JP2006090932A - 濃度測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】水溶液中のイオン濃度を測定する濃度測定装置において、イオンを検出するＩＳＦＥＴが周囲環境や測定環境によって特性が変化し、検出誤差を与える。
周囲環境や測定環境の変動に合わせて、ＩＳＦＥＴのチャネル電位を変化させ、感度調整をすればよいが、従来のＩＳＦＥＴの構成では、ＩＳＦＥＴのチャネル電位制御用の電極を設けることができなかった。
【解決手段】本発明の濃度測定装置では、ＩＳＦＥＴの電流方向に直列にアドレス用ＭＯＳＦＥＴを設け、アドレス用ＭＯＳＦＥＴのゲート電圧を任意に設定し、イオン濃度に比例して変化するＩＳＦＥＴのチャネル抵抗との合成抵抗を検出する。
それによって、周囲環境や測定環境に応じてアドレス用ＭＯＳＦＥＴのチャネル抵抗を変化させ、デバイス全体の感度を調整することができ、高精度で安定したイオン検出ができる。
【選択図】 図１

Description

本発明は、イオン感応性ＦＥＴ（Ｉｏｎ Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ Ｆｅｉｌｄ Ｅｆｆｅｃｔ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ：ＩＳＦＥＴ、以下ＩＳＦＥＴと記述する。）によって、血液などの生体試料中、あるいは水溶液中に含まれる特定の成分濃度を測定するための成分濃度測定装置に関するものである。

水溶液中に含まれるイオン濃度を測定するセンサとして、ＩＳＦＥＴが知られている。ＩＳＦＥＴは、水溶液中の熱的な電離平衡状態の反応によって生じるイオン濃度を測定するものである。
このイオン濃度は、水溶液の濃度に比例するので、イオン濃度を測定することによって測定対象とする水溶液の濃度を求めることができる。

一般的にＩＳＦＥＴは、電解効果型トランジスタ（Ｍｅｔａｌ−Ｏｘｉｄｅ−Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ Ｆｅｉｌｄ Ｅｆｆｅｃｔ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ：ＭＯＳＦＥＴ、以下ＭＯＳＦＥＴと記述する。）の金属ゲート膜の代わりに、特定のイオンを選択的に検出することができるイオン感応膜で構成したものである。
被測定イオンに応じて、このイオン感応膜を変えることによって種々のイオン濃度を測定することができる。

水溶液中で電解されて生じたイオンは、選択的にＩＳＦＥＴのイオン感応膜に感応して、イオン感応膜と水溶液との界面間に電位を発生させる。
この界面電位とＩＳＦＥＴのソース電極との和の電位がイオン感応膜とソース電極間に印加されることになる。
この状態で、ＩＳＦＥＴのソース電極とドレイン電極間に電圧を印加すれば、ＩＳＦＥＴのイオン感応膜に感応したイオン量に比例して、ＩＳＦＥＴのゲート部であるイオン感応膜下のチャネル抵抗が変化する。
チャネル抵抗の変化は、ＩＳＦＥＴのソース電極とドレイン電極間に流れる電流の変化として捉えることができる。

実際のＩＳＦＥＴを使ったイオン検出では、次のように測定することが多い。
ＩＳＦＥＴのゲートであるイオン感応膜と被対象溶液間の界面電位の変化は、ＩＳＦＥＴのドレイン電流を一定にし、ドレインとソース間の電圧を一定にすると、溶液中のイオン活量に応じて発生した界面電位は、ＩＳＦＥＴのゲート電極とソース電極間の電圧として測定することができる。

ＩＳＦＥＴを用いたイオンセンサについては、古くは、１９７２年にＢｅｒｇｖｅｌｄによって水溶液中の水素及びナトリウムイオンの活量をＭＯＳＦＥＴの金属ゲートを除去した構造で測定することで提案したものがある。
またその後、水素、ナトリウム、カリウムなどのイオン測定においてＩＳＦＥＴの構造を改良したものもある（例えば、特許文献１参照）。
種々の文献に記載されているように、ＩＳＦＥＴは、ゲートとなるイオン感応膜に絶縁膜を用いることで、ゲートが高インピーダンスでその出力が低インピーダンスであるため、特別な高入力増幅器を必要とせず、センサ機能とインピーダンス変換機能を備えた耐雑音性に優れた構造であるという特徴がある。

