CN107024522A - 生物传感器及检测装置 - Google Patents

生物传感器及检测装置 Download PDF

Info

Publication number
CN107024522A
CN107024522A CN201610829596.5A CN201610829596A CN107024522A CN 107024522 A CN107024522 A CN 107024522A CN 201610829596 A CN201610829596 A CN 201610829596A CN 107024522 A CN107024522 A CN 107024522A
Authority
CN
China
Prior art keywords
dielectric film
ion
active layer
enzyme
voltage
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Granted
Application number
CN201610829596.5A
Other languages
English (en)
Other versions
CN107024522B (zh
Inventor
竹知和重
岩松新之辅
阿部泰
矢作彻
今野俊介
加藤睦人
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Tianma Microelectronics Co Ltd
Original Assignee
NLT Technologeies 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 NLT Technologeies Ltd filed Critical NLT Technologeies Ltd
Priority to CN202010382222.XA priority Critical patent/CN111678965B/zh
Publication of CN107024522A publication Critical patent/CN107024522A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN107024522B publication Critical patent/CN107024522B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/005—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes
    • C12Q1/006—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes for glucose
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/002—Electrode membranes
    • 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
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/403—Cells and electrode assemblies
    • G01N27/414—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS
    • G01N27/4145—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS specially adapted for biomolecules, e.g. gate electrode with immobilised receptors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2333/00—Assays involving biological materials from specific organisms or of a specific nature
    • G01N2333/90—Enzymes; Proenzymes
    • G01N2333/902—Oxidoreductases (1.)
    • G01N2333/90206—Oxidoreductases (1.) acting on the CH-CH group of donors (1.3)

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Wood Science & Technology (AREA)
  • Zoology (AREA)
  • Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Genetics & Genomics (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
  • Thin Film Transistor (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
  • Hematology (AREA)

Abstract

本发明涉及一种生物传感器及检测装置。一种TFT生物传感器，包括：栅极电极(硅基板)；参考电极；以及固定于与栅极电极和参考电极在空间上分离的绝缘基板的酶。通过酶与感测对象材料之间的反应，引发离子敏感绝缘膜附近的pH变化。TFT生物传感器通过将该pH变化检测作为栅极‑源极电压对源极‑漏极电流的特性的阈值电压漂移，能够以高灵敏度检测感测对象材料的浓度。

