞である場合、親和層１７１の凹部の大きさを細胞１つが配置可能な大きさとすることで、１つの細胞だけからの測定が可能である。

なお、図示しないが、本実施形態に係る親和層１７１は、バイオセンサ２００にも適用可能である。すなわち、第２の絶縁膜１５１の上部表面に親和層１７１を形成してもよい。

本実施形態に係るバイオセンサでは、親和層により被検出物に対する親和性を第２の絶縁膜に付与することで、被測定物をイオン感応層の上部に選択的に設置することが可能で、高精度の測定が可能となる。

図６を参照して、本発明の一実施形態に係るバイオセンサを用いた測定装置の一例を示す。

図６に示されるように、バイオセンサ１００やバイオセンサ２００を例として説明したバイオセンサを、外部の測定装置と接続することにより、トランジスタ選別用装置及び被測定物の特性測定用装置として用いることができる。

すなわち、図６（ａ）に示されるように、ＦＥＴセンサ及びＦＥＴとして用いられるトランジスタの選別時にはカレントミラー構成としたバイオセンサと、トランジスタ素子の選別用の測定装置１０００とを接続することにより、トランジスタ素子選別用の測定装置として用いることができる。また、図６（ｂ）に示されるように、トランジスタ選別時にはレーザーにより配線を切断し、カレントミラー構成ではなくしたバイオセンサと、被測定物の特性測定装置２０００とを接続することにより、被測定物の特性測定用装置として用いることができる。

以上説明したように、本発明に係るバイオセンサは、差動対において特性のバラつきのないトランジスタを選別し、特性のバラつきのないトランジスタを差動増幅器タイプのバイオセンサとして使用して測定精度を高めることが出来る。

１００バイオセンサ
１００ａＦＥＴセンサ
１００ｂＦＥＴ
１０１基材
１１１ａ第１のゲート電極
１１１ｂ第２のゲート電極
１１３ａ第１のドレイン電極
１１３ｂ第２のドレイン電極
１１５ａ第１のソース電極
１１５ｂ第２のソース電極
１３１ａ第１の半導体膜
１３１ｂ第２の半導体膜
１４１第１の絶縁膜
１５１第２の絶縁膜
１６１隔壁
１９１測定領域
２００バイオセンサ
２００ａＦＥＴセンサ
２００ｂＦＥＴ

