CN1795376B - 传感器、传感器的制造方法及检测方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及至少具有衬底(1)、与该衬底(1)的上部对置而设置的源极(3)和漏极(4)、设置在该源极(3)和漏极(4)之间的沟道的单电子晶体管，通过以超微细纤维(CNT)(7)构成所述沟道，提供具有优异的灵敏度的传感器。

Description

传感器、传感器的制造方法及检测方法

技术领域

本发明涉及传感器，尤其涉及具有场效应晶体管(以下简称为FET)或者单电子晶体管(以下简称为SET)结构的生物传感器等传感器。 

背景技术

对于以往提出的生物传感器，是在电极上形成具有能够与特定分子选择性反应的反应基团的薄膜，测定该薄膜吸附上述特定分子时的电位变化。具体方式为，在电极上形成具有葡糖氧化酶的薄膜，通过测定伴随与葡糖的氧化反应的电流值的变化来检测葡糖量。 

关于这种生物传感器，可以举出例如特开平10-260156号公报；相泽，ケミカルコミニユケ一シヨン，945页(1989年)；Alexander Star，Jean-Christophe P，Gabriel.Keith Bradley，and George Gruner，Vol.3，No.4，459-463(2003)等。 

但是，以往的生物传感器由于是如上所述直接检测伴随化学反应的电流值的方法，因此检测灵敏度低，难以检测出低浓度的葡糖，具有无法充分发挥生物传感器的高选择性特长的缺点。 

本发明的目的在于，解决这种以往技术中存在的缺点，提供灵敏度远远优越于以往的单电子晶体管、场效应晶体管、传感器、传感器的制造方法及检测方法。 

发明内容

为了实现上述目的，本发明的方式一为单电子晶体管，其特征为，至少具有衬底、在该衬底的上部对置设置的源极和漏极、设置在该源极和漏极之间的沟道，所述沟道由超微细纤维构成。 

本发明的方式二的特征为，在上述方式一中，在所述衬底的设置有源极和漏极的位置以外的地方，例如在衬底的与设置有源极和漏极的面相反的面，或者与设置有源极和漏极的面相同的面上，在与源极和漏极分开的位置设置 栅极。 

本发明的方式三的特征为，上述方式一中，在所述衬底的设置有沟道的侧的表面，设置具有官能团的薄膜。 

本发明的方式四的特征为，上述方式一或方式三中，在所述衬底侧的最上面和沟道之间设置有空隙。 

本发明的方式五的特征为，上述方式一中，所述超微细纤维为纳米管状结构体。 

本发明的方式六的特征为，上述方式五中，所述纳米管状结构体为碳纳米管。 

本发明的方式七的特征为，上述方式五或方式六中，在所述纳米管状结构体中引入缺陷。 

本发明的方式八为场效应晶体管，其特征为，至少具有衬底、在该衬底的上部对置设置的源极和漏极、设置在该源极和漏极之间的沟道，所述沟道由超微细纤维构成。 

本发明的方式九的特征为，上述方式八中，在所述衬底的设置有源极和漏极的位置以外的地方，设置栅极。 

本发明的方式十的特征为，上述方式八中，在所述衬底的设置有沟道的侧的表面，设置由具有官能团的电介体构成的薄膜。 

本发明的方式十一的特征为，上述方式八或方式十中，在所述衬底侧的最上面和沟道之间设置有空隙。 

本发明的方式十二的特征为，上述方式八中，所述超微细纤维为纳米管状结构体。 

本发明的方式十三的特征为，上述方式十二中，所述纳米管状结构体为碳纳米管。 

本发明的方式十四的特征为，上述方式十二或方式十三中，在所述纳米管状结构体中引入缺陷。 

本发明的方式十五为传感器，其特征为，至少具有衬底、在该衬底的上部对置设置的源极和漏极、设置在该源极和漏极之间的沟道，所述沟道由超微细纤维构成。 

本发明的方式十六的特征为，上述方式十五中，在所述衬底的设置有源极和漏极的位置以外的地方，设置栅极。 

本发明的方式十七的特征为，上述方式十六中，所述源极、漏极及栅极中的至少一个电极是由钛层和覆盖该钛层表面的金属构成。 

本发明的方式十八的特征为，上述方式十五中，在所述衬底设置有沟道的侧的表面，设置具有官能团的薄膜。 

本发明的方式十九的特征为，上述方式十八中，所述薄膜为氧化硅。 

本发明的方式二十的特征为，上述方式十五中，所述超微细纤维为纳米管状结构体。 

本发明的方式二十一的特征为，上述方式二十中，所述纳米管状结构体为碳纳米管。 

本发明的方式二十二的特征为，上述方式二十或方式二十一中，在所述纳米管状结构体中引入缺陷。 

本发明的方式二十三的特征为，上述方式十五中，所述沟道的两个端部分别被熔敷在源极和漏极上。 

本发明的方式二十四的特征为，上述方式十五中，所述沟道的表面被用与被检测物质相互作用的特定物质直接修饰。 

本发明的方式二十五的特征为，上述方式十五中，所述沟道的表面形成有绝缘薄膜，该绝缘薄膜被与被检测物质相互作用的特定物质进行修饰。 

本发明的方式二十六的特征为，上述方式十六中，所述栅极被与被检测物质相互作用的特定物质进行修饰。 

本发明的方式二十七的特征为，上述方式二十四至方式二十六中，所述被检测物质及特定物质是相互作用的生物高分子。 

本发明的方式二十八的特征为，上述方式二十七中，所述被检测物质是抗原或抗体，所述特定物质是抗体或抗原。 

本发明的方式二十九的特征为，上述方式二十四中，在所述漏极和栅极的表面，形成有未被所述修饰物质的覆膜覆盖的部分。 

本发明的方式三十为传感器的制造方法，其特征为，所述传感器至少具备衬底、在该衬底的上部对置设置的源极和漏极、设置在该源极和漏极之间 的沟道，在设置所述源极和漏极的位置分别以列状设置催化剂，使两个催化剂列对置，通过该催化剂的作用使超微细纤维从源极生长到漏极，构成所述沟道。 