Description

生物传感器及检测装置
技术领域
本发明涉及生物传感器及使用该生物传感器的检测装置。
背景技术
近年来，利用生物聚合物的生物材料识别机构的生物传感器已在医疗和环境分析的领域中被使用。该生物传感器通过将生物聚合物的生物材料识别机构、溶液和绝缘膜的界面(也称作固液界面)上的界面电位检测机构、以及电气测量装置组合而获得。
作为生物材料识别机构，已经使用酶的底物特异性、抗体-抗原反应、脱氧核糖核酸(DNA)与DNA之间的相互作用、核糖核酸(RNA)与RNA之间的相互作用、凝集素与生理活性糖链的结合、蛋白质与特定生物材料的亲和性等。
作为界面电位检测机构，例如，已使用将金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)设为基本结构的离子敏感型FET(FET传感器)。FET传感器通过将固液界面上形成的电气双层的电位变化检测作为参考电极电位-漏极电流特性(Vref-Id特性)的阈值电压(Vth)偏移，来测量电气双层电位。
使电气双层电位变化的主要因素的例子包括：溶液的酸碱度(pH)的变化、向绝缘膜界面的物理和化学吸附等现象。例如，通过电气化学的能斯特理论了解pH与电气双层电位之间的关系。例如，在25℃下，pH变化1(这意味着溶液中的氢离子浓度变化1个数量级)。由于这种变化，电气双层电位变化约59mV。这表示，在基于电气双层电位的pH传感器中，59mV/pH是传感器灵敏度的理论界限。
pH的值是生物感测的有用的指标。生物传感器通过酶反应分解生物材料并生成氢离子作为副产物，引起溶液中的pH变化。另外，生物传感器通过利用FET传感器检测pH变化，测量生物材料的浓度。生物传感器兼具使用酶的分子识别和底物分解功能、以及使用FET传感器的pH测量功能。因此，需要使分子识别和底物分解功能与pH测量功能不相互抑制。另外，通过酶反应产生的氢离子的浓度的变化变得比原生物材料的浓度低。因此，为了实现将pH变化设为指标的生物感测，需要具有能够精确地检测极微小的pH变化的功能。
今后，在临床检查领域中，可预测在医疗现场在被测试者的附近进行检测的床旁检测(point of care testing，POCT)的需要将增加。进行这样的临床检查来掌握特定的生物材料的浓度。另外，在该临床检查中，认为对在现有技术中无法检测的低浓度材料的测量的需求将增加。为了应对这种需求，需要能够进行高灵敏度的测量的生物传感器。
接下来，将对与本发明有关的技术(以下，称作“相关技术”)进行说明。
关于TFT生物传感器，例如，关于使用非晶硅TFT的DNA分子及辣根过氧化物酶分子的无标记检测具有报告例(D.Goncalves和其他三人、“Label-free electronic detectionof biomolecules using a-Si:H field-effect devices”、“Journal of Non-Crystalline Solids”、ELSEVIER、2006年6月15日、第352卷、第2007-2010页)。此外，TFT是薄膜晶体管的简称。DNA分子中直至0.4μM，辣根过氧化物酶分子中直至0.1μM，获得线性Vth偏移。
在活性层中使用碳纳米管的TFT生物传感器中，公开了将乙酰胆碱酯酶固定到活性层上部的乙酰胆碱传感器(Wei Xue和另一人、“A thin-film transistor basedacetylcholine sensor using self-assembled carbon nanotubes and SiO2nanoparticles”、“Sensors and Actuators B:Chemical”、ELSEVIER、2008年9月25日、第134卷、第981-987页)。作为灵敏度、分辨率以及响应时间，分别获得378.2μA/decade、10nM和15秒的值。
作为利用酶反应的公知例，具有将青霉素氧化酶固定于FET传感器的离子敏感膜的青霉素传感器的报告(A.Poghossian和另外四人、“An ISFET-based penicillin sensorwith high sensitivity,low detection limit and long lifetime”、“Sensors andActuators B:Chemical”、ELSEVIER、2001年6月1日、第76卷、第519-526页)。青霉素传感器具有通过使用酶分解青霉素并通过生成氢离子作为副产物使pH变化并通过FET传感器检测pH变化的结构。作为检测灵敏度，获得120±10mV/mM，确认了1年或更长的连续操作。
另外，作为包括场效应晶体管的生物传感器，有下面的报告例。具体地，提供在硅基板的一个面上检测对象材料识别分子所固定到的反应场、以及在硅基板的另一面上作为检测单元形成的场效应元件，从而实现检测灵敏度的提高(日本专利申请特开No.2013-148456)。
另外，公开了生物传感器的例子，在该生物传感器中，使用纵向晶体管作为换能器，并且将具有分子识别功能的酶和抗体固定于多孔氧化铝，该生物传感器示出了高速响应操作的可能性(日本专利申请特开No.2010－151540)。
发明内容
如上所述，公开了生物传感器的例子。但是，上述的所有的文献都具有如下结构：通过浸渍于包含测量对象材料的溶液中的参考电极施加栅极电压，根据Vref－Id特性的Vth偏移测量测量对象材料的浓度。在该传感器中，难以获得高于基于能斯特理论的理论灵敏度的灵敏度。因此，难以将上述的结构应用于极低浓度的生物材料的测量。
使用MOSFET的基本结构的pH传感器已经实用化。当尝试应用于生物材料的测量时，显而易见的是，需要pH传感器的较高灵敏度。在液体溶液的pH测量的情况下，认为灵敏度等于或小于基于能斯特理论的59mV/pH是足够的。
当尝试应用于生物材料的测量时，显而易见的是，需要高灵敏度的pH传感器。例如，成为生物传感器的测量对象的生物材料以大约10－7mol/L至10－9mol/L的浓度存在于约pH7的溶液中。当使用酶分解生物材料时，检测由于分解而产生的氢离子浓度的变化时，需要检测大约在0.001到0.01范围的pH变化。此时，在相关技术的pH传感器中，需要检测0.059mV到0.59mV的微小的电压变化。当考虑传感器漂移、热波动、液温的变化等的影响时，在相关技术的生物传感器中，难以实现可靠性高的测量。
另外，由于将生物聚合物固定于绝缘膜上，因此公开的技术具有基于生物聚合物的材料识别单元和基于FET传感器的pH感测部存在于同一部位的结构。当生物聚合物膜变厚时，pH感测部不与溶液接触，因此存在这种情况导致pH灵敏度下降的担忧。另外，可固定酶的区域被限制，因此难以增大由于酶反应引起的pH变化量。即，这导致难以提高对生物材料的检测灵敏度的问题。
在将酶固定于绝缘膜上的公开技术的结构中，基本上，难以进行酶的交换。通常，已知酶等生物聚合物随着时间经过其功能下降。因此，与无机结构体相比，生物聚合物在非常短的时间段内丧失功能。因此，在难以进行酶的交换的公开技术的结构中，当酶失去活性时，即使TFT传感器单元正常地运作，作为生物传感器的功能也丧失。这导致传感器的寿命缩短、使用者的负担增大的问题。
另外，在公开技术的结构中，酶分子设置于距离参考电极最近的位置，因此还具有由于栅极电压的施加可能引起活性下降的问题。
本发明的目的是提供能够以高灵敏度检测由酶反应引起的极其微小的pH变化的生物传感器及检测装置。
根据实施方式的一个方面的生物传感器包括：半导体活性层；栅极绝缘膜，所述栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第一表面上并且使所述半导体活性层和栅极电极相互绝缘；离子敏感绝缘膜，所述离子敏感绝缘膜设置在所述半导体活性层的第二表面上并且包括与溶液接触的区域；以及酶，所述酶固定在与所述区域在空间上分离的位置并且与所述溶液内的材料反应以使所述区域内发生电位变化。另外，在根据实施方式的一个方面的生物传感器中，所述离子敏感绝缘膜的每单位面积的静电电容比所述栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容大。
根据实施方式的一个方面，能够以高灵敏度检测由酶反应引起的极其微小的pH变化。
可理解的是，前面的概述和下面的详述都是示例性和说明性的，而不旨在限制本发明。
附图说明
图1是示出第一实施方式的TFT生物传感器的剖视图；
图2是示出实施例1的TFT生物传感器的Vg－Id特性的图；
图3是示出第二实施方式的TFT生物传感器的剖视图；
图4是图3的TFT生物传感器的一部分的示意图；
图5是示出实施例3的TFT生物传感器的剖视图；
图6是示出第三实施方式的TFT生物传感器的剖视图；
图7是示出第四实施方式的TFT生物传感器的剖视图；
图8是示出实施例6的TFT生物传感器的剖视图；
图9是示出第五实施方式的TFT生物传感器的剖视图；
图10A和图10B是示出第六实施方式的TFT生物传感器的剖视图；
图11是示出第六实施方式的TFT生物传感器的示意图；
图12A和图12B是示出第七实施方式的TFT生物传感器的剖视图；
图13是示出使用有机半导体作为半导体活性层的TFT生物传感器的剖视图；
图14是第八实施方式的TFT生物传感器装置的电路图；
图15是示出TFT生物传感器装置的微处理器的构成例的图；
图16是示出第八实施方式的TFT生物传感器装置中的测量原理的说明图；
图17是示出存储氢离子浓度和栅极电极电压之间的对应的表的图；以及
图18是实施例12中的TFT生物传感器装置中的测量方法的说明图。
具体实施方式
以下，将参照附图对用于实施本发明的实施方式(以下，称作“实施方式”)进行说明。此外，在本说明书和附图中，将对实质上相同的构成元件赋予相同的附图标记。图中的形状为了便于本领域技术人员理解而示出，不一定与实际的尺寸和比率完全匹配。
在以下的各实施方式中，将对使用TFT构成的生物传感器进行说明，因此将生物传感器称作TFT生物传感器。
(第一实施方式)
图1是示出第一实施方式的TFT生物传感器101的剖视图。
TFT生物传感器101包括与源极电极13s及漏极电极13d连接的半导体活性层12。在半导体活性层12的一个表面(第一表面，图1中的下表面)上设有作为栅极绝缘膜的热氧化膜10及作为栅极电极的硅基板11。另外，在半导体活性层12的另一表面(第二表面，在图1中上表面)上设有离子敏感绝缘膜14及保护绝缘膜15。另外，TFT生物传感器101在与离子敏感绝缘膜14及保护绝缘膜15在空间上分离的位置上包括参考电极17。
另外，离子敏感绝缘膜14的每单位面积的静电电容设为比栅极绝缘膜(热氧化膜10)的每单位面积的静电电容大。另外，TFT生物传感器101在与离子敏感绝缘膜14及保护绝缘膜15在空间上分离的位置上，包括在一个表面上设有具有底物特异性的酶19的第二绝缘基板18。此时，关于一结构，优选的是，其上形成有TFT的硅基板11和第二绝缘基板18(酶19)如图1所彼此相对，但是可以以二维方式设置，诸如同一平面。
硅基板11和第二绝缘基板18之间的空间填充有包括感测对象材料16的溶液。保护绝缘膜15覆盖离子敏感绝缘膜14的上表面上的、与半导体活性层12的通道区域重叠的区域以外的区域。离子敏感绝缘膜14包括不被保护绝缘膜15覆盖的区域。在该区域上，离子敏感绝缘膜14与包括感测对象材料16的溶液接触。
另外，为了使通过酶反应生成的氢离子快速扩散，并且为了提高TFT传感器的响应性，优选离子敏感绝缘膜14和第二绝缘基板18之间的间隔尽可能窄。在离子敏感绝缘膜14与包括感测对象材料16的溶液接触的界面上，离子敏感绝缘膜14具有使界面上的电位响应于预定的离子而变化的性质。离子敏感绝缘膜14也称作“离子敏感绝缘体”、或“pH敏感换能器”。
另外，TFT生物传感器101还包括读出源极电极13s和栅极电极(硅基板11)之间的电位差的电压检测单元20、以及读出流入到源极电极13s或漏极电极13d的电流的电流检测单元21中的任一者。另外，在图1中，在图中示出了电压检测单元20及电流检测单元21二者。
(实施例1)
接下来，使用图1说明将第一实施方式进一步具体化的实施例1。首先，对实施例1的TFT生物传感器101的制造方法进行说明。
TFT生物传感器101的制造装置(以下，称作“制造装置”)在硅基板11上将热氧化膜10形成为200nm的膜厚。也可以取代热氧化膜10，使用通过等离子体化学气相沉积(CVD)法或溅射法形成的氧化硅膜、氮化硅膜等。此外，“制造装置”的术语用作溅射或CVD的成膜装置、有机材料的涂覆设备、以及退火炉等制造生物传感器所需要的各个装置的统称。
另外，在硅基板11上形成热氧化膜10，由铟－镓－锌－氧组成的氧化物半导体膜(以下，简称为In－Ga－Zn－O)使用金属掩膜通过溅射法沉积。In－Ga－Zn－O膜的厚度设为50nm。在成膜过程中，使用由In－Ga－Zn－O组成的烧结体靶，不加热基板，采用氩气和氧气的混合气体气氛中的直流(DC)溅射法。成膜后，基板在空气中在400℃下退火1小时。通过将该氧化物半导体膜图案化，形成具有岛状的半导体活性层12。
接下来，使用金属掩膜通过钼(Mo)的DC溅射形成源极电极13s及漏极电极13d。源极电极13s及漏极电极13d的膜厚设为50nm。另外，作为具有200nm膜厚的氧化钽(Ta)膜的离子敏感绝缘膜14使用金属掩膜溅射并图案化。在成膜中，使用由Ta－O组成的烧结体靶，不加热基板，采用氩气和氧气的混合气体气氛中的射频(RF)溅射法。
之后，制造装置在空气中在300℃下进行退火1小时。热氧化膜10的相对介电常数为约4，通过溅射形成为膜的氧化钽(离子敏感绝缘膜14)的相对介电常数为约20。热氧化膜10和离子敏感绝缘膜14的膜厚分别设为200nm。因此，相对介电常数值的差异反映于每单位面积的静电电容，因此由氧化钽组成的离子敏感绝缘膜14的每单位面积的静电电容的大小为由热氧化膜10组成的栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容的大约5倍。
接下来，制造装置使离子敏感绝缘膜14的位于半导体活性层12的通道区域的正上方的表面露出，并用保护绝缘膜15覆盖离子敏感绝缘膜14的表面的其余部分。优选地，使用硅树脂作为保护绝缘膜15，但只要能够获得适当的耐水性和绝缘性，也可以使用光致抗蚀剂、环氧树脂等。
将具有上述结构的TFT浸渍在包括感测对象材料16的磷酸盐缓冲盐水中。此时，离子敏感绝缘膜14的露出区域与磷酸盐缓冲盐水接触。另外，磷酸盐缓冲盐水是溶液的一例。另外，被饱和KCL溶液充满的Ag/AgCl电极用作参考电极17，并浸渍在包括感测对象材料16的磷酸盐缓冲盐水中。
例如，酶19的主要成分是葡萄糖氧化酶。具体而言，酶19是10％的葡萄糖氧化酶、10％的牛血清白蛋白、以及8％的戊二醛的混合物。制造装置将酶19逐滴加入到第二绝缘基板18的一个表面，并在室温下干燥酶19 2小时。通过干燥，酶19被固定于第二绝缘基板18。
固定后的酶19被浸渍于调整到pH 6.5和0.1mol/L的磷酸盐缓冲液中，并保持在4℃。制造装置将固定有酶19的第二绝缘基板18浸渍于包括感测对象材料16的磷酸盐缓冲盐水中。在此，第二绝缘基板18面向其上形成有TFT的硅基板11。此时，可将第二绝缘基板18和硅基板11在它们之间夹着垫片相互贴合，从而控制两个基板之间的距离。磷酸盐缓冲盐水被调整到作为酶19的最佳环境的pH 6.8和37℃的液温。
在如上所述构成的TFT生物传感器101中，首先，本发明人对TFT生物传感器101的漏极电极13d施加0.5V的恒定电位，将源极电极13s及参考电极17设为地电位(0V)，使栅极电压Vg在0V到+7V的范围内变化，由此测量Vg－Id特性(漏极电流Id相对于栅极电压Vg的特性)。
图2是示出实施例1的TFT生物传感器101的Vg－Id特性的曲线图。图2的上侧的曲线图表示空气中的Vg－Id特性的测量结果，下侧的曲线图表示磷酸盐缓冲盐水中的Vg－Id特性的测量结果。可理解的是，由于浸渍于液体，因此Vg－Id特性向正侧漂移。接下来，本发明人将葡萄糖水溶液添加到磷酸盐缓冲盐水中，其中，该葡萄糖水溶液被调整从而使最终浓度为预定值。此外，TFT生物传感器101、参考电极17以及固定于第二绝缘基板18上的酶19浸渍于磷酸盐缓冲盐水中。此时，为了保持磷酸盐缓冲盐水的pH，使添加的葡萄糖溶解于同样的磷酸盐缓冲盐水中。
在此，在添加的葡萄糖与葡萄糖氧化酶(酶19)之间进行以下的反应。
β-D-葡萄糖+O2→D-葡萄糖酸-δ-内酯+H2O2(催化剂：葡萄糖氧化酶)
