JP2013019851A - 半導体センサ - Google Patents

Abstract

【課題】分解能をより向上させることができる半導体センサを提供する。
【解決手段】ゲート絶縁膜には、検出対象が付着するセンシング領域が設けられている。チャネル領域６では、複数のクーロンアイランド２０が、ワイヤ領域を介して、ソース領域４とドレイン領域５との間で直列に接続されている。ドレイン電流は、室温で、ゲート電圧に対してクーロン振動を起こすようになり、ゲート電圧の変化に対するドレイン電流の変化は急峻となる。これにより、センシング領域に付着する検出対象となるイオンの付着量の変化に対するドレイン電流の変化量を大きくすることができる。複数のクーロンアイランド２０を直列に接続すれば、室温動作がより容易となるうえ、希薄感度に対する検出感度を向上することができる。
【選択図】図３

Description

本発明は、ゲート絶縁膜のセンシング領域に検出対象を付着させ、その付着量に相当する検出値を検出する半導体センサに関する。

集積回路等で広く用いられているＭＯＳＦＥＴ等のＦＥＴ（電界効果トランジスタ）は、水溶液中のイオン濃度を検出する電荷センサに応用することができる。ＦＥＴのゲート絶縁膜の表面又はチャネル領域に表面修飾をほどこしたものをセンシング領域として水溶液にさらすと、ゲート絶縁膜に水溶液中の検出対象となるイオンが付着する。このイオンの付着量により、ソースとドレインとの間のチャネル内を流れる電流の流れやすさが変わる。このため、ドレイン電流を計測すればイオン濃度を検出することができる。

電荷センサとして用いられるＦＥＴを、イオン感受性ＦＥＴともいう（例えば、特許文献１乃至４参照）。イオン感受性ＦＥＴは、ゲート絶縁膜の表面で、水溶液中に存在するイオンの濃度と型に応じて、自身の電気特性を変える。また、近年、イオン感受性ＦＥＴに基づくバイオセンサやバイオチップが、ＤＮＡ、タンパク質、及びウィルスの検出のために開発されている。

中でも、ナノワイヤチャネルを有するＦＥＴセンサは、検出対象のイオン又は生物分子に高い感度を有するセンサとして知られている（例えば、非特許文献１参照）。このＦＥＴセンサでは、チャネルが例えば８０ｎｍ幅のワイヤ状のシリコンで形成されている。ゲート絶縁膜に水溶液中のイオンが付着すると、このナノワイヤチャネルに流れるドレイン電流が変化する。

特開平６−２４９８２４号公報 特開２０００−１８７０１８号公報 特開２００２−１５６３５７号公報 特表２００８−５４２７３３号公報

T.Takashi, A.Nakajima, et al, "Fabrication of Si Nanowire Field-Effect Transistor for Highly Sensitive, Label-Free Biosensing " Japanese Journal of Applied Physics. 48 (2009) 06FJ04.

図９には、ナノワイヤチャネルを有するＦＥＴセンサのゲート電圧（Ｖ_g）−ドレイン電流（Ｉ_d）特性が示されている。図９の２つの曲線は、イオン濃度がそれぞれ異なる水溶液をセンシング領域に浸した場合の特性を示している。図９に示すように、水溶液のイオン濃度が異なれば、同一のゲート電圧（Ｖ_g）に対するドレイン電流（Ｉ_d）の値が異なるため、ドレイン電流（Ｉ_d）を計測すれば、水溶液のイオン濃度を検出することができる。

しかしながら、ナノワイヤチャネルを有するＦＥＴセンサでは、計測されるドレイン電流の計測値に含まれるノイズが小さくない場合が多い。このノイズは、ドレイン電流の計測値から水溶液のイオン濃度を検出する際の弊害となり、場合によっては、水溶液のイオン濃度を検出するために、ゲート電圧を掃引する必要がある。このため、水溶液のイオン濃度の変化に対するドレイン電流の変化量をさらに大きくして、分解能を高くすることが望まれている。

この発明は、上記実情に鑑みてなされたものであり、分解能をより向上させることができる半導体センサを提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の半導体センサは、
ソース領域と、
ドレイン領域と、
検出対象が付着するセンシング領域が設けられたゲート絶縁膜と、
クーロンアイランドが、トンネル障壁を介して、前記ソース領域と前記ドレイン領域との間で接続されることにより前記ゲート絶縁膜下に形成されたチャネル領域と、
前記チャネル領域を介して前記ドレイン領域から流れるドレイン電流を計測する計測部と、
を備える。

前記チャネル領域は、
複数のクーロンアイランドが、トンネル障壁を介して、前記ソース領域と前記ドレイン領域との間で直列に接続されることにより形成されている、
こととしてもよい。

この場合、前記センシング領域に前記検出対象が含まれる水溶液を暴露するための流路チャネルが設けられている、
こととしてもよい。

また、ゲート電圧が０である場合に、前記センシング領域に付着した前記検出対象によって生ずる電位差に応じて前記ドレイン電流が流れるように、前記ソース領域、前記ドレイン領域及び前記チャネル領域が、同型にドープされている、
こととしてもよい。

また、クーロン振動によりゲート電圧が増加するにつれてドレイン電流が増加する範囲内で、前記ゲート電圧が設定されている、
こととしてもよい。

また、クーロン振動によりゲート電圧が増加するにつれてドレイン電流が減少する範囲内で、前記ゲート電圧が設定されている、
こととしてもよい。

前記ゲート電圧が、
クーロン振動のピークの電圧に設定されている、
こととしてもよい。

前記センシング領域には、
前記水溶液中の電荷イオンを付着させるイオン感応膜が形成されている、
こととしてもよい。

前記センシング領域には、
ターゲットＤＮＡとハイブリダイズさせるためのプローブＤＮＡが固定されている、
こととしてもよい。

前記センシング領域には、
所定の抗体又は抗原が固定されている、
こととしてもよい。

この発明によれば、単数又は複数のクーロンアイランドがトンネル障壁を介して接続されることにより、チャネル領域が形成されている。このようにすれば、ドレイン電流は、ゲート電圧に対してクーロン振動を起こすようになり、ゲート電圧の変化に対するドレイン電流の変化が急峻となる。これにより、センシング領域に付着する検出対象の付着量の変化に対するドレイン電流の変化量を大きくして、分解能を向上させることができる。

本発明の実施の形態１に係る半導体センサの概略的な構成を示す斜視図である。 図１の半導体センサのトランジスタ部分の断面図である。 チャネル領域の上面図である。 バックゲート電圧−ドレイン電流の特性を示すグラフである。 ゲート電圧−ドレイン電流の特性を示すグラフである。 異なるｐＨでのゲート電圧−ドレイン電流の特性を示すグラフである。 本発明の実施の形態２に係る半導体センサのゲート電圧−ドレイン電流の特性を示すグラフである。 図８（Ａ）及び図８（Ｂ）は、抗原検出センサのセンシング領域の模式図である。 ナノワイヤチャネルを有するＦＥＴセンサのゲート電圧−ドレイン電流特性を示すグラフである。

本発明の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。

実施の形態１．
まず、本発明の実施の形態１について説明する。

図１には、本実施の形態に係る半導体センサ１００の斜視図が示されている。また、図２には、半導体センサ１００のトランジスタ部分の断面図が示されている。この半導体センサ１００は、ＳＯＩ（Silicon On Insulator）ウエハを用いて作成される。

図１、図２に示すように、最下層には、バックゲート電極１が設けられている。バックゲート電極１は、例えばＡｌ（アルミニウム）で形成されている。バックゲート電極１は、使用時には接地されている。

バックゲート電極１の上には、ＳＯＩ基板の基板Ｓｉ（シリコン）層２、ＳｉＯ₂またはＢＯＸ（Buried Oxide）層３が、この順に積層されている。

図２に示すように、ＳｉＯ₂またはＢＯＸ層３上に、ソース領域４、ドレイン領域５及びチャネル領域６が形成されている。ソース領域４及びドレイン領域５は、Ａｓ（ヒ素）でＮ型にドープされている。

チャネル領域６は、Ｓｉで形成されている。本実施の形態では、チャネル領域６は、Ｎ型にはドープされておらず、Ｐ型のままであり、その電気抵抗率は、例えば１３．５〜２２．５ Ωｃｍとなっている。ソース領域４及びドレイン領域５には、Ａｌ配線７、８がそれぞれ接続されている。

図３には、チャネル領域６の上面図が示されている。図３に示すように、チャネル領域６では、１１個のクーロンアイランド２０がワイヤ領域を介して直列に接続されたものがソース領域４とドレイン領域５との間に形成されている。

クーロンアイランド２０の幅は、例えば約５０ｎｍであり、ワイヤ領域の幅は、例えば約３０ｎｍである。また、チャネル領域６の厚みは、例えば約１８ｎｍである。また、チャネル領域６のチャネル幅は、例えば３μｍである。

ワイヤ領域は、電子に対するトンネル障壁（微小トンネル接合）として機能する。すなわち、チャネル領域６では、複数のクーロンアイランド２０が、トンネル障壁を介して直列に配列されている。

本実施の形態では、半導体センサ１００を、室温で動作する単電子トランジスタとして機能させる。ここで、単電子トランジスタのチャージングエネルギーΔＥは、次式で表される。

上記式（１）において、ｅは、電子１個の電荷であり、Ｃは、容量である。

単電子トランジスタが室温で動作するためには、このチャージングエネルギーを、室温の熱エネルギー（ｋ_BＴ＝２６ｍｅＶ：ｋ_Bはボルツマン定数、Ｔは絶対温度）よりも大きくする必要がある。このためには、分母である容量をできるだけ小さくする必要がある。

各クーロンアイランド２０の容量をそれぞれＣ₁、Ｃ₂、Ｃ₃、…、Ｃ₁₁とする。すると、チャネル領域６全体のみかけ容量Ｃは、次式のようになる。

このように、クーロンアイランド２０を直列に接続するようにすれば、チャネル領域６全体の容量を小さくすることができるので、室温での単電子動作が可能になる。クーロンアイランド２０の数を１１個としているのは、これ以上、クーロンアイランド２０の数を増やしても、容量Ｃは、ある値にしか収束せず、容量を小さくする効果がうすれるためである。また、クーロンアイランド２０の配列の全体の長さ（チャネル）も、チャネル領域６の抵抗が大きくなりすぎないような長さとする必要がある。

このように、複数のクーロンアイランド２０を有する場合には、いずれかのクーロンアイランド２０のいずれか１つに電荷が付着すると、そのクーロンアイランド２０のクーロン振動の位相がずれるため、全体のドレイン電流（Ｉ_d）が変化する。従って、単数のクーロンアイランド２０でソース領域４及びドレイン領域５を接続するよりも、希薄な濃度の電荷も高感度で検知できる。

Ａｌ配線７→ソース領域４→チャネル領域６→ドレイン領域５→Ａｌ配線８は、図１に示す電流計１１、電源１２に直列に接続されている。電流計１１は、上述の単電子動作により、ドレイン領域５から流れるドレイン電流（Ｉ_d）を計測する。電源１２は、ソース領域４とドレイン領域５との間にドレイン−ソース電圧（Ｖ_d）を印加する。

図２に示すように、チャネル領域６の上には、ゲート絶縁膜として、ＳｉＯ₂膜９と、Ｓｉ₃Ｎ₄膜１０が形成されている。ＳｉＯ₂膜９の厚みは、例えば約９ｎｍであり、Ｓｉ₃Ｎ₄膜１０の厚みは、例えば約３６ｎｍである。Ｓｉ₃Ｎ₄膜１０の表面は、ゲート絶縁膜のセンシング領域となっている。Ｓｉ₃Ｎ₄膜１０は、イオンの絶縁膜中への侵入を防止する膜として、さらにイオンを付着させるイオン感応膜として働く。

なお、ソース領域４、ドレイン領域５、チャネル領域６及びゲート絶縁膜の作成工程は、次の通りである。

まず、マスクとしてのレジストパターンを用いて、電子サイクロトロン共鳴エッチャでクーロンアイランド２０の配列をエッチングする。エッチング後、クーロンアイランド２０の配列のサイズとワイヤ領域の幅の低減を行うために、ＮＨ₄ＯＨ／Ｈ₂Ｏ₂／Ｈ₂Ｏ溶液での等方性の湿式エッチングを行う。

続いて、さらにクーロンアイランド２０のサイズとワイヤ領域の幅とを小さくするために、酸化処理を施す。続いて、ドーズ量４×１０^１５ｃｍ^２で３０ＫｅＶでのＡｓ^＋イオンの注入によってソース領域４とドレイン領域５を形成する。

さらに、Ｓｉ₃Ｎ₄／ＳｉＯ₂が積層されたゲート絶縁膜を作製する。具体的には、約９ｎｍの二酸化シリコンの層を、酸素雰囲気中で、８５０℃で熱的に成長させ、続いて、７５０℃における低圧化学気相法によって約３６ｎｍの薄さのＳｉ₃Ｎ₄を堆積させる。

なお、本発明者が作製した半導体センサ１００では、Ａｌパッド電極（０．２５ｍｍ^２）を含む全体の領域が、例えば、１．２ｃｍ^２の大きさとなった。

図１に戻り、ゲート絶縁膜の上には、流路部１３が形成されている。流路部１３は、ＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）で形成されている。流路部１３の接合面は、酸素プラズマ処理によって加工された後に、ゲート絶縁膜上に固定された。

流路部１３では、ゲート絶縁膜のセンシング領域上に空隙部１４が形成されている。空隙部１４のサイズは、例えば、約３ｍｍ×１ｍｍ×１００μｍ（長さ×幅×高さ）である。

マイクロ流路である空隙部１４は、水溶液をゲート絶縁膜のセンシング領域に流し込み（水溶液を暴露し）、排出するための流路１５、１６で外部と連通している。検出対象となる水溶液は、流路１５から空隙部１４に入って、ゲート絶縁膜上に至る。水溶液は、流路１６を通って、容器１７に排出される。本実施の形態では、空隙部１４、流路１５、１６によって、流路チャネルが形成されている。

容器１７内の水溶液には、Ａｇ／ＡｇＣｌ等で形成された参照電極１８が挿入されている。参照電極１８には、電源（電圧源）１９が接続されており、電解質である水溶液を介してゲート電圧（Ｖ_g）をゲート絶縁膜に印加可能である。

ところで、水溶液が、空隙部１４に入り、ゲート絶縁膜上に達すると、水溶液中に含まれる検出対象である水素イオン等の電荷イオンが、ゲート絶縁膜のセンシング領域に付着する。

図４には、室温でのバックゲート電圧（Ｖ_bg）に対するドレイン電流（Ｉ_d）の特性が示されている。このとき、バックゲート電極１は接地されておらず、また、ゲート絶縁膜のセンシング領域には、水溶液は流れていない。また、ドレイン−ソース電圧（Ｖ_d）については、−１ｍＶから１ｍＶまで、０．２ｍＶずつ変化させた。図４に示すように、ドレイン−ソース電圧（Ｖ_d）がどのような値であっても、バックゲート電圧（Ｖ_bg）が、４Ｖと、７Ｖあたりで、クーロン振動の２つのピークが出現している。

半導体センサ１００は、このクーロン振動により変動するドレイン電流を利用して、水溶液のイオン濃度を計測する。ここでは、水素イオンの濃度（ｐＨ）を計測するものとする。図５には、室温でのゲート電圧（Ｖ_g）に対するドレイン電流（Ｉ_d）の特性が示されている。図５に示すように、ドレイン電流（Ｉ_d）は、ゲート電圧（Ｖ_g）が大きくなるにつれて、ゲート電圧（Ｖ_g）によるドレイン電流（Ｉ_d）の増加分と、クーロン振動による成分との畳み込みによって、振動しながら増加している。

この場合、ゲート電圧（Ｖ_g）−ドレイン電流（Ｉ_d）特性におけるピークの左側半分、すなわち、ゲート電圧（Ｖ_g）が増加するにつれて、ドレイン電流（Ｉ_d）が増加する部分（例えばゲート電圧ａ、ｂとの間）の傾斜は急峻となる。一方、ピークの右側半分、すなわち、ゲート電圧（Ｖ_g）が増加するにつれて、ドレイン電流（Ｉ_d）が減少する部分の傾斜の絶対値は、前者に比べて緩やかとなる。本実施の形態に係る半導体センサ１００では、例えば、ゲート電圧ａ、ｂの間、すなわち、ゲート電圧（Ｖ_g）が増加するにつれてドレイン電流（Ｉ_d）が増加する部分にゲート電圧（Ｖ_g）が設定されている。

図６には、水溶液の水素イオンの濃度（ｐＨ）を変えたときのゲート電圧（Ｖ_g）に対するドレイン電流（Ｉ_d）の特性が示されている。ここでは、ドレイン−ソース電圧（Ｖ_d）を１ｍＶとし、バックゲート電圧（Ｖ_bg）を０Ｖとしている。また、水溶液としては、３つの異なる緩衝溶液、すなわち５０ｍＭのフタル酸溶液（ｐＨ４）、５０ｍＭのリン酸溶液（ｐＨ７）、１０ｍＭの四ホウ酸溶液（ｐＨ９）が用いられた。水溶液の流速を、０．１μｌ／分とした。

図６では、ソース−ドレイン電圧（Ｖ_d）を１ｍＶとした場合におけるゲート電圧（Ｖ_g）に対するドレイン電流（Ｉ_d）がプロットされている。図６に示すように、ｐＨ４の水溶液を流した場合と、ｐＨ７の水溶液を流した場合と、ｐＨ９の水溶液を流した場合とでは、ゲート電圧（Ｖ_g）に対するドレイン電流（Ｉ_d）を示す曲線グラフがシフトしている。

本発明者は、水溶液の電位とゲート電圧（Ｖ_g）（０＜Ｖ_g＜２Ｖ）との間に、傾きが１に近い線形関係を確認した。このことは、このゲート電圧（Ｖ_g）の範囲では、水溶液中で電気化学的な反応が起きていないことを示している。

ｐＨに対する応答の再現性を確認するために、水溶液のｐＨを、ｐＨ４→７→９→７→４と変化させた。そして、ｐＨを変えるごとに、ドレイン電流（Ｉ_d）−ゲート電圧（Ｖ_g）の測定が３回実行され、ｐＨにおけるそれらの安定性を調べた。この結果、ｐＨの増加（ｐＨ４→７→９）と減少（ｐＨ９→７→４）の両方において、同じｐＨにおけるＩ_d−Ｖ_g曲線がよく一致することが確認された。

本実施の形態では、上述のように、ゲート電圧（Ｖ_g）を、ピークの左側半分、すなわちゲート電圧（Ｖ_g）が増加するにつれてドレイン電流（Ｉ_d）が増加する部分、望ましくは傾斜が最も大きい部分（例えばゲート電圧（Ｖ_gc）付近）となるように設定している。半導体センサ１００は、電流計１１により、ドレイン電流（Ｉ_d）を測定し、ドレイン電流（Ｉ_d）から水溶液のｐＨの値を検出する。

上述のように、ゲート電圧（Ｖ_gc）近辺のゲート電圧（Ｖ_g）−ドレイン電流（Ｉ_d）の曲線の傾斜は急峻となっている。このことは、各ｐＨに対応するドレイン電流（Ｉ_d）の差が大きくなっていることを意味する。また、ゲート電圧（Ｖ_g）をピークの左半分に相当する値に設定している場合は、ピークの右半分に相当する値に設定している場合に比べて（ピーク電圧からゲート電圧（Ｖ_g）までの絶対値を等しくした場合）、検出するｐＨの分解能が向上している。

以上詳細に説明したように、本実施の形態によれば、複数のクーロンアイランド２０がトンネル障壁となるワイヤ領域を介して、直列に接続されることにより、チャネル領域６が形成されている。このようにすれば、クーロンアイランド２０の大きさが比較的大きい場合にも、ドレイン電流（Ｉ_d）は、ゲート電圧（Ｖ_g）に対して室温でクーロン振動を起こすようになり、ゲート電圧（Ｖ_g）の変化に対するドレイン電流（Ｉ_d）の変化は急峻となる。これにより、センシング領域に付着する検出対象の付着量の変化に対するドレイン電流の変化量を大きくして、分解能を向上させることができる。

また、本実施の形態によれば、クーロン振動によりゲート電圧（Ｖ_g）が増加するにつれてドレイン電流（Ｉ_d）が増加する範囲内で、ゲート電圧（Ｖ_g）が設定されている、これにより、分解能はさらに向上する。

このように、分解能が向上するので、半導体センサ１００では、ゲート電圧（Ｖ_g）を掃引する必要もない。

実施の形態２．
次に、本発明の実施の形態２について説明する。

本実施の形態に係る半導体センサ１００の構造は、図１、図２、図３に示す上記実施の形態１に係る半導体センサ１００の構造と同じである。ただし、本実施の形態に係る半導体センサ１００では、ソース領域４、ドレイン領域５及びチャネル領域６が、例えばヒ素等で高濃度にＮ型にドープされている。

図７には、本実施の形態に係る半導体センサ１００におけるゲート電圧（Ｖ_g）−ドレイン電流（Ｉ_d）の特性が示されている。図７に示すように、この半導体センサ１００では、ソース領域４、ドレイン領域５及びチャネル領域６を、Ｎ型として高濃度にドープすることにより、ゲート電圧（Ｖ_g）が０である場合に、ピークの左側半分、すなわちゲート電圧（Ｖ_g）が増加するにつれてドレイン電流（Ｉ_d）が増加するように設定されている。

このようにすれば、ゲート電圧０で、センシング領域に付着した検出対象のイオンによって生ずる電位差に応じてドレイン電流（Ｉ_d）が流れるようになるので、ゲート電圧（Ｖ_g）を０Ｖに維持した状態で、イオン濃度の高分解能な測定が可能となる。

なお、クーロン振動を除くゲート電圧（Ｖ_g）の変化に対するドレイン電流（Ｉ_d）の傾きが小さい場合には、クーロン振動によりゲート電圧（Ｖ_g）が増加するにつれてドレイン電流（Ｉ_d）が減少する範囲内で、ゲート電圧（Ｖ_g）を設定するようにしてもよい。この場合でも、クーロン振動がないときに比べ、ゲート電圧（Ｖ_g）の変化に対するドレイン電流（Ｉ_d）の変化は急峻となるので、分解能を向上させることができる。また、ゲート電圧（Ｖ_g）を、クーロン振動のピークの電圧に設定するようにしてもよい。このようにしても、そのゲート電圧（Ｖ_g）の前後において、クーロン振動がないときに比べ、ゲート電圧（Ｖ_g）の変化に対するドレイン電流（Ｉ_d）の変化が急峻となるためである。

ところで、イオンセンサでは、室温で動作することが特に要求される。単一のクーロンアイランドを備える単一電子トランジスタを室温動作させるためには、容量を減らすために、クーロンアイランド及び接点のサイズを１０ｎｍよりも小さくする必要がある。しかしながら、現在利用可能なＬＳＩ作製技術では、その大きさのクーロンアイランドを再現性良く作製することは困難である。

そこで、本実施の形態に係る半導体センサ１００では、単一のアイランドの代わりに、直列につながれたクーロンアイランド２０を用いた多重アイランドシステム（クーロンアイランド２０の１次元配列）を採用した。この多重アイランドシステムでは、各クーロンアイランド２０のみかけの総容量が、単一のアイランドシステムのそれと比較して減少する。このことによって、各クーロンアイランド２０のチャージングエネルギーΔＥが増加して、室温動作が可能となる。

従って、多重アイランドシステムは、室温動作のためには、単一のアイランドシステムに用いられるものよりもクーロンアイランド２０を大きくすることができる。

本発明者は、１つのチップに組み込まれたｐＨ検出のための複数のクーロンアイランド２０を備える半導体センサ１００を作製した。この半導体センサ１００では、クーロン振動とクーロンダイヤモンドが室温で明確に確認された。ドレイン電流（Ｉ_ｄ）にノイズが含まれているにもかかわらず、クーロン振動を用いることによって、ドレイン電流（Ｉ_ｄ）−ゲート電圧（Ｖ_ｇ）の特性の明らかなｐＨ応答が得られた。

複数のクーロンアイランド２０を備える半導体センサ１００は、１つのＬＳＩチップに組み込まれる高感度のイオンセンサ、ＤＮＡセンサ又は生物分子センサとして期待される。

なお、上記実施の形態では、チャネル領域６に形成されたクーロンアイランド２０の数を、１１個としたが、本発明はこれには限られず、クーロンアイランド２０の数は、適宜調整可能である。

また、上記実施の形態では、クーロンアイランド２０の数を複数としたが、単一のクーロンアイランド２０を備えるだけでもよい。すなわち、本発明では、チャネル領域６が、クーロンアイランド２０が、トンネル障壁を介して、ソース領域４とドレイン領域５との間で接続されることにより形成されていればよい。ただし、複数のクーロンアイランド２０を直列に接続した方が、室温動作がより容易となるうえ、希薄な溶液に対する検出感度が更に向上する。

また、上記実施の形態では、チャネル領域６における多重クーロンアイランドシステムをシリコンによって形成したが、アルミニウムやゲルマニウムのような金属や、半導体、無機分子又は有機分子でこれを形成するようにしてもよい。また、ソース領域４、ドレイン領域５、チャネル領域６等にドープする元素も、上述したものには限られない。

また、上記各実施の形態では、半導体センサ１００をイオンセンサに適用したが、本発明はこれには限られない。例えば、半導体センサ１００を、抗原を検出する抗原検出センサ又は抗体を検出する抗体検出センサ等の生物分子センサにも適用可能である。この場合、ゲート絶縁膜のチャネル領域６には、抗原を付着させる所定の抗体や、抗体を付着させる所定の抗原を固定する必要がある。

図８（Ａ）には、チャネル領域６に設けられた複数のクーロンアイランド２０のそれぞれに所定の抗体２１が固定された様子が示されている。また、図８（Ｂ）には、単一のクーロンアイランド２０に抗体２１が固定された様子が示されている。このように、クーロンアイランド２０に抗体２１を固定しておけば、その抗体２１に抗原２２が付着したときに、ドレイン電流が変化する。このため、半導体センサ１００を、抗原検出センサとして用いることができる。

図８（Ａ）に示すように、複数のクーロンアイランド２０を有する場合には、いずれかのクーロンアイランド２０に固定された抗体２１に抗原２２が付着すると、そのクーロンアイランド２０のクーロン振動の位相がずれるため、全体のドレイン電流（Ｉ_d）が変化する。従って、図８（Ｂ）に示すように、単数のクーロンアイランド２０でソース領域４及びドレイン領域５を接続するよりも、抗原抗体反応を高感度で検知できる。

また、半導体センサ１００を、ＤＮＡセンサとしても適用可能である。この場合、チャネル領域６には、ターゲットＤＮＡとハイブリダイズさせるためのプローブＤＮＡが固定される。

また、上記実施の形態２では、ソース領域４、ドレイン領域５及びチャネル領域６を、Ｎ型にドープしたが、すべてＰ型にドープするようにしてもよい。要は、チャネル領域６が、ソース領域４とドレイン領域５と同じ型にドープされていればよい。

本発明は、この発明の広義の精神と範囲を逸脱することなく、様々な実施の形態及び変形が可能とされるものである。また、上述した実施の形態は、本発明を説明するためのものであり、本発明の範囲を限定するものではない。すなわち、本発明の範囲は、実施の形態ではなく、特許請求の範囲によって示される。そして、特許請求の範囲内及びそれと同等の発明の意義の範囲内で施される様々な変形が、本発明の範囲内とみなされる。

本発明は、イオンなどの電気的極性を有する物質の検出に好適である。特に、本発明は、水溶液の水素イオンの濃度（ｐＨ）の測定、抗体の検出、ＤＮＡの検出、特定のガスの検出等に好適である。また、検出対象の物質自体が、電気的極性を有しなくても、その物質に電荷を帯びた物質を付着させて、検出することも可能である。

１ バックゲート電極
２ 基板Ｓｉ層
３ ＳｉＯ₂またはＢＯＸ層
４ ソース領域
５ ドレイン領域
６ チャネル領域
７、８ Ａｌ配線
９ ＳｉＯ₂膜
１０ Ｓｉ₃Ｎ₄膜
１１ 電流計
１２ 電源
１３ 流路部
１４ マイクロ空隙部
１５、１６ 流路
１７ 容器
１８ 参照電極
１９ 電源（電圧源）
２０ クーロンアイランド
２１ 抗体
２２ 抗原
１００ 半導体センサ

Claims (10)

1. ソース領域と、
   ドレイン領域と、
   検出対象が付着するセンシング領域が設けられたゲート絶縁膜と、
   クーロンアイランドが、トンネル障壁を介して、前記ソース領域と前記ドレイン領域との間で接続されることにより前記ゲート絶縁膜下に形成されたチャネル領域と、
   前記チャネル領域を介して前記ドレイン領域から流れるドレイン電流を計測する計測部と、
   を備える半導体センサ。
2. 前記チャネル領域は、
   複数のクーロンアイランドが、トンネル障壁を介して、前記ソース領域と前記ドレイン領域との間で直列に接続されることにより形成されている、
   ことを特徴とする請求項１に記載の半導体センサ。
3. 前記センシング領域に前記検出対象が含まれる水溶液を暴露するための流路チャネルが設けられている、
   ことを特徴とする請求項１又は２に記載の半導体センサ。
4. ゲート電圧が０である場合に、前記センシング領域に付着した前記検出対象によって生ずる電位差に応じて前記ドレイン電流が流れるように、前記ソース領域、前記ドレイン領域及び前記チャネル領域が、同型にドープされている、
   ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項に記載の半導体センサ。
5. クーロン振動によりゲート電圧が増加するにつれてドレイン電流が増加する範囲内で、前記ゲート電圧が設定されている、
   ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項に記載の半導体センサ。
6. クーロン振動によりゲート電圧が増加するにつれてドレイン電流が減少する範囲内で、前記ゲート電圧が設定されている、
   ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項に記載の半導体センサ。
7. 前記ゲート電圧が、
   クーロン振動のピークの電圧に設定されている、
   ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項に記載の半導体センサ。
8. 前記センシング領域には、
   前記水溶液中の電荷イオンを付着させるイオン感応膜が形成されている、
   ことを特徴とする請求項１乃至７のいずれか一項に記載の半導体センサ。
9. 前記センシング領域には、
   ターゲットＤＮＡとハイブリダイズさせるためのプローブＤＮＡが固定されている、
   ことを特徴とする請求項１乃至８のいずれか一項に記載の半導体センサ。
10. 前記センシング領域には、
    所定の抗体又は抗原が固定されている、
    ことを特徴とする請求項１乃至８のいずれか一項に記載の半導体センサ。

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