JP2012073104A

JP2012073104A - バイオセンサを用いる測定方法およびバイオセンサ

Info

Publication number: JP2012073104A
Application number: JP2010217875A
Authority: JP
Inventors: Takuya Higuchi; 樋口　　拓也; Katsuyuki Motai; 克行甕
Original assignee: Dai Nippon Printing Co Ltd
Current assignee: Dai Nippon Printing Co Ltd
Priority date: 2010-09-28
Filing date: 2010-09-28
Publication date: 2012-04-12
Anticipated expiration: 2030-09-28
Also published as: JP5527139B2

Abstract

【課題】バイオセンサを用いて測定を行なう場合に、使用する電源の数を少なくする。
【解決手段】基材の上に配置されたデプレッション型ＦＥＴセンサと参照電極とを有するバイオセンサであり、前記デプレッション型ＦＥＴセンサは、前記基材上に配置された半導体膜と、前記半導体膜の両端に配置され前記半導体膜とオーミック接触するソース電極およびドレイン電極と、前記半導体膜に接触する絶縁膜と、を有し、前記参照電極は、前記ソース電極および前記ドレイン電極のいずれかと等電位であることを特徴とするバイオセンサを提供する。
【選択図】図１

Description

本発明は、バイオセンサを用いる測定方法およびバイオセンサに関する。特に、バイオセンサが、デプレッション型ＦＥＴセンサを有する技術に関する。

近年、電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）の構造を用いるバイオセンサが提案されている。このようなバイオセンサの構成は、電界効果トランジスタのゲート電極の代わりに感応膜が配置された構成を有している。そして、酸化還元酵素、タンパク質、ＤＮＡ、抗原、抗体、細胞などの被測定物を感応膜上に配置し、被測定物に接触される参照電極とソース電極またはドレイン電極との間に電圧を印加するとともにドレイン電極とソース電極との間に電圧を印加し、ソース電極とドレイン電極間に流れる電流を測定する（例えば、特許文献１参照。）。

ＷＯ０５／０９０９６１（図３）

上述のような構成のバイオセンサにより測定を行なうには、参照電極とソース電極またはドレイン電極との間に電圧を印加する第１の電源と、ドレイン電極とソース電極との間に電圧を印加する第２の電源とが必要となる。また、第１の電源による電圧の印加の調整と第２の電源による電圧の印加の調整とを同時に行なう必要があり、測定時の電源の操作が複雑となる。

本発明は、このような課題を解決するためになされたものであり、必要な電源の数を減少させ、また、測定のための電圧の印加の調整を従来技術におけるよりも簡単に行なえる技術を提供する。

本発明の一実施形態として、基材の上に配置されたデプレッション型ＦＥＴセンサと参照電極とを有するバイオセンサを用いる測定方法であって、前記デプレッション型ＦＥＴセンサは、前記基材上に配置された半導体膜と、前記半導体膜の両端に配置され前記半導体膜とオーミック接触するソース電極およびドレイン電極と、前記半導体膜に接触する絶縁膜と、を有し、前記半導体膜の上に前記絶縁膜を介して被測定物を配置し、前記参照電極を、前記ソース電極と等電位とし、前記参照電極を前記被測定物に接触し、前記ソース電極と前記ドレイン電極との間に電圧を印加して前記ソース電極と前記ドレイン電極との間に流れる電流値を測定することを含む測定方法が提供される。

本発明の一実施形態として、基材の上に配置されたデプレッション型ＦＥＴセンサと参照電極とを有するバイオセンサであり、前記デプレッション型ＦＥＴセンサは、前記基材上に配置された半導体膜と、前記半導体膜の両端に配置され前記半導体膜とオーミック接触するソース電極およびドレイン電極と、前記半導体膜に接触する絶縁膜と、を有し、前記参照電極は、前記ソース電極および前記ドレイン電極のいずれかと等電位であることを特徴とするバイオセンサが提供される。

本発明の一実施形態として、基材の上に形成されたデプレッション型ＦＥＴセンサと参照電極とを有するバイオセンサであり、前記デプレッション型ＦＥＴセンサは、前記基材上に配置されたゲート電極と、前記ゲート電極上に形成された絶縁膜上に配置された半導体膜と、前記半導体膜の両端に配置され前記半導体膜にオーミック接触するソース電極およびドレイン電極と、を有し、前記参照電極は、前記ソース電極および前記ドレイン電極であり、前記ゲート電極上に形成された絶縁膜上に被測定物を配置可能なバイオセンサが提供される。

本発明により、バイオセンサを用いて測定を行なう場合に、電源の数を従来技術よりも少なくすることができる。また、測定のための電圧の印加の調整を従来技術よりも簡単に行なえる。

本発明の一実施形態に係るバイオセンサの断面図と上面図に回路図を重ねて示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサの断面図に回路図を重ねて示す図である。一般的な電界効果トランジスタの断面図に回路図を重ねて示す図と、ゲート電圧に対するソース電流の大きさを示すグラフとを示す。本発明の一実施形態に係るバイオセンサの製造工程を説明する図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサの断面図と上面図に回路図を重ねて示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサの断面図に回路図を重ねて示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサの断面図と上面図に回路図を重ねて示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサの断面図と上面図に回路図を重ねて示す図である。

以下、本発明を実施するための形態を、図面を参照しながらいくつかの実施形態として説明する。なお、本発明は、これらの実施形態に限定されることはなく、種々の変形を行なって実施することが可能である。また、図面においては、幅および高さなどは誇張している場合があり、実際の幅および高さなどの間の割合を正確に示していない場合がある。更に、同様の機能を有する部材には同じ符号を用い、説明を省略する場合がある。