此时，D-葡萄糖酸-δ-内酯通过水解转换为葡萄糖酸，葡萄糖酸的pKa(酸离解常数)为约3.8，因此引起溶液的pH变化。该pH变化与溶液中的葡萄糖浓度成比例增加。因此，TFT生物传感器101可基于由pH变化引起的Vg-Id特性漂移测量葡萄糖浓度。
在本实施例中，根据Vg－Id特性(栅极电极电压和漏极电流之间的特性)的Vth漂移检测期望的值。这与根据基于Vref-Id特性的Vth漂移对界面电位或离子浓度的检测等的相关技术不同。
实施例1的TFT生物传感器101包括检测单元，当在离子敏感绝缘膜14上配置感测对象材料16时，检测单元在使用将离子敏感绝缘膜14的每单位面积的静电电容除以栅极绝缘膜(热氧化膜10)的每单位面积的静电电容得到的比的值，将在离子敏感绝缘膜14与感测对象材料16之间产生的电位差(对应于在界面产生的电气双层电位)放大之后，检测所述电位差。例如，检测单元读出通过将离子敏感绝缘膜14上产生的电位差乘以静电电容的比的值得到的电位差。电气双层电位的变化相对于氢离子浓度的变化的最大值是59mV/pH。.但是，在本实施例1中，将离子敏感绝缘膜14的每单位面积的静电电容除以栅极绝缘膜(热氧化膜10)的每单位面积的静电电容得到的比的值大于1，因此可实现比59mV/pH大的灵敏度。即，本实施例1的TFT生物传感器101是具有比59mV/pH大的pH灵敏度的生物传感器。
另外，实施例1的TFT生物传感器101是在与离子敏感绝缘膜14在空间上分离的位置上包括生体分子识别机构(例如，酶19)的生物传感器。
在空间分离的位置上设置生体分子识别机构的意义是其能够在不损害结构的情况下实现上述的高灵敏度的生物传感器。当对固定于离子敏感膜的生物聚合物施加生物分子识别机构时，可计算为，通过将固定于离子敏感膜的生物聚合物的每单位面积的静电电容除以栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容得到的比的值，确定pH灵敏度。通常，生物聚合物的静电电容比离子敏感绝缘膜小很多。因此，在将生物聚合物固定在检测到的液体材料与离子敏感绝缘膜14之间的区域的表面上的情况下，难以实现基于本实施方式的原理的高灵敏度生物传感器。
另外，其具有由pH测量单元和生物材料识别部的独立性产生的优点，因为其能够抑制pH测量单元和生物材料识别部之间的干扰，而不具有相互功能干扰。在生物材料识别中，能够在不阻碍pH测量功能的情况下实现生物聚合物固定部的大面积化和大厚度化，能够使酶反应和分子识别反应高效地进行。因此，在实施例1的TFT生物传感器101中，提供具有高灵敏度的界面电位检测功能，同时实现生物分子识别机构的高效化。因此，能够将TFT生物传感器101用于低浓度生物材料的测量。
在本实施例中，与相关技术不同，基于对栅极电极而不是对参考电极17施加的电压对漏极电流的特性的阈值电压漂移(Vth漂移)进行感测。在使用这种检测方法的情况下，当将离子敏感绝缘膜14的每单位面积的静电电容设为比栅极绝缘膜(热氧化膜10)的每单位面积的静电电容大时，理论上能够进行比能斯特极限更高的灵敏度的检测。
本实施例的效果没有否定能斯特理论，而是按照能斯特理论在离子敏感绝缘膜14的表面上产生的电气双层电位差经由底栅电场和顶栅电场之间的相互作用而引起的“放大”的结果。该放大效果通过将离子敏感绝缘膜14的每单位面积的静电电容设为比栅极绝缘膜(热氧化膜10)的每单位面积的静电电容大来实现。该效果不依赖于基于外部电路的放大，并且不受各种波动影响，因此实现TFT生物传感器101固有的高灵敏度。因此，能够解决相关技术的问题。
在本实施例中，对使用葡萄糖氧化酶作为酶19的例子进行了说明，但是不限于此。只要能够引起溶液的pH变化，则可以采用任何的酶反应。
另外，当酶19的活性下降时，可通过保持酶19的基板(第二绝缘基板18)以外的部分的同时用新的第二绝缘基板18和酶19更换第二绝缘基板18和酶19，再次获得酶19的初始的活性。因此，离子传感器的整体的寿命延长，因此能够为使用者提供可以以小负担使用的离子传感器。
另外，能够用新的第二绝缘基板18及酶19更换第二绝缘基板18及酶19的功能等同于能够与另一酶置换的结构。由于该更换功能，可提供能够通过单一的结构测量其他项目的生物传感器。
已经对基于Vg-Id特性的阈值电压漂移测量感测对象材料16中的离子浓度的方法进行说明。除此之外，当使用者读取在固定的栅极-源极电压下通过电流计测量到的源极和漏极之间的传感器电流时，传感器能够检测离子浓度的变化。
在此，使用InGaZnO作为半导体活性层12，但不限于此。例如，可以使用非晶硅、多晶硅、ZnO、InSnZnO等。另外，优选使用不太可能积聚自由空穴的宽禁带半导体。
离子敏感绝缘膜14不限于氧化钽(Ta)，但优选使用相对介电常数大的材料。例如，除氧化钽(TaO2)以外，材料还可以是氧化铪(HfO2)、氧化铝(Al2O3)、钛酸钡(BaTiO3)、钛酸锶(SrTiO3)、氮化硅(Si3N4)膜等，也可以是其任意的层叠膜。另外，栅极绝缘膜不限于氧化硅，可以是氮化硅、氧化铝等，也可以是其任意的层叠膜。
如上所述，本实施方式的离子传感器能够对离子敏感绝缘膜14的表面上产生的电气双层电位放大之后进行检测。因此，能够检测微小的氢离子浓度变化、即pH变化。另外，能够提高pH感测部的每单位面积的酶量。因此，能够使由于酶反应引起的pH变化量大，由此能够提高生物材料的检测灵敏度。
(第二实施方式)
图3是示出第二实施方式的TFT生物传感器201的剖视图。
与第一实施方式的TFT生物传感器101的情况相同，第二实施方式的TFT生物传感器201包括与源极电极13s及漏极电极13d连接的半导体活性层12。另外，在半导体活性层12的一个表面(第一表面，图3中的下表面)上设有作为栅极绝缘膜的热氧化膜10及作为栅极电极的硅基板11。另外，在半导体活性层12的另一表面(第二表面，图3中的上表面)上设有离子敏感绝缘膜14及保护绝缘膜15。另外，TFT生物传感器201在与离子敏感绝缘膜14及保护绝缘膜15在空间上分离的位置上包括参考电极17。另外，离子敏感绝缘膜14的每单位面积的静电电容设为比栅极绝缘膜(热氧化膜10)的每单位面积的静电电容大。另外，在TFT生物传感器201中，在离子敏感绝缘膜14的表面(上表面)上的未被保护绝缘膜15覆盖的区域中，酶19被固定到位于离子敏感绝缘膜14的下表面与半导体活性层12接触的区域的正上方的部位以外的部位。
另外，TFT生物传感器201还包括读出源极电极13s和栅极电极(硅基板11)之间的电位差的电压检测单元20、以及读出流入源极电极13s或漏极电极13d的电流的电流检测单元21中的任一者。另外，在图3中，图示了电压检测单元20及电流检测单元21二者。
(实施例2)
接下来，使用图3及图4说明将第二实施方式进一步具体化的实施例2。图4是图3中的TFT生物传感器201的一部分的示意图。图4和图5中的附图标记A1至A4是表示区域的附图标记，不是表示材料(诸如半导体活性层12、离子敏感绝缘膜14、酶19等)的附图标记。
在实施例2的TFT生物传感器201中，在硅基板11上将热氧化膜10形成为200nm的膜厚。也可以取代使用热氧化膜10，使用通过等离子体化学气相沉积(CVD法或溅射法形成的氧化硅膜、氮化硅膜等。
在覆盖有热氧化膜10的硅基板11上，通过溅射法沉积由In－Ga－Zn－O构成的具有50nm膜厚的氧化物半导体膜。通过光刻处理将氧化物半导体膜图案化，并通过草酸蚀刻由此形成具有预定岛状的半导体活性层12。在半导体活性层12形成之后，在空气中在400℃下将基板退火1小时。
接下来，通过DC溅射方法沉积钛膜，并通过光刻处理形成图案。之后，其使用基于氟气的等离子体(例如，SF6或CF4)蚀刻以形成源极电极13s及漏极电极13d。此时，In－Ga－Zn－O不被基于氟气的等离子体蚀刻，因此能够在不形成蚀刻停止层的情况下获得期望的电极形状。此外，源极电极13s及漏极电极13d的膜厚分别设为50nm。
接下来，由氧化铪(HfO2)构成的200nm膜厚的离子敏感绝缘膜14使用金属掩膜通过溅射法沉积。在膜溅射工艺中，使用烧结的Hf－O靶，不加热基板，采用氩气和氧气的混合气体氛围中的RF溅射法。之后，在空气中在300℃下将基板退火1小时。另外，半导体活性层12的上表面在未形成有源极电极13s及漏极电极13d的区域(图4中的第二区域A2)中与离子敏感绝缘膜14接触。
热氧化膜10的相对介电常数是约4，通过溅射形成为膜的氧化铪(离子敏感绝缘膜14)的相对介电常数是约20。热氧化膜10和离子敏感绝缘膜14的膜厚分别是200nm。因此，相对介电常数的差异反映到每单位面积的静电电容，因此由氧化铪构成的离子敏感绝缘膜14的每单位面积的静电电容的大小是由热氧化膜10构成的栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容的约5倍。
之后，使位于半导体活性层12的通道区域的正上方的离子敏感绝缘膜14的表面(图4中的第一区域A1)露出，第一区域A1以外的周缘部分的表面被保护绝缘膜15覆盖。使用聚酰亚胺树脂作为保护绝缘膜15。第一区域A1包括位于半导体活性层12和离子敏感绝缘膜14彼此相互接触的第二区域A2的正上方的区域(图4中的第三区域A3)，并且形成为比第二区域A2大。接下来，制造装置将葡萄糖脱氢酶19固定于离子敏感绝缘膜14的第一区域A1中的除第三区域A3以外的第四区域A4。包括葡萄糖脱氢酶19的蛋白质具有以非特异性方式被吸收于玻璃等氧化物的性质。
因此，制造装置将酶水溶液逐滴添加到目的部位(离子敏感绝缘膜14的第四区域A4)，并使酶水溶液干燥。由此，酶19被容易地固定于目的部位。另外，为了将酶19牢固地固定，优选插入自组装单分子(SAM)膜作为链接剂。SAM膜的成膜方法的例子包括旋涂、浸涂以及真空沉积，但是不限于此。作为SAM膜的材料，可使用通过巯基将表面改性的材料或者硅烷偶联剂。但是，不限于此，只要获得适合的结合强度即可。
如上所述，在离子敏感绝缘膜14中，第一区域A1以外的周缘部分被保护绝缘膜15覆盖。半导体活性层12的第二面(在图4中，上表面)包括与离子敏感绝缘膜14接触的第二区域A2。第一区域A1包括与第二区域A2重叠的第三区域A3、以及第三区域A3以外的第四区域A4。酶19被固定于第四区域A4。离子敏感绝缘膜14在第三区域A3中与溶液接触。
第四区域A4位于TFT的源极电极和漏极电极上，因此第四区域A4中的电位变化不会影响灵敏度。因此，能够将不会影响灵敏度的第四区域A4有效地用作酶19的区域。
(实施例3)
接下来，使用图5说明作为第二实施方式的变型例的实施例3。图5是示出实施例3的TFT生物传感器301的剖视图。
在实施例3的TFT生物传感器301中，在硅基板11上形成200nm的膜厚的热氧化膜10。接下来，使用金属掩膜通过DC溅射法形成金属铬膜，将膜图案化以形成第一栅极电极22。接下来，使用金属掩膜通过RF溅射法在氩气和氧气的混合气氛中形成氧化硅膜，从而形成第一栅极绝缘膜23。在成膜中，可使用氧化硅及金属硅中的任一者作为目标，通过适当地控制氧分压，获得期望的耐压。
另外，在第一栅极绝缘膜23上，使用金属掩膜通过溅射法形成由In－Ga－Zn－O构成并具有50nm的膜厚的氧化物半导体膜，从而形成半导体活性层12。在半导体活性层12形成之后，在空气中在400℃下进行退火处理1小时。接下来，使用金属掩膜通过铝的DC溅射，形成源极电极13s及漏极电极13d。此外，源极电极13s及漏极电极13d的膜厚分别设为100nm。
另外，由氧化钽(TaO2)构成并具有200nm的膜厚的离子敏感绝缘膜14使用金属掩膜通过溅射法形成。在成膜过程中，使用由Ta－O构成的烧结体靶，不加热基板，并采用氩气和氧气的混合气体氛围中的RF溅射法。之后，在空气中在300℃下进行退火处理1小时。热氧化膜10的相对介电常数为约4，通过溅射成膜的氧化钽(离子敏感绝缘膜14)的相对介电常数为约20。热氧化膜10和离子敏感绝缘膜14的膜厚分别为200nm。因此，相对介电常数的差异反映到每单位面积的静电电容，因此由氧化钽构成的离子敏感绝缘膜14的每单位面积的静电电容的大小是由热氧化膜10构成的栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容的约5倍。
之后，使位于半导体活性层12的通道区域的正上方的离子敏感绝缘膜14的表面(第一区域A1)露出，除第一区域A1以外，离子敏感绝缘膜14被保护绝缘膜15覆盖。使用硅树脂作为保护绝缘膜15，但只要确保适当的耐水性和绝缘性，也可以使用铝等无机绝缘材料。
接下来，制造装置使用分配器将酶水溶液逐滴添加到离子敏感绝缘膜14的第一区域A1上，并在室温下使酶水溶液干燥。由此，酶19被固定于离子敏感绝缘膜14的第一区域A1上。例如，酶19以规律间隔或随机的方式设于第一区域A1上。此时，重要的是，离子敏感绝缘膜14适当地露出，并确保离子敏感绝缘膜14和感测对象材料16之间的接触。因此，可提供其中生物材料识别机构和pH感测机构二者设于离子敏感绝缘膜14上而没有相互功能干扰的TFT生物传感器。
与实施例1的TFT生物传感器101的情况相同，在实施例2的TFT生物传感器201及实施例3的TFT生物传感器301中，也获得如图2所示的Vg－Id特性。因此，可基于Vg－Id特性的阈值电压漂移进行感测。另外，在实施例2和实施例3中，TFT生物传感器201和TFT生物传感器301也设有检测单元，该检测单元将离子敏感绝缘膜14的每单位面积的静电电容除以栅极绝缘膜(热氧化膜10)的每单位面积的静电电容得到的比的值乘以离子敏感绝缘膜14和感测对象材料16之间产生的电位差，将该电位差放大之后，检测该电位差。由此，可以实现具有高pH灵敏度的生物传感器。
(第三实施方式)
图6是示出第三实施方式的TFT生物传感器401的剖视图。
第三实施方式的TFT生物传感器401包括与源极电极13s及漏极电极13d连接的半导体活性层12。在半导体活性层12的一个表面(第一表面，在图6中下表面)上设有作为第一栅极绝缘膜的热氧化膜10及作为第一栅极电极的硅基板11。在半导体活性层12的另一表面(第二表面，在图6中上表面)上设有第二栅极绝缘膜24及第二栅极电极25。
第二栅极绝缘膜24的每单位面积的静电电容设为比第一栅极绝缘膜(热氧化膜10)的每单位面积的静电电容大。第二栅极电极25包括第二栅极绝缘膜24的上表面上的与半导体活性层12重叠的区域，并配置为从该区域以二维方式(向图6的右方向)延伸。即，第二栅极电极25设于第二栅极绝缘膜24上，并从与半导体活性层12重叠的区域延伸到与该区域以二维方式间隔开的位置。
另外，在第二栅极电极25中，酶19固定于延长端侧的上表面，固定有酶19的区域以外的区域被保护绝缘膜15覆盖。酶19与溶液内的材料反应，并调制施加于第二栅极电极25的电压。
另外，TFT生物传感器401在与固定于第二栅极电极25上的酶19及保护绝缘膜15在空间上分离的位置上包括参考电极17。溶液中包含的感测对象材料16配置于第二栅极电极25及酶19上，来自参考电极17的电压施加于第二栅极电极25。此时，施加于TFT生物传感器401的有效的栅极电压成为将在第二栅极绝缘膜24上进行的酶反应的氧化还原电位添加于参考电极17的电压所得到的值，对半导体活性层12诱发由有效栅极电压引起的顶部通道。
此时，TFT生物传感器401通过成为第一栅极电极的硅基板11驱动，并将参考电极17的电压保持恒定。由此，可将由酶19与底物的反应引起的氧化还原电位检测作为Vref－Id特性的Vth漂移。
与实施例3的情况相同，当将酶19间隔地配置在离子敏感绝缘膜14上时，能够增大酶19的有效的表面面积，并且确保离子敏感绝缘膜14与感测对象材料16之间的接触。因此，获得灵敏度提高的效果。
(实施例4)
接下来，使用图6说明将第三实施方式进一步具体化的实施例4。
在实施例4的TFT生物传感器401中，在硅基板11上形成200nm的膜厚的热氧化膜10。也可以取代热氧化膜10，使用等离子体CVD法或溅射法形成的氧化硅膜、氮化硅膜等。
另外，在被热氧化膜10覆盖的硅基板11上，使用金属掩膜通过溅射法形成由In－Ga－Zn－O构成并具有50nm的膜厚的氧化物半导体膜。在成膜中，使用烧结的In－Ga－Zn－O靶，不加热基板，并采用氩气和氧气的混合气体氛围中的DC溅射法。在成膜后，在空气中在400℃下进行退火处理1小时。通过将氧化物半导体膜图案化，形成岛状的半导体活性层12。
接下来，使用金属掩膜对铝金属、或含有1％的硅的铝金属进行DC溅射，从而形成源极电极13s及漏极电极13d。源极电极13s及漏极电极13d的膜厚分别设为50nm。另外，使用金属掩膜通过溅射法形成由氧化铝构成并具有200nm的膜厚的第二栅极绝缘膜24。在成膜中，当适当地控制氩气和氧气之比时，可使用金属铝靶以及由Al－O构成的烧结体靶二者。不加热基板，并采用RF溅射法。