本发明的方式三十一的特征为，上述方式三十中，所述催化剂由支持层、形成于该支持层上的含有过渡金属的中间层、形成于该中间层上的含有过渡金属的顶层而构成。 

本发明的方式三十二的特征为，上述方式三十或三十一中，所述催化剂以点状形成图案，构成所述催化剂列。 

本发明的方式三十三的特征为，上述方式三十中，所述超微细纤维为纳米管状结构体。 

本发明的方式三十四的特征为，上述方式三十三中，所述纳米管状结构体为碳纳米管。 

本发明的方式三十五的特征为，上述方式三十三或方式三十四中，在所述纳米管状结构体中引入缺陷。 

本发明的方式三十六为检测方法，其是用传感器检测试样溶液中的被检测物质的方法，其特征为，所述传感器至少具有衬底、在该衬底的上部对置设置的源极和漏极、设置在该源极和漏极之间的沟道，所述沟道由超微细纤维构成，在该沟道上滴加所述试样溶液后，使该试样溶液的溶剂蒸发。 

本发明的方式三十七为检测方法，其是用传感器检测试样溶液中的被检测物质的方法，其特征为，所述传感器至少具备衬底、在该衬底的上部对置设置的源极和漏极、设置在该源极和漏极之间的沟道，所述沟道由超微细纤维构成，在该沟道上滴加所述试样溶液后，冻结该试样溶液的溶剂。 

本发明的方式三十八的特征为，上述方式三十六或方式三十七中，所述超微细纤维为纳米管状结构体。 

本发明的方式三十九的特征为，上述方式三十八中，所述纳米管状结构体为碳纳米管。 

本发明的方式四十的特征为，上述方式三十八或方式三十九中，在所述纳米管状结构体中引入缺陷。 

本发明为如上所述的构成，由于对沟道使用了碳纳米管等超微细纤维， 因此可以提供超高灵敏度的单电子晶体管、场效应晶体管、传感器、传感器的制造方法及检测方法。 

附图说明

图1是本发明的实施方式涉及的传感器的斜视图。 

图2是该传感器的概略构成图。 

图3是表示使用该传感器进行检测的状况的概略图。 

图4是表示本发明的实施方式涉及的传感器的其他检测状况的概略图。 

图5是该传感器的绝缘衬底和栅极之间的放大概略图。 

图6是表示在本发明的实施方式中生长并形成碳纳米管的状况的概略构成图。 

图7是表示碳纳米管单电子晶体管的室温库仑金刚石特性的图。 

图8是表示按照以往的方法生长并形成碳纳米管的状况的概略斜视图。 

图9是表示按照本发明的方法生长并形成碳纳米管的状况的概略斜视图。 

图10是表示按照本发明的方法的催化剂的排列例的概略斜视图。 

图11是该催化剂的放大斜视图。 

图12是没有实施第二个方法的传感器的俯视图(a)和截面图(b)。 

图13是表示将溶液滴加在该传感器后的状态的传感器的俯视图(a)和截面图(b)。 

图14是本发明的传感器的俯视图(a)和截面图(b)。 

图15是表示将溶液滴加在该传感器后的状态的传感器的俯视图(a)和截面图(b)。 

图16是表示用本发明的传感器修饰后栅极的状态的截面图。 

图17是表示用本发明的传感器直接分子修饰碳纳米管的状态的截面图。 

图18是表示用本发明的传感器间接分子修饰碳纳米管的状态的截面图。 

图19是表示本发明的传感器的另一结构的概略构成图。 

图20是表示本发明的传感器的又一结构的概略构成图。 

图21是通过本发明的传感器进行FITC检测时的IV特性曲线图。 

图22是通过本发明的传感器进行Ni离子检测时的IV特性曲线图。 

图23是根据本发明的传感器的抗原抗体反应进行血细胞凝集素检测时的IV特性曲线图。 

图24是根据本发明的传感器的抗原抗体反应进行血细胞凝集素检测时的IV特性曲线图。 

图25是根据本发明的传感器的抗原抗体反应进行血细胞凝集素检测时的IV特性曲线图。 

图26是根据本发明的传感器的抗原抗体反应进行血细胞凝集素检测时的IV特性曲线图。 

图27是根据本发明的传感器的抗原抗体反应进行血细胞凝集素检测时的IV特性曲线图。 

图28是根据本发明的传感器的抗原抗体反应进行血细胞凝集素检测时的IV特性曲线图。 

图29是根据本发明的传感器在溶胶凝胶法中的抗原抗体反应进行血细胞凝集素检测时的IV特性曲线图。 

图30是根据本发明的传感器在溶胶凝胶法中的抗原抗体反应进行血细胞凝集素检测时的IV特性曲线图。 

图31是根据本发明的传感器在溶胶凝胶法中的抗原抗体反应进行血细胞凝集素检测时的IV特性曲线图。 

图32是根据本发明的传感器在溶胶凝胶法中的抗原抗体反应进行血细胞凝集素检测时的IV特性曲线图。 

图33是根据本发明的传感器在溶胶凝胶法中的抗原抗体反应进行血细胞凝集素检测时的IV特性曲线图。 

图34是根据本发明的传感器在溶胶凝胶法中的抗原抗体反应进行血细胞凝集素检测时的IV特性曲线图。 

图35是根据本发明的传感器的抗原抗体反应进行钙调蛋白检测时的IV特性曲线图。 

图36是根据本发明的传感器的抗原抗体反应进行钙调蛋白检测时的IV特性曲线图。 

具体实施方式

接着，结合附图说明本发明的实施方式。图1是本发明的实施方式涉及的SET型生物传感器的斜视图，图2是该SET型生物传感器的概略构成图。 

在这些图中，1是芯片状的绝缘衬底；2是涂布到该绝缘衬底1上并且在表面具有如羟基、氨基、羧酸基等官能团的薄膜(在本实施方式中是由具有羟基的SiO₂构成的薄膜)；3和4是在薄膜2上隔着规定间隔形成的源极和漏极；在两个电极3、4的对置部分形成有尖端部5、6(参照图1)。在两个电极3、4的尖端部5、6生长并形成有引入缺陷的碳纳米管(以下简称为CNT)7。在所述衬底1的与薄膜2相反侧的面形成有栅极8。 

对于所述绝缘衬底1使用例如氧化硅、氮化硅、氧化铝、氧化钛等无机化合物或丙烯酸类树脂、聚酰亚胺等有机化合物等。另外，对于电极3、4、8使用例如金、铂、钛等金属。电极3、4、8的电连接关系是如图2所示的连接关系。 

本实施方式中作为纳米管状结构体使用CNT，通过使用该纳米管状结构体，可以形成非常微细的沟道，从而可以得到高灵敏度的传感器。 

另外，如图2所示，在CNT7的下方形成有空隙G。这样就构成具有SET结构的传感器。SET和FET虽然基本构成相同，但对于构成电流通道的沟道来说，SET的沟道具有量子点结构，而FET的沟道不具有量子点结构，在这方面两者存在差异。 

对于该晶体管(SET及FET)，针对栅极8和CNT7上的电荷(更严格地说是自旋电子状态)的变化，源极3、漏极4之间的电流值会敏感地变化。总的来说SET比FET灵敏度更高。另外，虽然CNT生长后很少能够直接观测到SET特性，但是通过将FET状的CNT放置在CNT的生长温度(900℃左右的高温)，CNT会部分地破损，形成岛，从而会显示出SET的电流特性。另外，通过流通比工作电流(约数μA)大的电流(约数mA)也能够得到同样的结果。 

本发明中，在这些晶体管的栅极8和CNT7上附着分子时，CNT上的自旋电子状态会间接或直接地变化，因此，从此时产生的源极3-漏极4之间的电流的变化，就可以检测出附着的分子。另外，也可以从分子修饰栅极8和CNT7自身时的电流变化检测修饰分子，或者检测修饰分子与其他分子的反 应。 

特别是当用抗体(或抗原)修饰栅极8和CNT7时，可以利用抗体-抗原反应检测特定抗原(或抗体)，因此可以根据该方法超高灵敏度且快速地检测出感染症病毒、细菌等微生物。该方法通过感染症的早期发现可以有效地利用于预防和微生物的研究，并且由于元件(传感器)自身显著变小，因此可以带到现场，用于感染症病毒的检测及其研究。 

图3是表示使用该传感器进行检测的状况的概略图。如该图3所示，传感器具有分子检测部分18和信号转换部分19，两者为紧密连接的关系。图中的12是由SiO₂构成的保护膜；13是能够与需要检测的物质发生选择性反应或者吸附(相互作用)的特定物质(例如抗体)；14是能够与该特定物质13发生选择性反应或者吸附(相互作用)的被检测物质(例如抗原)；15是含有该被检测物质14的试样溶液。 

图4和图5是表示使用本发明的传感器进行检测的另一状况的概略图，图5是该传感器的绝缘衬底1和栅极8之间的放大概略图。此时，含有该被检测物质14的试样溶液15存在于绝缘衬底1和栅极8之间，进行被检测物质14的检测。在图5中符号20是保持特定物质(例如抗体)的取向的分子，21是存在于试样溶液15中的被检测物质以外的物质。图5表示被检测物质(例如抗原)14被特定物质(例如抗体)13选择性地反应或者吸附的状况。 

接着，说明CNT的基本导电特性的控制。 

(1)为了任意地设计构成生物传感器装置的基本要素的CNT的生长位置、方向、根数、手征性、特性等，进行有关电场和磁场的施加、生长CNT时使用的催化剂的种类和形状等的最佳化。 

图6是表示制作催化剂图案，边施加电场边控制CNT的位置和方向的方法的概略构成图。图中的1是绝缘衬底；2是涂布到该绝缘衬底1上的由SiO₂ 构成的薄膜；9a、9b是在SiO₂薄膜2上形成图案的由铁等构成的催化剂层；7是施加电场而在催化剂层9a、9b之间形成的CNT，生长位置、方向、根数、手征性、特性等可以任意地控制。10是反应容器；11是作为CNT的原料的甲烷气体等烃气体。生长的CNT的长度为数μm左右(例如3μm左右)，直径为数nm左右，成为超微细的纤维状集合体。 

(2)把该控制了位置、方向、特性等的CNT用作为无侵袭的电极，制作四探针法形状。 

所谓四探针法是如下方法：对试样在直线上设置四根针状电极(例如电极A、B、C、D)，在外侧的两个探针(例如电极A和电极D)之间流通一定电流，测定在内侧的两个探针(例如电极B和电极C)之间产生的电位差，求出电阻值，对求出的电阻值乘以试样的厚度和修正系数RCF，从而计算出试样的体积电阻值。 

(3)电极和沟道(CNT)搭接的部分，使用高电场的电子束或者STM(Scanning Tunneling Microscopy：扫描隧道显微镜法)/AFM(Atomic ForceMicroscopy：原子力显微镜)，通过局部施加电场进行焊接，使电极和沟道(CNT)成为一体。 

(4)接着，评价CNT的传输特性。作为评价的导电特性，存在有冲击性导电特性、可否自旋注入、可否自旋传输等。 

(5)本发明人等在预备实验中已确认，通过对CNT引入缺陷，CNT的电特性会大幅度变化(在预备实验中已确认，通过对CNT引入缺陷，能够形成具有约5000K的高库仑能量且在室温下工作的SET)。 

从而，通过STM/AFM加工和由电子束对CNT任意地引入缺陷，得到可控制导电特性的CNT。 

作为该CNT的缺陷引入法的具体例，可以举出例如用与生成CNT时大致相同的温度(例如800℃左右)退火，然后自然冷却的方法。所谓CNT的缺陷是指由于热量原因碳原子的一部分飞出，从而CNT以碎片的状态勉强连接这样的CNT的形状等发生了变化。但目前还不能确定实际上成为何种结构。 

(6)研究该CNT内的缺陷与CNT电特性的相关性。例如，通过扫描探针法(开尔文探针法、麦克斯韦探针法等)评价缺陷的密度、分布、大小(尺寸、能量壁垒等)，明确其与CNT电特性的相关性。这样通过把握CNT内的缺陷与电特性的相关性，就可以制造特性的重现性和均匀性优良的SET。 

(7)通过上述(6)控制缺陷引入，可以控制碳纳米管的电特性。 

本发明中，使用引入缺陷的CNT，可以制造在室温下工作的SET。这里 说明了使用引入缺陷的CNT的情况，但也可以使用不引入缺陷的CNT。 

为了避免以往SET中成为问题的游离电荷和移动电荷引起的错误动作，本发明中制作两个邻近的使用CNT的SET，在检测单一电荷时，取两个SET的输出特性(室温)的和(AND)。由此仅有真电荷时两个SET才会工作，从而可以避免游离电荷和移动电荷引起的错误动作。 

进而，为了使测定速度快速化，使用上述的方法，采用并非以往的直流方式、而是使用共振电路以交流工作的系统。由此，可以在室温并且迅速、没有错误动作地测定单一的电荷分布。 

图7是表示使用CNT的SET的室温库仑金刚石特性的图。从该室温库仑金刚石特性可以确认，本发明的使用CNT的SET可以在室温工作。 

如图1所示，在衬底1上形成使用CNT的SET的同时，如图3所示，为了在溶液中运转，用由SiO₂构成的保护膜12涂布芯片，在该SiO₂保护膜12上固定抗体等特定物质13。在该例子中设置了保护膜12，但也有不设置保护膜12的情况。 

在溶解了DNA等被检测物质14的试样溶液15中设置本实施方式涉及的生物传感器，使用共振电路以交流工作，测定特定物质13和被检测物质14的单一电子相互作用，从而可以检测被检测物质14(表面电荷分布特性的评价)。 

接着，详细说明使用CNT的传感器的信号转换部分的制作。利用CNT的半导体性质，制作FET、SET型的晶体管。制作方法包括采用普通光刻法进行的催化剂蒸镀、采用热CVD法进行的CNT生长以及电极制作的工艺。 

但是，存在以下问题。首先，控制CNT生长并不容易。虽然提出过几种CNT的生长法，但制作用单一的CNT连接信号转换部分电极间的元件时，CNT架桥于催化剂间的成品率和结构稳定性是重要的。因此，确定催化剂(相互的位置、结构、大小等)和热CVD法的条件(温度、气体的种类、流量、电场或磁场的导入等)是重要的。 

进而，在催化剂上CNT生长后制作电极，但是会发生电极从衬底剥离或者电极内产生龟裂等现象，并且还存在与CNT的接触电位影响元件的特性和强度的可能性，为了得到稳定的电流特性，需要研究电极材料。 

本发明的实施方式中，特别是对催化剂的诸要素使用了新的方法(后述的第一方法)。另外，用分子直接修饰CNT的情况等，含有电极和分子的溶剂有时会覆盖电极，覆盖电极表面的溶剂会对电极和探针器等测定装置的连接产生影响，因此采用了防止该现象的方法(后述的第二方法)。 

进而，对于元件使用后栅极和侧栅极的情况，试样和含有试样的蒸气等有时也会影响栅极。这可以通过保护CNT来避免(后述的第三方法)。实际上存在这样的实例，在使用后栅极和侧栅极的诸反应的检测结果中，被检测物质气化，从而不仅附着栅极而且附着CNT表面，因此认为电流值发生了变化。 

所谓上述第一方法，具体来讲由于形成CNT生长核，因此使用电子射线光刻法在SiO₂膜上蒸镀催化剂。本实施方式中，用300nm左右的SiO₂膜覆盖厚度380μm的Si衬底的两个表面。其是关于在该SiO₂膜上使用铁、镍、钴、钼、钨等过渡金属或者含有这些过渡金属微粒的催化剂形成CNT的生长核的方法。 

图8是用于说明以往方法的图，图中的1是在两个表面形成有SiO₂膜的Si绝缘衬底；7是CNT；9a、9b是催化剂；22a、22b是以后形成电极的位置。以往的方法为如该图8所示，隔着规定间隔通过蒸镀一个一个地形成催化剂9a、9b，当从一个催化剂9a生长的CNT7到达成对的催化剂9时，通过CNT7可以连接催化剂9a、9b之间。 

图9是用于说明本发明的实施方式(第一方法)的图，如该图9所示，在形成一个电极的位置22a并列形成多个点状的催化剂(9a-1，9a-2，……9a-n)，在形成另一个电极的位置22b也与上述催化剂(9a-1，9a-2，……9a-n)对置地形成多个点状的催化剂(9b-1，9b-2，……9b-n)。这样通过增加催化剂9的设置数、即CNT的生长核，使其紧密地排列，可以显著提高原本容易从催化剂9无序生长的CNT到达成对的催化剂9的可靠性。通过该方法，可以比以往提高成品率10倍或以上。 

图10是表示本实施方式涉及的催化剂9的配置例的图。以相邻的催化剂的间隔L1为2μm而分别每6个紧密地排列，一方的催化剂(9a-1，9a-2，……9a-n)和另一方的催化剂(9b-1，9b-2，……9b-n)的间隔L2为4μm。这里， 催化剂9的设置数、间隔L1及间隔L2也可以任意设定。 

图11是催化剂9的放大斜视图。如该图9所示，催化剂9为如下三层结构：50nm厚度的由Si等构成的支持层25、在其上面形成的10nm厚度的由Mo、Ta、W等过渡金属构成的中间层26、在其上面形成的3nm厚度的由Fe、Ni、Co等过渡金属构成的顶层27。从而，催化剂9的总高度H为63nm，直径D为2μm。该多层结构的催化剂9通过蒸镀、溅射、离子镀等薄膜形成技术被形成图案。 

将形成有催化剂9的绝缘衬底1如图6所示设置在热CVD装置的反应容器10内，然后注入甲烷或乙烷等烃气体11，在催化剂9上生长CNT7。 

本实施方式中，按照如下顺序进行CNT7的生长。将形成有催化剂9的绝缘衬底1经15分钟从室温加热到900℃。此时，将Ar以1,000sccm(1分钟气体流量)的流量通入容器10内。在维持该温度的条件下，分别以1,000sccm、500sccm的流量通入10分钟的甲烷和氢气，然后经120分钟把反应器10内冷却至室温。此时再以1,000sccm通入Ar气体。 

这样生成CNT后，蒸镀电极(源极3、漏极4)。电极在蒸镀Au或者蒸镀Ti后用Au覆盖其表面。特别是后者具有从衬底的剥离和电极内的龟裂少的优点。覆盖催化剂的电极的宽度为10μm左右。 

接着，说明上述第二方法。电极同时形成多个(50～400个左右)。当直接修饰CNT时，有时会在CNT上滴加含有该修饰分子的溶液，此时根据溶液量有时会覆盖整个电极。一旦电极的表面被溶液覆盖，则在测定由CNT连接的电极间的电流时，在探针器等测定装置的探针与电极间会形成覆膜，从而可能无法得到正确的电流值。 

图12和图13是用于说明未实施第二方法的传感器的图，图12是表示滴加溶液之前的状态的图，图13是表示滴加溶液之后的状态的图，两个图都是(a)为俯视图、(b)为截面图。以往的传感器由于电极3、4的尺寸小，因此如图13所示，滴加溶液而形成的覆膜28覆盖整个电极3、4的情况就多。流通在电极3、4间的电流值微小至1μA左右，因此如果测定装置的探针与电极3、4之间存在覆膜28，就无法正确测定电流。 

因此，本发明中如图14和图15所示，使电极3、4的长度L3(参照图 14(a))比图12所示的情况要长约1.5～3倍左右。这样通过增长电极3、4的长度L3，即使形成了修饰CNT7的分子的覆膜28，在电极3、4的端部也会形成未被覆膜28覆盖的部分29(参照图15)。对于该未被覆膜28覆盖的部分29，使用光学显微镜接触探针器等测定装置的探针，可以正确地测定流通在电极3、4间的电流。 

本实施方式的情况，在图14(a)中使电极3、4的尖端部的宽度W1为10μm，使接触探针的部分的宽度W2为150μm，使长度L3为500μm。如图14(b)所示，CNT7在电极3、4间呈稍微弯曲的状态，在与衬底1侧的最表面之间设置有空隙G，通过CNT7的松弛吸收与衬底1的热膨胀系数之差。 

接着说明上述第三方法。CNT被认为具有相同尺寸铁的2,000倍的强度，实际上，即使在直接分子修饰CNT后洗涤也几乎不会损伤CNT。但是，CNT容易与以水为代表的各种分子发生相互作用，改变其自旋电子状态，会表现出电流值变化。其可以积极地用作为气体传感器的同时，将后栅极和侧栅极等用作传感器时会成为噪音源。 

因此，本发明中用绝缘性保护膜覆盖CNT和电极的一部分，来减少噪音。形成绝缘膜时可以使用绝缘性粘接剂，也可以使用广泛用于旋涂法的钝化膜。特别是通过形成绝缘性保护膜，观测不到对后栅极赋予水时看到的电流的增大。另外，通过形成该绝缘性保护膜，可以对整个元件进行超声波洗涤，或者用现有强力的洗涤剂洗涤后栅极等。 

可以在各种各样的位置形成传感器的栅极，因此可以根据传感器的用途和制作的容易度采用各种结构。接着，说明各结构。 

(A)分子修饰了栅极的结构 

如果形成于衬底的SiO₂膜上附着分子，则流通于源极和漏极之间的电流值就会变化。例如，将荧光分子FITC(异硫氰酸盐荧光素)赋予栅极，电流值会变化。另外，作为抗体-抗原反应的例子，用抗体(或抗原)对SiO₂膜进行分子修饰，与对应的抗原(或抗体)反应，来检测电信号的变化。与CNT相比可以在大的范围进行分子修饰，因此适合于以许多分子为对象的检测。另外，由于不直接修饰CNT，因此可以避免使用后洗涤引起的CNT的破损。 

图16是表示该结构的图。如该图16所示，用特定物质(如抗体)13对 绝缘衬底1的与CNT7相反侧的SiO₂膜进行分子修饰，形成在该绝缘衬底1和栅极8之间存在含有被检测物质(如抗原)的试样溶液15的结构。 

(B)直接分子修饰了CNT的结构 

图17是表示直接分子修饰了CNT7的结构的图。通过直接分子修饰CNT7，修饰分子引起的CNT7上的自旋电子状态的变化，较分子修饰后栅极8的情况要大，具有高的灵敏度。 

(C)间接分子修饰了CNT的结构 

图18是表示间接分子修饰了CNT7的结构的图。由于间接分子修饰了CNT7，因此如该图18所示，用粘接剂等有机化合物构成的绝缘薄膜30覆盖CNT7。修饰分子和附着到表面的分子在薄膜30内引起的自旋电子状态的变化，会引起CNT7的自旋电子状态的变化，其结果是会产生电流的变化。具有分子修饰后栅极8的结构和直接分子修饰CNT7的结构的两者的优点，具有高灵敏度和稳定性。 

(D)使用了溶胶凝胶的结构 

对于上述(A)～(C)的各情况，使用含有被检测物质的溶胶凝胶代替溶液15。与溶液的情况相同，可以检测出电信号的变化。 

(E)使用了侧栅极的结构 

在衬底上的CNT附近制作岛，将其作为栅极。对于该结构由于不费工夫进行背面(后栅极)分子修饰等，并且通过直接修饰CNT7，从而具有CNT7自身不会破损等优点。其是适合于SET的结构。 

上述(A)的分子修饰了栅极的结构的情况，可以用绝缘性保护膜覆盖CNT和电极的一部分，以实现电流特性的稳定化。另外，上述(B)的直接分子修饰了CNT的结构以及(C)的间接分子修饰了CNT的结构的情况，如参照图15进行的说明，可以在电极3、4上形成未被覆膜覆盖的部分29。 

图19是用于说明另一个结构的概略构成图。该结构的情况，将衬底1自身用作沟道(后面沟道)，在该衬底1上中间隔着CNT7而设置电极3、4。在衬底1的背面形成作为沟道的凹部16，通过用含有检测对象物质的液体润湿该凹部16，可以在衬底1的背面检测。 

图20是用于说明又一个结构的概略构成图。在该结构的情况，也将衬底 1自身用作沟道(后面沟道)，但是在该衬底1的沟道上设置由CNT等构成的探针17。该后栅极和探针17一体化后可以用于例如扫描探针显微镜的探针等。 

接着，说明本发明的具体例。作为预备实验，在SiO₂膜后栅极上滴加含有荧光分子FITC的溶液，观察电流特性的变化。在图21表示将栅极电压设定为一20V、将荧光分子FITC的浓度设定为0.64nM时的IV特性。该图的纵轴表示流通于源极-漏极之间的电流值(A)，横轴表示源极-漏极之间的电压值(V)。另外，图中的虚线为附着荧光分子FITC之前的IV特性曲线，实线为附着荧光分子FITC之后的IV特性曲线。从该图可以清楚地知道，荧光分子FITC附着前后的IV特性发生了很大变化。 

具体例1 

接着说明利用离子反应检测二次离子。用芘直接修饰CNT生物传感器的CNT，将N-[5-(3’-马来亚酰胺丙基氨基)-1-羧基戊基亚氨基二醋酸(N-[5-(3’-Maleimidopropylamino)-1-carboxypentyl]imino diacetic acid：以下简称为NTA)结合到后栅极上后，滴加含有Ni离子的溶液，根据各情况的IV特性，研究传导特性。在图22表示不对栅极施加电场时的IV特性。纵轴表示流通于源极-漏极之间的电流值(A)，横轴表示源极-漏极之间的电压值(V)。图中的di是洗涤后栅极后的IV特性曲线，nta是结合NTA后的IV特性曲线，ni是滴加含有Ni离子的溶液后的IV特性曲线。 

从该图可以清楚地知道，通过提高源极-漏极之间的电压，虽然电流增加，但所有体系(di、nta、ni的体系)中，在dv＝0V附近电流几乎不增加，可以看到半导体性质。 

与洗涤后的IV特性曲线相比，NTA结合到后栅极后的IV特性曲线显示出电流显著减少。针对于此，如果将Ni离子添加到体系中，电流就会增加。NTA不仅会与Ni离子，而且与其他二价正离子也会反应，因此，还可以检测出其他二价正离子。 

具体例2 

接着说明利用抗原-抗体反应检测H9血细胞凝集素(HA)。将HA的C末端切断成各种水平(220、250、290、320)，进行表达试验。对293T细胞 导入基因，使用单克隆抗体E2/3和多克隆抗体，确认HA蛋白在细胞内的表达。用免疫印迹法(western blot)确认在上清液分泌了HA蛋白。HA1-290大量表达，从上清液用Ni²⁺柱精制。用ELISA、SDS-PAGE确认含有目标HA蛋白的部分，将其取下，用PBS透析而得到HA。进而针对短HA1-220也看到表达，但由于其不与单克隆抗体反应，因此没有使用。 

对CNT生物传感器的SiO₂膜后栅极结合NTA后，将Ni离子添加到体系中，赋予原液稀释率为10^-10至10^-5的浓度的HA抗体，求出IV特性曲线。此时，后栅极没有HA，因此HA抗体并不会在后栅极上具有取向性地结合。 

接着，通过事先赋予的组氨酸尾(His tag)将HA固定在SiO₂膜后栅极上的NTA上，同样地赋予HA抗体，求出IV特性曲线。将这些IV特性曲线图示于图23～28。这里，栅极电压定为-20V。 

图23是结合NTA后赋予含有Ni离子的溶液时的IV特性曲线图；图24是赋予原液的稀释率为10^-10的HA抗体时的IV特性曲线图；图25是赋予原液的稀释率为10^-8的HA抗体时的IV特性曲线图；图26是赋予原液的稀释率为10^-7的HA抗体时的IV特性曲线图；图27是赋予原液的稀释率为10^-6 的HA抗体时的IV特性曲线图；图28是赋予原液的稀释率为10^-5的HA抗体时的IV特性曲线图。 

在这些图中，图中的虚线为上述前者的SiO₂膜后栅极上没有HA的情况；实线为上述后者的通过事先赋予的组氨酸尾将HA固定在SiO₂膜后栅极上的NTA上的情况。 

从这些图中可以知道，将源极-漏极间的电压从0V变化到1V时，几乎看不到两者(实线和虚线)的源极-漏极间的电流值的差异，但是将电压提高到1V以上时，固定了HA的体系(实线)中会显示出电流值急剧增大的特性。 

由此可以知道，HA抗体与ELISA(酶联免疫吸附法)等以往方法相比，在稀释度高的区域也能够检测。 

具体例3 

这些利用抗原-抗体反应的H9血细胞凝集素(HA)检测，即使使用溶胶凝胶法也得到同样的结果。将它们的IV特性示于图29～34。在抗原-抗体反应的实验前的整个体系中，在结合NTA后赋予含有Ni离子的溶液。栅极电 压定为-20V。 

图29是未赋予HA抗原而赋予稀释率为10^-7的HA抗体时的IV特性曲线图；图30是未赋予HA抗原而赋予稀释率为10^-6的HA抗体时的IV特性曲线图；图31是未赋予HA抗原而赋予稀释率为10^-5的HA抗体时的IV特性曲线图；图32是赋予HA抗原后赋予稀释率为10^-6的HA抗体时的IV特性曲线图；图33是赋予HA抗原后赋予稀释率为10^-5的HA抗体时的IV特性曲线图；图34是赋予HA抗原后赋予稀释率为10^-4的HA抗体时的IV特性曲线图。 

在这些图中，图中的ni为结合NTA后赋予含有Ni离子的溶液时的IV特性曲线；HA为通过事先赋予的组氨酸尾将HA固定在SiO₂膜后栅极上的NTA上的情况。 

从这些图中可以知道，尤其是原液的稀释率为10^-5、10^-4时，源极-漏极间的电流值表现出大的变化。另外，检测灵敏度是ELISA左右。 

具体例4 

接着，说明利用抗原-抗体反应的钙调蛋白(CaM)检测。将含有大鼠钙调蛋白基因cDNA的DNA片断插入到表达载体pBAD/glll(Invitrogen公司制)的Sacl-Xbal部位，构建钙调蛋白表达载体(pBAD/glll/calmodulin)。将该载体导入大肠杆菌LMG194株上，得到钙调蛋白表达克隆。将该克隆植菌到2ml的LB/Ampicilin培养基上，培养一晚上。 

将该培养液接种到5ml的LB/Ampicilin培养基上，在37℃振动培养，使OD600成为0.5后，加入L-arabinose使最终浓度成为0.02％，进而在37℃振动培养4小时。然后离心收集细菌，用Native Binding Buffer(Invitrogen公司制)悬浮、超声波粉碎，用ProbondTMPurification System(Invitrogen公司制)部分精制后，使用HiLoad 26/60Superdex75pg(AmershamBioscience公司制)由SDS/聚丙烯酰胺电泳均匀地精制得到钙调蛋白。 

在CNT生物传感器的SiO₂膜后栅极上结合NTA后，通过事先赋予的组氨酸尾(His tag)将HA固定在SiO₂膜后栅极上的NTA上，赋予原液稀释率为10^-8至10^-2的浓度的HA抗体，求出IV特性曲线。将结果示于图35。这里，栅极电压定为-20V。 

图中的曲线(イ)是结合NTA后洗涤时的IV特性曲线图；曲线(ロ)是通过事先赋予的组氨酸尾将CaM结合到NTA上时的IV特性曲线图；曲线(ハ)是赋予原液的稀释率为10^-8的CaM抗体时的IV特性曲线图；曲线(ニ)是赋予原液的稀释率为10^-7的CaM抗体时的IV特性曲线图；曲线(ホ)是赋予原液的稀释率为10^-6的CaM抗体时的IV特性曲线图；曲线(ヘ)是赋予原液的稀释率为10^-4的CaM抗体时的IV特性曲线图；曲线(ト)是赋予原液的稀释率为10^-2的CaM抗体时的IV特性曲线图。 

从这些图中可以知道，将源极-漏极间的电压从0V变化到0.5V时，电流值会随着各浓度而变化。由此可以知道，CaM抗体与HA抗体同样也能在原液稀释度非常高的区域检测。 

在下表中表示使用了ELISA的CaM抗体和HA抗体的检测结果。这里，其测定顺序是，将一次抗体按照下述的稀释率稀释，静置1小时，将二次抗体(抗小鼠HRPO标准抗体)稀释成5000倍，再静置1小时，用TMB发色剂生成具有450nm吸收波长的基质测定吸光度。 

表 

               (CaM抗体)    (HA抗体) 

PBS Neg.Con    0.034        0.030 

2.5×10^-2      2.000        1.722 

6.3×10^-3      2.439        2.725 

1.6×10^-3      2.899        3.378 

3.9×10^-4      2.300        3.132 

0.98×10^-4     0.650        2.839 

2.4×10^-5      0.177        1.413 

6.1×10^-6      0.051        0.290 

6.1×10^-6的稀释度时显示出用ELISA检测是困难的。另一方面，上述具体例3、4中溶胶凝胶法显示出了ELISA程度的灵敏度，其他都可以在10^-8 左右的稀释度进行检测。 

在Si衬底上生长CNT，在其两个端部形成电极，将上述Si衬底的与生 长CNT的面相反的背面用酸(硫酸)活化后，在180℃反应硅烷化试剂(3-巯基丙基三乙氧基硅烷)，固定NTA。接着，添加Ni离子，固定导入了组氨酸的抗原(CaM、HA)，与稀释了的抗体反应后，洗涤，在衬底背面施加负偏压，测定IV特性。 

图36是表示对如上所述固定的CaM反应稀释了的CaM抗体后，在CNT电极间施加1.5V电压时的电流值变化的特性图。从该图可以知道，没有固定抗原时，几乎看不到电流值的变化，但固定时则随着抗体浓度增加电流值也增加。另外，可以确认在抗体原液的约10^-10～10^-8的稀释范围能够进行抗体的检测。 

使用FLISA对同抗体的检测界限进行探讨的结果，可以确认将抗体原液稀释至约10^-6的情况是检测界限。另外，还确认检测界限对于CaM和HA是不同的，与抗原、抗体有关。 

在所述各具体例中说明了栅极电压为一20V的情况，但对于0V左右的栅极电压，以及对于正数的栅极电压，虽然电流值的变化小，但确认也可以检测。 

将CNT生物传感器适用于溶液时，有时会观察到噪音而导致数据可靠性存在问题。因此，将试样溶液(检测液)滴加到传感器上后，用吹风机、加热器、热电转换元件(珀耳帖元件)等使溶剂(水分)蒸发，来显著降低噪音。对于适用上述溶液的具体例，也适用该噪音处理法。另外，也可以通过热电转换元件(珀耳帖元件)或液氮等冷却试样溶液(检测液)，来减少水等溶剂的影响。特别是可以通过冻结水进行绝缘化，来大幅度减少噪音。 

以往方法中有ELISA或免疫印迹法，但它们的界限是原液稀释率10^-5 左右的灵敏度。相对于此，在进行HA抗体检测后，本发明的传感器的灵敏度是ELISA的10³左右。 

另外，由于使用了电信号，因此没有很多化学反应过程，由此可以极其缩短检测所需时间。由IV曲线研究了电流特性的结果，可以由参数分析仪在数秒内就可以得到IV曲线。 

以往知道的PCR等由于伴随温度变化，因此需要控制温度，但本发明的传感器由于可以在温度一定的环境使用，因此不需要控制温度，结构简化而 可以实现小型化。能够在温度一定的环境使用的有例如RT-PCR法、ICAN法、LAMP法等，但都存在检测时间长的问题。 

本发明的传感器不仅可以进行单一种类的检测，还可以对一个样品同时进行多种传感，可以同时检测多种。另外，对于多样品，也可以使用多个传感器同时检测。 

本发明的在沟道使用纳米管状结构体的传感器，具有强度而可以反复使用，但由于廉价，因此在检测有危险的病毒等时，就可以扔掉。 

在上述实施方式中，说明了使用CNT的情况，但也可以使用非管状的超细的纤维。 

在上述实施方式中，说明了形成DNA探针的一种生物传感器，但也可以在衬底上同时设置如三个带SiO₂膜的CNT生物传感器，在各SiO₂膜上分别形成DNA探针和蛋白质探针和糖脂质探针，同时测定不同的生物高分子(DNA、蛋白质、糖脂质)。 

在上述实施方式中说明了评价DNA的表面电荷分布特性的情况，但本发明还适合于检测糖链、RNA、氨基酸、糖、病毒等其他生物高分子。另外，也可以响应光，检测视紫质等蛋白质释放质子过程中的电子状态的变化，或者色素的结构变化中的电子状态的变化等。 

在上述实施方式中，表示了在SET的沟道部连接纳米管状结构体的例子，但也可以在FET沟道部使用纳米管状结构体。 

产业上的利用可能性 

当病毒等微生物侵入人体或其他生命体后，相应的抗体就开始进行相互作用。从而，对于具有抗体的病毒等，就可以从体液用本发明的传感器检测。例如，在所述具体例表示的HA是覆盖流感病毒表面的叫做刺突蛋白的蛋白质，因此可以用本发明的传感器检测，可以高灵敏度且迅速检测出流感、SARS、BSE等感染症。 

本发明的传感器检测部小，使用电信号，因此可以将检测电路芯片化，用作便携式廉价检测器。从而，可以在现场进行试验，并且可以提供于所有医疗机构。由此，有利于感染症的早期发现等预防对策，并且还有利于Bioterro(バイオテロ)的对策。 

在基础科学领域，也可以用本发明传感器检测分子水平的分子间相互作用的结合强度，或者根据电流特性分类病毒或蛋白质。因此，通过探索或者设计类似于抗体的分子，可以进行开发药物的基础实验。另外，也可以随时间性地检测一个分子。进而，也可以用作为光谱性抗原抗体反应检测装置的基础电路。 

通过直接用DNA修饰本发明传感器的栅极或CNT，可以高灵敏度电检测相对的DNA。另外，通过根据DNA高灵敏度且迅速地测定感染症病毒或细菌等微生物，进行鉴别。 

进而，也可以用本发明的传感器检测环境荷尔蒙、毒素、无机物。另外，由于能够检测样品的蒸气的影响，因此不仅适用于液体，还适用于气体，也可以测定大气或其他气体中的有害物质等特定物质的浓度。 

Claims (20)

1.传感器，其特征为，至少具有衬底、在该衬底的上部对置设置的源极和漏极、设置在该源极和漏极之间的沟道，所述沟道由超微细纤维构成，在所述衬底的设置有源极和漏极的位置以外的地方形成二氧化硅绝缘膜，该绝缘膜被与被检测物质相互作用的特定物质修饰，使被检测物质存在于该修饰处和栅极之间。

2.权利要求1所述的传感器，其特征为，所述超微细纤维为纳米管状结构体。

3.权利要求2所述的传感器，其特征为，所述纳米管状结构体为碳纳米管。

4.权利要求2所述的传感器，其特征为，在所述纳米管状结构体中引入缺陷。

5.权利要求3所述的传感器，其特征为，在所述纳米管状结构体中引入缺陷。

6.权利要求1所述的传感器，其特征为，所述被检测物质及特定物质是相互作用的生物高分子。

7.权利要求6所述的传感器，其特征为，所述被检测物质是抗原或抗体，所述特定物质是抗体或抗原。

8.权利要求1所述的传感器，其特征为，在所述漏极和源极表面形成有未被所述修饰物质的覆膜覆盖的部分。

9.一种权利要求1所述传感器的制造方法，其特征为，所述传感器至少具备衬底、在该衬底的上部对置设置的源极和漏极、设置在该源极和漏极之间的沟道，在设置所述源极和漏极的位置分别以列状设置催化剂，使两个催化剂列对置，通过该催化剂的作用使超微细纤维从源极生长到漏极，构成所述沟道。

10.权利要求9所述的传感器的制造方法，其特征为，所述催化剂由支持层、形成于该支持层上的含有过渡金属的中间层、形成于该中间层上的含有过渡金属的顶层构成。 

11.权利要求9或10所述的传感器的制造方法，其特征为，所述催化剂以点状形成图案，构成所述催化剂列。

12.权利要求9所述的传感器的制造方法，其特征为，所述超微细纤维为纳米管状结构体。

13.权利要求12所述的传感器的制造方法，其特征为，所述纳米管状结构体为碳纳米管。

14.权利要求12或13所述的传感器的制造方法，其特征为，在所述纳米管状结构体中引入缺陷。

15.检测方法，其是用权利要求1所述的传感器检测试样溶液中的被检测物质的方法，其特征为，所述传感器至少具有衬底、在该衬底的上部对置设置的源极和漏极、设置在该源极和漏极之间的沟道，所述沟道由超微细纤维构成，在该沟道上滴加所述试样溶液后，使该试样溶液的溶剂蒸发。

16.检测方法，其是用权利要求1所述的传感器检测试样溶液中的被检测物质的方法，其特征为，所述传感器至少具有衬底、在该衬底的上部对置设置的源极和漏极、设置在该源极和漏极之间的沟道，所述沟道由超微细纤维构成，在该沟道上滴加所述试样溶液后，冻结该试样溶液的溶剂。

17.权利要求15或16所述的检测方法，其特征为，所述超微细纤维为纳米管状结构体。

18.权利要求17所述的检测方法，其特征为，所述纳米管状结构体为碳纳米管。

19.权利要求17所述的检测方法，其特征为，在所述纳米管状结构体中引入缺陷。

20.权利要求18所述的检测方法，其特征为，在所述纳米管状结构体中引入缺陷。 

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