JP6434744B2

JP6434744B2 - 半導体バイオセンサー

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Publication number: JP6434744B2
Application number: JP2014169886A
Authority: JP
Inventors: 渡辺　浩志; 浩志渡辺; 哲安李; 倉知　郁生; 郁生倉知
Original assignee: ローラス株式会社
Priority date: 2014-08-07
Filing date: 2014-08-07
Publication date: 2018-12-05
Anticipated expiration: 2034-08-07
Also published as: EP2982981B1; CN105372302A; CN105372302B; JP2016038367A; EP2982981B8; US20160041119A1; EP2982981A1

Description

本発明は、医療用ヘルスケアチップに用いる半導体バイオセンサーに関する。

昨今先進国は一斉に高齢化社会に向かっており医療費高騰を防ぐため予防医療の重要性が増してきている。病気の初期段階で検体サンプルに極微量だけ含まれる化学物質を特定し、精度良く検出できれば病気の早期発見と医療費の大幅な節約が可能となる。このような検出方法は、半導体技術を用いて実現可能と考えられている（たとえば、非特許文献１参照。）。

しかしながら、精度の高い検査装置は高価であるばかりでなく、規模が大きく大病院や特定の施設でないと扱えない。このため検査そのものが高価になり、また検査結果も数日待たないと出てこない状態になっている。

言い換えると、高精度小型検査装置があれば小規模な医療機関で低価格で検査できるようになる。また、検査自体の簡略化により検査時間の大幅短縮が可能となり利用者の負担を大幅に減らすと共に利便性を飛躍的に向上することが可能となる。そのため、半導体技術とバイオ技術を組み合わせた半導体バイオセンサーを使い、検査装置の精度を犠牲にすることなく装置を大幅に小型化し、検査を低価格化することが求められている。

K. Koike, et al., Jpn. J. Appl. Phys., vol. 53, 05FF04 (2014)

図１は、従来技術（非特許文献１）による半導体バイオセンサーの一例である。半導体基板４上に酸化膜１とソース２とドレイン３がレイアウトされている。更に、検査ターゲットを溶かし込んだ溶液（処理した血液や尿など）からソース２とドレイン３を守るようにレジスト１００が塗布されている。この装置は、検査のためそのまま溶液中に晒される。

溶液中では、図１０に示されるように、ターゲット７と、酸化膜１表面上に付着したレセプター８との間で結合反応が起こる。乖離定数３００（Ｋ）が大きければ分離が優勢となり、反対に小さければ結合が優勢となり、図２、図３、及び図４に示すように、結合体５が酸化膜１の表面上に出現する。

結合体５は、ターゲット７が運んできた電荷を持っており、この電荷が酸化膜１を通して半導体基板４の表面電界を変化させる。その結果、ソース２とドレイン３の間を流れる電流が変化し、その変化を読み取ることで溶液中にターゲットが含まれるかどうか判定することができる。

乖離定数３００が小さければ、図２のように、おおくの結合体５が酸化膜１の表面上に存在する。乖離定数３００が大きくなれば、図３あるいは図４のように、酸化膜１表面上の結合体５の数が次第に減少して行く。

あるいは、溶液中に含まれるターゲット７の数が多ければ、図２のように、おおくの結合体５が酸化膜１の表面上に存在する。溶液中に含まれるターゲット７の数が減少すれば、図３あるいは図４のように、酸化膜１方面上の結合体５の数が次第に減少して行く。

ここで、乖離定数３００は、溶液中のターゲット７の濃度に敏感である。また、乖離定数３００は、溶液の温度に敏感である。

図３、４に示すように、酸化膜１の表面に存在する電荷はまばらになることがある。このような場合、結合体５が齎す電荷は酸化膜１の表面上で点電荷のように振る舞うため、図６に示すように、電子はソース２からドレイン３へ伝導する際、結合体５を容易に迂回する。このため、結合体５は電流特性に変化を齎すことができなくなる。

そこで、図７のように、広いゲート幅を持つ半導体基板４を細いゲート幅を持つ細線状構造物に置き換える。この細線状構造物は、半導体チップ製造工程において作成されるものであり、実際に電流を流す流路なるので、これを半導体導電路、或いは、単に導電路と呼ぶことにする。この場合、迂回路が見つけられない電子は、たった一個の点電荷（たった一個の結合体５）でも減速し、電流を減少させる。この減少をセンスすれば、原理的にはたった一個のターゲット７でも検出することが可能となる。

一般に、トランジスタの半導体表面を流れる電流変化は、敷居値電圧Ｖｔの変化（ΔＶｔ）として検出される。電流変化量をΔＩｄｓ、トランジスタの相互コンダクタンスをｇｍ、ターゲット７が酸化膜１の表面に運んでくる総電荷量をＱｘ、トランジスタのゲート容量をＣ、レセプター８の表面密度を［Ｙ］、溶液中のターゲット７の濃度を［Ｘ］、溶液の乖離定数をＫとすると、背景ノイズを考慮に入れて、式１が得られる。カットオフは、バイオセンサーに起因しないノイズを取り除く為の設定によって決定される補償値である。一般に、バイオセンサーに起因するノイズより遥かに小さい。

この式１から、簡単な変形を経て、バイオセンサーに起因するノイズに関連する電流Inoiseとカットオフを考慮に入れた検出限界（Limit of Detection: LOD）が式２のように求められる（M. A. Reed, IEEE IEDM13, pp. 208-211 (2013) 参照.）。

式２からわかるように、バイオセンサーに起因するノイズ電流Ｉnoiseがカットオフと同等になるまで小さくすればＬＯＤも小さくなる。

上記（段落００１３）で説明したように、導電路６を利用することで、このＩnoiseを小さくすることができる。図５に一例を示す。共通のソース２と共通のドレイン３の間に複数本の導電路６が平行に配置されている。この図の例では、４本の導電路６上の酸化膜１の表面上に結合体５ができている。この４本の導電路６は、それぞれたった一個の結合体に関する電流変化を検知できるので、一見すると、式２にしたがって、ＬＯＤを下げられるように見える。

しかしながら、実際には、すべての導電路６からの信号は共通ドレインでノイズと共に合算され、十分な効果を挙げることが難しい。

本発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、高精度の検査装置を小型化することができる新規な半導体バイオセンサー技術を提供することを目的とする。

本発明は、上記課題を解決するため、以下の手段を採用する。
本発明に関わる半導体バイオセンサーは、高精度小型検査装置の中心部品となる半導体チップであって、半導体チップ内に製造され、複数の導電路と、前記複数の導電路が共有する共通ソース領域と、前記複数の導電路に個別に接続する複数の不揮発性メモリ型トランジスタと、前記複数の不揮発性メモリ型トランジスタに個々に接続する複数のセンスアンプと、前記複数のセンスアンプの出力を解析し前記複数のセンスアンプの動作を管理するビット線デコーダと、前記複数の導電路を包み込む酸化膜と、前記酸化膜表面に付着する複数のレセプターと、を備えていることを特徴とする。

また、本発明に係る半導体バイオセンサーは、検体サンプルを含む溶液に晒す前に前記複数のセンスアンプを利用して前記複数の導電路からの出力信号を検査し、断裂や異常高抵抗などの導電不全の有無を判断する初期化ステップと、前記初期化ステップの判断に基づき、断裂や異常高抵抗の導電路に接続する不揮発性メモリ型トランジスタに対して書き込み処理を行う間引きステップと、をさらに備えていることを特徴とする。

本発明によれば、高精度小型検査装置を実現するために必須な基本部品を安価に提供することができる。

従来技術のバイオセンサーの基本的なデバイス構造を示す図である。従来技術のバイオセンサーの基本的なデバイス構造を示す図である。従来技術のバイオセンサーの基本的なデバイス構造を示す図である。従来技術のバイオセンサーの基本的なデバイス構造を示す図である。従来技術のバイオセンサーの基本的なデバイス構造を示す図である。従来技術のバイオセンサーにおいて電子電流が電荷の周りを迂回する様子を示す図である。従来技術のバイオセンサーの導電路において電子電流が電荷の周りで迂回できない様子を示す図である。従来技術のバイオセンサーの酸化膜上にレセプターが付着し、溶液中を漂うターゲットがレセプターに付着する様子を示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサーの基本的な構成要素を示す構成図である。本発明の一実施形態に係るターゲットとレセプターの反応関係を示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサーの製造方法を示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサーの製造方法を示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサーの製造方法を示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサーの等価回路を表す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサーの等価回路上でレセプターがターゲットを受容する様子を表す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサーのシグナル電流がターゲットの齎す電荷によって変化する様子を示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサーの動作をシミュレーションした結果を示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサーのエラーモードを修復する方法を示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサーのエラーモードを修復する方法を示す図である。本発明の一実施形態に係るバイオセンサーのエラーモードを修復する方法を示す図である。半導体ナノワイヤーの直径のばらつき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ーのオフセットを修復する方法を示す図である。

本発明に係る一実施形態について、以下図面を参照して説明する。
本実施形態に関わる半導体バイオセンサーは、図８に示すように、導電路６と酸化膜１とレセプター８からなる反応中心装置２００および下記に説明する周辺装置によって実現することができる。

反応中心装置２００は半導体基板表面上に製造され、検査時ターゲット７を含む溶液中に晒される。ターゲット７は電荷を帯びており、溶液中を浮遊しながら酸化膜１表面に付帯しているレセプター８と、図１０に示す化学式に基づいて結合する。ここで、乖離定数３００（Ｋ）は平衡状態を決定する。Ｋが大きければレセプター８とターゲット７は分離し、小さければ酸化膜１表面でレセプター８とターゲット７は結合し、結合体５となる。

この反応中心装置２００は、図９に示すように、各導電路６の一方を共通ソース２に接続し、他方を個別にセンスアンプ９に接続する。センスアンプ９の数（Ｍ）は、導電路６の本数と等しく、それぞれ、０からＭ-１の番号でラベルする。

この図の例では、３本の導電路６に結合体５が付着している。対応する導電路６に接続するセンスアンプ９では、その検出された電流信号レベルが下がる。このように、共通ドレインが無いためセンスアンプ９を検出された電気信号を合算しないお陰で、原理的に該センスアンプ９は一個の結合体５の齎す電流変化を検出することができ、該センスアンプ９に接続する導電路６に結合体５が付着しているか否かを判断できる。

次に、ノイズとの分離方法について述べる。図９に示すように、今、Ｍ本の導電路６とＭ個のセンスアンプ９が共通ソース２の反対側でそれぞれ接続している。これらＭ本の導電路６のうち、ｍ本の導電路６に結合体５が付着していると仮定する。（この図の例では、ｍ＝３である。）

導電路６に結合体５が付着しないと仮定する場合、共通ソース２から該導電路６に接続されるセンスアンプ９に流れる電流をＩ０とし、また、導電路６に結合体５が付着したと仮定する場合、共通ソース２から該導電路６に接続されるセンスアンプ９に流れる電流をＩ１とする。なお、Ｉ１は、Ｉ０とＩ１との差であるΔＩとＩ０との総和を表示することができる。すなわち、Ｉ１＝Ｉ０＋ΔＩ。これにより、前記図５に示される従来例のバイオセンサーにより検査を行うと、該共通ドレイン３は各導電路６から平均的にＩ０＋（ｍ／Ｍ）×ΔＩの電流を受け取る。一方、本実施形態におけるバイオセンサーにおいて、結合体５が付着される導電路６と接続するセンスアップ９は単独でＩ０＋ΔＩの電流を受け取ることができる。言い換えれば、本実施形態におけるセンスアップ９はΔＩの電流差に基づいて、接続される導電路６に結合体５が付着しているか否かを判断できるのに対し、従来のバイオセンサーにおける共通ドレイン３は、（ｍ／Ｍ）×ΔＩの電流に基づいて、導電路６に結合体５が付着しているか否かを判断するしかできない。一般に、ｍ/Ｍはかなり小さく、図５の例では電流差（ｍ／Ｍ）×ΔＩの検知感度を悪くしている。一方、本願の該センスアップ９が検知する電流差は、従来例の共通ドレイン３の受け取る電流より（１−ｍ／Ｍ) ×ΔＩだけ多い。従って、因子（１−ｍ／Ｍ）は、本実施形態において検出限界ＬＯＤの改善程度を評価する基準となる。ここで、式３で与えられる検出限界（ＬＯＤ）の改善率について考える。

ε:＝１−ｍ／Ｍ式３

偶発的な電流変化によって誤認される導電路６の数をδとすると、ｍがδに大して十分大きければ簡単にノイズを目立たなくすることができる。検出限界（ＬＯＤ）を損なうことなくｍを大きくするには、導電路６の全数Ｍを十分大きくすれば良い。このとき、本実施形態による検出限界（ＬＯＤ）の改善率は、次の式で与えられる。

改善ＬＯＤ＝(１−ε)×ＬＯＤ式４

バイオセンサーのゲート幅、或いは、反応中心装置２００の幅が２．４ｍｍ、導電路６の幅が３ｎｍ、導電路６同士の間隔が５７ｎｍの場合を考えると、簡単な計算から、導電路６の全本数Ｍは、４０，０００本であることが判る。検出限界改善率ε（式３）を９９．９％とすると、ｍは４０である。偶発的にノイズにより電流が減少される導電路６が存在する可能性はゼロではないが、結合体５が付着したと誤認される導電路６の本数δは４０より少ないと考えられる。さらに、検出限界改善率εを９９％にすれば、ｍ＝４００となり、結合体５が付着したと誤認される導電路６の本数δは４００より少ないと考えられる。さらに、検出限界改善率εを９０％にすれば、ｍ＝４０００となり、結合体５が付着したと誤認される導電路６の本数δは４０００より遥かに少ないと考えられる。たとえ９０％の改善率でも大幅な改善と言える。

ところで、導電路６の全数Ｍはデバイス設計段階で決定できる。そのことを説明するために、反応中心装置２００の製造方法の一例を簡単に説明する。

図１１に示すように、ＳＯＩ（Silicon-On-Insulator）膜１０からはじめる。一例として、厚さを２０ｎｍとする。続いて、図１２に示すように、リソグラフィー工程により、３０ｎｍのライン（Ｌ）１１とスペース（Ｓ）１２に切り分ける。こうして、平均として、断面が３０ｎｍ×３０ｎｍ×２０ｎｍの半導体ライン１１が複数本できる。この半導体ライン１１を上記の導電路６として採用することも可能であるが、この例では、更にこの半導体ライン１１を細線化する方法を採用する。

スペース１２に酸化膜をつめ、熱工程を重ねて半導体ライン１１をスリミングする。（スリミング工程）

こうして、図１３のように、平均直系３ｎｍの導電路６が、平均間隔５７ｎｍで平行に配置された構造が出来上がる。一度表面をＣＭＰ（Chemical and Mechanical Process）で削り出し平坦化した後、更にゲート酸化膜となる薄い酸化膜を重ね、その上にレセプター８を高表面濃度で付着させると、図８に示すように、反応中心装置２００が出来上がる。この一例で製造される導電路６は、半導体ライン１１を細線化したものである。両者の構造的な違いは太さであり、どちらも半導体チップ製造工程において作成される半導体極細構造である。

図１４は、本発明の一実施形態に関わる半導体バイオセンサーの等価回路図である。導電路６の一端は、ソース選択ゲートトランジスタ（ＳＧＳ）２０を介して、共通ソース線（ＳＬ）２３に接続している。他方は、ドレイン選択ゲートトランジスタ（ＳＧＤ）２１を挟んでセンスアンプ９に接続している。各センスアンプ９からの信号は、ビット線デコーダ２２で解析される。

図１５は、本発明の導電路６の働きに着目するため、図１４の等価回路から一本だけ残して他の導電路６を省略したものである。一例としてのこの図では、ソース選択ゲートトランジスタ２０としてｎＭＯＳＦＥＴを採用している。一方、ドレイン選択ゲートトランジスタ２１としてｐＭＯＳＦＥＴを採用している。一本の導電路６に接続する、二つの選択ゲートトランジスタ２０と２１は、ｎＭＯＳＦＥＴとｐＭＯＳＦＥＴの中から重複を含めて組み合わせで４通り選ぶことができる。

ここで、ソース選択ゲートトランジスタ２０とドレイン選択ゲートトランジスタ２１の両方をオンにし、センスアンプ９を介してドレイン電圧を導電路６に印加すると、電子電流がソース選択ゲートトランジスタ２０のＮ型拡散層から導電路６に流れ込んでくる。極細の導電路６は熱をこもらせる性質がある（セルフヒーティング）ので、ドレイン選択ゲートトランジスタ２１のＰ型拡散層に熱を逃がす必要がある。このため、ドレイン選択ゲートトランジスタ２１はｐＭＯＳＦＥＴとなっている。

本実施形態に関わる導電路６を流れる電流が電子電流であるので、結合体５の電荷が負であればセンスアンプ９で検出される電流が減少する。反対に正であれば増大する。

図１６には、検出体５が電子２個分（Ｎ＝２）の場合と検出体５がない場合（Ｎ＝０に相当）の電流の差を示している。この電流差を検出することがターゲット７の検出に相当する。

図１７には、デバイスシミュレーションによる計算結果を示している。検出体５がない場合（Ｎ＝０）に対する、検出体５に溜まる電荷が電子数に換算してＮの場合の電流量を、電流変化率としてプロットしている。Ｎが大きくなるに従い、電流変化率が１から大きく減少し、Ｎ＝３で半分程度、Ｎ＝４では２０％程度にまで減少している。通常のセンスアンプ技術で十分検出できる程度である。

また、ＥＯＴは、検出体５を構成するターゲットＸと導電路６との間の距離をシリコン酸化膜１の厚さに換算したものである。ＥＯＴの減少と共に感度が良くなるのが判る。このシミュレーション結果によれば、ＥＯＴは２ｎｍ以下にすることが望ましい。

図１３に示したように、実際に製造されるライン１１・スペース１２には製造ばらつきが多い。スリミング工程後もこのばらつきの影響は残り、導電路６は細ければ抵抗が高く、太ければ抵抗が低くなり、このばらつきによって生じられる導電路６の太さの差異はセンスアンプ９でセンスする電流にノイズとして混入する。さらに、元々スリミング工程にも製造ばらつきがある。

図１８、図１９に示すように、導電路が非常に細ければ（３２）、センスアンプ９０で検知される電流がノイズと区別付かなくなる。また、図１８、図１９に示すように、場合によって偶発的に製造途中で断線（３０）する場合もある。

図１８、図１９は、このような導電不全の場合に対処する方法を簡単に示している。

まず、図１８に示すように、ドレイン選択ゲートトランジスタ２１を不揮発メモリ型トランジスタ３１に置き換える。或いは、図１９に示すように、ドレイン選択ゲートトランジスタ２１とセンスアンプ９０の間に不揮発メモリ型トランジスタ３１を配置する。

次に、図２０に示すように、半導体バイオセンサーをターゲット７のない溶液中に浸すか、溶液に浸さない状態でセンスアンプ９０を用いて電流を測定する（初期化ステップ４００）。このとき電流が流れなかった導電路６は、断線（３０）しているか、細すぎて抵抗が高すぎる（３２）かしているとみなし、対応する不揮発性メモリ型トランジスタ３１を定常的に書き込みオフ状態とする（間引きステップ４１０）。こうして、断線（３０）や細すぎる導電路（３２）を排除した後、改めて検体測定を行う（検体測定ステップ４２０）。

次に、半導体基板４を使った通常のトランジスタに比べ、一般に導電路６は構造上体積に対する表面積が大きく、表面状態の影響を受けやすい。そのため、導電路６からの信号には通常のトランジスタからの信号に比べ、ノイズが大きくなる傾向がある。式２に含まれるオフセットはこのノイズの最大幅を考慮して決定される。

しかしながら、このノイズの幅も導電路６の直径に依存する。これは、もちろん細すぎる導電路３２ほど抵抗が大きくなる訳ではなく、カットオフが適正であれば処理できる程度のノイズの幅の増減に影響するものである。

カットオフを適正に決定するにはこのノイズ幅の増減を考慮に入れる必要がある。

また、図２１に示すように、導電路６０自身も直径に揺らぎを持っている。ノイズに対するカットオフを適正に決定するには、この導電路６０に特徴的な直径揺らぎを考慮に入れる必要がある。

残念ながら、これらの情報はバイオセンサーを設計する段階では正確に把握するのは容易ではない。製造後になんらかの方法で微調整する必要がある。

図１８および図１９に示すように、本発明に関連する一実施形態で利用される不揮発性メモリ型トランジスタ３１を用いてこの問題に対処することができる。

本発明に関する一実施形態では、図２２に示すように、間引きステップ４１０の後、初期化ステップ４００において測定した信号に応じて不揮発性メモリ型トランジスタ３１の閾電圧を調整することにより、不揮発性メモリ型トランジスタ３１の抵抗を調整することが出来る。これにより、ノイズ源となっている直径揺らぎを低減することが可能となる。

このような閾電圧の微調整には、通常の不揮発性メモリの書き込みや消去を小さなステップで繰り返す手法（ベリファイ）が適当である。（T. Tanaka, et al., 1990 Symposium on VLSI circuits, pp. 105-106 (1990) 参照）

この発明によれば、バイオセンサーの検知限界ＬＯＤを大幅に向上することが可能となり、医療用ヘルスケアチップの性能アップと低価格化を同時に行い、従来のバイオセンサーでは不可能であった病気の早期発見を可能とし、大幅な医療費節減効果を期待することがことができる。

なお、本発明の技術範囲は上記実施の形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更を加えることが可能である。

バイオセンサーの検知限界を大幅に改善することが可能となる。

１酸化膜
２ソース
３ドレイン
４半導体基板
５ターゲットとレセプターが合体して半導体表面に付着した電荷
６導電路
７ターゲット
８レセプター
９センスアンプ
１０シリコン・オン・インシュレータ（ＳＯＩ）
１１半導体ライン
１２スペース
２０ソース選択ゲートトランジスタ
２１ドレイン選択ゲートトランジスタ
２２ビット線デコーダ
２３共通ソース線
３０導電路の断線
３１不揮発性メモリ型トランジスタ
３２細過ぎて抵抗が高い導電路
６０直径にばらつきのある導電路
１０１レジスト
１１０半導体バイオセンサーの従来例
２００反応中心装置
３００乖離定数
４００初期化ステップ
４１０間引きステップ
４２０検体測定ステップ
５３０オフセット調整ステップ

Claims

高精度小型検査装置の中心部品となる半導体チップ内に製造され、複数の導電路と、前記複数の導電路の一端に連接される共通ソース領域と、前記複数の導電路の他端に個別に接続する複数の不揮発性メモリ型トランジスタと、前記複数の不揮発性メモリ型トランジスタに個々に接続する複数のセンスアンプと、前記複数のセンスアンプの出力を解析して前記複数のセンスアンプの動作を管理するビット線デコーダと、前記複数の導電路を包み込む酸化膜と、前記酸化膜表面に付着する複数のレセプターと、を備えていることを特徴とする半導体バイオセンサー。
請求項１記載の半導体バイオセンサーを、検体サンプルを含む溶液に晒す前に前記複数のセンスアンプを利用して前記複数の導電路からの出力信号を検査し、断裂や異常高抵抗などの導電不全の有無を判断する初期化ステップと、前記初期化ステップの判断に基づき、断裂や異常高抵抗の導電路に接続する不揮発性メモリ型トランジスタに対して書き込み処理を行う間引きステップと、を備えていることを特徴とする、半導体バイオセンサーの動作方法。
前記間引きステップの後、さらに、前記複数の不揮発性メモリ型トランジスタのうち、前記間引きステップで書き込みが行われなかった不揮発性メモリ型トランジスタの閾電圧を選択的に微調整するオフセット調整ステップを、さらに備えていることを特徴とする、請求項２記載の半導体バイオセンサーの動作方法。
高精度小型検査装置の中心部品となる半導体チップ内に製造され、複数の導電路と、前記複数の導電路の一端に連接される共通ソース領域と、前記複数の導電路の他端に個々に接続する複数のドレイン選択ゲートトランジスタと、前記複数のドレイン選択ゲートトランジスタに個々に接続する複数の不揮発性メモリ型トランジスタと、前記複数の不揮発性メモリ型トランジスタに個々に接続する複数のセンスアンプと、前記複数のセンスアンプの出力を解析して前記複数のセンスアンプの動作を管理するビット線デコーダと、前記複数の導電路を包み込む酸化膜と、前記酸化膜表面に付着する複数のレセプターと、を備えていることを特徴とする半導体バイオセンサー。
請求項４記載の半導体バイオセンサーを、検体サンプルを含む溶液に晒す前に前記複数のセンスアンプを利用して前記複数の導電路からの出力信号を検査し、断裂や異常高抵抗などの導電不全の有無を判断する初期化ステップと、前記初期化ステップの判断に基づき、断裂や異常高抵抗などの導電路に接続する不揮発性メモリ型トランジスタに対して書き込み処理を行う間引きステップと、を備えていることを特徴とする、半導体バイオセンサーの動作方法。
前記間引きステップの後、さらに、前記複数の不揮発性メモリ型トランジスタのうち、前記間引きステップで書き込みが行われなかった不揮発性メモリ型トランジスタの閾電圧を選択的に微調整するオフセット調整ステップを、さらに備えていることを特徴とする、請求項５記載の半導体バイオセンサーの動作方法。