之后，使用金属掩膜通过溅射法形成由钨(W)金属构成并具有50nm的膜厚的第二栅极电极25。另外，在空气中在300℃下进行退火处理1小时，除第二栅极电极25的一部分以外，保护绝缘膜15覆盖第二栅极电极25。另外，在第二栅极电极25中，与半导体活性层12重叠的部位的相反侧的预定区域(参照图右侧)露出，预定区域以外的区域被保护绝缘膜15覆盖。优选使用硅树脂作为保护绝缘膜15，但是只要获得适当的耐水性和绝缘性，也可以使用光致抗蚀剂、环氧树脂等。
接下来，制造装置将葡萄糖脱氢酶水溶液逐滴添加到第二栅极电极25的未被保护绝缘膜15覆盖的区域，并在室温下使水溶液干燥以固化。由此，酶19被固定于第二栅极电极25上。在本实施例中，使用葡萄糖脱氢酶作为酶19。但是，不限于此，只要是在第二栅极电极25上进行氧化还原反应，则可以采用酶和底物的其他组合。
另外，酶19也不限于所谓的酶，通过其而在第二栅极电极25上发生电位变化的生物分子之间的反应可应用作为本实施例中的感测对象材料16及酶19。例如，应用可扩大到抗原-抗体反应、凝集素和生理活性的糖链的结合、DNA－DNA或RNA－RNA的相互作用、以及无机化合物之间的结合。
在实施例4的结构中，TFT通道上的区域被保护绝缘膜15覆盖，因此能够抑制感测对象材料16(测试液等)向通道部的侵入。因此，可靠性提高。
(第四实施方式)
图7是示出第四实施方式的TFT生物传感器501的剖视图。
第四实施方式的TFT生物传感器501包括与源极电极13s及漏极电极13d连接的半导体活性层12。在半导体活性层12的一个表面(第一表面，在图7中下表面)上设有作为第一栅极绝缘膜的热氧化膜10及作为第一栅极电极的硅基板11。在半导体活性层12的另一表面(第二表面，在图7中上表面)上设有第二栅极绝缘膜24、第二栅极电极25以及离子敏感绝缘膜14。第二栅极绝缘膜24的每单位面积的静电电容设为比第一栅极绝缘膜(热氧化膜10)的每单位面积的静电电容大。
第二栅极电极25包括在第二栅极绝缘膜24的上表面上的与半导体活性层12重叠的区域，并设置为从该区域以二维方式(向图7的右方向)延伸。即，第二栅极电极25设于第二栅极绝缘膜24上，并从与半导体活性层12重叠的区域延伸到与该区域以二维方式间隔开的位置。
离子敏感绝缘膜14设于第二栅极电极25的上表面上。另外，在离子敏感绝缘膜14中，酶19被固定于与半导体活性层12重叠的区域的相反侧的区域的上表面，固定有酶19的区域以外的区域被保护绝缘膜15覆盖。TFT生物传感器501在与固定于离子敏感绝缘膜14上的酶19及保护绝缘膜15在空间上分离的位置上包括参考电极17。感测对象材料16设于离子敏感绝缘膜14及酶19上，来自参考电极17的电压施加于第二栅极电极25。在参考电极17的电位上叠加由于酶19的反应引起的电位变化，该电位传递到第二栅极电极25，并经由第二栅极绝缘膜24在半导体活性层12中引起顶部通道。
此时，TFT生物传感器501通过成为第一栅极电极的硅基板11驱动，并保持参考电极17的电位恒定。由此，可将由于酶19与底物的反应引起的电位检测作为Vref－Id特性的Vth漂移。
(实施例5)
接下来，使用图7说明将第四实施方式进一步具体化的实施例5。
在实施例5的TFT生物传感器501中，在覆盖有热氧化膜10的硅基板11上，使用金属掩膜，通过溅射法，依次形成半导体活性层12、源极电极13s及漏极电极13d、第二栅极绝缘膜24、第二栅极电极25、以及离子敏感绝缘膜14。半导体活性层12由In－Ga－Zn－O构成，并具有50nm的膜厚。源极电极13s及漏极电极13d由钼金属构成，并具有100nm的膜厚。第二栅极绝缘膜24由氧化钽构成，并具有100nm的膜厚。第二栅极电极25由钼金属构成，并具有50nm的膜厚。离子敏感绝缘膜14由氧化硅构成，并具有100nm的膜厚。
此时，各层的材料不限于上述的材料，作为电极，可使用钛(Ti)、铝(Al)、钨(W)、钽(Ta)、铬(Cr)以及它们的合金膜或它们的层叠膜。另外，作为绝缘膜，可使用氧化铝、氮化硅(Si3N4)、氧化锆(ZrO2)、氧化铪、钛酸锶(SrTiO3)、钛酸钡(BaTiO3)、以及它们的层叠膜。
另外，在空气中在300℃下进行退火处理1小时，由硅树脂构成的保护绝缘膜15除离子敏感绝缘膜14的一部分以外覆盖离子敏感绝缘膜14。另外，在离子敏感绝缘膜14中，与半导体活性层12重叠的部位的相反侧的预定区域(参照图中右侧)露出，预定区域以外的区域被保护绝缘膜15覆盖。
接下来，制造装置将溶解有作为以特异方式识别半乳糖的外源凝集素的半乳糖凝集素的设为pH 6.8的磷酸盐缓冲液逐滴添加到离子敏感绝缘膜14的未被保护绝缘膜15覆盖的区域，使磷酸盐缓冲液在室温下干燥而固化。由此，酶19被固定于离子敏感绝缘膜14。酶19以特异方式与半乳糖结合，并使离子敏感绝缘膜14的界面电位改变。
可通过利用TFT传感器检测该电位变化来测量半乳糖。在此，使用半乳糖凝集素作为外源凝集素，但不限于此。当使用具有不同的底物特异性的外源凝集素时，可提供以不同的生理活性糖链为对象的TFT生物传感器。
在实施例5中，与实施例4相比，在酶19和第二栅极电极25之间进一步设有离子敏感绝缘膜14。当存在绝缘膜14时，可抑制感测对象材料16与第二栅极电极25之间的电气短路，由此可进一步提高可靠性。
(实施例6)
接下来，使用图8说明作为第四实施方式的变型例的实施例6。图8是示出实施例6的TFT生物传感器601的剖视图。
与实施例5的情况相同，实施例6的TFT生物传感器601具有在形成有热氧化膜10的硅基板11上层叠半导体活性层12、源极电极13s及漏极电极13d、第二栅极绝缘膜24、第二栅极电极25、以及离子敏感绝缘膜14的结构。作为制造手段，可应用使用金属掩膜的溅射法，或者可使用光刻法。
接下来，在离子敏感绝缘膜14上将光致抗蚀剂图案化。作为此时使用的光致抗蚀剂，优选剥离专用抗蚀剂，但是只要能够使用丙酮等有机溶剂容易地去除抗蚀剂，则可以使用任何的抗蚀剂。另外，制造装置将溶解有醇脱氢酶的设为pH 6.8的磷酸盐缓冲液涂布到图案化后的光致抗蚀剂上。作为涂布方法，可根据溶液的粘度选择旋涂、浸渍以及灌封。之后，制造装置用丙酮去除图案化的光致抗蚀剂以形成图案化的酶19。酶19以规律间隔或以随机方式设于离子敏感绝缘膜14的预定区域。
接下来，由硅树脂构成的保护绝缘膜15除图案化有酶19的离子敏感绝缘膜14的区域以外，覆盖离子敏感绝缘膜14。通过以上所述的工序，可提供使用TFT作为界面电位检测机构、使用醇脱氢酶作为生物分子识别机构并且能够测量醇浓度的TFT生物传感器601。
与实施例5相比，在实施例6中与实施例3同样地在离子敏感绝缘膜14上间隔地设置酶19，由此能够增大酶19的有效的表面面积，并确保离子敏感绝缘膜14和感测对象材料16之间的接触。因此，获得灵敏度提高的效果。
(第五实施方式)
图9是示出第五实施方式的TFT生物传感器701的剖视图。
第五实施方式的TFT生物传感器701包括与源极电极13s及漏极电极13d连接的半导体活性层12。在半导体活性层12的一个表面(第一表面，图9中的下表面)上设有作为第一栅极绝缘膜的热氧化膜10及作为第一栅极电极的硅基板11。在半导体活性层12的另一表面(第二表面，图9中上表面)上设有第二栅极绝缘膜24、第二栅极电极25以及离子敏感绝缘膜14。
第二栅极绝缘膜24的每单位面积的静电电容设为比第一栅极绝缘膜(热氧化膜10)的每单位面积的静电电容大。另外，第二栅极电极25及离子敏感绝缘膜14相对于第二栅极绝缘膜24的上表面的位置与实施例5和实施例6中相同。另外，在离子敏感绝缘膜14中，与半导体活性层12重叠的区域的相反侧的预定区域(参照图右侧)露出，预定区域以外的区域被保护绝缘膜15覆盖。
另外，第五实施方式的TFT生物传感器701包括固定于在与离子敏感绝缘膜14空间上分离的位置上的第二绝缘基板18的酶19。另外，TFT生物传感器701在离子敏感绝缘膜14与酶19之间的空间中包括参考电极17。在第五实施方式的TFT生物传感器701中，在离子敏感绝缘膜14上设有感测对象材料16的情况下，酶19与感测对象材料16反应，并引起附近的pH变化。通过将pH变化捕捉作为离子敏感绝缘膜14表面上的电位变化，能够测量感测对象材料16的浓度。
(实施例7)
接下来，使用图9说明将第五实施方式进一步具体化的实施例7。
在实施例7的TFT生物传感器701中，在覆盖有热氧化膜10的硅基板11上，通过溅射法形成半导体活性层12、源极电极13s及漏极电极13d、第二栅极绝缘膜24、第二栅极电极25以及离子敏感绝缘膜14，并通过光刻技术分别图案化。半导体活性层12由In－Ga－Zn－O构成并具有30nm的膜厚。源极电极13s及漏极电极13d分别由钼金属构成并具有50nm的膜厚。第二栅极绝缘膜24由氧化钽构成并具有100nm的膜厚。第二栅极电极25由钼金属构成并具有50nm的膜厚。离子敏感绝缘膜14由氧化硅构成并具有50nm的膜厚。
接下来，在空气中在300℃下进行退火处理1小时，由硅树脂构成的保护绝缘膜15除离子敏感绝缘膜14的一部分以外，覆盖离子敏感绝缘膜14。
之后，制造装置将成为酶19的尿素酶固定于第二绝缘基板18。作为固定手段，如上所述，可使用酶水溶液的旋涂、浸渍以及灌封等方法。尿素酶是将尿素水解而生成氨和二氧化碳的酶，由于氨的生成，尿素酶的附近的pH向碱性侧变化。可通过用TFT传感器捕捉该变化，来测量尿素浓度。如上所述，可提供能够测量尿素浓度的TFT生物传感器701。
与实施例1的TFT生物传感器101的情况相同，实施例7的生物传感器701在与离子敏感绝缘膜14在空间上分离的位置上包括生物分子识别机构(酶19)。因此，可抑制pH测量单元与生物材料识别机构相互的功能阻碍。另外，在酶19失去活性的情况下，可在保持酶19的基板(第二绝缘基板18)以外的部分的同时，将酶19的基板更换为新的基板。
即使在实施例5至实施例7中，也与实施例4的TFT生物传感器401同样，TFT生物传感器501至TFT生物传感器701通过成为第一栅极电极的硅基板11驱动，并将参考电极17的电压保持为恒定。由此，可将由酶19与底物的反应引起的氧化还原电位检测作为Vref－Id特性的Vth漂移。另外，在实施例5至实施例7中，TFT生物传感器501至TFT生物传感器701设有检测单元，该检测单元将第二栅极绝缘膜24的每单位面积的静电电容除以第一栅极绝缘膜(热氧化膜10)的每单位面积的静电电容得到的比的值乘以在离子敏感绝缘膜14与感测对象材料16之间产生的电位差，将该电位差放大之后，检测该电位差。由此，可以实现具有高灵敏度的生物传感器。
(第六实施方式)
使用图10A、图10B及图11说明第六实施方式。图10A和图10B是示出第六实施方式的TFT生物传感器的剖视图，图11是其示意图。
如图10A所示，在第六实施方式的TFT生物传感器中，在第一绝缘基板26上，形成包括第一栅极电极22、第一栅极绝缘膜23、半导体活性层12、源极电极13s及漏极电极13d、离子敏感绝缘膜14以及保护绝缘膜15的薄膜晶体管。另外，在第六实施方式的TFT生物传感器中，在与离子敏感绝缘膜14在空间上分离的位置上设置参考电极17。在图10A所示的例子中，在与保护绝缘膜15在空间上分离的位置上设置参考电极17，但不限于这种配置。如图10B所示，可在保护绝缘膜15上形成参考电极17。该情况下，在保护绝缘膜15上形成银薄膜，并浸渍于盐酸等中，从而在银薄膜的表面上形成氯化银膜。之后，将氯化银/银的层叠薄膜图案化为期望的形状以形成参考电极17。将包括薄膜晶体管和参考电极17的结构称作薄膜晶体管传感器单元S。薄膜晶体管传感器单元S的一例是图1中的TFT生物传感器101、图3和图4中的TFT生物传感器201、图5中的TFT生物传感器301。
另外，在第六实施方式中，在第二绝缘基板18上形成对生物材料具有底物特异性的酶19。酶19可形成于第二绝缘基板18的整体上。另外，可预先在第二绝缘基板18中形成槽，并且可在槽部分上选择性地形成酶19。在酶19形成于第二绝缘基板18的整体上的情况下，第一绝缘基板26及第二绝缘基板18被固定于离子敏感绝缘膜14和酶19相互面对、并在它们之间确保空间的状态。该空间成为包括感测对象材料16的溶液流经的流路P。
另外，图11中示出了在第二绝缘基板18中形成槽的结构。在图11所示的例子中，在第二绝缘基板18的一个表面的适当部位(在图11中，沿水平方向的下表面的中央部)上形成具有预定宽度的槽18a，并在槽18a的内侧形成酶19。当在第二绝缘基板18中形成有槽18a的情况下，可将第一绝缘基板26及第二绝缘基板18紧密接合。当将两个绝缘基板26、18接合时，由于槽18a而形成有空间，该空间成为包括感测对象材料16的溶液流经的流路P。绝缘基板18、26需要在槽18a和薄膜晶体管传感器单元S以二维方式相互重叠的状态下接合。
另外，在第六实施方式的TFT生物传感器中，无论槽18a是否存在，都可设置向该流路P供给包括感测对象材料16的溶液并控制感测对象材料16的流动的机构(例如，泵)M。例如，如图11所示，如箭头M1所示，通过机构M从流路P的一个端侧供给感测对象材料16。感测对象材料16在流路P中通过薄膜晶体管传感器单元S上的一部分，并如箭头M2所示从流路P的另一端侧排出。甚至在图10A和图10B所示的例子中，例如，可通过机构M使感测对象材料16从薄膜晶体管传感器单元S的左侧通过流路P流到薄膜晶体管传感器单元S的右侧。
图10B示出也在第一绝缘基板26上形成酶19的情况。与上述的情况相同，在第一绝缘基板26上形成薄膜晶体管，之后，在薄膜晶体管区域以外的期望的区域上形成酶19。虽然未图示，但是可采用仅在第一绝缘基板26上的薄膜晶体管区域以外的区域上形成酶19并且不在第二绝缘基板18上形成酶19的结构。
在第六实施方式中，在第二绝缘基板18上或者第一绝缘基板26上的薄膜晶体管区域以外的区域、即与pH感测单元(薄膜晶体管传感器单元S)在空间上分离的位置的广面积上形成酶19。因此，包括pH感测单元的功能和生物分子识别的功能的两个功能不会相互抑制。另外，能够增大pH感测单元中的每单位面积的酶量，因此能够增大由于酶反应引起的pH变化量。因此，能够提高针对生物材料的检测灵敏度。
此外，虽然图10A和图10B及图11中未图示，但是如图1所示，第六实施方式的TFT生物传感器包括读出源极电极13s和栅极电极22之间的电位差的电压检测单元20、以及读出流入源极电极13s或漏极电极13d的电流的电流检测单元21中的任一者。
(实施例8)
使用图10A说明第六实施方式的实施例8。
在实施例8的TFT生物传感器中，铝合金膜通过溅射法在作为第一绝缘基板26的玻璃基板上形成，并图案化为期望的形状，从而形成第一栅极电极22。然后，通过等离子体CVD法形成具有200nm的膜厚的氧化硅膜，作为第一栅极绝缘膜23。
另外，In－Ga－Zn－O膜通过溅射法形成，作为半导体活性层12，并图案化为期望的形状。在空气中在400℃下进行退火1小时之后，通过溅射法形成钼膜，并将钼膜图案化为期望的形状，以形成源极电极13s及漏极电极13d。接下来，通过溅射法形成具有100nm膜厚的氧化钽膜，作为离子敏感绝缘膜14，并将氧化钽膜图案化为期望的形状。
另外，在空气中在300℃下进行退火处理1小时，使用硅树脂将保护绝缘膜15形成为期望的形状。当考虑氧化硅的相对介电常数为4并且氧化钽的相对介电常数为20时，在该结构中，离子敏感绝缘膜14的每单位面积的静电电容的大小是第一栅极绝缘膜23的每单位面积的静电电容的大约10倍。由此，能够实现大小为能斯特理论的理论极限的大约10倍的pH检测灵敏度。
接下来，制造装置将葡萄糖氧化酶作为酶19固定于作为第二绝缘基板18的玻璃基板上。具体而言，制备将10％葡萄糖氧化酶、10％牛血清白蛋白、以及8％戊二醛溶解于磷酸盐缓冲液得到的试剂，并将该试剂用作酶19。制造装置将酶19涂覆于玻璃基板上，并将酶19图案化为期望的形状，在室温下将酶19干燥20分钟，由此将酶19固定于第二绝缘基板18上。
制造装置将如上所述制造的两片玻璃基板(绝缘基板26及绝缘基板18)设为相互面对，以使氧化钽膜(离子敏感绝缘膜14)和葡萄糖氧化酶(酶19)相互面对，并在作为流路P敞开几100μm至几mm的间隙的状态下密封两片玻璃基板26、18的周缘部。另外，将由银/氯化银形成的参考电极17插入到该间隙中。作为将测试液(包括感测对象材料16的溶液)导入到该间隙(流路P)内的机构M，例如，设置微型泵。