Claims

基材上のＦＥＴセンサ及びＦＥＴを有する差動対により構成されたバイオセンサであって、
前記ＦＥＴセンサは、
前記基材上に配置された第１のソース電極及び第１のドレイン電極と、
前記第１のソース電極および前記第１のドレイン電極にオーミック接触して前記基材上に配置された第１の半導体膜と、
前記第１の半導体膜上に配置された第１の絶縁膜と、
前記第１の絶縁膜上に配置された第１のゲート電極と、
前記第１の半導体膜と前記第１のゲート電極との重畳部分に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、
を備え、
前記ＦＥＴは、
前記基材上に配置された第２のソース電極及び第２のドレイン電極と、
前記第２のソース電極および前記第２のドレイン電極にオーミック接触して前記基材上に配置された第２の半導体膜と、
前記第２の半導体膜上に配置された第２のゲート電極と、
を備え、
前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極とが電気的に接続され、
前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極とが電気的に接続され、
前記第１のソース電極と前記第２のドレイン電極とが電気的に接続され、
前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極との間、および、前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極との間にそれぞれ電気的接続を切断する切断部が設けられる
ことを特徴とするバイオセンサ。
基材上のＦＥＴセンサ及びＦＥＴから成る差動対により構成されたバイオセンサであって、
前記ＦＥＴセンサは、
前記基材上の第１のゲート電極と、
前記第１のゲート電極上に第１の絶縁膜を介して配置される第１の半導体膜と、
前記第１の半導体膜にオーミック接触して配置された第１のソース電極及び第１のドレイン電極と、
前記第１のゲート電極と前記第１の半導体膜との重畳部分に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、
を備え、
前記ＦＥＴは、
前記基材上の第２のゲート電極と、
前記第２のゲート電極上に配置される第２の半導体膜と、
前記第２の半導体膜にオーミック接触して配置された第２のソース電極及び第２のドレイン電極と、
を備え、
前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極とが電気的に接続され、
前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極とが電気的に接続され、
前記第１のソース電極と前記第２のドレイン電極とが電気的に接続され、
前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極との間、および、前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極との間にそれぞれ電気的接続を切断する切断部が設けられる
ことを特徴とするバイオセンサ。
基材上のＦＥＴセンサ及びＦＥＴを有する差動対により構成されたバイオセンサであって、
前記ＦＥＴセンサは、
前記基材上に配置された第１のソース電極及び第１のドレイン電極と、
前記第１のソース電極および前記第１のドレイン電極にオーミック接触して前記基材上に配置された第１の半導体膜と、
前記第１の半導体膜上に配置された第１の絶縁膜と、
前記第１の絶縁膜上に配置された第１のゲート電極と、
前記第１の半導体膜と前記第１のゲート電極との重畳部分に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、
を備え、
前記ＦＥＴは、
前記基材上に配置された第２のソース電極及び第２のドレイン電極と、
前記第２のソース電極および前記第２のドレイン電極にオーミック接触して前記基材上に配置された第２の半導体膜と、
前記第２の半導体膜上に配置された第２のゲート電極と、
を備え、
前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極とが電気的に接続され、
前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極とが電気的に接続され、
前記第１のソース電極と前記第２のドレイン電極とが電気的に接続され、
前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極との間、および、前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極との間にそれぞれ電流のオンとオフを切り替え可能なスイッチが設けられることを特徴とするバイオセンサ。
基材上のＦＥＴセンサ及びＦＥＴから成る差動対により構成されたバイオセンサであって、
前記ＦＥＴセンサは、
前記基材上の第１のゲート電極と、
前記第１のゲート電極上に第１の絶縁膜を介して配置される第１の半導体膜と、
前記第１の半導体膜にオーミック接触して配置された第１のソース電極及び第１のドレイン電極と、
前記第１のゲート電極と前記第１の半導体膜との重畳部分に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、
を備え、
前記ＦＥＴは、
前記基材上の第２のゲート電極と、
前記第２のゲート電極上に配置される第２の半導体膜と、
前記第２の半導体膜にオーミック接触して配置された第２のソース電極及び第２のドレイン電極と、
を備え、
前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極とが電気的に接続され、
前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極とが電気的に接続され、
前記第１のソース電極と前記第２のドレイン電極とが電気的に接続され、
前記第１のドレイン電極と前記第１のゲート電極との間、および、前記第１のドレイン電極と前記第２のゲート電極との間にそれぞれ電流のオンとオフを切り替え可能なスイッチが設けられることを特徴とするバイオセンサ。
前記ＦＥＴセンサは、前記第１のソース電極及び前記第１のドレイン電極と絶縁され、かつ、前記被測定物に可変電圧を印加する参照電極を備えることを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載のバイオセンサ。
前記第１の半導体膜及び前記第２の半導体膜、前記第１のソース電極、前記第１のドレイン電極及び前記第１のゲート電極のうち１つ以上が透明であることを特徴とする請求項１から５のいずれかに記載のバイオセンサ。
前記第２の絶縁膜上に親水性を有する親水性領域を設けたことを特徴とする請求項１から６のいずれかに記載のバイオセンサ。
前記第２の絶縁膜における前記被測定物が配置される周囲に配置された隔壁を備えることを特徴とする請求項１から７のいずれかに記載のバイオセンサ。
前記第２の絶縁膜は、イオン感応膜であることを特徴とする請求項１から８のいずれかに記載のバイオセンサ。
請求項１から９のいずれかに記載のバイオセンサと、
前記ＦＥＴセンサ及び前記ＦＥＴの特性測定時に前記請求項１から９のいずれかに記載のバイオセンサと電気的に接続されるトランジスタ選別用の測定装置と、
被測定物測定時に前記請求項１から９のいずれかに記載のバイオセンサと電気的に接続される被測定物測定用の測定装置と
を備えることを特徴とするバイオセンサ装置。