（実施形態１）
図１は、本発明の実施形態１に係るバイオセンサの断面図（図１（ａ））及び上面図（図１（ｂ））を示し、測定時の回路構成も示されている。図１（ｂ）におけるＩ−Ｉ断面線による断面が図１（ａ）に対応する。バイオセンサは、ＦＥＴセンサと参照電極１１２とを有する。ＦＥＴセンサは、基材１０１の上に配置されている。そしてＦＥＴセンサは、ソース電極１０２と、ドレイン電極１０３と、半導体膜１０４と、第１の絶縁膜１０５と、第２の絶縁膜１０６とを有する。なお、図１（ｂ）において、絶縁膜、第２の絶縁膜１０６、被測定物１２０は省略されている。また、後に説明されるようにＦＥＴセンサはデプレッション型と定義される。また、ＦＥＴセンサは、薄膜トランジスタとして形成することが可能である。

基材１０１は、その上にソース電極１０２、ドレイン電極１０３、半導体膜１０４、第１の絶縁膜１０５および第２の絶縁膜１０６を配置できる絶縁性の材料である。例えば、ガラスなどの無機材料や、ＰＥＮまたはＰＥＴなどのプラスチック（ポリエステル樹脂、ポリエチレン樹脂、ポリプロピレン樹脂、ＡＢＳ樹脂、ナイロン、アクリル樹脂、フッ素樹脂、ポリカーボネート樹脂、ポリウレタン樹脂、メチルペンテン樹脂、フェノール樹脂、メラミン樹脂、エポキシ樹脂、塩化ビニル樹脂）に代表される有機材料であってもよい。後に説明するように、基材１０１は透明であることが好ましい。

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

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

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

ソース電極１０２は、基材１０１上に配置されている。ソース電極１０２の材料には、例えば、ＩＴＯ（インジウム錫オキサイド）、ＺｎＯ（酸化亜鉛）、ＳｎＯ_２（酸化錫）などの導電性材料を用いることができる。

ドレイン電極１０３も、基材１０１上に配置されている。ドレイン電極１０３は、ソース電極１０２と離隔して基材１０１上に積層される。ドレイン電極１０３の材料には、ソース電極１０２と同様の材料を使用することができる。特に、ソース電極１０２とドレイン電極１０３とが同時に基材１０１上に配置されて形成される場合には、ソース電極１０２の材料とドレイン電極１０３の材料とを、同じものとすることができる。

半導体膜１０４は、基材１０１上に配置されている。また、半導体膜１０４の両端に、ソース電極１０２とドレイン電極１０３とが配置されている。そして、ソース電極１０２とドレイン電極１０３とは、半導体膜１０４にオーミック接触している。ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間の距離は、例えば、５μｍ以上１０μｍとすることができる。また、場合によっては、２０μｍ以上、特に１００μｍとすることもできる。

半導体膜１０４の材料としては、アモルファス酸化物を用いることができる。そのようなアモルファス酸化物の主成分は、ＩｎＭＺｎＯと表すことができ、ここに、Ｍは、Ｇａ（ガリウム）、Ａｌ（アルミニウム）、Ｆｅ（鉄）のうち少なくとも１種である。この中でも、アモルファス酸化物としては、ＭがＧａであるＩｎＧａＺｎＯ系のものを用いるのが好ましい場合もある。ＩｎＧａＺｎＯ系のアモルファス酸化物は、室温から１５０°Ｃ程度の低温で成膜が可能であることから、基材１０１が耐熱性に乏しいプラスチックやガラスにより構成されている場合でも使用することができる。また、ＩｎＧａＺｎＯ系のアモルファス酸化物には、必要に応じて、Ａｌ、Ｆｅ、Ｓｎなどが加えられていてもよい。

半導体膜１０４の別の材料としては、ＺｎＯを主成分とする酸化物半導体を用いることができる。ＺｎＯを主成分とする酸化物半導体には、真性の酸化物亜鉛のほかに、必要に応じてＬｉ、Ｎａ、Ｎ、Ｃなどのｐ型不純物およびＢ、Ａｌ、Ｇａ、Ｉｎなどのｎ型不純物がドーピングされた酸化亜鉛であってもよい。また、Ｍｇ、ＢｅなどがドーピングされたＺｎＯが添加されていてもよい。さらに半導体膜１０４は、Ｓｎを添加したＩＴＯ、ＩＺＯ（インジウム亜鉛オキサイド）またはＭｇＯ（酸化マグネシウム）などの酸化物半導体を材料として構成されていてもよい。

なお、後に説明するように、半導体膜１０４は透明であることが好ましい。

本実施形態においては、半導体膜１０４は、デプレッションチャネルが形成される領域を含む。デプレッションチャネルが形成されることにより、半導体膜１０４の上面（基材１０１側と反対側）と、ソース電極１０２およびドレイン電極１０３とのいずれかと、が等電位となっていても、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に電圧を印加すると、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に電流が流れる。すなわち、半導体膜１０４をソース電極とドレイン電極との間に配置し、さらに半導体膜１０４の上にゲート電極を配置して通常の電界効果トランジスタを形成すると、その電界効果トランジスタは、デプレッション型の電界効果トランジスタとなる。

ＦＥＴセンサの構成にゲート電極を配置して通常の電界効果トランジスタを構成した場合、構成された電界効果トランジスタがデプレッション型であれば、ＦＥＴセンサはデプレッション型であると定義する。また、構成された電界効果トランジスタの閾値をＦＥＴセンサの閾値と定義する。