使用微型泵，将具有各种浓度的葡萄糖水溶液作为测试液导入到间隙(流路P)内，并根据测试液的pH变化检测通过葡萄糖和葡萄糖氧化酶(酶19)之间的酶反应而新生成质子所引起的质子浓度的微小变化。在本实施例中，作为酶19的葡萄糖氧化酶被固定于玻璃基板(第二绝缘基板18)的表面上的广阔区域，因此，葡萄糖氧化酶与作为测试液的葡萄糖水溶液接触的面积充分大。因此，酶反应高效地进行，并且可与使用顶栅效应的pH感测高灵敏度地相结合，检测大约0.001mM的葡萄糖浓度的变化。
(实施例9)
使用图11说明第六实施方式的实施例9。与上述的实施例8的情况相同，实施例9中的制造装置在作为第一绝缘基板26的玻璃基板上形成薄膜晶体管传感器单元S。为了从外部施加操作用电信号，将薄膜晶体管传感器单元S的第一栅极电极22、源极电极13s、漏极电极13d、以及参考电极17的配线引出到玻璃基板的外部。另外，制造装置在作为第二绝缘基板18的玻璃基板上形成槽18a。例如，使用氢氟酸蚀刻玻璃以形成具有2mm的宽度和800μm的深度的槽18a。
之后，与实施例8的情况同样地，制造装置将葡萄糖氧化酶(酶19)固定于槽18a的凹面(内表面)。另外，制造装置将两片玻璃基板(绝缘基板26及绝缘基板18)以薄膜晶体管传感器单元S和槽18a以二维方式相互重叠的配置进行接合。即，在薄膜晶体管传感器单元S被槽18a覆盖的状态下，将两个绝缘基板26、18相互接合。
关于该装置，从由槽18a形成的流路P的一侧使用微型泵M将具有各种浓度的葡萄糖溶液作为测试液导入到流路P内，并从流路P的另一侧排出测试液。当测试液在流路P内部流动时，测试液与固定于流路P内部的酶19反应，由此生成质子。通过使用薄膜晶体管传感器单元S检测质子的生成量作为电气双层电位的变化，可以检测微小的葡萄糖浓度。关于流路P的结构，不限于如图11所示的直线结构，可采用在流路P的中途位置部分程度地构成宽度加宽的区域以增大能够固定酶19的面积的结构。
(第七实施方式)
将参照图12A及图12B对第七实施方式进行说明。图12A及图12B是示出第七实施方式的TFT生物传感器的剖视图。如图12A所示，在第七实施方式的TFT生物传感器中，在第一绝缘基板26上形成包括第一栅极电极22、第一栅极绝缘膜23、半导体活性层12、源极电极13s及漏极电极13d、第二栅极绝缘膜24、第二栅极电极25、离子敏感绝缘膜14以及保护绝缘膜15的薄膜晶体管。第二栅极电极25具有从面向第一栅极电极22的位置沿水平方向延伸的形状，并在该延伸区域上形成离子敏感绝缘膜14。在离子敏感绝缘膜14上的沿水平方向延伸的区域的一部分上形成开口部，并在开口部以外的区域上形成保护绝缘膜15。即，薄膜晶体管的通道部和离子敏感部配置在以二维方式相互错位的位置上。这种配置与图10A、图10B及图11的配置的不同之处在于，通道部和离子敏感部配置在以二维方式相互重叠的位置上。
另外，在第七实施方式的TFT生物传感器中，在与离子敏感绝缘膜14在空间上分离的位置上配置有参考电极17。在图12A中，参考电极17配置在与保护绝缘膜15在空间上分离的位置上，但是不限于上述配置，也可以如图12B所示在保护绝缘膜15上形成参考电极17。该情况下，在保护绝缘膜15上形成银薄膜，并将银薄膜浸渍在盐酸等中，从而在银薄膜的表面上形成氯化银膜。然后，将氯化银/银的层叠薄膜图案化为期望的形状以形成参考电极17。在本例中，将包括薄膜晶体管和参考电极17的结构也称作薄膜晶体管传感器单元S。薄膜晶体管传感器单元S的示例是图6的TFT生物传感器401、图7的TFT生物传感器501、图8的TFT生物传感器601以及图9的TFT生物传感器701。
另外，在第七实施方式中，在第二绝缘基板18上形成对生物材料具有底物特异性的酶19。可在第二绝缘基板18的整体上形成酶19。另外，与图11同样地，预先在第二绝缘基板18上形成槽18a之后，可在槽18a的部分上选择性地形成酶19。第一绝缘基板26和第二绝缘基板18在离子敏感绝缘膜14和酶19相互面对并且在离子敏感绝缘膜14和酶19之间确保空间的状态下被固定。该空间成为感测对象材料16流经的流路P。另外，在第二绝缘基板18上形成槽18a的情况下，能够将第一绝缘基板26和第二绝缘基板18紧密地接合。该情况下，需要将槽18a和薄膜晶体管传感器单元S以二维方式相互重叠地进行接合。另外，无论槽18a存在与否，都可设置向流路P供给感测对象材料16并控制感测对象材料16的流动的机构(例如，泵等)M。
图12B示出也在第一绝缘基板26上形成酶19的情况。如上所述，在第一绝缘基板26上形成薄膜晶体管之后，在薄膜晶体管区域以外的期望区域上形成酶19。虽然未图示，但是也可采用仅在第一绝缘基板26上的薄膜晶体管区域以外的区域上形成酶19并且在第二绝缘基板18上不形成酶的结构。
在第七实施方式中，在第二绝缘基板18上、或者第一绝缘基板26上的薄膜晶体管区域以外的区域、即与pH感测单元(薄膜晶体管传感器单元S)在空间上分离的位置上的广阔面积上形成酶19。因此，包括pH感测单元的功能和生物分子识别功能的两种功能不会相互阻碍。另外，能够增大pH感测单元的每单位面积的酶量，因此能够增大由于酶反应引起的pH的变化量。因此，能够提高针对生物材料的检测灵敏度。另外，与第六实施方式相比，在第七实施方式中，离子敏感绝缘膜14存在于与薄膜晶体管区域分离的位置。离子敏感绝缘膜14是与测试液接触的部分，在该部分与薄膜晶体管区域分离的本实施例中，测试液渗入薄膜晶体管传感器单元S的可能性降低，因此能够期待传感器元件的长寿命化。
另外，图12A及图12B示出在第二栅极电极25上设有离子敏感绝缘膜14的结构。但是，在第二栅极电极25自身具有离子敏感性的情况下，也可以不设置离子敏感绝缘膜14。
(实施例10)
使用图12A说明第七实施方式的实施例10。
在实施例10的TFT生物传感器中，在作为第一绝缘基板26的玻璃基板上通过溅射法形成铝合金膜，并将铝合金膜图案化为期望的形状，从而形成第一栅极电极22。之后，通过等离子体CVD法形成具有200nm的膜厚的氧化硅膜作为第一栅极绝缘膜23。
另外，通过溅射法形成In－Ga－Zn－O膜作为半导体活性层12，并将其图案化为期望的形状。在空气中在400℃下进行退火1小时之后，通过溅射法形成钼合金膜，并将其图案化为期望的形状，以形成源极电极13s及漏极电极13d。接下来，通过溅射法形成具有100nm的膜厚的氧化钽膜作为第二栅极绝缘膜24，并将其图案化为期望的形状。
接下来，在空气中在300℃下进行退火1小时之后，形成铝合金膜作为第二栅极电极25，并将其图案化为期望的形状。此时，第二栅极电极25设为具有从与第一栅极电极22相面对的位置沿水平方向延伸的形状。另外，在第二栅极电极25上形成具有10nm的膜厚的氧化钽膜作为离子敏感绝缘膜14，并将其图案化为期望的形状。
接下来，使用环氧树脂将保护绝缘膜15形成为期望的形状。此时，进行图案化，以在离子敏感绝缘膜14上的沿水平方向延伸的区域的一部分上形成开口部。当考虑到氧化硅的相对介电常数为4并且氧化钽的相对介电常数为20时，在该结构中，离子敏感绝缘膜14的每单位面积的静电电容的大小为第一栅极绝缘膜23的每单位面积的静电电容的大约9倍。由此，能够实现大小为能斯特理论的理论极限的大约9倍的pH检测灵敏度。灵敏度比实施例8的情况略微降低的原因如下。在本实施例中，需要将具有100nm的膜厚的氧化钽(第二栅极绝缘膜24)和具有10nm的膜厚的氧化钽(离子敏感绝缘膜14)之间的串联连接视作电容。
接下来，制造装置将青霉素酶作为酶19固定于作为第二绝缘基板18的玻璃基板上。例如，在制作将青霉素酶溶解于缓冲溶液中的试剂之后，制造装置将试剂涂覆在玻璃基板(第二绝缘基板18)上，并将试剂图案化为期望的形状。之后，制造装置在室温下将试剂干燥120分钟从而将酶19固定于第二绝缘基板18上。
制造装置将两片玻璃基板设为相互面对以使氧化钽膜(离子敏感绝缘膜14)和青霉素酶(酶19)相互面对，并在作为流路P敞开几100μm至几mm的间隙的状态下密封两片玻璃基板的周缘部。另外，制造装置将由银/氯化银形成的参考电极17插入到该间隙中。另外，制造装置设置微型泵，作为将测试液(包括感测对象材料16的溶液)导入到该间隙(流路P)内的机构M。
在如上所述制造的TFT生物传感器中，使用微型泵M，将具有各种浓度的青霉素水溶液作为测试液导入到间隙(流路P)内，并根据测试液的pH变化检测通过青霉素和青霉素酶(酶19)之间的酶反应而新生成质子所引起的质子浓度的微小变化。通过青霉素与青霉素酶之间的酶反应，将青霉素水解，由此生成青霉酸和质子。特别地，在生物传感器领域中，微小的青霉素浓度的检测是重要的，需要感测由酶反应产生的微小的质子浓度变化。在本实施例中，作为酶19的青霉素酶被固定于玻璃基板(第二绝缘基板18)的表面的广阔区域，因此，作为测试液的青霉素水溶液与青霉素酶相互接触的面积充分大。
因此，酶反应高效地进行，并且可与使用顶栅效应的pH感测高灵敏度相结合，检测大约0.001mM的青霉素浓度的变化。另外，与实施例8的情况相比，在本实施例中，离子敏感单元存在于与薄膜晶体管区域间隔开的位置，因此作为测试液的青霉素水溶液渗入薄膜晶体管单元的可能性降低。因此，能够实现传感器元件的长寿面化和高生产率。
在如上所述的实施例1～7中，说明了以下情况：使用设有热氧化膜10的硅晶圆，且作为薄膜晶体管的构成元件，使硅基板11作为栅极电极操作、使热氧化膜10作为栅极绝缘膜操作。但是，不限于此，在实施例1至7的情况下，与实施例8至10的情况同样地，可以在玻璃基板(第一绝缘基板26)上使用金属形成栅极电极，并且可在栅极电极上通过等离子体CVD法或溅射法形成栅极绝缘膜(例如，氧化硅膜等)。另外，甚至在实施例1～7的情况下，类似于图11，可在第二绝缘基板18中形成槽18a，并且可以在槽18a中提供酶19a。
另外，在实施例8至10中，将酶19固定于与TFT传感器单元S侧的基板不同的基板(第二绝缘基板18)。因此，当酶19失去活性时，能够通过在保持酶基板(第二绝缘基板18)以外的结构的状态下，使用新的酶基板仅更换酶基板，从而使传感器功能恢复。因此，能够提供寿命长、使用者的负担小的传感器。另外，能够用新的酶基板更换酶基板的功能表示可以用另一酶进行替换。即，当考虑实施例时，例如，在将用于葡萄糖感测的基板和用于青霉素感测的基板设为酶基板的情况下，可提供使用相同的TFT传感器基板(第一绝缘基板26)能够实现多项测量的TFT生物传感器。
另外，在以上所述的实施例中，说明了将第一绝缘基板26和第二绝缘基板18相互面对设置或者相互接合的情况。但是，不限于此，例如，形成有薄膜晶体管传感器单元S的第一绝缘基板26可具有平坦形状，固定有酶19的第二绝缘基板18可具有圆柱形状。该情况下，可通过将酶19固定于圆柱的内侧并将第一绝缘基板26配置于圆柱中的结构，实现效果。以这种方式，可以以任意方式设定第一绝缘基板26和第二绝缘基板18的配置。
另外，在以上所述的实施例中，说明了由于酶反应导致氢离子的浓度(pH)变化并通过检测pH变化来感测生物材料的浓度的情况。但是，不限于氢离子浓度，也可感测在酶反应中生成的任意的离子的浓度。例如，在进行感测通过酶反应产生Na离子、K离子等阳离子的测试液的情况下，利用(也称作“应用”)以下的薄膜作为离子敏感绝缘膜14。该薄膜是通过将包括作为基本骨架的成为配体的多肽(诸如缬氨霉素)或冠醚的化合物与树脂材料混合，并涂覆和烧制合成的混合材料所形成的薄膜。该情况下，离子敏感膜也用作酶。不限于阳离子，在阴离子的情况下，也可使用适于阴离子的配体。
另外，在以上所述的实施例中，说明了使用氧化物半导体作为半导体活性层12的情况。但是，不限于此，也可以使用以下的材料(也称作材质)作为半导体活性层12。该材料的例子包括如非晶硅和多晶硅等硅半导体、能够通过沉积成膜的基于低分子量的有机半导体(例如，并五苯等)、能够通过涂覆成膜的基于高分子量的有机半导体、以及碳纳米管和石墨等碳材料。作为具体例，图13示出了使用有机半导体作为活性层的结构。
图13是示出将有机半导体用作半导体活性层12的TFT生物传感器的剖视图。图13中所示的TFT生物传感器除半导体活性层12由有机半导体构成以外，具有与图10A所示的实施例8的TFT生物传感器相同的结构。氧化物半导体大多呈现仅n型传导，有机半导体大多呈现仅p型传导。这种单极性容易实现顶栅效应，并且容易根据电容比实现高灵敏度。
(第八实施方式)
图14是第八实施方式的TFT生物传感器装置的电路图。图15是示出图14的TFT生物传感器装置中的微处理器38的构成例。第八实施方式的TFT生物传感器装置(检测装置)包括上述的实施例1至实施例10的TFT生物传感器101至TFT生物传感器701的任一者。图14的TFT生物传感器是TFT生物传感器101至701的任一者。
另外，TFT生物传感器装置包括微处理器(处理器)38、恒压电路(电压施加电路)40、以及电流-电压转换电路(检测电路)41。恒压电路40将电压(第一电压)施加于TFT生物传感器的源极电极13s与漏极电极13d之间。电流-电压转换电路41将在源极电极13s与漏极电极13d之间流动的电流检测作为电压(第二电压)。微处理器38基于由电流-电压转换电路41检测到的电压，控制TFT生物传感器的栅极电极13g的电位及恒压电路40。
恒压电路40包括齐纳二极管40a及电阻器R1。齐纳二极管40a通过电阻器R1连接到晶体管39。电阻器R1通过晶体管39连接到电源Vdd。恒压电路40的输出端子通过电阻器R2连接到TFT生物传感器的漏极电极13d。在晶体管39通过微处理器38被接通的情况下，恒压电路40将齐纳二极管40a的反向击穿电压(V1)经由电阻器R2施加于TFT生物传感器的源极电极13s和漏极电极13d之间。
电流-电压转换电路41将源极电极13s与漏极电极13d之间的微小电流转换为电压值。电流-电压转换电路41包括第一运算放大器41a、第二运算放大器41b以及第三运算放大器41c。
具体而言，电流-电压转换电路41包括三个运算放大器41a至41c以及七个电阻器R3至R9。第一运算放大器41a的正输入端子(以下，称作“+输入端子”)连接到恒压电路40的输出端子，第二运算放大器41b的+输入端子连接到TFT生物传感器的漏极电极13d。另外，第一运算放大器41a的输出端子和负输入端子(以下，称作“－输入端子”)经由电阻器R4相互连接，第二运算放大器41b的输出端子和－输入端子经由电阻器R5相互连接。另外，第一运算放大器41a的－输入端子和第二运算放大器41b的－输入端子经由电阻器R3相互连接。第三运算放大器41c的－输入端子经由电阻器R6连接到第一运算放大器41a的输出端子，第三运算放大器41c的+输入端子经由电阻器R7连接到第二运算放大器41b的输出端子。另外，第三运算放大器41c的+输入端子经由电阻器R9接地，第三运算放大器41c的输出端子和－输入端子经由电阻器R8相互连接。此外，第三运算放大器41c的输出端子成为电流-电压转换电路41的输出端子。电流-电压转换电路41将通过转换源极电极13s与漏极电极13d之间的微小电流得到的电压值(输入电压Vin)输出到微处理器38。
如图15所示，微处理器38包括运算单元38a和存储单元38b。例如，运算单元38a由一个或多个中央处理器(CPU)、多核CPU等构成。例如，存储单元38b包括随机存取存储器(RAM)38ba、只读存储器(ROM)38bb等。运算单元38a将存储在ROM 38bb中的控制程序读出到RAM 38ba，并执行该控制程序以进行各种运算处理。例如，当启动微处理器38时，运算单元38a从ROM 38bb中读出用于执行第一运算处理的控制程序文件(执行文件)，并将该控制程序文件展开到RAM 38ba中执行，由此用作第一运算单元38aa的程序模块。另外，运算单元38a从ROM 38bb中读出用于执行第二运算处理的控制程序文件，并将控制程序文件展开到RAM 38ba中执行，由此用作第二运算单元38ab的程序模块。
ROM 38bb是非易失性存储器，并预先存储运算单元38a执行预定的运算处理所用的控制程序、运算单元38a进行预定的运算处理时使用的控制变量、各种数据段、表格等。例如，在使运算单元38a执行与比例－积分－微分(PID)控制有关的运算的情况下，在ROM38bb中存储用于实现PID控制的控制程序以及PID控制中使用的控制变量。另外，在使运算单元38a进行与比例－积分(PI)控制有关的运算的情况下，在ROM 38bb中存储用于实现PI控制的控制程序以及PI控制中使用的控制变量。另外，在使运算单元38a进行与比例(P)控制有关的运算的情况下，在ROM 38bb中存储用于实现P控制的控制程序以及P控制中使用的控制变量。RAM 38ba是可重写存储器，并暂时存储由运算单元38a在运算处理过程中产生的数据。