特開昭５１−１３９２８９号公報（第１７頁、第２図）

しかし、従来のＩＳＦＥＴの構造および構成では、測定環境によってチャネルに流れる電流が変化するため、測定誤差を含んでいた。
特にＩＳＦＥＴは、基本的にシリコンを材料とした半導体プロセスで作製するＭＯＳＦＥＴであるので、光や温度などの周囲環境や測定環境に対して特性変動を示す。
一つは、ＭＯＳＦＥＴ内部のＰＮ接合に光が照射されると、空乏層領域で電子正孔対が発生し、ドレイン電流を増加させる。
また、温度が増加するとＭＯＳＦＥＴの閾値電圧が低下し、ドレイン電流も増加する。このように、周囲環境や測定環境によってＭＯＳＦＥＴの特性が大きく変化してしまうという問題がある。
この問題点は、ＩＳＦＥＴを高感度にするためにチャネル長を短くすると、ゲート電圧の変化分に対するドレイン電流の変化分が増大するため、その影響は、より顕著になってくる。

上記課題を解決するために、本発明の濃度測定装置は次のような構成を採用する。

イオン感応性ＦＥＴとイオン感応性ＦＥＴに近接する参照用ＦＥＴとを有する濃度測定装置であって、
第１の素子形成領域にイオン感応性ＦＥＴとアドレス用ＭＯＳＦＥＴとを互いに直列な位置に有し、互いに整合する位置に第１のソース電極と第１のドレイン電極とを有し、第２の素子形成領域に参照用ＦＥＴとアドレス用ＭＯＳＦＥＴとを互いに直列な位置に有し、互いに整合する位置に第２のソース電極と第２のドレイン電極とを有することを特徴とする。

イオン感応性ＦＥＴは、シリコン基板表面に絶縁膜を有するＦＥＴであって、
絶縁膜は、シリコン表面を熱酸化した熱酸化膜を有し、熱酸化膜上にシリコン窒化膜を有し、シリコン窒化膜上に熱窒化膜を有することが好ましい。

イオン感応性ＦＥＴは、シリコン基板表面に絶縁膜を有するＦＥＴであって、
絶縁膜は、シリコン表面を熱酸化した熱酸化膜を有し、熱酸化膜上に熱窒化膜を有することが好ましい。

熱窒化膜上に電解質生成物質を有することが好ましい。

電解質生成物質は、生体由来の酵素、人工酵素または微生物であることが好ましい。

シリコン基板は、ＳＯＩ構造であることが好ましい。

本発明の濃度測定装置は、ＩＳＦＥＴと参照用ＦＥＴとの各々のＦＥＴと同一素子形成領域に直列な位置に設置したアドレス用ＭＯＳＦＥＴにより検出する。
最終的には、ＩＳＦＥＴ側と参照用ＦＥＴ側の信号は、差分信号として出力することによって測定対象イオン以外で検出されるバックグランド信号を除去し、イオン感応膜に感応したイオン濃度を効果的に検出することができる。
さらに、本発明の構成にあるアドレス用ＭＯＳＦＥＴのゲート電圧を調整することによって、周囲環境や測定環境によって変動するＩＳＦＥＴの感度差を調整することができる。

また、ＩＳＦＥＴの感応膜を熱窒化膜とシリコン酸化膜の２層膜もしくは、熱窒化膜とシリコン窒化膜とシリコン酸化膜の積層膜を用いることによって、ＩＳＦＥＴ自体のバックグランドが低下し、検出感度がさらに向上する。
さらに、デバイス作製基板をＳＯＩ（Ｓｉｌｉｃｏｎ ｏｎ Ｉｎｓｕｌａｔｏｒ：ＳＯＩ、以下ＳＯＩと記述する。）構造にすることによって、デバイス自身の温度特性及び光特性を向上することができ、ＩＳＦＥＴ自体の感度向上と、アドレス用ＭＯＳＦＥＴによるＩＳＦＥＴの感度差の調整により、ダイナミックレンジが広く、高精度で安定性、信頼性に優れたイオン検出ができるという従来にない効果を有するのである。

以下、図面を用いて本発明の実施形態における濃度測定装置の構成について説明する。
図１は、本発明の濃度測定装置の構造を示した平面図である。
１０は第１の素子形成領域、１１はＩＳＦＥＴ、１２は第１のソース電極、１３は第１のソース電極１２と互いに整合する位置にある第１のドレイン電極、２０は第２の素子形成領域、２１は参照用ＦＥＴ、２２は第２のソース電極、２３は第２のソース電極２２と互いに整合する位置にある第２のドレイン電極、３０はアドレス用ＭＯＳＦＥＴである。
図１に示すように、アドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０は、第１の素子形成領域１０と第２の素子形成領域２０それぞれに構成し、共通のゲート電極を備える。

次に、図１に示す第１の素子形成領域１０に形成する素子断面構造と第２の素子形成領域２０に形成する素子断面構造について説明する。

図２は、図１の第１の素子形成領域１０をＡ−Ａ’である長手方向に切断したときの素子断面構造を示した図である。
ここで、図１に示したものと同じものには、同一符号を付加している。
１はシリコン基板、１１はＩＳＦＥＴ、１２は第１のソース電極、１３は第１のドレイン電極、３０はアドレス用ＭＯＳＦＥＴ、４０は第１の絶縁膜、４１はイオン感応膜、６０は第２の絶縁膜、６１は共通ゲート電極である。

図３は、図１の第２の素子形成領域２０をＢ−Ｂ’である長手方向に切断したときの素子断面構造を示した図である。
１はシリコン基板、２１は参照用ＦＥＴ、２２は第２のソース電極、２３は第２のドレイン電極、３０はアドレス用ＭＯＳＦＥＴ、５０は第３の絶縁膜、５１はイオン不感応膜、６０は第２の絶縁膜、６１は共通ゲート電極である。
前述したように、アドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０は、第１の素子形成領域１０と第２の素子形成領域２０に各々形成するが、両方のゲート電極として作用する共通ゲート電極６１を備える構造である。

次に本発明の濃度測定装置の動作について図２〜図４を用いて説明する。
図１と同じものには、同一符号を付加している。
図４は、本発明の濃度測定装置を示す構成図である。
５はゲート電圧、６は第１のドレイン電圧、７は第２のドレイン電圧、７０は差動信号検出器である。

電解された水溶液中でＩＳＦＥＴ１１のイオン感応膜４１に感応種であるイオンが感応するとＩＳＦＥＴのゲート電圧は、ＩＳＦＥＴのチャネル抵抗を低下させる方向に変化する。
この時、アドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０に一定のゲート電圧５を印加しておくと、ＩＳＦＥＴ１１のゲート電位に対して、第１のソース電極１２と第１のドレイン電極１３の間を
流れる電流が変化する。
つまり、アドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０のチャネルが定抵抗として働き、ＩＳＦＥＴ１１のチャネルがイオン量に比例して変化するゲート電位に対して可変抵抗として働くと考えることができる。

求められる電流は、第１のソース電極１２と第１のドレイン電極１３の間のアドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０のチャネルである定抵抗とＩＳＦＥＴ１１のチャネルである可変抵抗とが直列接続された合成抵抗に流れる電流となる。
つまり、イオン感応膜４１に蓄積されるイオンが少なければ、ＩＳＦＥＴ１１のチャネル抵抗は増加し、逆にイオンが多ければ、ＩＳＦＥＴ１１のチャネル抵抗は減少する。

このように、ＩＳＦＥＴ１１のチャネル抵抗はイオン感応膜４１に感応したイオン量に比例した値となり、しかもＩＳＦＥＴ１１とアドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０との合成チャネル抵抗として検出されるため、ＩＳＦＥＴ１１のチャネル抵抗に応じてアドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０のチャネル抵抗をアドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０のゲート電圧５を調整することによって全体の感度調整が可能となる。

従来の構造または構成では、ＩＳＦＥＴのチャネル領域を制御する電極がなかったことに比較して、本発明の構成によれば周囲環境や測定環境によってＩＳＦＥＴ１１の感度差をアドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０によって制御することができる。

さらに本発明の構成では、第１の素子形成領域１０のイオン感応膜４１を有するＩＳＦＥＴ１１に近接して、第２の素子形成領域２０にイオン不感応膜５１を有する参照用ＦＥＴ２１を配置している。
目的のイオン以外で作用する信号を除去するための構成で、ＩＳＦＥＴ１１のチャネル抵抗変化を捉えるのと同様に、アドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０のチャネル抵抗との直列合成抵抗から検出する。

アドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０の共通ゲート電極６１が、第１の素子形成領域１０に形成したＩＳＦＥＴ１１のチャネル抵抗と、第２の素子形成領域２０に形成した参照用ＦＥＴ２１のチャネル抵抗とを同時に検出するように構成されており、両者の信号を差動信号検出器７０でその差分をとることで、目的のイオン以外が要因で流れる電流分を削除することができる。
しかも、デバイス全体の感度は、ＩＳＦＥＴ１１側と参照用ＦＥＴ２１側とを同時に同量で調整することができる。

次に、本発明の実施例１について具体的に説明する。
前述したように、水溶液中のイオン濃度は、水溶液の濃度に比例し、そのイオン濃度に比例した電流値をＩＳＦＥＴで検出する。
本発明においては、イオン濃度に比例した電流値をＩＳＦＥＴ１１のチャネル抵抗とアドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０のチャネル抵抗との直列合成抵抗の値から検出する。
また、目的のイオン以外が要因で流れる電流分を第２の素子形成領域２０に形成する参照用ＦＥＴ２１によって検出する。
目的のイオン濃度は、第１の素子形成領域１０に形成したＩＳＦＥＴ１１側と第２の素子形成領域２０に形成した参照用ＦＥＴ２１側との差分信号を検出して求めるものである。
つまり、検出感度は、両者の比が大きいほど良好な特性となる。
そこで、実施例１では、ＩＳＦＥＴ１１側の検出感度を向上させた水素イオンセンサについて説明する。

一般的に水素イオンに対するイオン感応度を高めるためにＩＳＦＥＴのゲート部のゲート酸化膜上にシリコン窒化膜層を形成する例がある。
水素イオンを検出するシリコン窒化膜の表面は、シラノール基であるＳｉ−ＯＨが存在する。
水酸基であるヒドロキシル基が水素イオン（Ｈ^＋）の結合脱離サイトになる。
その反応は、

このように、水素イオン濃度に応じて、平衡が移動し、シリコン窒化膜表面の表面電荷密度が変化する。

このシリコン窒化膜は、ジクロルシラン（ＳｉＨ_２Ｃｌ_２）とアンモニア（ＮＨ_３）との混合ガスを用いて、減圧されたプラズマ中で化学的気相成長法（Ｐｌａｓｍａ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｖａｐｏｒ Ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ：プラズマＣＶＤ法、以下ＣＶＤ法と記述する。）によって成膜する。
この方法で、シリコン窒化膜を成膜するとその膜組成は、化学的に安定なストイキオメトリックな状態からずれており、しかも成膜中に水素イオンが混入し、測定対象となる水素イオンの検出感度を低下させる原因になっている。
さらに、このようなシリコン窒化膜内部は結晶欠陥を多く含み、絶縁性を低下させている。

そこで、周囲環境や測定環境によって感度差が発生するＩＳＦＥＴに対して、デバイス全体の感度調整が可能な本発明の構造に加えてＩＳＦＥＴ自体の感度向上を実現したのが図５に示す実施例である。
図５は、図１に示した本発明の平面図をＡ−Ａ’の長手方向に切断した素子断面図を示したものである。

１はシリコン基板、１１はＩＳＦＥＴ、１２は第１のソース電極、１３は第１のソース電極１２と互いに整合する位置にある第１のドレイン電極、３０はアドレス用ＭＯＳＦＥＴ、４０ａは第１のシリコン酸化膜、４１ａはシリコン窒化膜、４２ａは熱窒化膜、６０は第２の絶縁膜、６１は共通ゲート電極である。
熱窒化膜４２ａは、ＣＶＤ法によってシリコン窒化膜４１ａを形成した後、９５０℃の窒素雰囲気中で１時間保持し形成するものである。

水素イオンを検出するイオン感応膜であるシリコン窒化膜は、膜形成時に含有した水素イオンによってバックグランドが上昇し、シリコン窒化膜自体に含有する水素イオン濃度よりも高濃度でないと検出が困難であるのは明らかである。
これは、ＩＳＦＥＴ１１側と参照用ＦＥＴ２１側との信号対雑音比（Ｓ／Ｎ比）の低下を意味し、ＩＳＦＥＴ自体の感度を低下させていることである。

熱窒化膜４２ａを形成する工程は、４００℃以上の熱処理で水素脱離を生じさせ、ＣＶＤ法で形成したシリコン窒化膜４１ａ内部とその表面を化学的に安定で強固な膜に転換させるものである。
つまり、シリコン窒化膜４１ａ中に水素を含有せず、ストイキオメトリックなシリコン窒化膜に変換させている。

その結果、シリコン窒化膜４１ａと熱窒化膜４２ａで構成されるイオン感応膜４１は、リーク電流が低減し絶縁性が向上する。
この膜構成は、水素イオン検出に対してバックグランドを低下させ、ＩＳＦＥＴ自体の感度を向上させている。

このように、ＩＳＦＥＴ１１自体の感度向上を図るデバイスに対して、本発明のデバイス構成を採用するとその効果はさらに向上することができる。
つまり、周囲環境や測定環境によるＩＳＦＥＴ１１の感度変化に対しては、アドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０によって、ＩＳＦＥＴ１１側と参照ＦＥＴ２１側とを同時に調整することができ、ダイナミックレンジを広くとることができるのである。

尚、実施例１ではＩＳＦＥＴ１１の膜構成を熱窒化膜４２ａ、シリコン窒化膜４１ａ、シリコン酸化膜４０ａの積層構造について説明したが、シリコン酸化膜４０ａを形成後、このシリコン酸化膜４０ａを熱窒化して熱窒化膜４２ａとシリコン酸化膜４０ａとの積層構造としても同様の効果が得られる。

次に、本発明の実施例２について図６を用いて具体的に説明する。
図６は、実施例１と同様に図１のＡ−Ａ’の長手方向に切断した素子断面図を示している。
実施例１で説明した図５と異なるのは、イオン感応膜４１上に電解質生成物質として、固定化酵素膜４３を形成したことである。
血液などの生体試料中の微量成分を酵素反応を利用して測定することは現在では広く臨床検査として一般化している。
例えば、血液中のグルコース濃度を簡便に測定する方法として酵素電極を利用したグルコースセンサがある。
図６は、グルコースを検出するためにイオン感応膜４１の最上位膜として実施例１に示した熱窒化膜４２ａの上に固定化酵素膜４３として、グルコース酸化酵素であるグルコースオキシダーゼを固定化した。

例えば、水溶液中のグルコースがグルコースオキシダーゼに振れると、その触媒作用によってグルコースはグルコン酸と過酸化水素に分解される。
この過酸化水素の濃度は、グルコース濃度に比例し、０．７Ｖの電圧が印加されると過酸化水素が電気分解されて水素イオンを発生する。
この水素イオン濃度は、グルコース濃度に比例するので水素イオン濃度を検出するＩＳＦＥＴによってグルコース濃度が算出できる。
その反応は、次のようになる。

酵素反応を利用したセンサでは、酵素活性の増減によって検出感度が左右される。
酵素活性は一般的に、溶液のｐＨの影響を受け、検出値に誤差を与える。
こういった場合でも、本発明のデバイス構成を適用するとアドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０のゲート電圧５を調整し、デバイス全体の感度を調整することが可能である。
電解質生成物質は、生体由来の酵素の他、人工酵素または微生物などを利用して同様に目的物質を検出することが可能である。

次に、本発明の実施例３について具体的に説明する。
図７は、実施例１、実施例２で示したシリコン基板１に代わり、ＳＯＩ（Ｓｉｌｉｃｏｎ
ｏｎ Ｉｎｓｕｌａｔｏｒ：ＳＯＩ、以下ＳＯＩと記述する。）と呼ばれる構造を基板にした場合の例を示す。
１はシリコン基板、２は埋め込み酸化膜、３はシリコン活性層である。
このようにＳＯＩ構造は、支持基板となるシリコン基板１と素子を形成するシリコン活性層３との間に埋め込み酸化膜２を設け、シリコン基板１とシリコン活性層３とを電気的に絶縁分離した構造である。

シリコン活性層３が厚い場合は、通常のシリコン基板１の表面に素子を形成した場合とその素子特性は同じになる。
しかし、シリコン活性層３をしだいに薄くしていくと、ゲート電界或いはドレイン電界による縦方向の空乏層が埋め込み酸化膜２に到達し、ゲート直下の容量、ドレイン直下の容量が減少する。
このような状態では、光照射による電子正孔の再結合が減少し、リーク電流を減少させることができる。
また、第１のドレイン電極１３とシリコン活性層３との実質の接触面積が減少し、温度上昇による第１のソース電極１２と第１のドレイン電極１３の拡散層とチャネル部とのＰＮ接合に起因するリーク電流も減少する。
つまり、光や温度といった周辺環境の変化に対して特性変動の少ないデバイスを形成することができる。
そのため、アドレス用ＭＯＳＦＥＴ３０のゲート電圧制御幅を小さくすることができ、マージンの広い制御が可能となる。

本発明によれば、周囲環境や測定環境によるＩＳＦＥＴの検出感度差を調整可能とし、高精度で安定した濃度測定装置を提供することができる。
したがって、水溶液中や血液などに代表される生体成分の濃度測定に使用することができる。
特に水溶液中のｐＨ変化や構成成分に個体差のある生体成分の濃度測定に対し、感度調
整が可能な本発明を用いることの効果は非常に高い。

本発明の濃度測定装置を示す平面図である。 本発明の濃度測定装置を示す断面図である。 本発明の濃度測定装置を示す断面図である。 本発明の濃度測定装置を示す構成図である。 本発明の実施例１における濃度測定装置を示す断面図である。 本発明の実施例２における濃度測定装置を示す断面図である。 本発明の実施例３における濃度測定装置を示す断面図である。

符号の説明

１ シリコン基板
２ 埋め込み酸化膜
３ シリコン活性層
５ ゲート電圧
６ 第１のドレイン電圧
７ 第２のドレイン電圧
１０ 第１の素子形成領域
１１ ＩＳＦＥＴ
１２ 第１のソース電極
１３ 第１のドレイン電極
２０ 第２の素子形成領域
２１ 参照用ＦＥＴ
２２ 第２のソース電極
２３ 第２のドレイン電極
３０ アドレス用ＭＯＳＦＥＴ
４０ 第１の絶縁膜
４１ イオン感応膜
４３ 固定化酵素膜
５０ 第３の絶縁膜
５１ イオン不感応膜
６０ 第２の絶縁膜
６１ 共通ゲート電極
７０ 差動信号検出器
４０ａ 第１のシリコン酸化膜
４１ａ シリコン窒化膜
４２ａ 熱窒化膜

Claims (6)

1. イオン感応性ＦＥＴと該イオン感応性ＦＥＴに近接する参照用ＦＥＴとを有する濃度測定装置であって、
   第１の素子形成領域に前記イオン感応性ＦＥＴとアドレス用ＭＯＳＦＥＴとを互いに直列な位置に有し、互いに整合する位置に第１のソース電極と第１のドレイン電極とを有し、第２の素子形成領域に前記参照用ＦＥＴと前記アドレス用ＭＯＳＦＥＴとを互いに直列な位置に有し、互いに整合する位置に第２のソース電極と第２のドレイン電極とを有する濃度測定装置。
2. 前記イオン感応性ＦＥＴは、シリコン基板表面に絶縁膜を有するＦＥＴであって、
   前記絶縁膜は、シリコン表面を熱酸化した熱酸化膜を有し、該熱酸化膜上にシリコン窒化膜を有し、該シリコン窒化膜上に熱窒化膜を有することを特徴とする請求項１に記載の濃度測定装置。
3. 前記イオン感応性ＦＥＴは、シリコン基板表面に絶縁膜を有するＦＥＴであって、
   前記絶縁膜は、シリコン表面を熱酸化した熱酸化膜を有し、該熱酸化膜上に熱窒化膜を有することを特徴とする請求項１に記載の濃度測定装置。
4. 前記熱窒化膜上に電解質生成物質を有することを特徴とする請求項２または請求項３に記載の濃度測定装置。
5. 前記電解質生成物質は、生体由来の酵素、人工酵素または微生物であることを特徴とする請求項４に記載の濃度測定装置。
6. 前記シリコン基板は、ＳＯＩ構造であることを特徴とする請求項２から請求項５のいずれか一項に記載の濃度測定装置。
   

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