JP2012073101A - バイオセンサ - Google Patents

Abstract

【課題】センシングと同時に、センシングする対象を顕微鏡等で観察可能なバイオセンサを提供すること。
【解決手段】本発明によると、
透明基材と、前記透明基材上のゲート電極と、前記ゲート電極を覆っている半導体膜と、前記半導体膜にそれぞれオーミック接触して配置されたソース電極及びドレイン電極と、前記ソース電極及びドレイン電極をそれぞれ覆っている第１の絶縁膜と、前記ゲート電極上の前記半導体膜に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、を備えるＦＥＴセンサを有することを特徴とするバイオセンサが提供される。
【選択図】図１

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（Field Effect Transistor、以下、ＦＥＴという）を用いたバイオセンサが知られ、特にＩＳＦＥＴ（Ion-sensitive FET）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、細胞などを用いた検出系への応用が盛んに研究されている。

例えば、特許文献１では、バイオセンシングするときの信号を増幅するため、半導体基板上に作られたトランジスタのゲート電極部にバイオセンシング部を設けたセンサが開示されている。しかし、トランジスタ上にバイオセンシング部を設けているため、ベース基板である半導体基板が不透明であり、トランジスタ自体も不透明であることから、センシングする対象である細胞やＤＮＡなどの状態を顕微鏡で観察しながらセンシング信号を確認することはできない。

また、特許文献２では、ガラス、プラスチック等の透明な基板上に形成した薄膜トランジスタ上に化学反応層を形成している。しかし、特許文献２においてもトランジスタ部及び配線層が不透明であることから、センシングする対象を顕微鏡で観察することはできなかった。

特開２００１−２８１２１３号公報 特開２００６−２５０９２８号公報

医学の基礎となる分子細胞生物学や分子生物学等の研究分野においては、位相差顕微鏡や蛍光顕微鏡等を用いた観察結果と、バイオセンシングにより得られたデータとの対比が求められる。しかし、従来のバイオセンサは、このような要求を満足するものではなかった。

上記の実情に鑑みて、本発明は、センシングと同時に、センシングする対象を顕微鏡等で観察可能なバイオセンサを提供することを目的とする。

本発明の一実施形態によると、透明基材と、前記透明基材上のゲート電極と、前記ゲート電極を覆っている半導体膜と、前記半導体膜にそれぞれオーミック接触して配置されたソース電極及びドレイン電極と、前記ソース電極及びドレイン電極をそれぞれ覆っている第１の絶縁膜と、前記ゲート電極上の前記半導体膜に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、を備えるＦＥＴセンサを有することを特徴とするバイオセンサが提供される。

前記バイオセンサにおいて、前記半導体膜上に、前記ソース電極及び前記ドレイン電極に対して第１の絶縁膜を介して配置された電極をさらに備えてもよい。

本発明の一実施形態によると、透明基材と、前記透明基材上のゲート電極と、前記ゲート電極を覆っている半導体膜と、前記半導体膜にそれぞれオーミック接触して配置されたソース電極及びドレイン電極と、前記ソース電極及びドレイン電極をそれぞれ覆っている第１の絶縁膜と、前記ゲート電極上の前記半導体膜から前記半導体膜の外側へ向けて引き出して配置された電極と、前記電極上に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、を備えるＦＥＴセンサを有することを特徴とするバイオセンサが提供される。

前記バイオセンサにおいて、少なくとも前記第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。

前記バイオセンサにおいて、前記ソース電極及びドレイン電極と絶縁され、且つ、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。

前記バイオセンサにおいて、前記ゲート電極及び／または前記半導体膜は透明であってもよい。

前記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。

前記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。

本発明の一実施形態によると、透明基材と、前記透明基材を覆っている第１のゲート電極と、前記第１のゲート電極上の第１の半導体膜と、前記第１の半導体膜にそれぞれ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のソース電極及び第２のドレイン電極をそれぞれ覆っている第１の絶縁膜と、前記第１のゲート電極上の前記第１の半導体膜に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、を備えるＦＥＴセンサと、前記透明基材上の第２のゲート電極と、前記第２のゲート電極を覆っている第２の半導体膜と、前記第２の半導体膜にそれぞれ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、を備えるＦＥＴと、を有することを特徴とするバイオセンサが提供される。

前記バイオセンサにおいて、前記ＦＥＴセンサ及び前記ＦＥＴは、カレントミラー回路を構成してもよい。

前記バイオセンサにおいて、前記ＦＥＴセンサ及び前記ＦＥＴは、インバータ回路を構成してもよい。

前記バイオセンサにおいて、前記インバータ回路を複数有し、前記複数のインバータ回路を直列に接続することによりリングオシレータ回路を構成してもよい。

前記バイオセンサにおいて、少なくとも前記第２の絶縁膜における前記生体関連物質が配置される周囲に配置された隔壁を備えてもよい。

前記バイオセンサにおいて、前記ソース電極及びドレイン電極と絶縁され、且つ、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。

前記バイオセンサにおいて、前記ゲート電極及び／または前記半導体膜は透明であってもよい。

前記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。

前記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。

本発明によると、センシングと同時に、センシングする対象を顕微鏡等で観察可能なバイオセンサが提供される。

一実施形態に係る本発明のバイオセンサ１００を説明する図であり、（ａ）はバイオセンサ１００の回路図であり、（ｂ）はバイオセンサ１００の上面図であり、（ｃ）は（ｂ）のＡＡ’におけるバイオセンサ１００の断面図である。 一実施形態に係る本発明のバイオセンサ２００の構造について説明する図であり、（ａ）はバイオセンサ２００の回路図であり、（ｂ）はバイオセンサ２００の上面図であり、（ｃ）は図１（ｂ）のＡＡ’におけるバイオセンサ２００の断面図である。 一実施形態に係る本発明のバイオセンサ３００をしめす図であり、（ａ）はバイオセンサ３００の回路図であり、（ｂ）はバイオセンサ３００の上面図である。 図３（ｂ）のＡＡ’におけるバイオセンサ３００の断面図である。 一実施形態に係る本発明のバイオセンサ４００の構造について説明する図であり、（ａ）はバイオセンサ４００の上面図であり、（ｂ）は（ａ）のＡＡ’におけるバイオセンサ４００の断面図である。 （ａ）は一実施形態に係る本発明のバイオセンサ５００の回路図であり、（ｂ）はバイオセンサ５００の上面図である。 図６（ｂ）のＡＡ’におけるバイオセンサ５００の断面図である。 （ａ）は一実施形態に係る本発明のバイオセンサ６００の回路図であり、（ｂ）はＦＥＴセンサ６００ａによる出力電圧への影響を示す図である。 一実施形態に係る本発明のバイオセンサ７００の回路図である。 一実施形態に係る本発明のバイオセンサ８００の回路図である。 一実施形態に係る本発明のバイオセンサ１００の特性を示す図である。 一実施例に係る本発明のバイオセンサ５００の回路図である。 入力電流と出力電流のシミュレーション結果を示す図である。 試料のｐＨと出力電流との関係を示すシミュレーション結果である。 （ａ）はシミュレーションに用いた本発明に係るバイオセンサ８００の１つのインバータ回路を示す回路図であり、（ｂ）は代表的なｐＨにおける周波数を示す表であり、（ｃ）はｐＨとリングオシレータ周波数特性を示す図である。 代表的なｐＨにおけるリングオシレータ周波数特性を示す図である。

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。

上述の課題を解決すべく鋭意検討を行った結果、活性層及び電極を透明な材料を用いて形成した逆スタガ型（ボトムゲート型）のＦＥＴを用い、さらに活性層の上部に保護層に代わってイオン感応膜を形成することで、センシングと同時に、センシングする対象を顕微鏡等で観察することに想到した。

（実施形態１）
まず、本発明の実施形態１に係るバイオセンサ１００の構造について説明する。図１は本実施形態に係るバイオセンサ（ＦＥＴセンサ）１００の構造について説明する図であり、図１（ａ）はバイオセンサ１００の回路図であり、図１（ｂ）はバイオセンサ１００の上面図であり、図１（ｃ）は図１（ｂ）のＡＡ’におけるバイオセンサ１００の断面図を示す。

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ゲート電極１１１、ゲート絶縁膜１２１、半導体膜である活性層１３１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５、保護膜１４１及びイオン感応膜１５１を順次積層した逆スタガ型のＦＥＴセンサの構造を有する。ドレイン電極１１３及びソース電極１１５は、活性層１３１とオーミック接触して配置され、被測定物が配置されるイオン感応膜１５１は、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５で挟まれた領域において、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５に対して保護膜１４１を介して配置される。バイオセンサ１００は、第１の絶縁膜である保護膜１４１及び第２の絶縁膜であるイオン感応膜１５１の上部に測定領域１９１を配設するため、保護膜１４１の上部に被測定物が配置される周囲に配置された隔壁１６１をさらに形成する。

基材１０１には透明基材を用い、例えば、ガラス基板、石英基板、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ることができる。基材１０１の厚さは、１μｍ〜１ｍｍの範囲で適宜選択することができる。

ゲート電極１１１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５には、透明な導電性材料を用い、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。また、ゲート電極１１１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５の何れかを透明材料以外を用いて形成することもできる。その場合、ゲート電極１１１の材料としては、アルミ、金、銅等を用いることができ、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５の材料としては、チタン、アルミ、金、銅、チタン及びアルミの積層等を用いることもできる。ゲート電極１１１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５の厚さは、２０ｎｍ〜２００ｎｍが好ましい。

ゲート絶縁膜１２１及び保護膜１４１には、透明な絶縁性材料を用い、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。ゲート絶縁膜１２１及び保護膜１４１の厚さは、５０ｎｍ〜１μｍの範囲で適宜選択することができる。

活性層１３１は、透明な半導体材料を用い、例えば、ＩｎＭＺｎＯ（Ｍはガリウム（Ｇａ）、アルミニウム（Ａｌ）、鉄（Ｆｅ）のうち少なくとも１種）を主成分とするアモルファス酸化物を用いることができる。特に、ＭがＧａであるＩｎＧａＺｎＯ系のアモルファス酸化物が好ましい。また、活性層１３１は、ＩＧＺＯを主成分とする場合、必要に応じて、Ａｌ、Ｆｅ、Ｓｎ等を構成元素として加えてもよい。ＩＧＺＯ半導体は、室温から１５０℃程度の低温での成膜が可能であることから、耐熱性に乏しいプラスチック基板やガラス基板に好適である。活性層１３１の厚さは、２０ｎｍ〜１００ｎｍが好ましい。

また、活性層１３１は、酸化物亜鉛（ＺｎＯ）を主成分とする酸化物半導体から形成されていてもよい。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、活性層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。

イオン感応膜１５１は、測定領域１９１に添加された試料に含まれる被測定物、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。イオン感応膜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。

隔壁１６１は、測定領域１９１内に試料を保持（貯留）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。

バイオセンサ１００を用いた測定を行う場合、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５と絶縁された参照電極１１７を用いる。また、ドレイン電極１１３に電源１９３ａ及び電流計１９５を接続する。なお、バイオセンサ１００がエンハンスメント型である場合は、参照電極１１７に電源１９３ｂを接続する。被測定物が含まれる試料を測定領域１９１に添加し、ドレイン電極１１３とソース電極１１５との間に０．１Ｖ〜１Ｖ程度の電圧Ｖ_ＤＳを印加しつつ、参照電極１１７を介して試料に可変電圧Ｖ_Ｇを印加する。このとき、被測定物の電気特性に応じてイオン感応膜１５１に生ずる電位の変化により、活性層１３１に形成されるチャネル領域が変化し、ドレイン電流Ｉ_Ｄの変化が検出される。このとき、ゲート電極１１１はフローティング状態でもよいが、電源１９３ｃを接続してもよい。ゲート電極１１１に電圧を印加することで、安定した測定が可能となる。なお、バイオセンサ１００において、試料自身の電位により活性層１３１にチャネルが形成されドレイン電極１１３とソース電極１１５との間に流れる電流を測定することができる場合は、参照電極１１７を用いないようにすることも可能である。

従来のバイオセンサでは、バイオセンシング部をゲート絶縁膜上及びゲート電極上に形成しており、バイオセンシング部として用いるために、ゲート電極を電気的に浮かせたり、ゲート電極を参照電極の機能と共通化させて使用したりする必要があった。本実施形態に係るバイオセンサは、逆スタガ型のＦＥＴ構造を有し、活性層の上部に保護層に代わり、イオン感応膜が形成される。本実施形態に係るバイオセンサでは、従来のバイオセンサのような制約を受けることなく、ＦＥＴの各電極を自由に設定でき、ＦＥＴのバックゲートにバイオセンシング部を設けることにより、ＩＳＦＥＴをそのまま回路に組み込むことが可能となる。また、本発明に係るバイオセンサは、活性層や電極を透明することにより、バイオセンシング部の試料を顕微鏡等で観察することが可能となる。

（実施形態２）
本実施形態においては、活性層１３１の上部にフローティング電極２１７を配設したバイオセンサ（ＦＥＴセンサ）２００について説明する。図２は本発明の実施形態２に係るバイオセンサ２００の構造について説明する図であり、図２（ａ）はバイオセンサ２００の回路図であり、図２（ｂ）はバイオセンサ２００の上面図であり、図２（ｃ）は図１（ｂ）のＡＡ’におけるバイオセンサ２００の断面図を示す。

本実施形態に係るバイオセンサ２００は、活性層１３１の上部にフローティング電極２１７、イオン感応膜１５１を順次積層したこと以外は、バイオセンサ１００と同様の構造である。フローティング電極２１７は、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５に対して保護膜１４１を介して配置されている。バイオセンサ２００は、活性層１３１の上部にフローティング電極２１７を配置することで、センシング部の情報を均一に活性層へ伝えることが可能となる。バイオセンサ２００の動作原理はバイオセンサ１００と同様であるため、説明は省略する。

次に、変形例として、バイオセンサ３００を説明する。図３（ａ）はバイオセンサ３００の回路図であり、図３（ｂ）はバイオセンサ３００の上面図である。また、図４は図３（ｂ）のＡＡ’におけるバイオセンサ３００の断面図を示す。バイオセンサ３００は、図３（ｂ）に示したように、おいて、前記電極上に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜バイオセンサ３００は活性層１３１の上部に配置したフローティング電極３１７が、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５で挟まれた領域の外部に引き出されている。これにより、バイオセンサ３００はフローティング電極３１７を配置することで、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５で挟まれた領域の外部にイオン感応膜１５１及び測定領域１９１を配置することができる。一般に、測定領域１９１は、ゲート電極１１１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５が形成された領域に比して大きいため、フローティング電極３１７を引き出して配置することは、バイオセンサの設計の自由度を高めるため好適である。なお、本実施例においては、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５と同じ奏に形成されたフローティング電極３１７を引き出した構造を説明したが、これに限定されるものではない。例えば、コンタクトホールを形成することで、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５とは別の層に形成した配線により、活性層１３１の上部に配置したフローティング電極３１７から測定領域１９１へ引き出してもよい。

フローティング電極２１７及びフローティング電極３１７には他の電極同様に透明な導電性材料を用い、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。フローティング電極２１７及びフローティング電極３１７の厚さは、２０ｎｍ〜２００ｎｍが好ましく、フローティング電極２１７及びフローティング電極３１７の形状や面積は、配置する測定領域１９１を考慮して適宜設定可能である。

バイオセンサ３００を用いた測定を行う場合、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５と絶縁された参照電極１１７を用いる。また、ドレイン電極１１３に電源１９３ａ及び電流計１９５を接続する。なお、バイオセンサ３００がエンハンスメント型である場合は、参照電極１１７に電源１９３ｂを接続する。被測定物が含まれる試料を測定領域１９１に添加し、ドレイン電極１１３とソース電極１１５との間に０．１Ｖ〜１Ｖ程度の電圧Ｖ_ＤＳを印加しつつ、参照電極１１７を介して試料に可変電圧Ｖ_Ｇを印加する。このとき、被測定物の電気特性に応じてイオン感応膜１５１に生ずる電位の変化は、フローティング電極３１７を介して活性層１３１に伝わり、活性層１３１に形成されるチャネル領域が変化し、ドレイン電流Ｉ_Ｄの変化が検出される。このとき、ゲート電極１１１はフローティング状態でもよいが、電源１９３ｃを接続してもよい。ゲート電極１１１に電圧を印加することで、安定した測定が可能となる。なお、バイオセンサ３００において、試料自身の電位により活性層１３１にチャネルが形成されドレイン電極１１３とソース電極１１５との間に流れる電流を測定することができる場合は、参照電極１１７を用いないようにすることも可能である。

本実施形態に係るバイオセンサは、逆スタガ型の構造を有し、活性層の上部にフローティング電極が形成される。本実施形態に係るバイオセンサでは、フローティング電極をゲート電極、ドレイン電極及びソース電極から引き出して配置することで、測定領域を自由に配設できる。また、本発明係るバイオセンサは、活性層やフローティング電極を透明することにより、バイオセンシング部の試料を顕微鏡等で観察することが可能となる。

（実施形態３）
本実施形態においては、イオン感応膜１５１の上部に親和層４５５を配設したバイオセンサ（ＦＥＴセンサ）４００について説明する。図５は本発明の実施形態３に係るバイオセンサ４００の構造について説明する図であり、図５（ａ）はバイオセンサ４００の上面図であり、図５（ｂ）は図５（ｂ）のＡＡ’におけるバイオセンサ４００の断面図である。断面図である。

本実施形態に係るバイオセンサ４００は、イオン感応膜１５１の上部に親和層４５５を配設したこと以外は、バイオセンサ１００と同様の構造である。親和層４５５は、イオン感応膜１５１に被測定物に対する親和性を付与するものであって、イオン感応膜１５１における検出効率を向上させるものである。被測定物に対する親和性を付与するために、親和層４５５は、例えば、親水性を有する親水性領域を形成する。親和層４５５は、親水性高分子で形成することができ、イオン感応膜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４５５は、被測定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４５５の材料は、被測定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４５５を形成せずに、イオン感応膜１５１以外の保護膜１４１に疎水性の材料を用いたり、細胞接着阻害層を、保護膜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、保護膜１４１をシリコーンでコーティングしてもよい。また、保護膜１４１に被測定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た細胞接着阻害層を設けてもよい。

親和層４５５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、Ｐｌｕｔｏｎｉｃ Ｆ１０８、Ｐｌｕｔｏｎｉｃ Ｆ１２７、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４５５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４５５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４５５の形状や面積は、配置する測定領域１９１や、被測定物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４５５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。バイオセンサ４００の動作原理はバイオセンサ１００と同様であるため、説明は省略する。

なお、図示しないが、本実施形態に係る親和層４５５は、実施形態２で説明したバイオセンサ２００及びバイオセンサ３００にも適用可能である。すなわち、フローティング電極２１７及びフローティング電極３１７の上部に形成したイオン感応膜１５１の上部表面に親和層４５５を形成してもよい。

本実施形態に係るバイオセンサは、逆スタガ型の構造を有し、親和層が形成される。本実施形態に係るバイオセンサでは、親和層により被測定物に対する親和性をイオン感応膜に付与することで、測定領域に添加される試料に含まれる被測定物をイオン感応膜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。

（実施形態４）
本実施形態においては、ＦＥＴセンサ及びＦＥＴを併設したカレントミラー型のバイオセンサ５００について説明する。図６は本発明の実施形態４に係るバイオセンサ５００の構造について説明する図であり、図６（ａ）はバイオセンサ５００の回路図であり、図６（ｂ）はバイオセンサ５００の上面図であり、図７は図６（ｂ）のＡＡ’におけるバイオセンサ５００の断面図である。なお、図６（ａ）の左図と右図は、ＦＥＴセンサ５００ａとＦＥＴ５００ｂとの配置を左右対称にした例である。

本実施形態に係るバイオセンサ５００は、同一の基材１０１の素子形成面に２つの素子、ＦＥＴセンサ５００ａ及びＦＥＴ５００ｂからなる少なくとも１組のＩＳＦＥＴを有する。ＦＥＴセンサ５００ａ及びＦＥＴ５００ｂは、それぞれゲート電極１１１、ゲート絶縁膜１２１、活性層１３１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５、保護膜１４１を順次積層した逆スタガ型の構造を有する。ＦＥＴセンサ５００ａには保護膜１４１に代わり、第１の半導体膜である活性層１３１ａの上部に被測定物が配置されるイオン感応膜１５１が第１のドレイン電極１１３ａ及び第１のソース電極１１５ａで挟まれた領域に、ドレイン電極１１３ａ及びソース電極１１５ａに対して保護膜１４１を介して配置される。保護膜１４１及びイオン感応膜１５１の上部に測定領域１９１を配設するため、保護膜１４１の上部に隔壁１６１がさらに配設される。

ＦＥＴセンサ５００ａ及びＦＥＴ５００ｂのゲート電極１１１は、電気的に接続される。ＦＥＴセンサ５００ａ及びＦＥＴ５００ｂのゲート電極１１１、ゲート絶縁膜１２１、活性層１３１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５、保護膜１４１は、一体形成され、それぞれの材料は、実施形態１で説明した材料を適用することができるため、説明は省略する。バイオセンサ５００において、ＦＥＴセンサ５００ａの第１のゲート電極１１１ａとＦＥＴ５００ｂの第２のゲート電極１１１ｂとは、ＦＥＴセンサ５００ａの第１のドレイン電極１１３ａに接続し、ＦＥＴセンサ５００ａに接続した電源１９３ａに接続する。また、ＦＥＴセンサ５００ａの第１のソース電極１１５ａとＦＥＴ５００ｂの第２のソース電極１１５ｂとが接続される。ＦＥＴ５００ｂの第２のドレイン電極１１３ｂには、電源１９３ｂが接続する。この接続により、カレントミラー回路が形成される。なお、ＦＥＴセンサ５００ａ及びＦＥＴ５００ｂのドレイン電極１１３及びソース電極１１５の配置は一例であって、ＦＥＴセンサ５００ａ及びＦＥＴ５００ｂのドレイン電極１１３とソース電極１１５とが隣接するように配置することもできる。

バイオセンサ５００を用いた測定を行う場合、ＦＥＴセンサ５００ａにドレイン電極１１３ａ及びソース電極１１５ａと絶縁された参照電極１１７を用いる。また、ドレイン電極１１３ａに電源１９３ａに接続し、ソース電極１１５ａに電流計１９５を接続する。なお、バイオセンサ５００がエンハンスメント型である場合は、参照電極１１７に電源１９３ｃを接続する。被測定物が含まれる試料を測定領域１９１に添加し、ドレイン電極１１３ａとソース電極１１５ａとの間に０．１Ｖ〜１Ｖ程度の電圧Ｖ_ＤＳを印加しつつ、参照電極１１７を介して試料に可変電圧Ｖ_Ｇを印加する。このとき、被測定物の電気特性に応じてイオン感応膜１５１に生ずる電位の変化により、活性層１３１ａに形成されるチャネル領域が変化し、ドレイン電流Ｉ_Ｄの変化が検出される。なお、バイオセンサ５００において、試料自身の電位により活性層１３１にチャネルが形成されドレイン電極１１３とソース電極１１５との間に流れる電流を測定することができる場合は、参照電極１１７を用いないようにすることも可能である。

バイオセンサ５００は、カレントミラー回路の一方のＦＥＴをＦＥＴセンサ５００ａとし、他方をＦＥＴ５００ｂとしている。したがって、バイオセンサ５００によると、ＦＥＴセンサ５００ａの測定結果を電流値として得ることが可能となる。また、バイオセンサ５００は、製造段階でカレントミラー回路の良否を判定することができるため、不良品の選別も容易に実施可能となる。したがって、適正なカレントミラー回路のみを用いてバイオセンサ５００を製造することが可能となる。

バイオセンサ５００には、上述した実施形態２及び実施形態３の構成を適用することもできる。すなわち、バイオセンサ５００の活性層１３１の上部にフローティング電極２１７、イオン感応膜１５１を順次積層してもよく、フローティング電極３１７を引き出して配置してもよい。また、バイオセンサ５００のイオン感応膜１５１の上部に親和層４５５を配設してもよい。

本実施形態に係るバイオセンサは、カレントミラー回路を有し、バイオセンシング部のＦＥＴセンサの測定結果を電流値として得ることができる。また、本実施形態に係るバイオセンサは、製造段階でカレントミラー回路の良否を判定することができるため、高精度のバイオセンサを提供することができる。

（実施形態５）
本実施形態においては、差動増幅回路の１つのＦＥＴをＦＥＴセンサに用いたバイオセンサ６００について説明する。図８（ａ）は本発明の実施形態５に係るバイオセンサ６００の回路図であり、図８（ｂ）はＦＥＴセンサ６００ａによる出力電圧への影響を示す図である。

本実施形態に係るバイオセンサ６００は、同一の基材１０１の素子形成面に５つの素子、ＦＥＴセンサ６００ａ、ＦＥＴ６００ｂ、ＦＥＴ６００ｃ、ＦＥＴ６００ｄ及びＦＥＴ６００ｅを有する。ＦＥＴセンサ６００ａと、ＦＥＴ６００ｂ、ＦＥＴ６００ｃ、ＦＥＴ６００ｄ及びＦＥＴ６００ｅとは、ＦＥＴセンサ５００ａと、ＦＥＴ５００ｂと同様の構造あるため、詳細は省略する。図示しないが、ＦＥＴセンサ６００ａ、ＦＥＴ６００ｂ、ＦＥＴ６００ｃ、ＦＥＴ６００ｄ及びＦＥＴ６００ｅは、それぞれゲート電極１１１、ゲート絶縁膜１２１、活性層１３１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５、保護膜１４１を順次積層した逆スタガ型の構造を有する。ＦＥＴセンサ６００ａには保護膜１４１に代わり、第１の半導体膜である活性層１３１ａの上部にイオン感応膜１５１が配設され、保護膜１４１及びイオン感応膜１５１の上部に測定領域１９１を配設するため、保護膜１４１の上部に隔壁１６１がさらに配設される。

ＦＥＴセンサ６００ａ、ＦＥＴ６００ｂ、ＦＥＴ６００ｃ、ＦＥＴ６００ｄ及びＦＥＴ６００ｅのゲート電極１１１、ゲート絶縁膜１２１、活性層１３１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５、保護膜１４１は、一体形成され、それぞれの材料は、実施形態１で説明した材料を適用することができるため、説明は省略する。

バイオセンサ６００は、並列に接続したバイオセンシング部のＦＥＴセンサ６００ａの第１のソース電極１１５ａと第２のＦＥＴ６００ｂのソース電極１１５ｂとが、ＦＥＴ６００ｅの第５のドレイン電極１１３ｅに接続する。ＦＥＴ６００ｅのソース電極１１５ｅはＧＮＤに接地される。また、ＦＥＴセンサ６００ａのドレイン電極１１３ａとＦＥＴ６００ｂのドレイン電極１１３ｂは、ＦＥＴ６００ｃ及びＦＥＴ６００ｄにより形成されるカレントミラー回路の第３のソース電極１１５ｃ及び第４のソース電極１１５ｄにそれぞれ接続される。このように形成されたバイオセンサ６００は、差動増幅器として機能し、ＦＥＴセンサ６００ａの測定結果を電圧差としてＶｏｕｔに出力することが可能となる。また、バイオセンサ６００は、製造段階でバラツキのある素子を選別可能であり、差動増幅回路の良否を判定することができるため、不良品の選別も容易に実施可能となる。したがって、適正な差動増幅回路のみを用いてバイオセンサ６００を製造することが可能となる。

バイオセンサ６００を用いた測定を行う場合、ＦＥＴセンサ６００ａにドレイン電極１１３ａ及びソース電極１１５ａと絶縁され、接地された参照電極１１７を用いる。また、ＦＥＴ６００ｃ及びＦＥＴ６００ｄの第３のドレイン電極１１３ｃ及び第４のドレイン電極１１３ｄに電源１９３ａに接続し、ＦＥＴ６００ｅの第５のソース電極１１５ｅに電流計１９５を接続する。なお、バイオセンサ６００がエンハンスメント型である場合は、参照電極１１７に電源１９３ｂを接続する。被測定物が含まれる試料を測定領域１９１に添加し、電源電圧Ｖ_ＤＤを印加しつつ、ＦＥＴ６００ｂの第２のゲート電極１１１ｂには一定の電圧Ｖ_ＤＤ／２を印加し、ＦＥＴセンサ６００ａの第１のゲート電極１１１ａに０ＶからＶ_ＤＤの電圧をスイープさせて出力電流Ｉ_ｏｕｔを測定する。このとき、参照電極１１７を介して試料に可変電圧Ｖ_Ｇを印加すると、図８（ｂ）に示すように、被測定物の電気特性に応じてイオン感応膜１５１に生ずる電位の変化により、活性層１３１ａに形成されるチャネル領域が変化し、検出されるＩ_ｏｕｔはＶ_ＤＤ／２を中心とした特性が左右どちらかにシフトする。なお、バイオセンサ６００において、試料自身の電位により活性層１３１にチャネルが形成されドレイン電極１１３とソース電極１１５との間に流れる電流を測定することができる場合は、参照電極１１７を用いないようにすることも可能である。

バイオセンサ６００には、上述した実施形態２及び実施形態３の構成を適用することもできる。すなわち、バイオセンサ６００の活性層１３１の上部にフローティング電極２１７、イオン感応膜１５１を順次積層し、フローティング電極３１７を引き出して配置してもよい。また、バイオセンサ６００のイオン感応膜１５１の上部に親和層４５５を配設してもよい。

本実施形態に係るバイオセンサは、差動増幅回路を有し、バイオセンシング部のＦＥＴセンサの測定結果を電圧差として出力電圧を得ることができる。また、本実施形態に係るバイオセンサは、製造段階で差動増幅回路の良否を判定することができるため、高精度のバイオセンサを提供することができる。

（実施形態６）
本実施形態においては、インバータ回路の１つのＦＥＴをＦＥＴセンサに用いたバイオセンサ７００について説明する。図９は本発明の実施形態６に係るバイオセンサ７００の回路図である。なお、図９の左図と右図は、ＦＥＴセンサ７００ａとＦＥＴ７００ｂの配置を逆にした例である。

本実施形態に係るバイオセンサ７００は、同一の基材１０１の素子形成面に２つの素子、ＦＥＴセンサ７００ａ及びＦＥＴ７００ｂからなる少なくとも１組のＩＳＦＥＴを有する。ＦＥＴセンサ７００ａと、ＦＥＴ７００ｂとは、ＦＥＴセンサ５００ａと、ＦＥＴ５００ｂと同様の構造あるため、詳細は省略する。図示しないが、ＦＥＴセンサ７００ａ及びＦＥＴ７００ｂは、それぞれゲート電極１１１、ゲート絶縁膜１２１、活性層１３１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５、保護膜１４１を順次積層した逆スタガ型の構造を有する。ＦＥＴセンサ７００ａには保護膜１４１に代わり、第１の半導体膜である活性層１３１の上部にイオン感応膜１５１が配設され、保護膜１４１及びイオン感応膜１５１の上部に測定領域１９１を配設するため、保護膜１４１の上部に隔壁１６１がさらに配設される。

ＦＥＴセンサ７００ａ及びＦＥＴ７００ｂのゲート電極１１１、ゲート絶縁膜１２１、活性層１３１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５、保護膜１４１は、一体形成され、それぞれの材料は、実施形態１で説明した材料を適用することができるため、説明は省略する。

バイオセンサ７００は、バイオセンシング部のＦＥＴセンサ７００ａとＦＥＴ７００ｂとが直列に接続する。このように形成されたバイオセンサ７００は、インバータとして機能し、ＦＥＴセンサ７００ａの測定結果を出力電圧として検知することが可能となる。

バイオセンサ７００を用いた測定を行う場合、ＦＥＴセンサ７００ａに第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を用いる。また、バイオセンサ７００の上流側にあるＦＥＴセンサ７００ａまたはＦＥＴ７００ｂのドレイン電極１１３に電源１９３ａに接続し、バイオセンサ７００の下流側にあるＦＥＴセンサ７００ａまたはＦＥＴ７００ｂのソース電極１１５に電流計１９５を接続する。なお、バイオセンサ７００がエンハンスメント型である場合は、参照電極１１７に電源１９３ｂを接続する。被測定物が含まれる試料を測定領域１９１に添加し、ドレイン電極１１３ａとソース電極１１５ａとの間に０．１Ｖ〜１Ｖ程度の電圧Ｖ_ＤＳを印加しつつ、参照電極１１７を介して試料に可変電圧Ｖ_Ｇを印加する。このとき、被測定物の電気特性に応じてイオン感応膜１５１に生ずる電位の変化により、活性層１３１ａに形成されるチャネル領域が変化し、ドレイン電流Ｉ_Ｄの変化が検出される。なお、バイオセンサ７００において、試料自身の電位により活性層１３１にチャネルが形成されドレイン電極１１３ａとソース電極１１５ｂとの間に流れる電流を測定することができる場合は、参照電極１１７を用いないようにすることも可能である。

バイオセンサ７００には、上述した実施形態２及び実施形態３の構成を適用することもできる。すなわち、バイオセンサ７００の活性層１３１の上部にフローティング電極２１７、イオン感応膜１５１を順次積層し、フローティング電極３１７を引き出して配置してもよい。また、バイオセンサ７００のイオン感応膜１５１の上部に親和層４５５を配設してもよい。

本実施形態に係るバイオセンサは、インバータ回路の一部にバイオセンシン部を設けることで、バイオセンシング部のＦＥＴセンサの測定結果を出力電圧として検知することができる。

（実施形態７）
本実施形態においては、リングオシレータの各インバータ回路の１つのＦＥＴをＦＥＴセンサに用いたバイオセンサ８００について説明する。図１０は本発明の実施形態７に係るバイオセンサ８００の回路図である。

本実施形態に係るバイオセンサ８００は、同一の基材１０１の素子形成面に２つの素子、ＦＥＴセンサ８００ａ及びＦＥＴ８００ｂからなる複数の組のＩＳＦＥＴを有する。ＦＥＴセンサ８００ａとＦＥＴ８００ｂとは、ＦＥＴセンサ５００ａとＦＥＴ５００ｂと同様の構造あるため、詳細は省略する。図示しないが、ＦＥＴセンサ８００ａ及びＦＥＴ８００ｂは、それぞれゲート電極１１１、ゲート絶縁膜１２１、活性層１３１、第１のドレイン電極１１３ａ及び第１のソース電極１１５ｂ、保護膜１４１を順次積層した逆スタガ型の構造を有する。ＦＥＴセンサ８００ａには保護膜１４１に代わり、活性層１３１ａの上部にイオン感応膜１５１が配設され、保護膜１４１及びイオン感応膜１５１の上部に測定領域１９１を配設するため、保護膜１４１の上部に隔壁１６１がさらに配設される。

ＦＥＴセンサ８００ａ及びＦＥＴ８００ｂのゲート電極１１１、ゲート絶縁膜１２１、活性層１３１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５、保護膜１４１は、一体形成され、それぞれの材料は、実施形態１で説明した材料を適用することができるため、説明は省略する。

バイオセンサ８００は、バイオセンサ７００と同様に、バイオセンシング部のＦＥＴセンサ８００ａとＦＥＴ８００ｂとが直列に接続した奇数個のインバータ回路を有し、奇数個のインバータ回路が環状に接続される。インバータ回路のＦＥＴセンサ８００ａとＦＥＴ８００ｂとの接続端が隣接するインバータ回路のＦＥＴセンサ８００ａまたはＦＥＴ８００ｂの何れか一方のゲート電極１１１に接続する構成である。バイオセンサ８００は、全てのＦＥＴセンサ８００ａで１つの試料を測定するため、測定領域１９１は共通した１つの領域として形成してもよく、複数形成して同一の試料を分注してもよい。また、測定領域１９１を１つとした場合は、参照電極１１７は１つでもよい。なお、バイオセンサ８００は、実施形態６で説明したバイオセンサ７００と同様に、ＦＥＴセンサ８００ａとＦＥＴ８００ｂの配置を逆にしてもよい。なお、バイオセンサ８００において、試料自身の電位により活性層１３１にチャネルが形成されドレイン電極１１３ａとソース電極１１５ｂとの間に流れる電流を測定することができる場合は、参照電極１１７を用いないようにすることも可能である。

このように形成されたバイオセンサ８００は発振し、液体試料の特性を発振周波数の違いとして検知することが可能となる。具体的には、後述する実施例に示すように、液体試料のｐＨ等を発振周波数の違いとして検知することができる。

バイオセンサ８００には、上述した実施形態２及び実施形態３の構成を適用することもできる。すなわち、バイオセンサ８００の活性層１３１の上部にフローティング電極２１７、イオン感応膜１５１を順次積層し、フローティング電極３１７を引き出して配置してもよい。また、バイオセンサ６００のイオン感応膜１５１の上部に親和層４５５を配設してもよい。

本実施形態に係るバイオセンサは、リングオシレータの各インバータ回路の１つのＦＥＴをＦＥＴセンサとして用いることにより、発振周波数の違いでバイオセンシング部のＦＥＴセンサの測定結果を検知することができる。

上述した本発明に係るバイオセンサを用いた測定について、具体例を挙げて以下に説明する。なお、以下に示す実施例は一例であって、本発明に係るバイオセンサは以下の実施例に限定されるものではない。

（ＦＥＴセンサのシミュレーション）
実施例１として実施形態１で説明したバイオセンサ１００を用いたシミュレーションを行った。図１１はバイオセンサ１００の特性を示す図であり、横軸は参照電極１１７の電圧を示し、横軸は出力される電流を示す。シミュレーションは、バイオセンサ１００のゲート電極１１１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５に電圧を印加した回路特性、測定領域１９１内に試料としてｐＨ３．３、ｐＨ６．７及びｐＨ１０の溶液を添加し、参照電極に電圧を印加した場合の特性について行った。

図１１から明らかなように、バイオセンサ１００に印加した電圧と出力電流とは、閾値電圧以上では正の相関を示し、試料中のｐＨが高くなるに連れて、出力電流が低下する。このシミュレーション結果は、本発明に係るバイオセンサが試料のｐＨを精度よく測定可能であることを示す。

（カレントミラー型のバイオセンサのシミュレーション）
実施例２として実施形態４で説明したバイオセンサ５００を用いたシミュレーションを行った。図１２は、シミュレーションに用いた本発明に係るバイオセンサ５００の回路図である。シミュレーションは、閾値電圧Ｖｔｈを０．１５Ｖ／ｐＨとし、バイオセンサ５００のゲート電極１１１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５に電圧を印加した回路特性、測定領域１９１内に試料としてｐＨ３．３、ｐＨ６．７及びｐＨ１０の溶液を添加し、参照電極に電圧を印加した場合の特性について行なった。図１３は、入力電流と出力電流のシミュレーション結果を示す図である。バイオセンサ５００は、入力電流と出力電流とが正の相関を示し、試料のｐＨが高くなるに連れて、出力電流が低下することが分かる。

図１４は、試料のｐＨと出力電流との関係を示すシミュレーション結果である。横軸は試料のｐＨを示し、縦軸は出力電流を示す。ｐＨと出力電流とは、線形の負の相関を示した。これらのシミュレーション結果は、本発明に係るバイオセンサが試料のｐＨを精度よく測定可能であることを示す。

（リングオシレータ型のバイオセンサのシミュレーション）
の実施例３として、実施形態７で説明したバイオセンサ８００を用いたシミュレーションを行った。シミュレーションは、バイオセンサ８００のゲート電極１１１、ドレイン電極１１３及びソース電極１１５に電圧を印加した回路特性、測定領域１９１内に試料としてｐＨ２．５、ｐＨ５及びｐＨ１０の溶液を添加し、参照電極に電圧を印加した場合の特性について行った。図１５（ａ）はシミュレーションに用いた本発明に係るバイオセンサ８００の１つのインバータ回路を示す回路図であり、図１５（ｂ）は代表的なｐＨにおける周波数を示す表であり、図１５（ｃ）はｐＨとリングオシレータ周波数特性を示す図である。図１５（ｃ）において、横軸は試料のｐＨを示し、縦軸はリングオシレータ周波数を示す。また、図１６は代表的なｐＨにおけるリングオシレータ周波数特性を示す図であり、横軸は経過時間（秒）を示し、縦軸は電圧を示す。

シミュレーション結果から、ｐＨとリングオシレータ周波数特性とは、線形の負の相関を示した。これらのシミュレーション結果は、本発明に係るバイオセンサが試料のｐＨを精度よく測定可能であることを示す。

以上説明したように、本発明に係るバイオセンサは、逆スタガ型の構造を有し、活性層の上部に保護層に代わってイオン感応膜を形成することで、ＦＥＴの各電極を自由に設定でき、ＦＥＴセンサのバックゲートにバイオセンシング部を設けることにより、ＩＳＦＥＴをそのまま回路に組み込むことを可能にする。また、本発明に係るバイオセンサは、活性層や電極を透明することにより、バイオセンシング部の試料を顕微鏡等で観察することを可能とし、被測定物の高精度な検出を可能にするものである。

１００ バイオセンサ
１０１ 基材
１１１ ゲート電極
１１１ａ ゲート電極
１１１ｂ ゲート電極
１１３ ドレイン電極
１１３ａ ドレイン電極
１１３ｂ ドレイン電極
１１５ ソース電極
１１７ 参照電極
１２１ ゲート絶縁膜
１３１ 活性層
１４１ 保護膜
１５１ イオン感応膜
１６１ 隔壁
１９１ 測定領域
１９３ａ 電源
１９３ｂ 電源
１９３ｃ 電源
１９３ｄ 電源
１９５ 電流計
２００ バイオセンサ
２１７ フローティング電極
３００ バイオセンサ
３１７ フローティング電極
４００ バイオセンサ
４５５ 親和層
５００ バイオセンサ
５００ａ ＦＥＴセンサ
５００ｂ ＦＥＴ
６００ バイオセンサ
６００ａ ＦＥＴセンサ
６００ｂ ＦＥＴ
６００ｃ ＦＥＴ
６００ｄ ＦＥＴ
６００ｅ ＦＥＴ
７００ バイオセンサ
７００ａ ＦＥＴセンサ
７００ｂ ＦＥＴ
８００ バイオセンサ
８００ａ ＦＥＴセンサ
８００ｂ ＦＥＴ

Claims (17)

1. 透明基材と、
   前記透明基材上のゲート電極と、
   前記ゲート電極を覆っている半導体膜と、
   前記半導体膜にそれぞれオーミック接触して配置されたソース電極及びドレイン電極と、
   前記ソース電極及びドレイン電極をそれぞれ覆っている第１の絶縁膜と、
   前記ゲート電極上の前記半導体膜に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、
   を備えるＦＥＴセンサを有することを特徴とするバイオセンサ。
2. 前記半導体膜上に、前記ソース電極及び前記ドレイン電極に対して第１の絶縁膜を介して配置された電極をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載のバイオセンサ。
3. 透明基材と、
   前記透明基材上のゲート電極と、
   前記ゲート電極を覆っている半導体膜と、
   前記半導体膜にそれぞれオーミック接触して配置されたソース電極及びドレイン電極と、
   前記ソース電極及びドレイン電極をそれぞれ覆っている第１の絶縁膜と、
   前記ゲート電極上の前記半導体膜から前記半導体膜の外側へ向けて引き出して配置された電極と、
   前記電極上に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、
   を備えるＦＥＴセンサを有することを特徴とするバイオセンサ。
4. 少なくとも前記第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乃至３の何れか一に記載のバイオセンサ。
5. 前記ソース電極及びドレイン電極と絶縁され、且つ、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乃至４の何れか一に記載のバイオセンサ。
6. 前記ゲート電極及び／または前記半導体膜は透明であることを特徴とする請求項１乃至５の何れか一に記載のバイオセンサ。
7. 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乃至６の何れか一に記載のバイオセンサ。
8. 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乃至７の何れか一に記載のバイオセンサ。
9. 透明基材と、
   前記透明基材を覆っている第１のゲート電極と、
   前記第１のゲート電極上の第１の半導体膜と、
   前記第１の半導体膜にそれぞれ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のソース電極及び第２のドレイン電極をそれぞれ覆っている第１の絶縁膜と、
   前記第１のゲート電極上の前記第１の半導体膜に配置され、被測定物が配置される第２の絶縁膜と、
   を備えるＦＥＴセンサと、
   前記透明基材上の第２のゲート電極と、
   前記第２のゲート電極を覆っている第２の半導体膜と、
   前記第２の半導体膜にそれぞれ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、
   を備えるＦＥＴと、
   を有することを特徴とするバイオセンサ。
10. 前記ＦＥＴセンサ及び前記ＦＥＴは、カレントミラー回路を構成することを特徴とする請求項９に記載のバイオセンサ。
11. 前記ＦＥＴセンサ及び前記ＦＥＴは、インバータ回路を構成することを特徴とする請求項１０に記載のバイオセンサ。
12. 前記インバータ回路を複数有し、前記複数のインバータ回路を直列に接続することによりリングオシレータ回路を構成することを特徴とする請求項１１に記載のバイオセンサ。
13. 少なくとも前記第２の絶縁膜における前記生体関連物質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９乃至１２の何れか一に記載のバイオセンサ。
14. 前記第１のソース電極及び第１のドレイン電極と絶縁され、且つ、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９乃至１３の何れか一に記載のバイオセンサ。
15. 前記第１のゲート電極及び／または前記第１の半導体膜は透明であることを特徴とする請求項９乃至１４の何れか一に記載のバイオセンサ。
16. 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９乃至１５の何れか一に記載のバイオセンサ。
17. 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９乃至１６の何れか一に記載のバイオセンサ。