微处理器38获取从电流-电压转换电路41输出的电压值作为输入电压Vin。运算单元38a(第一运算单元38aa)基于从电流-电压转换电路41获取的输入电压Vin、以及存储在ROM 38bb中的控制变量，进行预定的运算(例如，PID控制、PI控制、以及P控制)，以计算施加于TFT生物传感器的栅极电极13g的电压值。另外，第一运算单元38aa计算电压值(施加于栅极电极13g的输出电压Vout1)以使恒压电路40施加于源极电极13s与漏极电极13d之间的电压、与由电流-电压转换电路41检测到的源极电极13s和漏极电极13d之间的电压变得恒定。运算单元38a基于计算出的电压值(输出电压Vout1)控制施加于TFT生物传感器的栅极电极13g的电压。具体而言，微处理器38将由运算单元38a计算出的电压值的输出电压Vout1施加于栅极电极13g。另外，运算单元38a(第二运算单元38ab)基于计算出的电压值(输出电压Vout1)和存储于ROM 38bb中的表，计算与输出电压Vout1相对应的离子浓度。具体而言，第二运算单元38ab从表中读出与输出电压Vout1相对应的离子浓度。
另外，运算单元38a将用于使晶体管39接通或断开的电压(输出电压Vout2)施加于晶体管39。
在具有上述结构的TFT生物传感器装置中，在由TFT生物传感器进行感测的情况下，微处理器38将源极电极13s的电位和参考电极17的电位设为相同的电位，并控制成为栅极电极13g的硅基板11与源极电极13s之间的电位以使预定的电流11流经源极电极13s和漏极电极13d之间。
在图14及图15所示的例子中，微处理器38将源极电极13s的电位切换为源极电位或基准电位，并使成为栅极电极13g的硅基板11的电位改变。微处理器38读出由感测对象材料16中的离子浓度引起的、栅极电极13g和源极电极13s之间的电位差。另外，将保存有离子浓度和栅极电极13g与源极电极13s之间的电位差(电压值)之间的对应作为TFT生物传感器的特性的表(对应表)预先存储在存储单元38b(ROM 38bb)中。参照该表，感测(指定)感测对象材料16中的与在栅极电极13g与源极电极13s之间的读出的电位差相对应的离子浓度。
电流-电压转换电路41将源极电极13s与漏极电极13d之间的微小电流转换为电压值，并将转换后的电压值作为输入电压Vin施加于微处理器38。微处理器38控制施加于TFT生物传感器的栅极电极13g(硅基板11)的电压(输出电压Vout1)以使输入电压Vin成为恒定值。电流-电压转换电路41将依赖于对象材料中的离子浓度的TFT的漏极-源极电流(Ids)转换为电压信号。微处理器38从电流-电压转换电路41获取电压信号，并将电压信号(Vg-s)输出到TFT的栅极电极13g，由此无论对象材料中的离子浓度如何，预定的电流(Ids)流经漏极电极13d和源极电极13s之间。换言之，无论对象材料中的离子浓度如何，微处理器38用作保持电流(Ids)恒定的反馈电路，因此，TFT生物传感器(pH传感器)在恒定电压(Vg-s)及恒定电流(Ids)模式下操作。在使TFT生物传感器的操作停止的情况下，微处理器38不进行输出电压Vout1的输出，在使TFT生物传感器操作的情况下，微处理器38进行输出电压Vout1的输出。
在第八实施方式中，运算单元38a执行存储在存储单元38b(ROM 38bb)中的控制程序，以实现微处理器38中的处理。除此之外，由运算单元38a执行的处理的一部分或全部可由专用的硬件电路实现。
(实施例11)
使用图14及图15说明第八实施方式的实施例11。TFT生物传感器的特性随时间变化，因此微处理器38进行以下的处理。具体地，微处理器38在感测离子浓度时，将源极电极13s的电位、漏极电极13d及栅极电极13g(硅基板11)的各电位设为相同的电位。之后，微处理器38将预定的电位施加于漏极电极13d和栅极电极13g(硅基板11)。换言之，在TFT生物传感器中，使用恒压电路40、控制恒压电路40的微处理器38、以及晶体管39控制源极电极13s和漏极电极13d之间的电位差。
具体而言，微处理器38按照输出电压Vout2控制晶体管39，从而将恒压电路40的输出电位(漏极电极13d的电位)设定为与源极电极13s的电位相同的电位。另外，微处理器38按照输出电压Vout1，将成为栅极电极13g的硅基板11的电位设定为与源极电极13s的电位相同的电位。之后，在经过预定时间之后，微处理器38按照输出电压Vout2控制晶体管39从而将源极电极13s和漏极电极13d之间的电位差固定在齐纳二极管40a的反向击穿电压(V1)。另外，电流-电压转换电路41通过去除同相噪声，将流经源极电极13s和漏极电极13d之间的微小电流检测作为电压值，并将检测到的电压值(输入电压Vin)施加于微处理器38。
微处理器38例如按照由图16所示的特性获得的控制变量，通过PID控制，控制成为栅极电极13g的硅基板11的电位，以使从电流-电压转换电路41获取的电压值(输入电压Vin)成为恒定值。此外，控制变量存储于存储单元38b(ROM 38bb)。微处理器38通过基于从电流-电压转换电路41获取的电压值(输入电压Vin)、以及存储在存储单元38b中的控制变量的PID控制，计算施加于栅极电极13g(硅基板11)的电压值(输出电压Vout1)。
另外，微处理器38将输出电压Vout1施加于栅极电极13g。由此，微处理器38将源极电极13s和漏极电极13d之间的电流值设为预定值I1。微处理器38在感测源极电极13s与漏极电极13d之间的电流值成为预定值I1时，根据使用成为栅极电极13g的硅基板11的电位、以及图16所示的特性的测量法，计算离子浓度。
当计算离子浓度时，微处理器38根据输出电压Vout1将成为栅极电极13g的硅基板11的电位设为与源极电极13s的电位相同的电位。另外，微处理器38根据输出电压Vout2控制晶体管39，并将漏极电极13d的电位设为与源极电极13s的电位相同的电位。
以下，以TFT生物传感器的源极电极13s的电位为基准，说明该TFT生物传感器装置的测量法。
图16是第八实施方式的TFT生物传感器装置中的测量原理的说明图。在图16中，横轴表示以源极电极13s的电位为基准的栅极电极13g的电压(Vg-s)。另外，纵轴表示流经源极电极13s和漏极电极13d之间的电流。图16示意性示出栅极电极电压(Vg-s)对源极-漏极电流的特性。在此，当感测离子浓度时，将源极电极13s和漏极电极13d之间的电位差如上所述固定到V1(齐纳二极管40a的反向击穿电压)。
当感测对象材料16中的离子浓度变化、感测对象材料16和离子敏感绝缘膜14之间的界面上的电气双层电位差(图14中的Vedl)变化到+0.1V、0V、－0.1V时，微处理器38将关于成为栅极电极13g的硅基板11的输出电压Vout1控制为0.5V、1V和1.5V，从而使由TFT生物传感器的特性预先计算出的电流值I1流动。此时，为了稳定控制，微处理器38使用下式(1)计算输出电压Vout1的操作量。另外，微处理器38将计算出的输出电压Vout1施加于栅极电极13g(硅基板11)。
操作量＝Kp×(偏差)+Ki×(偏差的累计值)+Kd×(与紧接的先前的偏差之差)…(式1)
另外，Kp、Ki和Kd是控制变量，例如，分别是0.6、0.7和0.3。偏差是通过将读出源极电极13s与漏极电极13d之间的电流作为电压得到的值(从电流-电压转换电路41获取的输入电压Vin)、与预先设定的预定值之差。
微处理器38的输出电压Vout1与栅极电极13g的电压Vg-s相同。因此，在各种离子浓度中，通过微处理器38读出用于使恒定电流I1流动的输出电压Vout1与读出Vg-s为使恒定电流I1流动而以何种方式变化是相同的。这正是各种离子浓度中的栅极-源极电压对漏极-源极电流的特性的偏移量(如图16所示)的感测。如图17所示的氢离子浓度和栅极电极电压Vg-s使用离散值相关联的表被预先存储在存储单元38b(ROM 38bb)中。因此，微处理器38使用该表根据读出的输出电压Vout1指定氢离子浓度。
图17是示出存储氢离子浓度与栅极电极电压Vg-s之间的对应的表的图。图17中的表包括存储氢离子浓度[pH]的第一列、存储栅极电极的电压Vg-s[V]的第二列、以及存储源极-漏极电流I1[nA]的第三列。图17所示的表将氢离子浓度、栅极电极电压Vg-s、以及源极电极和漏极电极之间的电流相互对应地存储。另外，栅极电极13g的存储在表中的电压Vg-s是用于将源极电极13s和漏极电极13d之间流经的电流设为恒定电流I1的电压，因此可不在表中设置源极电极和漏极电极之间的电流的列。
如上所述，当将使用第一实施方式至第七实施方式中说明的薄膜晶体管构成的生物传感器用于第八实施方式的TFT生物传感器单元S时，可实现与现有技术相比更高灵敏度的TFT生物传感器装置。
(实施例12)
作为第八实施方式的变型例，将对考虑了TFT生物传感器随时间经过而变化的测量单元进行说明。当在恒定pH的测试液中在恒定栅极电压及恒定漏极电压下观察本发明的TFT生物传感器的漏极电流的随时间经过而变化时，在理想的状态下，始终获得恒定的漏极电流。然而，在很多情况下，随着时间经过，漏极电流向漏极电流减小的方向漂移。
在产生漏极电流的漂移的环境下，不能实现稳定性高的测量。由于离子敏感绝缘膜14的界面上的离子吸附和离子迁移的缓慢进行，引起漂移，可以说，漂移是实施液中测量时必然的变化。作为抑制漂移的手段，进行间断测量是有效的。在测量操作过程中，当不施加电压或者设置施加比测量期间的电压低的电压的空闲时段时，可抑制测量期间的漂移、或者可在抵制由于漂移引起的变化的同时周期性地使传感器状态初始化。
图18是实施例12的TFT生物传感器装置中的测量方法的说明图。在图18中，横轴表示时间，纵轴表示流经源极电极13s和漏极电极13d之间的电流。图18表示在实施例12的TFT生物传感器装置中随着时间经过的漏极电流的变化、以及使用TFT生物传感器进行间断测量所得到的结果。例如，分别对栅极电极13g及漏极电极13d施加预定电压以测量漏极电流的测量时段、以及将施加于栅极电极13g及漏极电极13d的电压设为0V且不进行测量的空闲时段，重复120秒。
关于实施例12的TFT生物传感器，首先，使用金属掩膜，通过溅射法，在覆盖有热氧化膜10的硅基板11上，形成由In－Ga－Zn－O形成并具有50nm的厚度的半导体活性层12、由钼金属形成并具有100nm的厚度的源极电极13s及漏极电极13d、以及由氧化钽形成并具有100nm的厚度的离子敏感绝缘膜14。另外，在空气中在350℃下进行退火1小时之后，由硅树脂形成的保护绝缘膜15除离子敏感绝缘膜14的一部分以外覆盖离子敏感绝缘膜14。
接下来，制造装置将薄膜晶体管浸渍在设为pH 6.0的麦基尔文缓冲液中。麦基尔文缓冲液通过0.05mM/L的柠檬酸水溶液和0.025mM/L的磷酸氢二钠水溶液来调整。
在具有上述结构的TFT生物传感器中，在按照由微处理器38的控制间断地操作的情况下，获得图18所示的测量结果。图18示出多次重复以下的处理循环得到的结果。具体而言，在对栅极电极13g施加电压7.5V、对漏极电极13d施加电压0.5V的状态下对漏极电流测量120秒，然后，在将对栅极电极13g及漏极电极13d施加的电压设为0V的状态保持120秒。在对栅极电极13g施加电压7.5V并对漏极电极施加电压0.5V的操作状态下，观察到以下的状态。具体而言，观察到大约220nA的初始漏极电流值，观察到漏极电流值在120秒后减小几nA的变化。
在将栅极电压及漏极电压在0V下保持120秒之后，当将栅极电压和漏极电压分别设为7.5V和0.5V而再次开始测量时，留意漏极电流值的变化。该变化表示漏极电流值从紧接的先前的测量结束时的漏极电流值(从220nA减小几nA的值)复原到大约220nA的初始值。
由于这种变化，能够抑制测量过程中的漂移、或者能够在抵制由于漂移引起的变化的同时周期性地使传感器状态初始化。
此外，在假设漂移继续甚至120秒且在该120秒期间栅极电压及漏极电压保持为0V的情况下，预期在紧接着重新开始测量之前漏极电流值成为由从220nA减小几nA得到的值进一步减小几nA的值。但是，即使在该情况下，当重新开始测量时，漏极电流的减小被取消，因此漏极电流值复原到初始的约220nA的值。
在假设漏极电流衰减的时间常数恒定的情况下，可通过从操作TFT生物传感器开始经过恒定时间之后读出漏极电流，实现考虑了上述的漂移的高精确性的测量。
在本实施例中，作为空闲时段中的电压条件，对栅极电压及漏极电压均选择0V。但是，不限于此，可仅将栅极电压设为0V，或者可仅将漏极电压设为0V。空闲时段中的电压值可以是0V或小于0V的值，只要能够将晶体管39控制在断开状态，则可以是0V或大于0V的值。该情况下，微处理器38控制晶体管39的接通/断开状态，从而以单位时间间隔(例如，每120秒)，改变漏极电压(源极电极13s与漏极电极13d之间的电压)。另外，当漏极电压等于或大于预定值(阈值)时，微处理器38将基于从电流-电压转换电路41获取的电压值(输入电压Vin)计算出的输出电压Vout1施加于栅极电极13g。该情况下，在漏极电压小于预定值的情况下，微处理器38不将电压施加于栅极电极13g，由此能够实现基于漏极电压的值的间断测量。
另外，在本实施例中，对在120秒的周期下测量得到的结果进行说明，但只要能够抑制或取消漂移，则可选择适当的测量周期。例如，在脉冲操作下获得同样的效果，并可通过正弦波、矩形波、三角波进行操作。另外，例如，当以100Hz或更高的频率进行脉冲操作时，以伪方式获得抑制漂移发生的效果，并可实现稳定性高的测量。
通过图15所示的微处理器38，能够容易地实现工作电压的调制、脉冲的发生。
第八实施方式及实施例11、12中所述的电路结构和操作原理可应用于第一实施方式至第七实施方式、以及与这些实施方式相对应的实施例1至实施例10。另外，在各实施例的结构中，电路结构和操作原理也可应用于不存在有酶19的离子传感器(在不使用酶反应的情况下检测测试液中的特定的离子浓度的传感器)。
另外，在第八实施方式及实施例11、12中说明的电路结构和操作原理不限于由于酶反应导致氢离子浓度(pH)变化并通过检测pH变化来感测生物材料的浓度的结构。电路结构和操作原理也可应用于感测在酶反应中生成的任意离子的浓度的结构。例如，在进行在酶反应中产生Na离子和K离子等阳离子的测试液的感测的情况下，可通过将包括作为基本骨架的成为配体的多肽(诸如缬氨霉素)或冠醚的化合物与树脂材料混合，并涂覆和烧制合成的混合材料所形成的薄膜应用于离子敏感绝缘膜14。不限于阳离子，甚至在阴离子的情况下，也可使用适于阴离子的配体。
根据本文，能够实现能够以高灵敏度检测由于酶反应引起的极其微小的pH变化的生物传感器。
另外，上述的生物传感器可应用于医疗、福利及环境领域中使用的高灵敏度生物传感器。当使用氧化物半导体TFT作为界面电位检测机构时，能够实现超越根据能斯特理论的灵敏度的高灵敏度感测。另外，当在与形成有TFT的基板不同的绝缘基板上形成作为生物材料识别机构的酶时，可在不损害高灵敏度感测特性的情况下，应用于生物感测。另外，将酶固定于不同的绝缘基板的结构引起能够进行酶基板的更换的结构，因此能够复原由于酶失去活性引起的功能下降。根据这些特性，生物传感器可在临床检查中用于疾病标记检查和生物标记检查。
应当注意到，公开的实施方式是示例性的，而绝不是限制性的。本发明的范围由所附权利要求书限定，而不由其之后的说明书限定，因此，落在权利要求的边界和界限或这些边界和界限的等效物内的所有变化旨在被权利要求涵盖。
应当注意到，如本文和所附权利要求书中使用的，单数形式的“一”和“所述”包括复数指代，除非文中明确指出并非如此。
附图标记的说明
101、201、301、401、501、601，701：TFT生物传感器
10：热氧化膜
11：硅基板
12：半导体活性层
13s：源极电极
13d：漏极电极
14：离子敏感绝缘膜
15：保护绝缘膜
16：感测对象材料
17：参考电极
18：第二绝缘基板
19：酶
20：电压检测单元
21：电流检测单元
22：第一栅极电极
23：第一栅极绝缘膜
24：第二栅极绝缘膜
25：第二栅极电极
26：第一绝缘基板
38：微处理器
39：晶体管
40：恒压电路
41：电流-电压转换电路
38a：运算单元
38aa：第一运算单元
38ab：第二运算单元
38b：存储单元
40a：齐纳二极管
41a：第一运算放大器
41b：第二运算放大器
41c：第三运算放大器