したがって、本実施形態に係るバイオセンサのＦＥＴセンサは、デプレッション型ＦＥＴセンサとなる。

発明者が実験したところ、デプレッション型ＦＥＴセンサを構成するための十分条件は、半導体膜１０４のキャリア濃度を１０Ｅ＋１８個／ｃｍ^３以上とすることであることが判明した。また、キャリア濃度が１０Ｅ＋１６／ｃｍ^３のオーダーであると、エンハンスメント型となる。

また、ＦＥＴセンサの半導体膜１０４に形成されるチャネルが、電子をキャリアとして形成される場合には、ＦＥＴセンサはＮ型であるといい、ホールをキャリアとして形成される場合には、ＦＥＴセンサはＰ型であるという。

本実施形態に係るバイオセンサのＦＥＴセンサの閾値は、ＦＥＴセンサがＮ型であれば、−１Ｖ以下であることが好ましく、ＦＥＴセンサがＰ型であれば、１Ｖ以上であることがこのましい。このように閾値が−１Ｖ以下あるいは１Ｖ以上であれば、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に充分大きな電流を流すことが可能となり、被測定物１２０の電荷の変化を大きくすることが可能となる。

ソース電極１０２、ドレイン電極１０３および半導体膜１０４の厚さは、適宜選択することができる。例えば、その厚さを２０ｎｍ以上２００ｎｍ以下とすることができる。また、ソース電極１０２およびドレイン電極１０３と半導体膜１０４とのオーミック接触を良好なものとするために、半導体膜１０４の基材１０１上における厚さをソース電極１０２およびドレイン電極１０３の厚さよりも大きくし、図１に示すように半導体膜１０４の両端がソース電極１０２およびドレイン電極１０３を覆うようになっていてもよい。

本発明においては、半導体膜１０４の基材１０１上における厚さをソース電極１０２およびドレイン電極１０３の厚さよりも大きくすることに限定されることはない。例えば、図２（ａ）に示すように、半導体膜１０４の厚さをソース電極１０２およびドレイン電極１０３の厚さと同じまたはそれ以下とすることもできる。このようにすることにより、ソース電極１０２、ドレイン電極１０３および半導体膜１０４の上に配置される第１の絶縁膜１０５と第２の絶縁膜１０６を平坦なものとすることができる。これにより、例えば、第１の絶縁膜１０５と第２の絶縁膜１０６の形成を良好なものとすることができ、第１の絶縁膜１０５と第２の絶縁膜１０６とに亀裂やピンホールなどの発生を防止することができる。また、後述する隔壁１０７の配置も容易に行なえる。

第１の絶縁膜１０５は、半導体膜１０４と接触して配置される。例えば、第１の絶縁膜１０５は、ソース電極１０２、ドレイン電極１０３および半導体膜１０４を覆う。また、接触とは、物理的な接触ではなく、電気的な接触を意味していてもよい。また、第１の絶縁膜１０５は、ソース電極１０２、ドレイン電極１０３および半導体膜１０４を覆う。第１の絶縁膜１０５の材料としては、ＳｉＯ_２（酸化珪素）、ＳｉＮ_ｘ（窒化珪素）、ＳｉＯ_ｘＮ_ｙ（酸化窒化珪素）などのシリコン酸化物もしくはシリコン窒化物を用いることができる。第１の絶縁膜１０５の厚さは適宜選択することができる。例えば、その厚さを５０ｎｍ以上１μｍ以下とすることができる。また、後に説明するように、第１の絶縁膜１０５は透明であることが好ましい。

第２の絶縁膜１０６は、第１の絶縁膜１０５と接触して配置される。また、第２の絶縁膜１０６は、第１の絶縁膜１０５を介して間接的に半導体膜１０４と接触して配置される。例えば、第２の絶縁膜は、第１の絶縁膜１０５を覆う。また、第２の絶縁膜１０６は、被測定物１２０に含まれるサンプル、例えば細胞、ＤＮＡ、糖鎖、タンパク質のいずれか１以上を含む生体関連物質、を配置可能な材料により構成されている。第２の絶縁膜１０６の上面の領域のうち、半導体膜２０におけるチャネルが形成される領域の上に、被測定物１２０に含まれる生体関連物質が配置される領域を、以下では配置領域ということにする。

第２の絶縁膜１０６として、イオン感応膜を用いることができる。例えば、ＳｉＯ_２、ＳｉＮ_４、Ｔａ_２Ｏ_５（酸化タンタル）、Ａｌ_２Ｏ_３（酸化アルミニウム）などにより構成される膜である。イオン感応膜の材料は、測定したいイオン種に応じて適宜選択することができる。また、必要に応じて、イオン感応膜にＤＮＡタンパク質、糖鎖を固定するために表面が修飾されていてもよい。また、後に説明するように、第２の絶縁膜１０６は、透明であることが好ましい。

なお、本発明においては、第１の絶縁膜１０５と第２の絶縁膜１０６とが一体となった膜として形成されていてもよい。例えば、第１の絶縁膜１０５と第２の絶縁膜１０６とが１回の成膜操作により形成されていてもよい。これにより、本発明に係るバイオセンサの製造プロセスを簡略化できる。

また、図２（ｂ）に示すように、配置領域の下であり、第１の絶縁膜１０５と第２の絶縁膜１０６との間にゲート電極１０４−２が配置されていてもよい。あるいは、ゲート電極は、基材１０１と半導体膜１０４との間に配置されていてもよい。測定時にゲート電極１０４−２をフローティング状態にすることにより、配置領域に配置された被測定物の測定を行なうことができる。また、ゲート電極１０４−２により、被測定物を配置領域に配置せずともバイオセンサの特性を測定することができ、製造されたバイオセンサの特性の検査を行なうことができ、不良品を排除することができる。

また、ゲート電極１０４−２が配置されることにより、配置領域を、半導体膜１０４の上の領域外とすることができる。すなわち、図２（ｂ）において、第１の絶縁膜１０５、第２の絶縁膜１０６およびゲート電極１０４−２を紙面に対して垂直な方向に延長して配置し、第１の絶縁膜１０５、第２の絶縁膜１０６およびゲート電極１０４−２の一部は半導体膜１０４の上に位置するがその他の部分は半導体膜１０４の上から外れた位置に存在するようにできる。そして、半導体膜１０４の上から外れた位置を配置領域とすることができる。被測定物１２０の第２の絶縁膜１０６に対する作用を、ゲート電極１０４−２により半導体膜１０４に対して伝達することが可能となる。これにより、半導体膜１０４に形成されるチャネルが制御され、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に流れる電流を変化させることができる。

参照電極１１２は、ソース電極１０２およびドレイン電極１０３のいずれかと、等電位になっている。このために、参照電極１１２は、ソース電極１０２およびドレイン電極１０３のいずれかと導電性の材料を用いて接続されている。図１においては、参照電極１１２は、ソース電極１０２に配線などにより接続されている。あるいは、参照電極１１２が接地され、ソース電極１０２およびドレイン電極１０３のいずれかと接地されていてもよい。

本実施形態に係るバイオセンサを用いて測定を行なうには、配置領域に被測定物１２０を配置する。そして、参照電極１１２を被測定物１２０に挿入などして接触させる。その後、電源１１１により、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に電圧を印加し、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に流れる電流値を測定する。その電流値の測定は、電源１１１と直列に接続される電流計１１３などにより行なわれる。また、電流値の時間変化も測定されてもよい。

なお、被測定物１２０を配置領域から移動しないようにするために、第２の絶縁膜１０６上に隔壁１０７が設けられていてもよい。隔壁１０７の材料は特に限定されないが、例えば、ガラスやプラスチックなどを挙げることができる。また、隔壁１０７を上面から見た場合の形状は任意のものを用いることができる。図１（ｂ）では、隔壁１０７を上面から見た場合の形状は略正方形であるが、矩形、円形、楕円形、一部が凹状となった形状などとすることができる。

また、配置領域が親水性となるように第２の絶縁膜１０６の上面が加工されていてもてよい。例えば、親水性を発揮するための材料が、配置領域に塗布されていていたり、ＵＶ照射などがされていたりしていてもよい。この場合、第２の絶縁膜１０６の上面における配置領域以外の領域が疎水性に加工されていてもよい。

また、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に電圧を印加するために、ソース電極１０２とドレイン電極１０３とに電源に接続するには、例えば、図１（ｂ）において、ソース電極１０２とドレイン電極１０３とのそれぞれの端部に電極パッドを接続し、これらの電極パッドと電源とを接続する。また、ソース電極１０２に接続された電極パッドと参照電極１１２とを接続する。

図３（ａ）に、通常の電界効果トランジスタの構造と、その電界効果トランジスタの特性を測定するためのそれぞれの電極の電源への接続を示す。「通常の電界効果トランジスタの構造」とは、図１、図２に示した構造のＦＥＴセンサを第２の絶縁膜１０６が無い構成とし、半導体膜１０４の上に第１の絶縁膜１０５を介してゲート電極３０１が配置され、第１の絶縁膜３０２により覆われた構造である。図３（ａ）に示すように、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に第１の電源により所定のＶ_ＤＳを印加し、ソース電極１０２とゲート電極３０１との間に第２の電源によりゲート電圧Ｖ_Ｇを印加し、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に流れる電流値を測定する。図３（ｂ）に、Ｖ_ＤＳを一定として、Ｖ_Ｇに対してソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に流れる電流値Ｉ_ＤＳをプロットしたグラフの一例を示す。

本実施形態に係るＦＥＴセンサはデプレッション型である。このため、参照電極１１２が、ソース電極１０２およびドレイン電極１０３のいずれかと等電位であっても、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に電圧を印加することにより、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に電流が流れるので、図３（ｂ）における符号３０３の部分の長さに相当する電流値を測定することが可能となる。したがって、参照電極１１２とソース電極１０２およびドレイン電極１０３との間に電源を配置する必要がない。また、参照電極１１２とソース電極１０２およびドレイン電極１０３との間に電源を配置する必要がないので、調整するべき電圧は、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間の電圧となり、電圧の調整が簡単となる。

特に、本実施形態では、参照電極１１２が、ソース電極１０２およびドレイン電極１０３のいずれかと、等電位であるので、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に電圧が印加されていなければ、被測定物１２０には実質的に電圧が印加されていない状態となる。したがって、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に流れる電流値の時間変化を測定する場合には、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に電圧を印加してからの時間変化を測定すればよいので、測定が簡単に行なえる。

また、上述した基材１０１、半導体膜１０４、ゲート電極１０４−２、第１の絶縁膜１０５および第２の絶縁膜１０６の材料の中から透明な材料を選択できる。ここで、透明とは、第２の絶縁膜１０６上に配置された生体関連物質などの被特定物が、顕微鏡などの光学的な観察機器を用いて基材１０１の側から観察可能とすることができる程度に透明であればよい。また、透明には、半透明は含まれないこととしてもよい。したがって、基材１０１、半導体膜１０４、ゲート電極１０４−２、第１の絶縁膜１０５および第２の絶縁膜１０６を透明とすることにより、被測定物１２０の上部（基材１０１側と反対側）から光を照射して、基材１０１側より被測定物１２０を観察することができる。例えば、倒立型顕微鏡を用いて基材１０１側より被測定物１２０を観察することができる。被測定物１２０としては、細胞などの生物関連物質が好適である。また、必要に応じて明視野観察の他に位相差顕微鏡、微分干渉顕微鏡を用いることも可能である。したがって、配置領域に配置された被測定物１２０の電気的な特性の測定と、被測定物１２０の観察とを両立させることができる。

さらに、ソース電極１０２、ドレイン電極１０３を透明にすることにより、より広い視野を確保することができる。

また、本実施形態に係るバイオセンサは、安価な基材を用いて製造できるので、低コストで製造でき、また、大面積化も可能となる。

（実施形態２）
本発明の実施形態２として、本発明に係るバイオセンサのＦＥＴセンサの製造方法について説明する。本実施形態においては、主に実施形態１に係るバイオセンサのＦＥＴセンサの製造方法の一例について説明する。

図４（ａ）は、基材１０１上に、ソース電極１０２とドレイン電極１０３とを形成する材料を膜４０１として形成した状態を示す。膜４０１は種々の方法により形成することができる。例えば、蒸着、スパッタリング、ＣＶＤ（ＣｈｅｍｉｃａｌＶａｐｏｒＤｅｐｏｓｉｔｉｏｎ）などにより形成する。次に、膜４０１上にフォトレジスト材料を塗布し、図４（ｂ）に示すように、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との形状のパターン４０２、４０３を形成する。このパターン４０２、４０３をマスクとして膜４０１をエッチングし、パターン４０２、４０３を除去し、図４（ｃ）に示すように、基材１０１上にソース電極１０２とドレイン電極１０３とが離隔して配置された状態を得る。

次に、基材１０１、ソース電極１０２およびドレイン電極１０３を半導体膜１０４の材料により覆い、リソグラフィによるエッチングを行い、図４（ｄ）に示すように、ソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に半導体膜１０４を配置する。その後、図４（ｅ）に示すように、基材１０１、ソース電極１０２、ドレイン電極１０３および半導体膜１０４を、第１の絶縁膜１０５により覆う。そして、図４（ｆ）に示すように、第１の絶縁膜１０５上に第２の絶縁膜１０６を配置する。

なお、ゲート電極１０４−２を配置する場合には、第１の絶縁膜１０５の配置後であり、第２の絶縁膜１０６の配置前に、ゲート電極１０４−２を第１の絶縁膜１０５上に配置して形成する。

第２の絶縁膜１０６が配置された後に、第２の絶縁膜１０６と第１の絶縁膜１０５に対して、ソース電極１０２およびドレイン電極１０３それぞれに達するコンタクトなどを形成し、電源との接続が可能となるように、コンタクトに導電性材料を埋め込むなどのことをする。また、必要に応じて、第２の絶縁膜１０６上に隔壁１０７を図４（ｇ）に示すように配置する。

なお、第２の絶縁膜１０６は、少なくとも配置領域に配置されていればよいので、必要に応じて、図４（ｆ）の状態から、配置領域以外の第２の絶縁膜１０６をエッチングしてもよい。

（実施形態３）
本発明の実施形態３として、基材として半導体基板を用いたバイオセンサについて説明する。

図５は、本発明の実施形態３に係るバイオセンサの断面図（図５（ａ））および上面図（図５（ｂ））である。図５には、測定時の回路構成も示されている。バイオセンサは、基材５０１の上に配置されたＦＥＴセンサと、参照電極５１２とを有する。ＦＥＴセンサは、ソース領域５０２と、ドレイン領域５０３と、第１の絶縁膜５０４と、第２の絶縁膜５０５とを有する。なお、図５（ｂ）において、第１の絶縁膜５０４および第２の絶縁膜５０５は省略されている。なお、図１に示した構成と図５に示した構成との対応関係を説明すると、ソース領域５０２、ドレイン領域５０３、第１の絶縁膜５０４、第２の絶縁膜５０５は、それぞれソース電極１０２、ドレイン電極１０３、第１の絶縁膜１０５、第２の絶縁膜１０６に対応することになる。

基材５０１は、半導体基板である。例えば、シリコンを材料とする基板であり、シリコンウェハとして提供する。あるいは、ＳＯＩ（ＳｉｌｉｃｏｎＯｎＩｎｓｕｌａｔｏｒ）基板の活性層として提供することもできる。

ソース領域５０２およびドレイン領域５０３は、離隔して形成された領域である。また、不純物が拡散された領域であり、導電性が他の領域よりも高くなっている。不純物は、基材１０１と異なる導電型の不純物である。基材１０１の導電型がｎ型であれば、ホウ素などのｐ型の不純物であり、基材１０１の導電型がｐ型であれば、リン、砒素などのｎ型の不純物である。ソース領域５０２およびドレイン領域５０３を形成するためには、ソース領域５０２およびドレイン領域５０３を除く領域上にマスクを形成した後、イオン打ち込みなどにより不純物を導入し、熱拡散を行なうなどする。

なお、ソース領域５０２およびドレイン領域５０３を形成する前に、素子分離領域をソース領域５０２およびドレイン領域５０３の周囲に形成してもよい。

第１の絶縁膜５０４は、ソース領域５０２およびドレイン領域５０３が形成された基材５０１上に配置されている。材料、厚さなどは、実施形態１と同様とすることができる。

第２の絶縁膜５０５は、第１の絶縁膜５０４上に配置されている。材料、厚さなどは、実施形態１と同様とすることができる。

なお、実施形態１で説明したように、第１の絶縁膜５０４上にゲート電極が形成されていてもよい。また、ソース領域５０２とドレイン領域５０３との間にチャネルが形成される領域（チャネル領域）の下にゲート電極が形成されていてもよい。

ソース領域５０２とドレイン領域５０３との間のチャネル領域にデプレッションチャネルを形成しておくことにより、本実施形態に係るバイオセンサのＦＥＴセンサもデプレッション型となる。これにより、チャネル領域の上であって第２の絶縁膜５０５上の領域とソース領域５０２との間の電圧が０Ｖであっても、ソース領域５０２とドレイン領域５０３との間に電圧を印加すると、デプレッションチャネルによりソース領域５０２とドレイン領域５０３との間に電流が流れる。

したがって、実施形態１と同様に、チャネル領域の上に被測定物５２０を配置し、ソース領域５０２と等電位となる参照電極５１２を被測定物５２０に接触させる。その後、電源５１１により、ソース領域５０２とドレイン領域５０３との間に電圧を印加し、ソース領域５０２とドレイン領域５０３との間に流れる電流を測定する。その電流の測定は、電源５１１と直列に接続される電流計５１３などにより行なわれる。

本実施形態では、バイオセンサのＦＥＴセンサはデプレッション型であるので、参照電極５１２とソース領域５０２とが等電位であっても、ソース領域５０２とドレイン領域５０３との間に電圧を印加することにより、ソース領域５０２とドレイン領域５０３との間に電流が流れる。このため、参照電極５１２とソース領域５０２との間に電源を配置する必要がない。また、参照電極５１２とソース領域５０２との間に電源を配置する必要がないので、調整するべき電圧は、ソース領域５０２とドレイン領域５０３との間の電圧となり、電圧の調整が簡単となる。また、実施形態１と同様に、ソース領域５０２とドレイン領域５０３との間に流れる電流値の時間変化を測定することも簡単となる。

また、半導体基板上に電界効果トランジスタを形成することは確立した技術であるので、歩留まりを高くでき、バイオセンサを低コストで製造することが可能となる。

（実施形態４）
本発明の実施形態４として、参照電極と、ソース電極（領域）およびドレイン電極（領域）のいずれかと、の接続を容易にする構成を説明する。

図６は、本実施形態に係るバイオセンサの断面図の第１の例を示す。図６に示されたバイオセンサの構造は、図１（ａ）に示された構造と同様である。ただし、図６においては、配置領域外にソース電極１０２に達するコンタクトが形成され、そのコンタクトに電極パッド６０１が形成されている点が異なる。電極パッド６０１に参照電極１１２と電源１１１が接続されている。したがって、電極パッド６０１は、参照電極１１２を主に接続するためのパッドであり、そのパッドは、半導体形成技術を用いて、ＦＥＴセンサと一体（モノリシック）に形成されている。

このように、参照電極１１２を主に接続するためのパッドが形成されていることにより、参照電極１１２と電源１１１とをバイオセンサに接続する作業を簡単に行なうことができる。

また、同様に、配置領域外にドレイン電極１０３に達するコンタクトが形成され、そのコンタクトに別の電極パッドが形成されていてもよい。この別の電極パッドには、電源１１１が接続される（図６は、この別の電極パッドに、電源１１１に直列に接続される電流計１１３が接続されていることに対応する）。

図５の構成においても、配置領域外に、ソース領域５０２に達するコンタクトが形成され、電極パッドを形成することもできる。また、配置領域外に、ドレイン領域５０３に達するコンタクトが形成され、別の電極パッドを形成することもできる。

図７は、本実施形態に係るバイオセンサの断面図の第２の例を示す。図７（ａ）は、第２の例に係るバイオセンサの断面図であり、図７（ｂ）は、その上面図である。ただし、図７（ｂ）において、第１の絶縁膜１０５および第２の絶縁膜１０６は省略されている。

第２の例に係るバイオセンサは、基材１０１の上にＦＥＴセンサと参照電極と一体に形成されている。ＦＥＴセンサにおいては、ソース電極１０２およびドレイン電極１０３が離隔して形成されており、ソース電極１０２およびドレイン電極１０３の間に半導体膜１０４が配置されている。そして、ソース電極１０２、ドレイン電極１０３および半導体膜１０４を第１の絶縁膜１０５が覆い、第１の絶縁膜１０５上に第２の絶縁膜１０６が配置されている。ここまでは図１に示す構成と同じであるが、本例においては、配置領域の周囲の一部または全部を取り巻くように参照電極７０１が配置される。図７においては、第２の絶縁膜１０６上に「コ」の字型に参照電極７０１が配置されている。「ロ」の字形に配置されていてもよい。あるいは、「Ｌ」の字形、「一」または「１」の字形に配置されていてもよい。また、第２の絶縁膜１０６と参照電極７０１との間に他の絶縁膜などの他の膜が配置されていてもよい。

また、参照電極７０１の上に隔壁１０７が形成されていてもよい。隔壁１０７の形成により、被測定物を配置領域に固定することが容易となる。

また、参照電極７０１からソース電極１０２まで達するコンタクトが形成され、図６に示すように電極パッドがそのコンタクトに形成されていてもよい。これにより、参照電極７０１とソース電極１０２とが常に接続され、測定のための配線が容易となる。

本実施形態では、被測定物を配置領域に配置し、参照電極７０１とソース電極１０２とを電源１１１に接続し、また、ドレイン電極１０３を電源１１１に接続し、参照電極７０１およびソース電極１０２とドレイン電極１０３との間に電圧を印加し、流れる電流を測定する。したがって、実施形態１におけるように、参照電極１１２を被測定物に挿入などして接触させることを行なわなくても、測定を行なうことが可能となる。したがって、測定プロセスを簡易なプロセスにすることができる。

また、参照電極７０１の位置が固定されるので、参照電極の位置による測定値の変動が無いようにすることができる。

（実施形態５）
本発明の実施形態５として、ゲート電極を設けることにより配置領域がソース電極とドレイン電極との間に限定されないこととする構成を有するバイオセンサの一例について説明する。

図８は、本実施形態に係るバイオセンサの一断面における断面図（図８（ａ））およびバイオセンサのＴＦＴセンサの上面図（図８（ｂ））である。バイオセンサは、基材８０１の上に形成されたＦＥＴセンサと参照電極８１１とを有する。ＦＥＴセンサは、ゲート電極８０２と、第１の絶縁膜８０３と、第２の絶縁膜８０４と、半導体膜８０５と、ソース電極８０７と、ドレイン電極８０６と、パッシベーション膜８０８とを有する。なお、図８（ａ）は、半導体膜８０５、ソース電極８０７およびドレイン電極８０６に図８（ｂ）において水平に貫く線分の左端と、ゲート電極８０２を図８（ｂ）において水平に貫く線分の右端とをつなぐ「Ｚ」字形の断面線によるバイオセンサの断面を示す。

基材８０１は、その上にゲート電極８０２と第１の絶縁膜８０３を配置できる絶縁性の材料により構成される。例えば、実施形態１などの基材１０１と同様の材料とすることができる。

ゲート電極８０２は、基材８０１上に配置される。ゲート電極８０２は、導電性の材料により構成される。例えば、実施形態１などのソース電極１０２、ドレイン電極１０３と同様の材料とすることができる。

図８（ｂ）においては、ゲート電極８０２は、ソース電極８０７とドレイン電極８０６との間から引き出され、「Ｌ」の字形に屈曲しているが、これに限定されることはない。例えば、一直線状にソース電極８０７とドレイン電極８０６とを結ぶ線分と垂直に延びていてもよい。また、ゲート電極８０２は、「ロ」の字形に閉曲線を形成していてもよい。

第１の絶縁膜８０３は、基材８０１およびゲート電極８０２上に配置され基材８０１およびゲート電極８０２を覆う。第１の絶縁膜８０３の材料は、実施形態１などの第１の絶縁膜１０５と同様の材料とすることができる。

第２の絶縁膜８０４は、第１の絶縁膜８０３上に配置される。図８（ａ）においては、第１の絶縁膜８０３の全面を覆っているが、ゲート電極８０２の上の領域に配置されていれば充分である。さらには、被測定物８１２が配置される領域下に配置されていればよい。第２の絶縁膜８０４の材料は、実施形態１などの第２の絶縁膜１０６と同様の材料とすることができる。

半導体膜８０５は、ゲート電極８０２の上に配置される。図８（ａ）では、第２の絶縁膜８０４上に配置されているが、第２の絶縁膜８０４が第１の絶縁膜８０３上の一部にのみ配置される場合には、第１の絶縁膜８０３上に配置される場合もある。半導体膜８０５の材料は、実施形態１などの半導体膜１０４と同様の材料とすることができる。また、実施形態１などと同様に、半導体膜８０５はデプレッションチャネルが形成される領域を含む。

ソース電極８０７およびドレイン電極８０６は、半導体膜８０５の両端に配置される。すなわち、基材８０１の上のゲート電極８０２、第１の絶縁膜８０３および第２の絶縁膜８０４の積層方向に対して垂直となる水平方向に隣接して形成されている。また、ソース電極８０７およびドレイン電極８０６は、半導体膜８０５とオーミック接触が得られるように配置される。ソース電極８０７およびドレイン電極８０６の全てが同一の材料により形成される必要はなく、半導体膜８０５とオーミック接触する部分は、実施形態１などのソース電極１０２、ドレイン電極１０３と同様の材料により形成され、その上の部分は、別の導電性材料により形成されていてもよい。

パッシベーション膜８０８は、半導体膜８０５、ソース電極８０７およびドレイン電極８０６が半導体膜８０５とオーミック接触する部分、第２の絶縁膜８０４、第１の絶縁膜８０３、ゲート電極８０２を覆うが、ゲート電極の上の一部の領域は覆わない。また、特にパッシベーション膜８０８は、半導体膜８０５の上においては、外界の電位変化をできるだけ受けないように厚く堆積されるのが好ましい。例えば、約２μｍの厚さに堆積される。

パッシベーション膜８０８上には、必要に応じてパッシベーション膜の保護膜８０９が配置され、パッシベーション膜８０８を保護するようになっていてもよい。

本実施形態に係るバイオセンサの製造時には、パッシベーション膜８０８を基材８０１の上に一様な厚さで堆積した後、また必要に応じてパッシベーション膜の保護膜８０９をその上に堆積した後、第２の絶縁膜８０４に達するコンタクトを配置領域に形成し、被測定物８１２を配置できるようにする。

本実施形態に係るバイオセンサにおいては、実施形態１などと同様に、参照電極８１１は、ソース電極８０６と等電位となる。このために、参照電極８１１は、ソース電極８０７およびドレイン電極８０６のいずれかと導電性の材料を用いて接続されている。また、ゲート電極８０２はフローティング状態とする。

本実施形態に係るバイオセンサを用いて測定を行なうには、被測定物８１２をパッシベーション膜８０８に覆われていないゲート電極の上の一部の領域に配置する。そして、参照電極８１１を被測定物８１２に接触させる。その後、電源８１０により、ソース電極８０７とドレイン電極８０６との間に電圧を印加し、ソース電極８０７とドレイン電極８０６との間に流れる電流を測定する。その電流の測定は、電源８１０と直列に接続される電流計８１２などにより行なわれる。

本実施形態では、半導体膜８０５はデプレッションチャネルが形成される領域を含む。このため、参照電極８１１とソース電極８０６とが等電位であっても、ソース電極８０７とドレイン電極８０６との間に電圧を印加することにより、ソース電極８０７とドレイン電極８０６との間に電流が流れるので、電流を測定することが可能となる。したがって、参照電極８１１とソース電極８０７との間に電源を配置する必要がない。また、参照電極８１１とソース電極８０７およびドレイン電極８０６との間に電源を配置する必要がないので、調整するべき電圧は、ソース電極８０７とドレイン電極８０６との間の電圧となり、電圧の調整が簡単となる。

また、本実施形態では、参照電極８１１が接触している被測定物８１２の第２の絶縁膜８０４に対する作用がゲート電極８０２を介して、半導体膜８０５に伝達される。これにより、被測定物８１２の位置が、実施形態１のように、半導体膜１０４上の領域に限定されることがない。したがって、被測定物８１２の位置を自由に決めることができる。

また、基材８０１、ゲート電極８０２、第１の絶縁膜８０３、第２の絶縁膜８０４として透明な材料を用いることができる。ここで、透明とは第２の絶縁膜８０４上に配置された生体関連物質などが、顕微鏡などの光学的な観察機器を用いて基材８０１の側から観察可能とすることができる程度に透明であればよい。また、透明には、半透明は含まれないこととしてもよい。これにより、被測定物８１２を基材８０１側から観察することが可能となる。特に本実施形態では、被測定物８１２をソース電極８０７、ドレイン電極８０６、半導体膜８０５が配置された位置から離すことができ、被測定物８１２を観察する際に良好な視野を得ることができる。この場合、半導体膜８０５、ソース電極８０７およびドレイン電極８０６は透明とする必要がないので、最適な材料を選択することができる。

１０１基材、１０２ソース電極、１０３ドレイン電極、１０４半導体膜、１０５第１の絶縁膜、１０６第２の絶縁膜、１０７隔壁、１１１電源、１１２参照電極、１１３電流計、１２０被測定物

Claims

基材の上に配置されたデプレッション型ＦＥＴセンサと参照電極とを有するバイオセンサを用いる測定方法であって、
前記デプレッション型ＦＥＴセンサは、
前記基材上に配置された半導体膜と、
前記半導体膜の両端に配置され前記半導体膜とオーミック接触するソース電極およびドレイン電極と、
前記半導体膜に接触する絶縁膜と、
を有し、
前記半導体膜の上に前記絶縁膜を介して被測定物を配置し、
前記参照電極を、前記ソース電極および前記ドレイン電極のいずれかと等電位とし、
前記参照電極を前記被測定物に接触し、
前記ソース電極と前記ドレイン電極との間に電圧を印加して前記ソース電極と前記ドレイン電極との間に流れる電流値を測定することを含む測定方法。
前記被測定物は、生体関連物質であることを特徴とする請求項１に記載の測定方法。
前記生体関連物質は、細胞、ＤＮＡ、糖鎖、タンパク質のいずれか１以上を含むことを特徴とする請求項２に記載の測定方法。
基材の上に配置されたデプレッション型ＦＥＴセンサと参照電極とを有するバイオセンサであり、
前記デプレッション型ＦＥＴセンサは、
前記基材上に配置された半導体膜と、
前記半導体膜の両端に配置された前記半導体膜とオーミック接触するソース電極およびドレイン電極と、
前記半導体膜に接触する絶縁膜と、
を有し、
前記参照電極は、前記ソース電極および前記ドレイン電極のいずれかと等電位であることを特徴とするバイオセンサ。
前記絶縁膜は、イオン感応膜であることを特徴とする請求項４に記載のバイオセンサ。
前記デプレッション型ＦＥＴセンサは、前記参照電極と等電位である前記ソース電極および前記ドレイン電極のいずれかに接続される電極パッド有することを特徴とする請求項４に記載のバイオセンサ。
前記参照電極は、前記電極パッドに接続されていることを特徴とする請求項６に記載のバイオセンサ。
前記参照電極は、前記絶縁膜上に形成されていることを特徴とする請求項４に記載のバイオセンサ。
前記半導体膜には、電子によるチャネルが形成可能であり、前記デプレッション型ＦＥＴセンサの閾値は−１Ｖ以下であることを特徴とする請求項４に記載のバイオセンサ。
前記半導体膜には、ホールによるチャネルが形成可能であり、前記デプレッション型ＦＥＴセンサの閾値は１Ｖ以上であることを特徴とする請求項４に記載のバイオセンサ。
前記デプレッション型ＦＥＴセンサは、薄膜トランジスタとして形成されていることを特徴とする請求項４に記載のバイオセンサ。
前記基材は、フレキシブルな材料により構成されていることを特徴とする請求項１１に記載のバイオセンサ。
前記基材と前記半導体膜とのいずれか又は両方は透明な材料で構成されていることを特徴とする請求項４に記載のバイオセンサ。
基材の上に形成されたデプレッション型ＦＥＴセンサと参照電極とを有するバイオセンサであり、
前記デプレッション型ＦＥＴセンサは、
前記基材上に配置されたゲート電極と、
前記ゲート電極上に形成された絶縁膜上に配置された半導体膜と、
前記半導体膜の両端に配置され前記半導体膜にオーミック接触するソース電極およびドレイン電極と、
を有し、
前記参照電極は、前記ソース電極および前記ドレイン電極であり、
前記ゲート電極上に形成された絶縁膜上に被測定物を配置可能なバイオセンサ。
前記絶縁膜は、イオン感応膜であることを特徴とする請求項１４に記載のバイオセンサ。
前記被測定物を配置可能な絶縁膜は、前記半導体膜と前記ソース電極および前記ドレイン電極と離れた場所に位置することを特徴とする請求項１４に記載のバイオセンサ。
前記基材と前記半導体膜とのいずれか又は両方は透明な材料により構成されていることを特徴とする請求項１４に記載のバイオセンサ。