Claims (23)

1.一种生物传感器，包括：
半导体活性层；
栅极绝缘膜，所述栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第一表面上并且使所述半导体活性层和栅极电极相互绝缘；
离子敏感绝缘膜，所述离子敏感绝缘膜设置在所述半导体活性层的第二表面上并且包括与溶液接触的区域；以及
酶，所述酶固定在与所述区域在空间上分离的位置并且与所述溶液内的材料反应以使所述区域内发生电位变化，
其中，所述离子敏感绝缘膜的每单位面积的静电电容比所述栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容大。
2.根据权利要求1所述的生物传感器，还包括：
检测单元，所述检测单元在利用将所述离子敏感绝缘膜的每单位面积的所述静电电容除以所述栅极绝缘膜的每单位面积的所述静电电容得到的比的值将所述离子敏感绝缘膜上的电位放大之后，检测所述电位。
3.根据权利要求1所述的生物传感器，还包括：
控制感测对象材料在所述离子敏感绝缘膜和固定在与所述离子敏感绝缘膜在空间上分离的所述位置上的所述酶之间的流动的机构。
4.一种生物传感器，包括：
半导体活性层；
栅极绝缘膜，所述栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第一表面上并且使所述半导体活性层和栅极电极相互绝缘；
离子敏感绝缘膜，所述离子敏感绝缘膜形成在所述半导体活性层的第二表面上；以及
酶，
其中，所述离子敏感绝缘膜的第一区域以外的周缘部分被保护绝缘膜覆盖，
所述半导体活性层的所述第二表面包括与所述离子敏感绝缘膜接触的第二区域，
所述第一区域包括与所述第二区域重叠的第三区域、以及所述第三区域以外的第四区域，
所述酶被固定于所述第四区域，
所述离子敏感绝缘膜在所述第三区域中与溶液接触，
所述酶与所述溶液内的材料反应以使所述第三区域内发生电位变化，以及
所述离子敏感绝缘膜的每单位面积的静电电容比所述栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容大。
5.一种生物传感器，包括：
半导体活性层；
栅极绝缘膜，所述栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第一表面上并且使所述半导体活性层和栅极电极相互绝缘；
离子敏感绝缘膜，所述离子敏感绝缘膜形成在所述半导体活性层的第二表面上；以及
多个酶，
其中，所述离子敏感绝缘膜的第一区域以外的周缘部分被保护绝缘膜覆盖，
所述多个酶以规律间隔或以随机方式设于所述第一区域中，以使所述离子敏感绝缘膜的所述第一区域与溶液接触，
所述多个酶与所述溶液内的材料反应以使所述第一区域内发生电位变化，以及
所述离子敏感绝缘膜的每单位面积的静电电容比所述栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容大。
6.根据权利要求4或5所述的生物传感器，还包括：
检测单元，所述检测单元在利用将所述离子敏感绝缘膜的每单位面积的所述静电电容除以所述栅极绝缘膜的每单位面积的所述静电电容得到的比的值将所述离子敏感绝缘膜上的电位放大之后，检测所述电位。
7.一种生物传感器，包括：
半导体活性层；
第一栅极绝缘膜，所述第一栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第一表面上并且使所述半导体活性层和第一栅极电极相互绝缘；
第二栅极绝缘膜，所述第二栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第二表面上；
第二栅极电极，所述第二栅极电极设置在所述第二栅极绝缘膜上，并延伸到与和所述半导体活性层重叠的区域以二维方式间隔开的位置；以及
酶，所述酶固定于所述第二栅极电极的延伸端侧，并与溶液内的材料反应以调制施加于所述第二栅极电极的电压，
其中，所述第二栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容比所述第一栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容大。
8.一种生物传感器，包括：
半导体活性层；
第一栅极绝缘膜，所述第一栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第一表面上并且使所述半导体活性层和第一栅极电极相互绝缘；
第二栅极绝缘膜，所述第二栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第二表面上；
第二栅极电极，所述第二栅极电极设置在所述第二栅极绝缘膜上，并延伸到与和所述半导体活性层重叠的区域以二维方式间隔开的位置；
离子敏感绝缘膜，所述离子敏感绝缘膜设置在所述第二栅极电极上；以及
酶，所述酶固定于所述离子敏感绝缘膜上，并与溶液内的材料反应以使所述离子敏感绝缘膜中发生电位变化，
其中，所述第二栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容比所述第一栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容大。
9.一种生物传感器，包括：
半导体活性层；
第一栅极绝缘膜，所述第一栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第一表面上并且使所述半导体活性层和第一栅极电极相互绝缘；
第二栅极绝缘膜，所述第二栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第二表面上；
第二栅极电极，所述第二栅极电极设置在所述第二栅极绝缘膜上，并延伸到与和所述半导体活性层重叠的区域以二维方式间隔开的位置；
离子敏感绝缘膜，所述离子敏感绝缘膜设置在所述第二栅极电极上；以及
多个酶，所述多个酶固定于所述离子敏感绝缘膜上，并与溶液内的材料反应以使所述离子敏感绝缘膜中发生电位变化，
其中，所述多个酶以规律间隔或以随机方式设于所述离子敏感绝缘膜上以使所述离子敏感绝缘膜的表面与所述溶液接触，以及
所述第二栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容比所述第一栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容大。
10.根据权利要求8或9所述的生物传感器，还包括：
检测单元，所述检测单元在利用将所述第二栅极绝缘膜的每单位面积的所述静电电容除以所述第一栅极绝缘膜的每单位面积的所述静电电容得到的比的值，将所述离子敏感绝缘膜上的电位放大之后，检测所述电位。
11.一种生物传感器，包括：
半导体活性层；
第一栅极绝缘膜，所述第一栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第一表面上并且使所述半导体活性层和第一栅极电极相互绝缘；
第二栅极绝缘膜，所述第二栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第二表面上；
第二栅极电极，所述第二栅极电极设置在所述第二栅极绝缘膜上，并延伸到与和所述半导体活性层重叠的区域以二维方式间隔开的位置；
离子敏感绝缘膜，所述离子敏感绝缘膜设置在所述第二栅极电极上并包括与溶液接触的区域；以及
酶，所述酶固定于与所述离子敏感绝缘膜在空间上分离的位置上，并与所述溶液内的材料反应以使所述离子敏感绝缘膜的所述区域中发生电位变化，
其中，所述第二栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容比所述第一栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容大。
12.根据权利要求11所述的生物传感器，还包括：
检测单元，所述检测单元在利用将所述第二栅极绝缘膜的每单位面积的所述静电电容除以所述第一栅极绝缘膜的每单位面积的所述静电电容得到的比的值，将所述离子敏感绝缘膜上的电位放大之后，检测所述电位。
13.根据权利要求11所述的生物传感器，还包括：
控制感测对象材料在所述离子敏感绝缘膜和固定在与所述离子敏感绝缘膜在空间上分离的所述位置上的所述酶之间的流动的机构。
14.根据权利要求11所述的生物传感器，还包括：
第一基板，所述第一基板上形成有所述第一栅极电极、所述第一栅极绝缘膜、所述半导体活性层、所述第二栅极绝缘膜、所述第二栅极电极、以及所述离子敏感绝缘膜；以及
第二基板，所述第二基板中固定有所述酶，
其中，所述第二基板在一个表面中包括槽，所述酶固定于所述槽的内表面，以及
所述第一基板和所述第二基板以使所述离子敏感绝缘膜和所述酶相互面对的状态配置。
15.根据权利要求11所述的生物传感器，其中，
所述第一栅极电极、所述第一栅极绝缘膜、所述半导体活性层、所述第二栅极绝缘膜、所述第二栅极电极、以及所述离子敏感绝缘膜依次形成于基板上，以及
与所述溶液内的所述材料反应以使所述离子敏感绝缘膜的所述区域中发生所述电位变化的所述酶被固定于所述基板上。
16.根据权利要求1至15中任一项所述的生物传感器，其中，
所述半导体活性层是氧化物半导体或有机半导体。
17.一种检测装置，包括：
生物传感器，所述生物传感器包括：半导体活性层；栅极绝缘膜，所述栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第一表面上并且使所述半导体活性层和栅极电极相互绝缘；离子敏感绝缘膜，所述离子敏感绝缘膜设置在所述半导体活性层的第二表面上并包括与溶液接触的区域；以及酶，所述酶固定在与所述区域在空间上分离的位置上并与所述溶液内的材料反应以使所述区域内发生电位变化，其中，所述离子敏感绝缘膜的每单位面积的静电电容比所述栅极绝缘膜的每单位面积的静电电容大；
电压施加电路，所述电压施加电路在与所述半导体活性层连接的源极电极和漏极电极之间施加第一电压；
检测电路，所述检测电路将流经所述源极电极与所述漏极电极之间的电流检测作为第二电压；以及
处理器，所述处理器基于所述第二电压，控制施加于所述栅极电极的电压以及所述电压施加电路，
其中，所述处理器包括：
存储单元，所述存储单元存储控制变量、电压值以及离子浓度的对应表；
第一运算单元，所述第一运算单元基于由所述检测电路检测到的所述第二电压以及所述控制变量，计算施加于所述栅极电极的电压值以使所述第一电压和所述第二电压恒定；以及
第二运算单元，所述第二运算单元基于由所述第一运算单元计算出的所述电压值和所述对应表，计算离子浓度，以及
基于由所述第一运算单元计算出的所述电压值，控制施加于所述栅极电极的电压。
18.一种检测装置，包括：
半导体活性层；
栅极绝缘膜，所述栅极绝缘膜设置在所述半导体活性层的第一表面上并且使所述半导体活性层和栅极电极相互绝缘；
离子敏感绝缘膜，所述离子敏感绝缘膜设置在所述半导体活性层的第二表面上并包括与溶液接触的区域；
电压施加电路，所述电压施加电路向配置于所述半导体活性层和所述离子敏感绝缘膜之间并连接到所述半导体活性层的源极电极与漏极电极之间施加第一电压；
检测电路，所述检测电路将流经所述源极电极和所述漏极电极之间的电流检测作为第二电压；以及
处理器，所述处理器基于所述第二电压，控制施加于所述栅极电极的电压和所述电压施加电路，
其中，所述处理器包括：
存储单元，所述存储单元存储控制变量、电压值以及离子浓度的对应表；
第一运算单元，所述第一运算单元基于由所述检测电路检测到的所述第二电压以及所述控制变量，计算施加于所述栅极电极的电压值，以使所述第一电压和所述第二电压恒定；以及
第二运算单元，所述第二运算单元基于由所述第一运算单元计算出的所述电压值和所述对应表，计算离子浓度，以及
基于由所述第一运算单元计算出的所述电压值，控制施加于所述栅极电极的电压。
19.根据权利要求17或18所述的检测装置，其中，
存储在所述存储单元中的所述控制变量是比例-积分-微分PID控制的变量，以及
由所述第一运算单元进行的运算是所述PID控制。
20.根据权利要求17或18所述的检测装置，其中，
存储在所述存储单元中的所述控制变量是比例-积分PI控制的变量，以及
由所述第一运算单元进行的运算是所述PI控制。
21.根据权利要求17或18所述的检测装置，其中，
存储在所述存储单元中的所述控制变量是比例P控制的变量，以及
由所述第一运算单元进行的运算是所述P控制。
22.根据权利要求17至21中任一项所述的检测装置，其中，
在所述第一电压等于或大于阈值时，所述处理器控制施加于所述栅极电极的电压。
23.根据权利要求17至22中任一项所述的检测装置，其中，
所述处理器控制所述电压施加电路从而以单位时间间隔改变所述第一电压。
CN201610829596.5A 2015-09-18 2016-09-18 生物传感器及检测装置 Active CN107024522B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202010382222.XA CN111678965B (zh) 2015-09-18 2016-09-18 生物传感器

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015185236A JP6656507B2 (ja) 2015-09-18 2015-09-18 バイオセンサ及び検出装置
JP2015-185236 2015-09-18

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202010382222.XA Division CN111678965B (zh) 2015-09-18 2016-09-18 生物传感器

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN107024522A true CN107024522A (zh) 2017-08-08
CN107024522B CN107024522B (zh) 2020-06-02

Family

ID=58277106

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202010382222.XA Active CN111678965B (zh) 2015-09-18 2016-09-18 生物传感器
CN201610829596.5A Active CN107024522B (zh) 2015-09-18 2016-09-18 生物传感器及检测装置

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202010382222.XA Active CN111678965B (zh) 2015-09-18 2016-09-18 生物传感器

Country Status (3)

Country Link
US (2) US10385377B2 (zh)
JP (1) JP6656507B2 (zh)
CN (2) CN111678965B (zh)

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109557162A (zh) * 2017-09-26 2019-04-02 王玉麟 传感装置及离子检测方法
CN110021670A (zh) * 2017-12-21 2019-07-16 天马日本株式会社 静电感测装置
CN110579525A (zh) * 2018-06-08 2019-12-17 天马日本株式会社 传感器装置
CN110609064A (zh) * 2018-06-14 2019-12-24 深圳碳森科技有限公司 一种差分阻抗电位型生物传感器及其制造方法
CN110715969A (zh) * 2019-10-18 2020-01-21 广东省半导体产业技术研究院 一种生物传感器及其制作方法
WO2020057325A1 (zh) * 2018-09-17 2020-03-26 长沙理工大学 基于3,3'-二硫代双(1-丙磺酸)-汞复合膜的l-半胱氨酸的检测方法及传感器
CN113497002A (zh) * 2020-04-07 2021-10-12 长鑫存储技术有限公司 Pid测试结构及半导体测试结构

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7088541B2 (ja) * 2018-05-24 2022-06-21 ラピスセミコンダクタ株式会社 測定装置及び測定方法
JP7257201B2 (ja) * 2018-06-08 2023-04-13 Ｔｉａｎｍａ Ｊａｐａｎ株式会社 センサ装置
JP7268411B2 (ja) * 2019-03-11 2023-05-08 学校法人早稲田大学 レクチン固定化半導体センシングデバイス及び糖化合物の検出方法
JP7455187B2 (ja) 2019-07-12 2024-03-25 キューラブ・メディカル・リミテッド 電気化学ｆｅｔセンサ
US11733191B2 (en) 2019-09-23 2023-08-22 Government Of The United States Of America, As Represented By The Secretary Of Commerce Closed-loop controlled chemical apparatus
JP7336983B2 (ja) 2019-12-26 2023-09-01 Ｔｉａｎｍａ Ｊａｐａｎ株式会社 イオンセンサ装置
CN111175367B (zh) * 2020-02-21 2022-11-04 京东方科技集团股份有限公司 一种生物传感器、生物分子检测电路及生物芯片
JP7464447B2 (ja) 2020-06-05 2024-04-09 Ｔｉａｎｍａ Ｊａｐａｎ株式会社 イメージセンサ
CN115702343A (zh) * 2020-07-03 2023-02-14 株式会社村田制作所 半导体传感器
CN114076789A (zh) * 2021-11-17 2022-02-22 潍柴动力股份有限公司 用于检测待测物离子活度的离子敏薄膜晶体管及检测方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0235024A2 (en) * 1986-02-10 1987-09-02 TERUMO KABUSHIKI KAISHA trading as TERUMO CORPORATION Enzyme sensor and method of manufacture same
JP2011185818A (ja) * 2010-03-10 2011-09-22 Seiko Epson Corp 化学センサ及び検出方法
JP2012073101A (ja) * 2010-09-28 2012-04-12 Dainippon Printing Co Ltd バイオセンサ
CN104428673A (zh) * 2012-07-06 2015-03-18 罗伯特·博世有限公司 在电极表面附近产生pH/离子浓度梯度以调节生物分子相互作用的方法
CN104614430A (zh) * 2013-11-01 2015-05-13 台湾积体电路制造股份有限公司 Fet感测单元及提高其灵敏度的方法

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63131057A (ja) * 1986-11-20 1988-06-03 Terumo Corp 酵素センサ
JPS6459058A (en) * 1987-08-31 1989-03-06 Nec Corp Enzyme immune sensor and enzyme immunoassay using said sensor
JPH01263550A (ja) * 1988-04-14 1989-10-20 Terumo Corp イオンセンサ
JPH06249827A (ja) * 1993-02-24 1994-09-09 Mitsubishi Cable Ind Ltd イオン感受性電界効果型トランジスタの製造方法
GB2370410A (en) * 2000-12-22 2002-06-26 Seiko Epson Corp Thin film transistor sensor
JP2004085392A (ja) * 2002-08-27 2004-03-18 Fujitsu Ltd 炭素元素線状構造体を用いた電界効果トランジスタ化学センサー
JP2004260232A (ja) * 2003-02-24 2004-09-16 Hitachi Kokusai Electric Inc 増幅回路
US7462512B2 (en) * 2004-01-12 2008-12-09 Polytechnic University Floating gate field effect transistors for chemical and/or biological sensing
JP4734234B2 (ja) * 2004-03-24 2011-07-27 独立行政法人科学技術振興機構 生体分子に関する形態及び情報をｉｓ−ｆｅｔを利用して検出する測定法およびシステム
JP4384556B2 (ja) * 2004-06-23 2009-12-16 メタウォーター株式会社 バイオセンサ装置の交換ユニット
US8536661B1 (en) * 2004-06-25 2013-09-17 University Of Hawaii Biosensor chip sensor protection methods
JP4857820B2 (ja) * 2006-03-03 2012-01-18 学校法人早稲田大学 Ｄｎａセンシング方法
CN101454659A (zh) 2006-05-29 2009-06-10 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于感测应用的有机场效应晶体管
JP4777159B2 (ja) * 2006-06-26 2011-09-21 キヤノン株式会社 デュアルゲート型センサ
JP5228891B2 (ja) 2008-11-21 2013-07-03 株式会社リコー センサデバイス
US20110291673A1 (en) * 2009-04-27 2011-12-01 Sharp Kabushiki Kaisha Chemical sensor
JP2011215105A (ja) * 2010-04-02 2011-10-27 Seiko Epson Corp 化学センサ及び検出方法
CN102778481B (zh) * 2011-05-09 2014-06-11 中国科学院微电子研究所 感应栅型非晶态金属氧化物tft气体传感器
JP5871522B2 (ja) * 2011-08-29 2016-03-01 株式会社ユニバンス 四輪駆動車用トランスファ
JP2013148456A (ja) 2012-01-19 2013-08-01 Mitsumi Electric Co Ltd バイオセンサを用いるバイオセンシング方法
JP6372848B2 (ja) * 2014-03-28 2018-08-15 Ｔｉａｎｍａ Ｊａｐａｎ株式会社 Ｔｆｔイオンセンサ並びにこれを用いた測定方法及びｔｆｔイオンセンサ機器

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0235024A2 (en) * 1986-02-10 1987-09-02 TERUMO KABUSHIKI KAISHA trading as TERUMO CORPORATION Enzyme sensor and method of manufacture same
JP2011185818A (ja) * 2010-03-10 2011-09-22 Seiko Epson Corp 化学センサ及び検出方法
JP2012073101A (ja) * 2010-09-28 2012-04-12 Dainippon Printing Co Ltd バイオセンサ
CN104428673A (zh) * 2012-07-06 2015-03-18 罗伯特·博世有限公司 在电极表面附近产生pH/离子浓度梯度以调节生物分子相互作用的方法
CN104614430A (zh) * 2013-11-01 2015-05-13 台湾积体电路制造股份有限公司 Fet感测单元及提高其灵敏度的方法

Cited By (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109557162A (zh) * 2017-09-26 2019-04-02 王玉麟 传感装置及离子检测方法
CN109557162B (zh) * 2017-09-26 2021-11-02 王玉麟 传感装置及离子检测方法
US11175259B2 (en) 2017-09-26 2021-11-16 National Tsing Hua University Sensing device and ion detection method
CN110021670A (zh) * 2017-12-21 2019-07-16 天马日本株式会社 静电感测装置
CN110021670B (zh) * 2017-12-21 2023-05-09 天马日本株式会社 静电感测装置
US11639913B2 (en) 2018-06-08 2023-05-02 Tianma Japan, Ltd. Sensor device
CN110579525A (zh) * 2018-06-08 2019-12-17 天马日本株式会社 传感器装置
CN110579525B (zh) * 2018-06-08 2023-08-18 天马日本株式会社 传感器装置
CN110609064A (zh) * 2018-06-14 2019-12-24 深圳碳森科技有限公司 一种差分阻抗电位型生物传感器及其制造方法
WO2020057325A1 (zh) * 2018-09-17 2020-03-26 长沙理工大学 基于3,3'-二硫代双(1-丙磺酸)-汞复合膜的l-半胱氨酸的检测方法及传感器
US11079353B2 (en) 2018-09-17 2021-08-03 Changsha University Of Science And Technology Method and sensor for detecting l-cysteine based on 3,3′-dithiobis (1-propanesulfonate)-mercury composite membrane
CN110715969A (zh) * 2019-10-18 2020-01-21 广东省半导体产业技术研究院 一种生物传感器及其制作方法
CN110715969B (zh) * 2019-10-18 2023-03-10 广东省半导体产业技术研究院 一种生物传感器及其制作方法
WO2021203889A1 (zh) * 2020-04-07 2021-10-14 长鑫存储技术有限公司 Pid测试结构及半导体测试结构
CN113497002A (zh) * 2020-04-07 2021-10-12 长鑫存储技术有限公司 Pid测试结构及半导体测试结构
CN113497002B (zh) * 2020-04-07 2024-02-06 长鑫存储技术有限公司 Pid测试结构及半导体测试结构

Also Published As

Publication number Publication date
US10385377B2 (en) 2019-08-20
JP2017058320A (ja) 2017-03-23
CN111678965A (zh) 2020-09-18
US20190330674A1 (en) 2019-10-31
CN111678965B (zh) 2023-02-17
JP6656507B2 (ja) 2020-03-04
CN107024522B (zh) 2020-06-02
US20170082570A1 (en) 2017-03-23
US10538800B2 (en) 2020-01-21

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN107024522A (zh) 生物传感器及检测装置
JP6372848B2 (ja) Ｔｆｔイオンセンサ並びにこれを用いた測定方法及びｔｆｔイオンセンサ機器
Jang et al. Sensitivity enhancement of amorphous InGaZnO thin film transistor based extended gate field-effect transistors with dual-gate operation
EP2625514B1 (en) Isfet device
TW434704B (en) Device of amorphous WO3 ion sensitive field effect transistor (ISFET) and method for making the same
Bao et al. Toward a highly selective artificial saliva sensor using printed hybrid field effect transistors
Myers et al. Nitrate ion detection using AlGaN/GaN heterostructure-based devices without a reference electrode
EP3267188B1 (en) Bio-sensor pixel circuit with amplification
Liao et al. Study on pHpzc and surface potential of tin oxide gate ISFET
US10302590B2 (en) Integrated circuit with sensing transistor array, sensing apparatus and measuring method
Sinha et al. A comprehensive review of FET‐based pH sensors: materials, fabrication technologies, and modeling
Nguyen et al. Organic field-effect transistor with extended indium tin oxide gate structure for selective pH sensing
EP3425381B1 (en) Ion sensor and ion concentration measurement method
JP2007533987A (ja) Ｆｅｔを基礎とするガスセンサ
Pyo et al. High-performance SEGISFET pH Sensor using the structure of double-gate a-IGZO TFTs with engineered gate oxides
KR20210012454A (ko) 트리플 게이트 구조의 이온전계효과 트랜지스터 기반 고성능 바이오 센서
Jeon et al. Ultrasensitive coplanar dual-gate ISFETs for point-of-care biomedical applications
Kang et al. Achieving enhanced pH sensitivity using capacitive coupling in extended gate FET sensors with various high-K sensing films
Schöning et al. A novel silicon-based sensor array with capacitive EIS structures
Khanna et al. Design and development of a novel high-transconductance pH-ISFET (ion-sensitive field-effect transistor)-based glucose biosensor
Jeon et al. Triple gate polycrystalline-silicon-based ion-sensitive field-effect transistor for high-performance aqueous chemical application
TW201440273A (zh) 電阻式記憶體感測元件
JP3167022B2 (ja) ガスセンサ
Liao et al. The influence of isothermal annealing on tin oxide thin film for pH-ISFET sensor
Pan et al. Microstructural properties and sensitive performance of TbTaxOy sensing membranes for electrolyte-insulator-semiconductor pH sensors

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
CB02 Change of applicant information

Address after: Kanagawa Prefecture, Japan

Applicant after: Tianma Japan, Ltd.

Address before: Kanagawa Prefecture, Japan

Applicant before: NLT TECHNOLOGIES, Ltd.

CB02 Change of applicant information
TA01 Transfer of patent application right

Effective date of registration: 20191202

Address after: 1918 Tianma Building, Liuxian Avenue, Beizhan community, Minzhi street, Longhua District, Shenzhen City, Guangdong Province

Applicant after: Tianma Micro-Electronics Co.,Ltd.

Address before: Kanagawa Prefecture, Japan

Applicant before: Tianma Japan, Ltd.

TA01 Transfer of patent application right
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant