JP6656507B2 - バイオセンサ及び検出装置 - Google Patents

Description

本発明は、バイオセンサ、及び、このバイオセンサを用いた検出装置に関する。

近年、生体高分子の生体物質認識機構を利用したバイオセンサが、医療、環境分析の分野で用いられている。このバイオセンサは、生体高分子の生体物質認識機構と、溶液と絶縁膜との界面（固液界面とも呼ぶ）における界面電位検出機構と、電気計測機器とを組み合わせたものである。

生体物質認識機構としては、酵素の基質特異性、抗体−抗原反応、ＤＮＡ（Deoxyribonucleic Acid：デオキシリボ核酸）とＤＮＡの相互作用、ＲＮＡ（Ribonucleic Acid：リボ核酸）とＲＮＡの相互作用、レクチンと生理活性糖鎖の結合、タンパク質の特定生体物質への親和性等が用いられている。

界面電位検出機構としては、例えば、ＭＯＳＦＥＴ（Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor）を基本構造としたイオンセンシティブＦＥＴ（ＦＥＴセンサ）が用いられている。ＦＥＴセンサは、固液界面に形成される電気二重層の電位変化を、参照電極電位−ドレイン電流特性（Ｖｒｅｆ−Ｉｄ特性）のしきい値電圧（Ｖｔｈ）シフトとして検出することで、電気二重層電位を測定する。

電気二重層電位を変化せしめる要因としては、溶液のｐＨ（Potential of hydrogen）変化、絶縁膜界面への物理的、化学的吸着などの現象を挙げることができる。例えば、ｐＨと電気二重層電位の関係は、電気化学のネルンスト理論により知られている。例えば、２５℃においては、ｐＨが１変化する（水素イオン濃度が１桁変化する）。この変化により、電気二重層電位が約５９ｍＶ変化する。このことは、電気二重層電位に基づくｐＨセンサにおいては、５９ｍＶ／ｐＨがセンサ感度の理論限界ということを示している。

ｐＨはバイオセンシングの有用な指標となる。バイオセンサは、生体物質を酵素反応により分解し、水素イオンを副生成させることで溶液のｐＨ変化を誘起する。そして、バイオセンサは、このｐＨ変化をＦＥＴセンサにより検出することで生体物質の濃度を測定する。このようなバイオセンサは、酵素による分子認識・基質分解機能と、ＦＥＴセンサによるｐＨ測定機能とを併せ持つ。そのため、分子認識・基質分解機能とｐＨ測定機能とが相互に機能を阻害しないようにする必要がある。さらに、酵素反応により発生する水素イオン濃度の変化は、必然的に元の生体物質の濃度より低くなる。そのため、ｐＨ変化を指標としたバイオセンシングを実現するためには、極微小なｐＨ変化を精度良く検出できる機能が必要となる。

今後、臨床検査分野において、医療現場で被験者の傍らで検査を行うＰＯＣＴ（Point of Care Testing）の需要が増すことが予測されている。このような臨床検査では、特定の生体物質の濃度を把握することを目的とする。そして、このような臨床検査では、既存の技術では検出できない低濃度物質を測定する要求が増していくと考えられている。このような要求に対応するため、高感度な測定が可能なバイオセンサが必要である。

次に、本発明に関連する技術（以下「関連技術」という。）について説明する。

ＴＦＴバイオセンサに関しては、例えば、アモルファスシリコンＴＦＴを用いたＤＮＡ分子及び西洋ワサビペルオキシダーゼ分子のラベルフリー検出に関して報告例がある（非特許文献１）。なお、ＴＦＴは、Thin Film Transistor(薄膜トランジスタ）の略語である。ＤＮＡ分子は０．４μＭ、西洋ワサビペルオキシダーゼ分子は０．１μＭまで直線的なＶｔｈシフトが得られている。

カーボンナノチューブを活性層に用いたＴＦＴバイオセンサにおいて、活性層上部にアセチルコリンエステラーゼを固定化したアセチルコリンセンサが開示されている（非特許文献２）。感度、分解能、応答時間としては、３７８．２μＡ／decade、１０ｎＭ、１５秒という値がそれぞれ得られている。

酵素反応を利用した公知例としては、ＦＥＴセンサのイオン感応膜にペニシリンオキシダーゼを固定したペニシリンセンサの報告がある（非特許文献３）。酵素によりペニシリンを分解し、水素イオンを副生成させることでｐＨを変化させ、それをＦＥＴセンサで検出する構成である。検出感度をしては、１２０±１０ｍＶ／ｍＭが得られ、１年以上の連続動作が確認されている。

電界効果トランジスタを備えたバイオセンサであって、シリコン基板表面に被検出物質認識分子を固定した反応場と、もう一方のシリコン基板表面に検出部となる電界効果素子を備え、検出感度の向上を図った報告例がある（特許文献１）。

縦型トランジスタをトランスデューサに用い、ポーラスアルミナに分子認識機能を有する酵素、抗体を固定化したバイオセンサの例が開示されており、応答動作の高速化の可能性が示されている（特許文献２）。

特開２０１３−１４８４５６号公報 特開２０１０−１５１５４０号公報

D. Goncalves、外３名、「Label-free electronic detection of biomolecules using a-Si:H field-effect devices」、「Journal of Non-Crystalline Solids」、ELSEVIER、2006年6月15日、volume 352、p.2007-2010 Wei Xue、外１名、「A thin-film transistor based acetylcholine sensor using self-assembled carbon nanotubes and SiO2 nanoparticles」、「Sensors and Actuators B: Chemical」、ELSEVIER、2008年9月25日、volume 134、p.981-987 A. Poghossian、外４名、「An ISFET-based penicillin sensor with high sensitivity, low detection limit and long lifetime」、「Sensors and Actuators B: Chemical」、ELSEVIER、2001年6月1日、volume 76、p.519-526

上記のように、バイオセンサの例が開示されている。しかし、いずれの文献においても、被測定物を含む溶液に浸漬した参照電極によりゲート電圧を印加し、Ｖｒｅｆ−Ｉｄ特性のＶｔｈシフトから被測定物の濃度を測定する構成である。このようなセンサにおいては、ネルンスト理論により示されている理論感度を超えることができない。その結果、かかる構成を極低濃度の生体物質の測定に適用することは困難である。

ＭＯＳＦＥＴを基本構造に用いたｐＨセンサは、既に実用化されている。溶液中のｐＨを測定する用途においては、ネルンスト理論による５９ｍＶ／ｐＨの感度以下の感度であっても、十分と考えられる。

生体物質測定への応用を試みる際、さらに高感度なｐＨセンサが必要となるのは自明である。例えば、バイオセンサの測定対象となる生体物質は、ｐＨ７付近の溶液中に１０^−７〜１０^−９ｍｏｌ／Ｌ程度の濃度で存在している。このような生体物質を酵素により分解し、その結果生じる水素イオン濃度変化を検出する際、０．００１〜０．０１程度のｐＨ変化を検出する必要がある。このとき、従来技術によるｐＨセンサでは、０．０５９ｍＶ〜０．５９ｍＶの微小な電圧変化を検出する必要がある。センサのドリフト、熱的な揺らぎ、液温の変化等の影響を考慮すると、関連技術のバイオセンサでは、信頼性が高い測定を実現するのが難しい。

また、開示技術では、生体高分子を絶縁膜上に固定しているため、生体高分子による物質認識部とＦＥＴセンサによるｐＨセンシング部とが同一部位に共存する構造となっている。生体高分子膜を厚くするとｐＨセンシング部が溶液と接しなくなるため、ｐＨ感度の低下に繋がる懸念がある。更には、酵素を固定化できる領域が制限されるため、酵素反応によるｐＨ変化量を大きくできない。即ち、生体物質の検出感度を高めることができないという課題につながる。

絶縁膜上に酵素を固定する開示技術の構造では、基本的に酵素の交換は不可能である。一般に、酵素等の生体高分子は、経時的に機能が低下することが知られており、無機構造体に比して非常に短い期間で機能を失う。そのため、酵素の交換ができない開示技術の構造では、酵素が失活した際は、たとえＴＦＴセンサ部が正常に動作していても、バイオセンサとしての機能は失われることになる。このことは、センサの寿命を短くし、使用者の負担を増大させるという課題につながる。

更に、開示技術の構成では、酵素分子は参照電極に最も近い位置に配置されているため、ゲート電圧の印加により活性低下を招く懸念があることも課題の一つとなる。

そこで、本発明の目的は、酵素反応に起因する微小なｐＨ変化を高感度で検出できるバイオセンサ及び検出装置を提供することにある。

実施の形態の一側面は、半導体活性層と、ゲート電極と、前記半導体活性層の第一の面に設けられ、当該半導体活性層と前記ゲート電極とを絶縁するゲート絶縁膜と、前記半導体活性層の第二の面に設けられ、溶液と接する領域を有するイオン感応絶縁膜と、前記領域から空間的に離れた位置に固定され、前記溶液内の物質と反応することで前記領域における電位変化を発生させる酵素と、を備え、前記イオン感応絶縁膜の単位面積当たりの静電容量が前記ゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量よりも大きく、前記イオン感応絶縁膜の単位面積当たりの静電容量を前記ゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量で除した比の値を前記イオン感応絶縁膜上の電位に乗じて、前記イオン感応絶縁膜上の電位を増幅して検出する検出部を有することを特徴とするバイオセンサである。

実施の形態の一側面によれば、酵素反応に起因する微小なｐＨ変化を高感度で検出できる。

第一の実施形態のＴＦＴバイオセンサを示す断面図である。 実施例１のＴＦＴバイオセンサのＶｇ−Ｉｄ特性を示すグラフである。 第二の実施形態のＴＦＴバイオセンサを示す断面図である。 図３のＴＦＴバイオセンサの一部の模式図である。 実施例３のＴＦＴバイオセンサを示す断面図である。 第三の実施形態のＴＦＴバイオセンサを示す断面図である。 第四の実施形態のＴＦＴバイオセンサを示す断面図である。 実施例６のＴＦＴバイオセンサを示す断面図である。 第五の実施形態のＴＦＴバイオセンサを示す断面図である。 第六の実施形態のＴＦＴバイオセンサを示す断面図である。 第六の実施形態のＴＦＴバイオセンサを示す模式図である。 第七の実施形態のＴＦＴバイオセンサを示す断面図である。 有機物半導体を半導体活性層に用いたＴＦＴバイオセンサを示す断面図である。 第八の実施形態のＴＦＴバイオセンサ機器の回路図である。 ＴＦＴバイオセンサ機器のマイクロプロセッサの構成例を示す図である。 第八の実施形態のＴＦＴバイオセンサ機器における測定原理の説明図である。 水素イオン濃度とゲート電極電圧との対応を格納したテーブルを示す図である。 実施例１２のＴＦＴバイオセンサ機器における測定方法の説明図である。

以下、添付図面を参照しながら、本発明を実施するための形態（以下「実施形態」という。）について説明する。なお、本明細書及び図面において、実質的に同一の構成要素については同一の符号を用いる。図面に描かれた形状は、当業者が理解しやすいように描かれているため、実際の寸法及び比率とは必ずしも一致していない。
以下の各実施形態では、ＴＦＴを用いて構成されたバイオセンサについて説明するので、バイオセンサをＴＦＴバイオセンサと呼ぶ。

（第一の実施形態）
図１は、第一の実施形態のＴＦＴバイオセンサ１０１を示す断面図である。

ＴＦＴバイオセンサ１０１は、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄが接続された半導体活性層１２を備える。半導体活性層１２の一方の面（第一の面、図１では下面）には、ゲート絶縁膜としての熱酸化膜１０及びゲート電極としてのシリコン基板１１が設けられている。また、半導体活性層１２の他方の面（第二の面、図１では上面）には、イオン感応絶縁膜１４及び保護絶縁膜１５が設けられている。また、ＴＦＴバイオセンサ１０１は、イオン感応絶縁膜１４及び保護絶縁膜１５から空間的に離れた位置に参照電極１７を備える。
なお、イオン感応絶縁膜１４の単位面積当たりの静電容量がゲート絶縁膜（熱酸化膜１０）の単位面積当たりの静電容量よりも大きくなっている。更に、ＴＦＴバイオセンサ１０１は、イオン感応絶縁膜１４及び保護絶縁膜１５から空間的に離れた位置に、基質特性を有する酵素１９を一面に配置した第二の絶縁性基板１８を備える。このとき、ＴＦＴを形成されたシリコン基板１１と第二の絶縁性基板１８（酵素１９）は図１に示したとおり対向させる構造が望ましいが、二次元的に配置しても良い。
シリコン基板１１と第二の絶縁性基板１８との間の空間にセンシング対象物質１６を含む溶液が満たされる。保護絶縁膜１５はイオン感応絶縁膜１４の上面の、半導体活性層１２のチャネル領域と重なる領域以外の領域を被覆している。イオン感応絶縁膜１４は、保護絶縁膜１５に被覆されていない領域を有する。イオン感応絶縁膜１４は、この領域でセンシング対象物質１６を含む溶液と接する。
また、酵素反応により生成した水素イオンの拡散を早め、ＴＦＴセンサの応答性を向上させるため、イオン感応絶縁膜１４と第二の絶縁性基板１８との間隔は可能な限り狭めた方が良い。イオン感応絶縁膜１４は、センシング対象物質１６を含む溶液と接触する界面において、所定のイオンに感応して当該界面の電位を変動させる性質を有する。イオン感応絶縁膜１４は、「ion-sensitive insulator」、「pH-sensitive transducer」とも呼ばれる。

そして、ＴＦＴバイオセンサ１０１は、ソース電極１３ｓとゲート電極（シリコン基板１１）との間の電位差を読み取る電圧検出部２０、及び、ソース電極１３ｓ又はドレイン電極１３ｄに流れる電流を読み取る電流検出部２１の、どちらか一方を更に備えている。なお、図１では、電圧検出部２０及び電流検出部２１の両方を図示している。

（実施例１）
次に、第一の実施形態を更に具体化した実施例１を、図１に基づき説明する。まず、実施例１のＴＦＴバイオセンサ１０１の製造方法について説明する。
ＴＦＴバイオセンサ１０１の製造装置(以下、製造装置と記す)は、シリコン基板１１に熱酸化膜１０を２００ｎｍの膜厚で形成する。熱酸化膜１０の代わりに、プラズマＣＶＤ（Chemical Vapor Deposition）法やスパッタ法により成膜された酸化シリコン膜や窒化シリコン膜などを用いても良い。なお、製造装置という用語は、スパッタやＣＶＤ等の成膜装置、有機物の塗布機、アニール炉など、バイオセンサを製造するために必要となる個別装置の総称として用いている。

そして、製造装置は、熱酸化膜１０が形成されたシリコン基板１１上に、インジウム−ガリウム−亜鉛−酸素からなる酸化物半導体膜（以下、Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏと略す）を５０ｎｍの膜厚で、メタルマスクを用いてスパッタ法により成膜する。この成膜では、Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏからなる焼結体ターゲットが用いられ、基板は加熱されず、アルゴンガスと酸素ガスとの混合ガス雰囲気中でのＤＣ（Direct Current）スパッタ法が採用された。製造装置は、成膜後に大気中で４００℃かつ１時間のアニール処理を行う。この酸化物半導体膜をパターニングすることにより、島状の半導体活性層１２が形成される。

続いて、製造装置は、モリブデン金属をメタルマスクを用いてＤＣスパッタすることにより、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄを形成する。ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄの膜厚は５０ｎｍである。更に、製造装置は、酸化タンタルからなる２００ｎｍのイオン感応絶縁膜１４を、メタルマスクを用いてスパッタ法により成膜する。この成膜では、Ｔａ−Ｏからなる焼結体ターゲットが用いられ、基板は加熱されず、アルゴンガスと酸素ガスとの混合ガス雰囲気中でのＲＦ（Radio Frequency）スパッタ法が採用された。

その後、製造装置は、大気中で３００℃かつ１時間のアニールを行う。熱酸化膜１０の比誘電率は４程度であり、スパッタ成膜した酸化タンタルの比誘電率は２０程度であった。いずれの膜厚も２００ｎｍであるため、これらの比誘電率値の違いが反映されて、酸化タンタルから成るイオン感応絶縁膜１４の単位面積当たりの静電容量は、熱酸化膜１０から成るゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量よりも５倍程度大きい。

続いて、製造装置は、半導体活性層１２のチャネル領域の直上のイオン感応絶縁膜１４の表面を露出させ、それ以外を保護絶縁膜１５で被覆する。保護絶縁膜１５にはシリコン樹脂を用いることが望ましいが、適当な耐水性、絶縁性が得られれば、フォトレジスト、エポキシ樹脂等でも良い。
このようなＴＦＴをセンシング対象物質１６を含むリン酸緩衝生理食塩水に浸漬させる。このとき、イオン感応絶縁膜１４の露出した領域は、リン酸緩衝生理食塩水と接する。なお、リン酸緩衝生理食塩水は、前記した溶液の一例である。また、飽和ＫＣｌ溶液で満たされたＡｇ／ＡｇＣｌ電極を参照電極１７として使用し、対象物質１６を含むリン酸緩衝生理食塩水に同時に浸漬させる。

酵素１９の主要成分は、例えば、グルコースオキシダーゼである。具体的には、酵素１９は、１０％グルコースオキシダーゼと、１０％牛血清アルブミンと、８％グルタルアルデヒドとの混合物である。製造装置は、酵素１９を、第二の絶縁性基板１８の一面に滴下し、室温で２時間乾燥させる。この乾燥により、酵素１９は、第二の絶縁性基板１８に固定された。
固定後の酵素１９は、ｐＨ６．５，０．１ｍｏｌ／Ｌのリン酸緩衝液に浸漬され、４℃で保存される。製造装置は、酵素１９を固定した第二の絶縁性基板１８を、センシング対象物質１６を含むリン酸緩衝生理食塩水に浸漬させる。ここで、第二の絶縁性基板１８は、ＴＦＴを形成したシリコン基板１１に対向している。このとき、第二の絶縁性基板１８とシリコン基板１１間の距離を制御するため、スペーサーを介して両者を貼り合わせも良い。リン酸緩衝生理食塩水は、酵素１９の至適環境であるｐＨ６．８、液温３７℃に調整されている。

上述のように構成されたＴＦＴバイオセンサ１０１において、発明者は、はじめに、ＴＦＴバイオセンサ１０１のドレイン電極１３ｄに一定電位０．５Ｖを与え、ソース電極１３ｓ及び参照電極１７をグランド電位（０Ｖ）とし、ゲート電圧Ｖｇを０Ｖ〜＋７Ｖの範囲で変化させて、Ｖｇ−Ｉｄ特性（ゲート電圧Ｖｇに対するドレイン電流Ｉｄの特性）を測定した。

図２は、実施例１のＴＦＴバイオセンサ１０１のＶｇ−Ｉｄ特性を示すグラフである。図２の上側に示しているグラフが、空気中でのＶｇ−Ｉｄ特性測定の結果であり、下側に示しているグラフが、リン酸緩衝生理食塩水中でのＶｇ−Ｉｄ特性測定の結果である。液体に浸漬することによりＶｇ−Ｉｄ特性がプラス側にシフトとすることが分かる。次に、発明者は、前記したリン酸緩衝生理食塩水中に、最終濃度が所定の値になるように調整されたグルコース水溶液を添加する。なお、リン酸緩衝生理食塩水中には、ＴＦＴバイオセンサ１０１、及び参照電極１７、及び酵素１９を固定した第二の絶縁性基板１８が浸漬されている。このとき、リン酸緩衝生理食塩水のｐＨが変化しないようにするため、添加するグルコースは同様のリン酸緩衝生理食塩水に溶解させる。

ここで、添加されたグルコースとグルコースオキシダーゼ（酵素１９）との間で、以下の反応が進行する。

β−Ｄ−グルコース ＋ Ｏ₂ → Ｄ−グルコノ−δ−ラクトン ＋ Ｈ₂ Ｏ₂
（触媒：グルコースオキシダーゼ）

このとき、生成するＤ−グルコノ−δ−ラクトンは加水分解によりグルコン酸に変化し、グルコン酸のｐＫａ（酸解離定数）は約３．８であるため、溶液のｐＨ変化をもたらすことになる。このｐＨ変化は、液中のグルコース濃度に比して増加するため、ｐＨ変化に起因するＴＦＴバイオセンサ１０１のＶｇ−Ｉｄ特性シフトからグルコース濃度を測定することができる。

本実施例では、Ｖｒｅｆ−Ｉｄ特性のＶｔｈシフトから、界面電位、或いは、イオン濃度を検知する関連技術と異なり、Ｖｇ−Ｉｄ特性（ゲート電極電圧−ドレイン電流特性）のＶｔｈシフトから所望の値を検知する。
実施例１のＴＦＴバイオセンサ１０１は、イオン感応絶縁膜１４上にセンシング対象物質１６を配置した際に、イオン感応絶縁膜１４とセンシング対象物質１６との間に発生した電位差（界面に発生した電気二重層電位に対応）を、イオン感応絶縁膜１４の単位面積当たりの静電容量をゲート絶縁膜（熱酸化膜１０）の単位面積当たりの静電容量で除した比の値により増幅して検出する検出部を有する。検出部は、例えば、イオン感応絶縁膜１４上に発生した電位差に、前記静電容量の比の値を乗じた電位差を読み取る。水素イオン濃度の変化に対する電気二重層電位の変化の最大値は５９ｍＶ／ｐＨであるが、本実施例１では、イオン感応絶縁膜１４の単位面積当たりの静電容量をゲート絶縁膜（熱酸化膜１０）の単位面積当たりの静電容量で除した比の値が１よりも大きいため、５９ｍＶ／ｐＨよりも高い感度を実現することができる。つまり、本実施例１のＴＦＴバイオセンサ１０１は、５９ｍＶ／ｐＨよりも高いｐＨ感度を有するバイオセンサである。

また、実施例１のＴＦＴバイオセンサ１０１は、イオン感応絶縁膜１４から空間的に離れた位置に生体分子認識機構（例えば、酵素１９）を有するバイオセンサである。
空間的に離れた位置に生体分子認識機構を有する意義は、前述の高感度化を実現するための構成を損なわない点にある。イオン感応膜に生体高分子を固定し、イオン感応膜上に生体分子認識機構を付与した場合、イオン感応膜と固定化した生体高分子の単位面積当たりの静電容量をゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量で除した比の値によりｐＨ感度が決まる。一般に生体高分子の静電容量は、イオン感応絶縁膜に比して非常に小さい。そのため、溶液とイオン感応絶縁膜１４とが接する領域の一面に生体高分子を固定した場合、本実施の形態の原理に基づく高感度化を実現するのが困難になる。
更に、ｐＨ測定部から独立した生体物質認識部位を有する利点は、両者が相互に機能阻害することを抑制できる点にある。生体物質認識においては、ｐＨ測定機能を阻害すること無く、生体高分子固定部の大面積化、厚膜化を図ることができ、酵素反応、分子認識反応を効率的に進行させることが可能となる。よって、実施例１のＴＦＴバイオセンサ１０１では、高感度な界面電位検出機能を有しつつ、生体分子認識機構の効率化を図ることで、低濃度生体物質の測定への適用が可能となる。

本実施例では、関連技術とは異なり、参照電極１７ではなくゲート電極に印加した電圧対ドレイン電流特性のしきい値電圧シフト（Ｖｔｈシフト）からセンシングを行う。このような検出法を用いる場合、イオン感応絶縁膜１４の単位面積当たりの静電容量をゲート絶縁膜（熱酸化膜１０）の単位面積当たりの静電容量よりも大きくすることで、ネルンスト限界よりも高い感度での検出が理論的に可能になる。
本実施例の効果は、決してネルンスト理論を否定するものではなく、ネルンスト理論に従ってイオン感応絶縁膜１４の表面に発生した電気二重層電位差が、ボトムゲート電界とトップゲート電界との相互作用を通じて“増幅”される結果である。この増幅効果は、イオン感応絶縁膜１４の単位面積当たりの静電容量をゲート絶縁膜（熱酸化膜１０）の単位面積当たりの静電容量より大きくすることで実現される。この効果は、外部回路による増幅に依存せず、各種の揺らぎに影響されることなくＴＦＴバイオセンサ１０１自身の本来的な高感度化を実現するので、関連技術の課題を解決することができる。

本実施例では、酵素１９にグルコースオキシダーゼを用いた例を説明したが、これに限定されることは無く、溶液のｐＨ変化をもたらす酵素反応であれば、いずれも適用することができる。

更に、酵素１９の活性が低下した際は、酵素１９の基板（第二の絶縁性基板１８）以外を保持したまま、第二の絶縁性基板１８及び酵素１９を交換することで、初期の酵素１９の活性を再び得ることができる。その結果、イオンセンサ全体の寿命が長くなり、使用者の負担が少ないイオンセンサを利用者に提供することができる。
また、第二の絶縁性基板１８及び酵素１９を交換できる機能は、異なる酵素への入れ替えが可能であることと同義である。この交換機能により、単一の構成で異なる項目を測定できるバイオセンサを提供することができる。

上記では、Ｖｇ−Ｉｄ特性のしきい値電圧シフトからセンシング対象物質１６中のイオン濃度を測定する手法を説明した。このほかに、ある一定のゲート−ソース間電圧時におけるソース−ドレイン間電流値を電流計により読み取り、その変化からイオン濃度変化を検知することもできる。

ここで、半導体活性層１２には、ＩｎＧａＺｎＯを用いたが、これには限定されない。例えば、アモルファスシリコン、ポリシリコン、ＺｎＯ、ＩｎＳｎＺｎＯなどを用いることができる。また、自由ホールを蓄積しにくいワイドバンドギャップ半導体を用いることが望ましい。

イオン感応絶縁膜１４は、酸化タンタルに限られるわけではないが、比誘電率の高い材料を用いることが望ましい。例えば、酸化タンタル以外では、酸化ハフニウム、酸化アルミニウム、チタン酸バリウム、チタン酸ストロンチウム、窒化シリコン膜等でも良いし、これらの任意の積層膜でも良い。また、ゲート絶縁膜は、酸化シリコンに限られるわけではなく、窒化シリコンや酸化アルミニウム等でも良いし、これらの任意の積層膜でも良い。
以上説明したように、本実施の形態のイオンセンサは、イオン感応絶縁膜１４の表面に発生した電気二重層電位を増幅して検出できる。そのため、微小な水素イオン濃度変化、即ちｐＨ変化を検出することができる。さらに、ｐＨセンシング部単位面積当たりの酵素量を増やすことできる。そのため、酵素反応によるｐＨ変化量を大きくすることができ、生体物質の検出感度を高くすることができる。

（第二の実施形態）
図３は、第二の実施形態のＴＦＴバイオセンサ２０１を示す断面図である。
第二の実施形態のＴＦＴバイオセンサ２０１は、第一の実施形態のＴＦＴバイオセンサ１０１と同様に、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄが接続された半導体活性層１２を備える。また、半導体活性層１２の一方の面（第一の面、図３では下面）には、ゲート絶縁膜としての熱酸化膜１０及びゲート電極としてのシリコン基板１１が設けられている。また、半導体活性層１２の他方の面（第二の面、図３では上面）には、イオン感応絶縁膜１４及び保護絶縁膜１５が設けられている。また、ＴＦＴバイオセンサ２０１は、イオン感応絶縁膜１４及び保護絶縁膜１５から空間的に離れた位置に参照電極１７を備える。なお、イオン感応絶縁膜１４の単位面積当たりの静電容量がゲート絶縁膜（熱酸化膜１０）の単位面積当たりの静電容量よりも大きくなっている。更に、ＴＦＴバイオセンサ２０１では、前記イオン感応絶縁膜１４の表面（上面）の保護絶縁膜１５に被覆されていない領域のうち、イオン感応絶縁膜１４の下面が半導体活性層１２と接する領域の直上を除く部位に酵素１９が固定されている。

そして、ＴＦＴバイオセンサ２０１は、ソース電極１３ｓとゲート電極（シリコン基板１１）との間の電位差を読み取る電圧検出部２０、及び、ソース電極１３ｓ又はドレイン電極１３ｄに流れる電流を読み取る電流検出部２１の、どちらか一方を更に備えている。なお、図３では、電圧検出部２０及び電流検出部２１の両方を図示している。

（実施例２）
次に、第二の実施形態を更に具体化した実施例２を、図３及び図４に基づき説明する。図４は、図３のＴＦＴバイオセンサ２０１の一部の模式図である。図４、図５における符号Ａ１〜Ａ４は、領域を示す符号であり、物質（半導体活性層１２、イオン感応絶縁膜１４、酵素１９など）を示す符号ではない。
実施例２のＴＦＴバイオセンサ２０１の製造装置は、シリコン基板１１に熱酸化膜１０を２００ｎｍの膜厚で形成する。熱酸化膜１０の代わりに、プラズマＣＶＤ法やスパッタ法により成膜された酸化シリコン膜や窒化シリコン膜などを用いても良い。

そして、製造装置は、熱酸化膜１０が形成されたシリコン基板１１上に、Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏからなる５０ｎｍの酸化物半導体膜をスパッタ法により成膜する。製造装置は、酸化物半導体膜上にフォトリレジストをパターニングした後、シュウ酸によりエッチングすることで、所定島状の半導体活性層１２を形成する。製造装置は、半導体活性層１２の形成後に大気中で４００℃かつ１時間のアニールを行う。

続いて、製造装置は、チタンをＤＣスパッタし、フォトリレジストをパターニングした後、フッ素ガス系プラズマ（例えばＳＦ₆ やＣＦ₄ ）でエッチングすることで、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄを形成する。このとき、Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏはフッ素ガス系プラズマによりエッチングされないため、エッチストップ層を形成することなく、所望の電極形状を作製することができる。なお、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄの膜厚は５０ｎｍである。

更に、製造装置は、酸化ハフニウムからなる２００ｎｍのイオン感応絶縁膜１４を、メタルマスクを用いてスパッタ法により成膜する。この成膜では、Ｈｆ−Ｏからなる焼結体ターゲットが用いられ、基板は加熱されず、アルゴンガスと酸素ガスとの混合ガス雰囲気中でのＲＦスパッタ法が採用された。その後、製造装置は、大気中で３００℃かつ１時間のアニールを行う。なお、半導体活性層１２の上面は、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄが形成されていない領域（図４中の第二の領域Ａ２）でイオン感応絶縁膜１４と接する。

熱酸化膜１０の比誘電率は４程度であり、スパッタ成膜した酸化ハフニウムの比誘電率は２０程度であった。いずれの膜厚も２００ｎｍであるため、これらの比誘電率値の違いが反映されて、酸化ハフニウムから成るイオン感応絶縁膜１４の単位面積当たりの静電容量は、熱酸化膜１０から成るゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量よりも５倍程度大きい。

その後、製造装置は、半導体活性層１２のチャネル領域の直上のイオン感応絶縁膜１４の表面（図４中の第一の領域Ａ１）を露出させ、第一の領域Ａ１以外の周縁部分を保護絶縁膜１５で被覆する。保護絶縁膜１５にはポリイミド樹脂を用いている。第一の領域Ａ１は、半導体活性層１２及びイオン感応絶縁膜１４が接する第二の領域Ａ２の直上の領域（図４中の第三の領域Ａ３）を含み、第二の領域Ａ２よりも大きく形成される。次に、製造装置は、前記イオン感応絶縁膜１４の第一の領域Ａ１のうち、第三の領域Ａ３を除く第四の領域Ａ４に、グルコース脱水素酵素１９を固定する。グルコース脱水素酵素１９を初めとしたタンパク質は、ガラス等の酸化物へ非特異的に吸着する性質がある。

そのため、製造装置は、酵素水溶液を目的の部位（イオン感応絶縁膜１４の第四の領域Ａ４）に滴下し、乾燥させる。これにより、酵素１９は、目的の部位に容易に固定される。また、酵素１９を強固に固定するためには、自己集積化単分子膜（以下「ＳＡＭ（Self- Assembled Monolayer）膜」という。）をリンカーとして挿入することが望ましい。ＳＡＭ膜の成膜方法としては、スピンコーティング、ディップコーティング、真空蒸着を挙げることができるが、これらには限定されない。ＳＡＭ膜の材質としては、チオール基を介して表面を修飾するものや、シランカップリング剤を用いることができるが、これらに限定はされず、適度な結合強度が得られれば良い。
以上説明したように、イオン感応絶縁膜１４は、第一の領域Ａ１以外の周縁部分が保護絶縁膜１５により覆われている。半導体活性層１２の第二の面（図４では上面）は、イオン感応絶縁膜１４と接する第二の領域Ａ２を有する。第一の領域Ａ１は、第二の領域Ａ２と重なる第三の領域Ａ３と、第三の領域Ａ３以外の第四の領域Ａ４とを有する。酵素１９は、第四の領域Ａ４に固定される。イオン感応絶縁膜１４は、第三の領域Ａ３で溶液と接する。
第四の領域Ａ４はＴＦＴのソースドレイン電極上に位置しており、この領域の電位変化は感度に影響を与えない。従って、この感度に影響を与えない領域Ａ４を酵素１９の領域として有効活用できる。

（実施例３）
次に第二の実施形態の変形例として実施例３を、図５を用いて説明する。図５は、実施例３のＴＦＴバイオセンサ３０１を示す断面図である。

実施例３のＴＦＴバイオセンサ３０１の製造装置は、シリコン基板１１に熱酸化膜１０を２００ｎｍの膜厚で形成する。次に、製造装置は、金属クロムをメタルマスクを用いたＤＣスパッタ法により成膜し、パターニングし、第一のゲート電極２２を形成する。続いて、製造装置は、メタルマスクを用いてＲＦスパッタ法により、アルゴンガスと酸素ガス雰囲気中で酸化シリコン膜を成膜し、第一のゲート絶縁膜２３を形成する。この成膜では、ターゲットとしては、酸化シリコン及び金属シリコンのいずれも用いることができ、酸素分圧を適切に制御することで所望の耐圧が得られる。

そして、製造装置は、第一のゲート絶縁膜２３上に、Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏからなる５０ｎｍの酸化物半導体膜をメタルマスクを用いてスパッタ法により成膜し、半導体活性層１２を形成する。製造装置は、半導体活性層１２の形成後に大気中で４００℃かつ１時間のアニールを行う。続いて、製造装置は、アルミニウムをメタルマスクを用いてＤＣスパッタし、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄを形成する。なお、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄの膜厚は１００ｎｍである。

更に、製造装置は、酸化タンタルからなる２００ｎｍのイオン感応絶縁膜１４を、メタルマスクを用いてスパッタ法により成膜する。この成膜では、Ｔａ−Ｏからなる焼結体ターゲットが用いられ、基板は加熱されず、アルゴンガスと酸素ガスとの混合ガス雰囲気中でのＲＦスパッタ法が採用された。その後、製造装置は、大気中で３００℃かつ１時間のアニールを行う。熱酸化膜１０の比誘電率は４程度であり、スパッタ成膜した酸化タンタルの比誘電率は２０程度であった。いずれの膜厚も２００ｎｍであるため、これらの比誘電率値の違いが反映されて、酸化タンタルから成るイオン感応絶縁膜１４の単位面積当たりの静電容量は、熱酸化膜１０から成るゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量よりも５倍程度大きい。

その後、製造装置は、半導体活性層１２のチャネル領域の直上のイオン感応絶縁膜１４の表面（第一の領域Ａ１）を露出させ、第一の領域Ａ１以外を保護絶縁膜１５で被覆する。保護絶縁膜１５にはシリコン樹脂を用いたが、適切な耐水性、絶縁性が担保されればアルミナ等の無機絶縁体を用いても良い。

続いて、製造装置は、ディスペンサーにより酵素水溶液をイオン感応絶縁膜１４の第一の領域Ａ１上に滴下し、室温で乾燥させる。これにより、酵素１９は、イオン感応絶縁膜１４の第一の領域Ａ１上に固定される。酵素１９は、例えば、第一の領域Ａ１上に一定間隔またはランダムに設けられる。このとき重要なのは、イオン感応絶縁膜１４が適度に露出し、イオン感応絶縁膜１４とセンシング対象物質１６との接触が確保されることである。この結果、生体物質認識機構とｐＨセンシング機構とをイオン感応絶縁膜１４上に併せ持ち、相互に機能阻害を誘発しないＴＦＴバイオセンサを提供することができる。

実施例２のＴＦＴバイオセンサ２０１及び実施例３のＴＦＴバイオセンサ３０１においても、上述の実施例１のＴＦＴバイオセンサ１０１と同様に、図２に示すようなＶｇ−Ｉｄ特性が得られる。よって、Ｖｇ−Ｉｄ特性のしきい値電圧シフトからセンシングを行うことができる。また、実施例２，３においても、ＴＦＴバイオセンサ２０１，３０１は、イオン感応絶縁膜１４とセンシング対象物質１６との間に発生した電位差に、イオン感応絶縁膜１４の単位面積当たりの静電容量をゲート絶縁膜（熱酸化膜１０）の単位面積当たりの静電容量で除した比の値を乗じることにより前記電位差を増幅して検出する検出部を有する。これにより、高いｐＨ感度を有するバイオセンサを実現できる。

（第三の実施形態）
図６は、第三の実施形態のＴＦＴバイオセンサ４０１を示す断面図である。

第三の実施形態のＴＦＴバイオセンサ４０１は、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄが接続された半導体活性層１２を備える。半導体活性層１２の一方の面（第一の面、図６では下面）には、第一のゲート絶縁膜としての熱酸化膜１０及び第一のゲート電極としてのシリコン基板１１が設けられている。半導体活性層１２の他方の面（第二の面、図６では上面）には、第二のゲート絶縁膜２４及び第二のゲート電極２５が設けられている。
第二のゲート絶縁膜２４の単位面積当たりの静電容量が第一のゲート絶縁膜（熱酸化膜１０）の単位面積当たりの静電容量よりも大きくなっている。第二のゲート電極２５は、第二のゲート絶縁膜２４上面の半導体活性層１２と重なる領域を含み、この領域から二次元方向に（図６では右方向に）延長して配置されている。すなわち、第二のゲート電極２５は、第二のゲート絶縁膜２４上に設けられ、半導体活性層１２と重なる領域から二次元的に離れた位置まで延長されている。
また、第二のゲート電極２５は、延長端側の上面に酵素１９が固定されており、酵素１９が固定された領域以外は保護絶縁膜１５で被覆されている。酵素１９は、溶液内の物質と反応することで第二のゲート電極２５に印加される電圧を変調させる。
更に、ＴＦＴバイオセンサ４０１は、第二のゲート電極２５上に固定化された酵素１９及び保護絶縁膜１５から空間的に離れた位置に参照電極１７を備えている。溶液に含まれるセンシング対象物質１６は、第二のゲート電極２５及び酵素１９上に配置され、参照電極１７から電圧が第二のゲート電極２５に印加される。このとき、ＴＦＴバイオセンサ４０１に印加される実効的なゲート電圧は、参照電極１７の電圧に、第二のゲート絶縁膜２４上で進行する酵素反応の酸化還元電位を加えた値となり、この実効ゲート電圧に起因するトップチャネルを半導体活性層１２に誘起する。

このとき、ＴＦＴバイオセンサ４０１を第一のゲート電極となるシリコン基板１１により駆動し、参照電極１７の電圧を一定に保持することで、酵素１９の基質との反応に起因する酸化還元電位をＶｒｅｆ−Ｉｄ特性のＶｔｈシフトとして検出することができる。
実施例３のようにイオン感応絶縁膜１４上に酵素１９を間欠的に配置することで、酵素１９の実効的な表面積を広くすることができるとともに、イオン感応絶縁膜１４とセンシング対象物質１６との接触が確保される。その結果、感度の向上効果が得られる。

（実施例４）
次に、第三の実施形態を更に具体化した実施例４を、図６に基づき説明する。

実施例４のＴＦＴバイオセンサ４０１の製造装置は、シリコン基板１１に熱酸化膜１０を２００ｎｍの膜厚で形成する。熱酸化膜１０の代わりに、プラズマＣＶＤ法やスパッタ法により成膜された酸化シリコン膜や窒化シリコン膜などを用いても良い。

そして、製造装置は、熱酸化膜１０が形成されたシリコン基板１１上に、Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏからなる５０ｎｍの酸化物半導体膜を、メタルマスクを用いてスパッタ法により成膜する。この成膜では、Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏからなる焼結体ターゲットが用いられ、基板は加熱されず、アルゴンガスと酸素ガスとの混合ガス雰囲気中でのＤＣスパッタ法が採用された。製造装置は、成膜後に大気中で４００℃かつ１時間のアニールを行う。この酸化物半導体膜をパターニングすることにより、島状の半導体活性層１２が形成される。

続いて、製造装置は、アルミニウム金属、又はケイ素を１％含有するアルミニウム金属をメタルマスクを用いてＤＣスパッタすることにより、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄを形成する。ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄの膜厚は５０ｎｍである。更に、製造装置は、酸化アルミニウムからなる２００ｎｍの第二のゲート絶縁膜２４を、メタルマスクを用いてスパッタ法により成膜する。この成膜では、アルゴンガスと酸素ガスの比を適切に制御することで、Ａｌ−Ｏからなる焼結体ターゲット、及び、金属アルミニウムターゲットの何れも用いることができる。基板は加熱されず、ＲＦスパッタ法が採用された。

その後、製造装置は、タングステン金属からなる５０ｎｍの第二のゲート電極２５を、メタルマスクを用いてスパッタ法により成膜する。そして、製造装置は、大気中で３００℃かつ１時間のアニールを行い、その後、第二のゲート電極２５の一部を残し、それ以外を保護絶縁膜１５で被覆する。なお、第二のゲート電極２５は、半導体活性層１２と重なる箇所とは反対側の所定領域(図面右側参照)が露出され、それ以外の領域が保護絶縁膜１５で被覆される。保護絶縁膜１５にはシリコン樹脂を用いることが望ましいが、適当な耐水性、絶縁性が得られれば、フォトレジスト、エポキシ樹脂等でも良い。

次に、製造装置は、保護絶縁膜１５で被覆されていない第二のゲート電極２５の領域に、グルコース脱水素酵素水溶液を滴下し、室温で乾燥、乾固させる。これにより、酵素１９が、第二のゲート電極２５上に固定された。本実施例では、酵素１９にグルコース脱水素酵素を用いているが、これには限定されず、第二のゲート電極２５上で酸化還元反応が進行する酵素と基質の組み合わせであれば、何れも適用することができる。

また、酵素１９は、いわゆる酵素にも限定されず、第二のゲート電極２５上で電位変化が発生する生体分子間の反応であれば、本実施例のセンシング対象物質１６及び酵素１９として適用できる。例えば、抗原抗体反応、レクチンと生理活性糖鎖の結合、ＤＮＡ−ＤＮＡ、或いはＲＮＡ−ＲＮＡの相互作用、更には、無機化合物間の結合まで適用を拡大することができる。
実施例４の構成では、ＴＦＴのチャネル上は保護絶縁膜１５で覆われているため、チャネル部へのセンシング対象物質１６(被検液など)の侵入を抑制できる。その結果、信頼性が向上する。

（第四の実施形態）
図７は、第四の実施形態のＴＦＴバイオセンサ５０１を示す断面図である。

第四の実施形態のＴＦＴバイオセンサ５０１は、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄが接続された半導体活性層１２を備える。半導体活性層１２の一方の面（第一の面、図７では下面）には、第一のゲート絶縁膜としての熱酸化膜１０及び第一のゲート電極としてのシリコン基板１１が設けられている。半導体活性層１２の他方の面（第二の面、図７では上面）には、第二のゲート絶縁膜２４、第二のゲート電極２５、及びイオン感応絶縁膜１４が設けられている。第二のゲート絶縁膜２４の単位面積当たりの静電容量が第一のゲート絶縁膜（熱酸化膜１０）の単位面積当たりの静電容量よりも大きくなっている。
第二のゲート電極２５は、第二のゲート絶縁膜２４上面の半導体活性層１２と重なる領域を含み、この領域から二次元方向に（図７では右方向に）延長して配置されている。すなわち、第二のゲート電極２５は、第二のゲート絶縁膜２４上に設けられ、半導体活性層１２と重なる領域から二次元的に離れた位置まで延長されている。
イオン感応絶縁膜１４は、第二のゲート電極２５の上面に設けられている。また、イオン感応絶縁膜１４は、半導体活性層１２と重なる領域とは反対側の領域の上面に酵素１９が固定されており、酵素１９が固定された領域以外は保護絶縁膜１５で被覆されている。更に、ＴＦＴバイオセンサ５０１は、イオン感応絶縁膜１４上に固定化された酵素１９及び保護絶縁膜１５から空間的に離れた位置に参照電極１７を備えている。センシング対象物質１６は、イオン感応絶縁膜１４及び酵素１９上に配置され、参照電極１７から電圧が第二のゲート電極２５に印加される。参照電極１７の電位は、酵素１９の反応により引き起こされる電位変化を重畳して第二のゲート電極２５に伝わり、第二のゲート絶縁膜２４を介して半導体活性層１２にトップチャネルを誘起する。

このとき、ＴＦＴバイオセンサ５０１を第一のゲート電極となるシリコン基板１１により駆動し、参照電極１７の電位を一定に保持することで、酵素１９の基質との反応に起因する電位をＶｒｅｆ−Ｉｄ特性のＶｔｈシフトとして検出することができる。

（実施例５）
次に、第四の実施形態を更に具体化した実施例５を、図７に基づき説明する。

実施例５のＴＦＴバイオセンサ５０１の製造装置は、熱酸化膜１０を形成したシリコン基板１１上に、半導体活性層１２、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄ、第二のゲート絶縁膜２４、第二のゲート電極２５、イオン感応絶縁膜１４を、この順で、メタルマスクを用いてスパッタ法により成膜する。半導体活性層１２は、Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏからなり、５０ｎｍの膜厚である。ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄは、モリブデン金属からなり、１００ｎｍの膜厚である。第二のゲート絶縁膜２４は、酸化タンタルからなり、１００ｎｍの膜厚である。第二のゲート電極２５は、モリブデン金属からなり、５０ｎｍの膜厚である。イオン感応絶縁膜１４は、酸化シリコンからなり、１００ｎｍの膜厚である。

このとき、各層の材料は、前述の材料に限定されず、電極としては、チタン、アルミ、タングステン、タンタル、クロム、及び、これらの合金膜、又は、積層膜を用いることができる。絶縁膜としては、酸化アルミニウム、窒化ケイ素、酸化ジルコニウム、酸化ハフニウム、チタン酸ストロンチウム、チタン酸バリウム、これらの積層膜を用いることができる。

そして、製造装置は、大気中で３００℃かつ１時間のアニールを行い、その後、イオン感応絶縁膜１４の一部を残し、それ以外をシリコン樹脂からなる保護絶縁膜１５で被覆する。なお、イオン感応絶縁膜１４は、半導体活性層１２と重なる箇所とは反対側の所定領域(図面右側参照)が露出され、それ以外の領域が保護絶縁膜１５で被覆される。

次に、製造装置は、保護絶縁膜１５で被覆されていないイオン感応絶縁膜１４の領域に、ガラクトースを特異的に認識するレクチンであるガレクチンを溶解させたｐＨ６．８のリン酸緩衝液を滴下し、室温で乾燥、乾固させる。これにより、酵素１９は、イオン感応絶縁膜１４に固定された。酵素１９はガラクトースを特異的に結合することにより、イオン感応絶縁膜１４の界面電位を変化させる。

この電位変化をＴＦＴセンサにより検出することで、ガラクトースの測定が可能となる。ここで、レクチンとしてガレクチンを用いたが、これに限定されることは無く、異なる基質特異性を有するレクチンを用いれば、異なる生理活性糖鎖を対象としたＴＦＴバイオセンサを提供することができる。
実施例４に対して実施例５では、酵素１９と第二のゲート電極２５との間にイオン感応絶縁膜１４が存在している。この絶縁膜１４の存在によりセンシング対象物質１６と第二のゲート電極２５との間の電気的ショートを抑制でき更に信頼性を向上できる。

（実施例６）
次に、第四の実施形態の変形例である実施例６を、図８に基づき説明する。図８は、実施例６のＴＦＴバイオセンサ６０１を示す断面図である。

実施例６のＴＦＴバイオセンサ６０１は、熱酸化膜１０を形成したシリコン基板１１上に、半導体活性層１２、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄ、第二のゲート絶縁膜２４、第二のゲート電極２５、イオン感応絶縁膜１４を積層した構造であることは、実施例５と同様である。製作の手段としては、メタルマスクを用いたスパッタ法を適用しても良いし、フォトリソグラフィーの手法を用いても良い。
次に、製造装置は、イオン感応絶縁膜１４の上に、フォトレジストをパターニングする。この時用いるフォトレジストはリフトオフ専用レジストが望ましいが、アセトン等の有機溶剤で容易に除去できるものであれば良い。そして、製造装置は、アルコール脱水素酵素を溶解されたｐＨ６．８のリン酸緩衝液をパターニングされたフォトレジスト上に塗布する。塗布方法としては、溶液の粘度に応じてスピンコート、ディッピング、ポッティングを選択できる。その後、製造装置は、パターニングされたフォトレジストをアセトンで除去し、パターニングされた酵素１９を形成する。酵素１９は、イオン感応絶縁膜１４の所定領域に一定間隔またはランダムに設けられる。
続いて、製造装置は、酵素１９がパタン形成されたイオン感応絶縁膜１４の一部の領域を残し、それ以外の領域をシリコン樹脂からなる保護絶縁膜１５で被覆する。以上の工程により、ＴＦＴを界面電位検出機構、アルコール脱水素酵素を生体分子認識機構に用いた、アルコール濃度の測定が可能なＴＦＴバイオセンサ６０１を提供することができる。
実施例５に対して実施例６では、実施例３と同様にイオン感応絶縁膜１４上に酵素１９が間欠的に配置され、酵素１９の実効的な表面積を広くすることができるとともに、イオン感応絶縁膜１４とセンシング対象物質１６との接触が確保される。その結果、感度の向上効果が得られる。

（第五の実施形態）
図９は、第五の実施形態のＴＦＴバイオセンサ７０１を示す断面図である。

第五の実施形態のＴＦＴバイオセンサ７０１は、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄが接続された半導体活性層１２を備える。半導体活性層１２の一方の面（第一の面、図９では下面）には、第一のゲート絶縁膜としての熱酸化膜１０及び第一のゲート電極としてのシリコン基板１１が設けられている。半導体活性層１２の他方の面（第二の面、図９では上面）には、第二のゲート絶縁膜２４、第二のゲート電極２５、及びイオン感応絶縁膜１４が設けられている。
第二のゲート絶縁膜２４の単位面積当たりの静電容量が第一のゲート絶縁膜（熱酸化膜１０）の単位面積当たりの静電容量よりも大きくなっている。なお、第二のゲート絶縁膜２４の上面に対する第二のゲート電極２５及びイオン感応絶縁膜１４の位置は、実施例５，６と同様である。また、イオン感応絶縁膜１４は、半導体活性層１２と重なる領域とは反対側の所定の領域(図面右側参照)が露出され、それ以外の領域が保護絶縁膜１５で被覆されている。

更に、第五の実施形態のＴＦＴバイオセンサ７０１は、イオン感応絶縁膜１４から空間的に離れた位置に、第二の絶縁性基板１８に固定化された酵素１９を備える。さらに、ＴＦＴバイオセンサ７０１は、イオン感応絶縁膜１４と酵素１９との間の空間に参照電極１７を備えている。第五の実施形態のＴＦＴバイオセンサ７０１において、イオン感応絶縁膜１４上にセンシング対象物質１６が配置された場合、酵素１９は、センシング対象物質１６と反応し、近傍のｐＨ変化をもたらす。このｐＨ変化をイオン感応絶縁膜１４表面の電位変化として捉えることにより、センシング対象物質１６の濃度を測定することができる。

（実施例７）
次に、第五の実施形態を更に具体化した実施例７を、図９に基づき説明する。

実施例７のＴＦＴバイオセンサ７０１の製造装置は、熱酸化膜１０を形成したシリコン基板１１上に、半導体活性層１２、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄ、第二のゲート絶縁膜２４、第二のゲート電極２５、イオン感応絶縁膜１４を、スパッタ法により成膜し、フォトリソグラフィーの手法によりパターニングする。半導体活性層１２は、Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏからなり、３０ｎｍの膜厚である。ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄは、モリブデン金属からなり、５０ｎｍの膜厚である。第二のゲート絶縁膜２４は、酸化タンタルからなり、１００ｎｍの膜厚である。第二のゲート電極２５は、モリブデン金属からなり、５０ｎｍの膜厚である。イオン感応絶縁膜１４は、酸化シリコンからなり、５０ｎｍの膜厚である。

続いて、製造装置は、大気中で３００℃かつ１時間のアニールを行い、その後、イオン感応絶縁膜１４の一部を残し、それ以外の領域をシリコン樹脂からなる保護絶縁膜１５で被覆する。

その後、製造装置は、第二の絶縁性基板１８に、酵素１９となるウレアーゼを固定する。固定の手段は、前述のとおり酵素水溶液のスピンコート、ディッピング、ポッティング等の方法を用いることができる。ウレアーゼは、尿素を加水分解し、アンモニアと二酸化炭素を生成する酵素であり、アンモニアの生成により近傍のｐＨがアルカリ性側に変化する。この変化を、ＴＦＴセンサで捉えることにより、尿素濃度を測定することができる。以上により、尿素濃度を測定可能なＴＦＴバイオセンサ７０１を提供することができる。

実施例７のＴＦＴバイオセンサ７０１は、実施例１のＴＦＴバイオセンサ１０１と同様に、イオン感応絶縁膜１４から空間的に離れた位置に生体分子認識機構（酵素１９）を有する。よって、ｐＨ測定部と生体物質認識機構とが相互に機能阻害されることを抑制できる。また、酵素１９が失活した場合、酵素１９の基板（第二の絶縁性基板１８）以外を保持したまま、酵素１９の基板を交換できる。

実施例５〜７においても、実施例４のＴＦＴバイオセンサ４０１と同様に、ＴＦＴバイオセンサ５０１〜７０１を第一のゲート電極となるシリコン基板１１により駆動し、参照電極１７の電圧を一定に保持することで、酵素１９の基質との反応に起因する酸化還元電位をＶｒｅｆ−Ｉｄ特性のＶｔｈシフトとして検出することができる。また、実施例５〜７においても、ＴＦＴバイオセンサ５０１〜７０１は、イオン感応絶縁膜１４とセンシング対象物質１６との間に発生した電位差に、第二のゲート絶縁膜２４の単位面積当たりの静電容量を第一のゲート絶縁膜（熱酸化膜１０）の単位面積当たりの静電容量で除した比の値を乗じることにより前記電位差を増幅して検出する検出部を有する。これにより、高い感度を有するバイオセンサを実現できる。

（第六の実施形態）
図１０及び図１１を用いて第六の実施形態について説明する。図１０は、第六の実施形態のＴＦＴバイオセンサを示す断面図であり、図１１は模式図である。
図１０Ａに示すように、第六の実施形態のＴＦＴバイオセンサでは、第一の絶縁性基板２６上に、第一のゲート電極２２、第一のゲート絶縁膜２３、半導体活性層１２、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄ、イオン感応絶縁膜１４、保護絶縁膜１５から成る薄膜トランジスタが形成されている。また、第六の実施形態のＴＦＴバイオセンサでは、イオン感応絶縁膜１４から空間的に離れた位置に参照電極１７が配置されている。図１０Ａに示す例では、参照電極１７が保護絶縁膜１５から空間的に離れた位置に配置されているが、この配置に限らず、図１０Ｂに示すように、参照電極１７を保護絶縁膜１５上に形成しても良い。この場合には、銀薄膜を保護絶縁膜１５上に成膜し、その後、塩酸などに浸漬させ銀薄膜の表面に塩化銀被膜を形成した後、塩化銀／銀の積層薄膜を所望の形状にパターニングすることにより参照電極１７を形成すると良い。このような薄膜トランジスタと参照電極１７とを含む構成を薄膜トランジスタセンサ部Ｓと呼ぶ。かかる薄膜トランジスタセンサ部Ｓの一例は、図１のＴＦＴバイオセンサ１０１、図３、図４のＴＦＴバイオセンサ２０１、図５のＴＦＴバイオセンサ３０１である。

更に、第六の実施形態では、第二の絶縁性基板１８上に生体物質へ基質特異性を有する酵素１９が形成されている。この酵素１９は第二の絶縁性基板１８全体に形成しても良いし、あるいは、予め第二の絶縁性基板１８に溝を形成しその溝部分に酵素１９を選択的に形成しても良い。酵素１９が第二の絶縁性基板１８全体に形成される場合、第一の絶縁性基板２６及び第二の絶縁性基板１８は、イオン感応絶縁膜１４と酵素１９とを互いに対向するように向き合わせ、その間に空間を確保した状態で固定される。この空間は、センシング対象物質１６を含む溶液が流れる流路Ｐとなる。
また、第二の絶縁性基板１８に溝を形成した構成を図１１に示す。図１１に示す例では、第二の絶縁性基板１８の一面の適宜箇所（図１１では下面の左右方向の中央部）に所定幅の溝１８ａが形成され、少なくともこの溝１８ａの内側に酵素１９が形成される。第二の絶縁性基板１８に溝１８ａが形成される場合、第一の絶縁性基板２６及び第二の絶縁性基板１８を密着させて貼り合せることが可能である。２つの絶縁性基板２６及び１８を貼り合わせた場合、溝１８ａによって空間が形成され、この空間はセンシング対象物質１６を含む溶液が流れる流路Ｐとなる。絶縁性基板１８及び２６は、溝１８ａと薄膜トランジスタセンサ部Ｓとが二次元的に重なる状態で貼り合せる必要がある。
更には、第六の実施形態のＴＦＴバイオセンサでは、溝１８ａの有無に関わらず、この流路Ｐにセンシング対象物質１６を含む溶液を供給し、センシング対象物質１６の流れを制御する機構（例えばポンプなど）Ｍを設けることもできる。機構Ｍによって、例えば図１１に示すように、流路Ｐの一端側から矢符Ｍ１に示すようにセンシング対象物質１６が供給される。センシング対象物質１６は、流路Ｐ内の薄膜トランジスタセンサ部Ｓ上を通過し、流路Ｐの他端側から矢符Ｍ２に示すように排出される。図１０Ａ，１０Ｂに示す例でも、例えば、機構Ｍによって、流路Ｐ内において薄膜トランジスタセンサ部Ｓの左側から右側へセンシング対象物質１６を通過させることができる。

図１０Ｂには、酵素１９が第一の絶縁性基板２６上にも形成されている場合を示している。上記と同様に第一の絶縁性基板２６上に薄膜トランジスタを形成後、薄膜トランジスタ領域以外の所望の領域に酵素１９を形成する。図示していないが、第一の絶縁性基板２６上の薄膜トランジスタ領域以外の領域のみに酵素１９を形成し、第二の絶縁性基板１８上に酵素１９を形成しない構成も可能である。

第六の実施形態では、第二の絶縁性基板１８上、あるいは第一の絶縁性基板２６上の薄膜トランジスタ領域以外の領域、即ちｐＨセンシング部（薄膜トランジスタセンサ部Ｓ）から空間的に離れた位置の広い面積に酵素１９が形成されている。従って、ｐＨセンシング部と生体分子認識の二つの機能が相互に阻害することが無く、さらに、ｐＨセンシング部の単位面積当たりの酵素量を増やすことが可能ため、酵素反応によるｐＨ変化量を大きくすることができ、生体物質の検出感度を高くすることができる。

なお、この図１０及び図１１には図示していないが、第六の実施形態のＴＦＴバイオセンサは、図１に示したようにソース電極１３ｓとゲート電極２２との間の電位差を読み取る電圧検出部２０、または、ソース電極１３ｓ又はドレイン電極１３ｄに流れる電流を読み取る電流検出部２１の、どちらか一方を備えている。

（実施例８）
図１０Ａを用いて、第六の実施形態の実施例８を説明する。
実施例８のＴＦＴバイオセンサの製造装置は、第一の絶縁性基板２６であるガラス基板上にアルミニウム合金をスパッタリング法により成膜し、所望の形状にパターニングすることで第一のゲート電極２２を形成する。その後、製造装置は、第一のゲート絶縁膜２３として、プラズマＣＶＤ法により膜厚２００ｎｍの酸化シリコン膜を形成する。

更に、製造装置は、半導体活性層１２としてＩｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏをスパッタリング法により形成し、所望の形状にパターニングする。製造装置は、大気中にて４００℃で１時間のアニールを行った後、モリブデンをスパッタリング法により成膜し、所望の形状にパターニングすることでソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄを形成する。引き続き、製造装置は、イオン感応絶縁膜１４として、スパッタリング法により膜厚１００ｎｍの酸化タンタル膜を形成し、所望の形状にパターニングする。

そして、製造装置は、大気中にて３００℃で１時間のアニールを行った後、シリコン樹脂を用いて保護絶縁膜１５を所望の形状に形成する。酸化シリコンの比誘電率が４であり、酸化タンタルの比誘電率が２０であることを考慮すると、この構成では、単位面積当たりの第一のゲート絶縁膜２３の静電容量に比べてイオン感応絶縁膜１４の静電容量の方が約１０倍大きい。これによりネルンスト理論限界の約１０倍程度のｐＨ検出感度が可能となる。

次に、製造装置は、第二の絶縁性基板１８であるガラス基板上に、酵素１９としてグルコースオキシターゼを固定化する。具体的には、１０％グルコースオキシターゼと、１０％牛血清アルブミンと、８％グルタルアルデヒドとをリン酸バッファーに溶解した試薬を作製し、酵素１９に用いる。製造装置は、酵素１９をガラス基板上に塗布し所望の形状にパターニングした後、室温で２０分間乾燥させることで第二の絶縁性基板１８上に固定する。

製造装置は、上述のように作製された２枚のガラス基板（絶縁性基板２６及び１８）を、酸化タンタル膜（イオン感応絶縁膜１４）とグルコースオキシターゼ（酵素１９）とが互いに対向するように向き合わせ、流路Ｐとして数１００μｍから数ｍｍのギャップをあけて２枚のガラス基板２６，１８の周縁部を封止する。また、そのギャップに銀／塩化銀からなる参照電極１７が挿入される。このギャップ（流路Ｐ）内に被検液（センシング対象物質１６を含む溶液）を導入するための機構Ｍとして、例えばマイクロポンプを設ける。

マイクロポンプを用いて、被検液として様々な濃度のグルコース水溶液をギャップ（流路Ｐ）内に導入し、グルコースとグルコースオキシターゼ（酵素１９）との酵素反応で新たに生成されることによるプロトン濃度の微量な変化を被検液のｐＨ変化から検出した。本実施例では、酵素１９であるグルコースオキシターゼがガラス基板（第二の絶縁性基板１８）表面の広い領域に固定されており、被検液であるグルコース水溶液と接する面積が十分大きい。従って、酵素反応が効率よく進行し、且つ、トップゲート効果を用いたｐＨセンシング高感度化も相まって０．００１ｍＭ程度のグルコース濃度の変化を検出することができた。

（実施例９）
図１１を用いて、第六の実施形態の実施例９を説明する。上記の実施例８と同様に、実施例９における製造装置は、第一の絶縁性基板２６であるガラス基板上に薄膜トランジスタセンサ部Ｓを形成する。外部から駆動用電気信号を与えるために、薄膜トランジスタセンサ部Ｓの第一のゲート電極２２、ソース電極１３ｓ、ドレイン電極１３ｄ、及び参照電極１７の配線をガラス基板の外部まで引き出す。また、製造装置は、第二の絶縁性基板１８であるガラス基板に溝１８ａを形成する。例えば、ガラスをフッ酸でエッチングすることで、幅２ｍｍ、深さ８００μｍの溝１８ａを形成する。

その後、製造装置は、溝１８ａの凹面（内面）に上記実施例８と同様にグルコースオキシターゼ（酵素１９）を固定する。そして、製造装置は、これら２枚のガラス基板（絶縁性基板２６及び１８）を、薄膜トランジスタセンサ部Ｓと溝１８ａとが二次元的に重なるような配置で貼り合せる。即ち、薄膜トランジスタセンサ部Ｓが溝１８ａに覆われた状態で、２つの絶縁性基板２６及び１８が貼り合わされる。
このような貼り合せデバイスに対して、溝１８ａによる流路Ｐの一方の側からマイクロポンプＭを用いて被検液として様々な濃度のグルコース溶液を流路Ｐ内に導入し、流路Ｐの他方の側から被検液を排出する。被検液が流路Ｐ内を流れる際に、流路Ｐ内に固定された酵素１９と反応し、プロトンが生成される。このプロトン生成量を電気二重層電位の変化として薄膜トランジスタセンサ部Ｓで検出することにより、微小なグルコース濃度を検出することができる。流路Ｐの構造に関しては、図１１のような直線構造に限らず、流路Ｐの途中に幅の広い領域を部分的に構成し、酵素１９を固定化できる面積を増加させることも可能である。

（第七の実施形態）
図１２を用いて第七の実施形態について説明する。図１２は、第七の実施形態のＴＦＴバイオセンサを示す断面図である。図１２Ａに示すように、第七の実施形態のＴＦＴバイオセンサでは、第一の絶縁性基板２６上に、第一のゲート電極２２、第一のゲート絶縁膜２３、半導体活性層１２、ソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄ、第二のゲート絶縁膜２４、第二のゲート電極２５、イオン感応絶縁膜１４、保護絶縁膜１５から成る薄膜トランジスタが形成されている。第二のゲート電極２５は、第一のゲート電極２２と対向する位置から横方向に延伸された形状を有しており、この延伸領域の上にイオン感応絶縁膜１４が形成されている。この横方向に延伸された領域のイオン感応絶縁膜１４上の一部に開口部を設け、開口部以外の領域に保護絶縁膜１５が形成されている。即ち、薄膜トランジスタのチャネル部とイオン感応部とが二次元的にずれた位置に配置されている。この点が、チャネル部とイオン感応部とが二次元的に重なった位置に配置されている図１０，１１と異なる点である。

また、第七の実施形態のＴＦＴバイオセンサでは、イオン感応絶縁膜１４から空間的に離れた位置に参照電極１７が配置されている。図１２Ａでは、参照電極１７が保護絶縁膜１５から空間的に離れた位置に配置されているが、この配置に限らず、図１２Ｂに示すように、参照電極１７を保護絶縁膜１５上に形成しても良い。この場合には、銀薄膜を保護絶縁膜１５上に成膜し、その後、塩酸などに浸漬させ銀薄膜の表面に塩化銀被膜を形成した後、塩化銀／銀の積層薄膜を所望の形状にパターニングすることにより参照電極１７を形成すると良い。本実施形態でも、このような薄膜トランジスタと参照電極１７とを含む構成を薄膜トランジスタセンサ部Ｓと呼ぶ。かかる薄膜トランジスタセンサ部Ｓの一例は、図６のＴＦＴバイオセンサ４０１、図７のＴＦＴバイオセンサ５０１、図８のＴＦＴバイオセンサ６０１、図９のＴＦＴバイオセンサ７０１である。

更に、第七の実施形態では、第二の絶縁性基板１８上に生体物質へ基質特異性を有する酵素１９が形成されている。この酵素１９は第二の絶縁性基板１８全体に形成しても良いし、あるいは、図１１と同様、予め第二の絶縁性基板１８に溝１８ａを形成し、その溝１８ａ部分に酵素１９を選択的に形成しても良い。これらの第一及び第二の絶縁性基板２６及び１８は、イオン感応絶縁膜１４と酵素１９が互いに対向するように向き合わせ、間に空間を確保した状態で固定される。この空間はセンシング対象物質１６が流れる流路Ｐとなる。また、第二の絶縁性基板１８に溝１８ａを形成する場合には、第一及び第二の絶縁性基板２６及び１８を密着させて貼り合せることが可能である。この場合、溝１８ａと薄膜トランジスタセンサ部Ｓとを二次元的に重ねて貼り合せる必要がある。更には、溝１８ａの有無に関わらず、この流路Ｐにセンシング対象物質１６を供給し、センシング対象物質１６の流れを制御する機構（例えばポンプなど）Ｍを設けることもできる。

図１２Ｂは、酵素１９が第一の絶縁性基板２６上にも形成されている場合を示している。上記と同様に第一の絶縁性基板２６上に薄膜トランジスタを形成後、薄膜トランジスタ領域以外の所望の領域に酵素１９を形成する。図示していないが、第一の絶縁性基板２６上の薄膜トランジスタ領域以外の領域のみに酵素１９を形成し、第二の絶縁性基板１８上に酵素を形成しない構成も可能である。

第七の実施形態では、第二の絶縁性基板１８上、あるいは第一の絶縁性基板２６上の薄膜トランジスタ領域以外の領域、即ちｐＨセンシング部（薄膜トランジスタセンサ部Ｓ）から空間的に離れた位置の広い面積に酵素１９が形成されている。従って、ｐＨセンシング部と生体分子認識の二つの機能が相互に阻害することが無い。さらに、ｐＨセンシング部の単位面積当たりの酵素量を増やすことが可能となるため、酵素反応によるｐＨ変化量を大きくすることができ、生体物質の検出感度を高くすることができる。また、第六の実施形態に比べて、本第七の実施形態では、イオン感応絶縁膜１４が薄膜トランジスタ領域から離れた位置に存在している。イオン感応絶縁膜１４は被検液が接する部分であり、この部分が薄膜トランジスタ領域から離れている本実施形態では、被検液の薄膜トランジスタセンサ部Ｓへの浸み込み確率が低下しセンサ素子の長寿命化が期待できる。

また、図１２Ａ及び図１２Ｂでは第二のゲート電極２５上にイオン感応絶縁膜１４を有する構成を示したが、第二のゲート電極２５そのものがイオン感応性を有する場合には、このイオン感応絶縁膜１４が無い構成でも可能である。

（実施例１０）
図１２Ａを用いて、第七の実施形態の実施例１０を説明する。
実施例１０のＴＦＴバイオセンサの製造装置は、第一の絶縁性基板２６であるガラス基板上にアルミニウム合金をスパッタリング法により成膜し、所望の形状にパターニングすることで第一のゲート電極２２を形成する。その後、製造装置は、第一のゲート絶縁膜２３として、プラズマＣＶＤ法により膜厚２００ｎｍの酸化シリコン膜を形成する。

更に、製造装置は、半導体活性層１２としてＩｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ膜をスパッタリング法により形成し、所望の形状にパターニングする。製造装置は、大気中にて４００℃で１時間のアニールを行った後、モリブデン合金をスパッタリング法により成膜し、所望の形状にパターニングすることでソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄを形成する。引き続き、製造装置は、第二のゲート絶縁膜２４として、スパッタリング法により膜厚１００ｎｍの酸化タンタル膜を形成し、所望の形状にパターニングする。

次に、製造装置は、大気中にて３００℃で１時間のアニールを行った後、第二のゲート電極２５としてアルミニウム合金を成膜し、所望の形状にパターニングする。この際、第二のゲート電極２５は、第一のゲート電極２２と対向する位置から横方向に延伸された形状となるようにする。更に、製造装置は、第二のゲート電極２５上にイオン感応絶縁膜１４として膜厚１０ｎｍの酸化タンタル膜を成膜し所望の形状にパターニングする。

引き続き、製造装置は、エポキシ樹脂を用いて保護絶縁膜１５を所望の形状に形成する。この際、横方向に延伸された領域のイオン感応絶縁膜１４の一部に開口部が形成されるようにパターニングする。酸化シリコンの比誘電率が４であり、酸化タンタルの比誘電率が２０であることを考慮すると、この構成では、単位面積当たりの第一のゲート絶縁膜２２の静電容量に比べてイオン感応絶縁膜１４の静電容量の方が約９倍大きい。これによりネルンスト理論限界の約９倍程度のｐＨ検出感度が可能となる。実施例８の場合より若干感度が減少するのは、本実施例では、膜厚１００ｎｍの酸化タンタル（第二のゲート絶縁膜２４）と膜厚１０ｎｍの酸化タンタル（イオン感応絶縁膜１４）との直列接続を容量として考慮する必要があるためである。

次に、製造装置は、第二の絶縁性基板１８であるガラス基板上に、酵素１９としてペニシリナーゼを固定する。例えば、ペニシリナーゼをバッファー溶液に溶解した試薬を作製し、製造装置は、その試薬をガラス基板（第二の絶縁性基板１８）上に塗布し所望の形状にパターニングする。その後、製造装置は、室温で１２０分間乾燥させることで酵素１９を第二の絶縁性基板１８上に固定化する。

製造装置は、これら２枚のガラス基板を、酸化タンタル膜（イオン感応絶縁膜１４）とペニシリナーゼ（酵素１９）が互いに対向するように向き合わせ、流路Ｐとして数１００μｍから数ｍｍのギャップをあけて２枚のガラス基板の周縁部を封止する。また、製造装置は、そのギャップに銀／塩化銀からなる参照電極１７を挿入する。更に、製造装置は、このギャップ（流路Ｐ）内に被検液（センシング対象物質１６を含む溶液）を導入するための機構Ｍとして、マイクロポンプを設ける。

上述のように製造されたＴＦＴバイオセンサにおいて、マイクロポンプＭを用いて、被検液として様々な濃度のペニシリン水溶液をギャップ（流路Ｐ）内に導入し、ペニシリンとペニシリナーゼ（酵素１９）との酵素反応で新たに生成されることによるプロトン濃度の微量な変化を被検液のｐＨ変化から検出する。ペニシリンとペニシリナーゼとの酵素反応により、ペニシリンが加水分解されペニシロン酸とプロトンが生成される。特にバイオセンサの分野では微小なペニシリン濃度の検出が重要で、この酵素反応で生じる微小なプロトン濃度変化を検知する必要がある。本実施例では、酵素１９であるペニシリナーゼがガラス基板（第二の絶縁性基板１８）表面の広い領域に固定化されており、被検液であるペニシリン水溶液と接する面積が十分大きい。

従って、酵素反応が効率よく進行し、且つ、トップゲート効果を用いたｐＨセンシング高感度化も相まって０．００１ｍＭ程度のペニシリン濃度の変化を検出することができた。また、実施例８の場合と比較して、本実施例ではイオン感応部が薄膜トランジスタ領域から離れた位置に存在おり、被検液であるペニシリン水溶液の薄膜トランジスタ部への浸み込み確率が低下しセンサ素子の長寿命化・高歩留まりを実現することができる。

前述の実施例１〜７では、熱酸化膜１０付きのシリコンウエハを用い、薄膜トランジスタの構成要素としてシリコン基板１１をゲート電極、熱酸化膜１０をゲート絶縁膜として作用させる場合を説明した。これに限らず、実施例１〜７の場合でも、実施例８〜１０の場合と同様、ガラス基板（第一の絶縁性基板２６）上に金属でゲート電極を形成し、その上にプラズマＣＶＤ法やスパッタリング法でゲート絶縁膜（例えば酸化シリコン膜など）を形成しても良い。また、実施例１〜７の場合でも、図１１のように第二の絶縁性基板１８に溝１８ａを形成し、溝１８ａに酵素１９ａを設けることも可能である。

また、実施例８〜１０では、酵素１９をＴＦＴセンサ部Ｓとは異なる基板（第二の絶縁性基板１８）に固定している。そのため、酵素１９が失活した際、酵素基板（第二の絶縁性基板１８）以外の構成を保持したまま、酵素基板のみの交換でセンサ機能を回復させることができる。従って、寿命が長く、使用者の負担が少ないセンサを提供することができる。また、この酵素基板を交換できる機能は、異なる酵素への入れ替えが可能であることを意味している。即ち、上記の実施例を考えれば、例えば酵素基板としてグルコースセンシング用とペニシリンセンシング用を準備しておけば、同一のＴＦＴセンサ基板（第一の絶縁性基板２６）を用いて多項目測定を実現できるＴＦＴバイオセンサを提供することができる。

更に以上の実施例では、第一の絶縁性基板２６と第二の絶縁性基板１８とを対向して配置する、あるいは貼り合せる場合を説明した。これらに限らず、例えば、薄膜トランジスタセンサ部Ｓを形成する第一の絶縁性基板２６は平坦形状を、酵素１９を固定する第二の絶縁性基板１８は円筒状形状を有していても良い。この場合は円筒の内側に酵素１９を固定し、この円筒内に第一の絶縁性基板２６を配置することで本発明の効果を実現することができる。このように第一の絶縁性基板２６と第二の絶縁性基板１８との配置を任意に設定することが可能である。

更に以上の実施例では、酵素反応により水素イオン濃度（ｐＨ）が変化し、そのｐＨ変化を検出することでバイオ物質の濃度をセンシングする場合を示した。しかし、水素イオン濃度に限らず、酵素反応で生成される任意のイオン濃度をセンシングすることも可能である。例えば、酵素反応でＮａイオン、Ｋイオン等の陽イオンを発生するような被検液のセンシングを行う場合には、イオン感応絶縁膜１４として、以下の薄膜を利用(適用とも呼ぶ)する。この薄膜は、リガンドとなるバリノマイシン等のポリペプチドやクラウンエーテルを基本骨格に持つ化合物を樹脂材料と混合して塗布・焼成して形成した薄膜である。この場合はイオン感応膜が酵素としても作用する。陽イオンに限らず負イオンの場合もそれに適したリガンドを用いることが可能である。

また以上の実施例では、半導体活性層１２として酸化物半導体を用いた場合を示した。これに限らず、半導体活性層１２として以下の材料(材質とも呼ぶ)を用いることも可能である。この材料は、例えば、アモルファスシリコンや多結晶シリコン等のシリコン半導体や、蒸着で成膜可能な低分子系有機半導体（例えばペンタセンなど）や、塗布成膜が可能な高分子系有機半導体や、カーボンナノチューブ、グラフェンのようなカーボン材料である。具体例として図１３に有機半導体を活性層に用いた場合の構成を示した。
図１３は、有機半導体を半導体活性層１２に用いたＴＦＴバイオセンサを示す断面図である。図１３に示すＴＦＴバイオセンサは、半導体活性層１２が有機半導体で構成されているほかは、図１０Ａに示した実施例８のＴＦＴバイオセンサと同様の構成を有する。酸化物半導体はｎ型のみの伝導を示すものが多く、また有機半導体はｐ型のみの伝導を示すものが多い。このような単極性はトップゲート効果を実現しやすく、容量比による高感度を実現しやすい。

（第八の実施形態）
図１４は、第八の実施形態のＴＦＴバイオセンサ機器の回路図である。図１５は、図１４のＴＦＴバイオセンサ機器におけるマイクロプロセッサ３８の構成例を示す図である。第八の実施形態のＴＦＴバイオセンサ機器（検出装置）は、上述の実施例１〜１０のＴＦＴバイオセンサ１０１〜７０１のいずれかを有する。図１４におけるＴＦＴバイオセンサが、ＴＦＴバイオセンサ１０１〜７０１のいずれかである。
また、ＴＦＴバイオセンサ機器は、マイクロプロセッサ（プロセッサ）３８と、定電圧回路（電圧印加回路）４０と、電流電圧変換回路（検出回路）４１とを有する。定電圧回路４０は、ＴＦＴバイオセンサのソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄとの間に電圧（第一の電圧）を印加する。電流電圧変換回路４１は、ソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄとの間を流れる電流を電圧（第二の電圧）として検出する。マイクロプロセッサ３８は、電流電圧変換回路４１にて検出した電圧に基づいて、ＴＦＴバイオセンサのゲート電極１３ｇの電位及び定電圧回路４０を制御する。

定電圧回路４０は、ツェナーダイオード４０ａ及び抵抗Ｒ１を含む。ツェナーダイオード４０ａは、抵抗Ｒ１を介してトランジスタ３９に接続されている。抵抗Ｒ１はトランジスタ３９を介して電源Ｖｄｄに接続されている。定電圧回路４０の出力端子は、抵抗Ｒ２を介して、ＴＦＴバイオセンサのドレイン電極１３ｄに接続されている。定電圧回路４０は、マイクロプロセッサ３８によってトランジスタ３９がオンされた場合、ツェナーダイオード４０ａの逆降伏電圧（Ｖ１）を、抵抗Ｒ２を介して、ＴＦＴバイオセンサのソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄとの間に印加する。
電流電圧変換回路４１は、ソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄとの間の微小電流を電圧値に変換する。電流電圧変換回路４１は、第１のオペアンプ４１ａ、第２のオペアンプ４１ｂ及び第３のオペアンプ４１ｃを有する。
具体的には、電流電圧変換回路４１は、３つのオペアンプ４１ａ〜４１ｃと、７つの抵抗Ｒ３〜Ｒ９とを有する。第１のオペアンプ４１ａの正入力端子(以下、＋入力端子と記す)は、定電圧回路４０の出力端子と接続してあり、第２のオペアンプ４１ｂの＋入力端子は、ＴＦＴバイオセンサのドレイン電極１３ｄと接続してある。また、第１のオペアンプ４１ａは、出力端子と負入力端子(以下、−入力端子と記す)とが抵抗Ｒ４を介して接続してあり、第２のオペアンプ４１ｂは、出力端子と−入力端子とが抵抗Ｒ５を介して接続してある。また、第１のオペアンプ４１ａの−入力端子と第二２のオペアンプ４１ｂの−入力端子とは、抵抗Ｒ３を介して接続してある。第３のオペアンプ４１ｃの−入力端子は、抵抗Ｒ６を介して、第１のオペアンプ４１ａの出力端子に接続してあり、第３のオペアンプ４１ｃの＋入力端子は、抵抗Ｒ７を介して、第２のオペアンプ４１ｂの出力端子に接続してある。また、第３のオペアンプ４１ｃは、＋入力端子が抵抗Ｒ９を介してグランドにも接続してあり、出力端子と−入力端子とが抵抗Ｒ８を介して接続してある。なお、第３のオペアンプ４１ｃの出力端子が、電流電圧変換回路４１の出力端子となっている。電流電圧変換回路４１は、ソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄとの間の微小電流を変換して得た電圧値（入力電圧Vin)をマイクロプロセッサ３８へ出力する。

図１５に示すように、マイクロプロセッサ３８は、演算部３８ａと、記憶部３８ｂとを有する。演算部３８ａは、例えば、一又は複数のＣＰＵ（Central Processing Unit）、マルチコアＣＰＵ等で構成される。記憶部３８ｂは、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）３８ｂａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）３８ｂｂ等を含む。演算部３８ａは、ＲＯＭ３８ｂｂに記憶してある制御プログラムをＲＡＭ３８ｂａに読み出して実行することにより、各種の演算処理を行う。例えば、マイクロプロセッサ３８の起動時に、演算部３８ａは、ＲＯＭ３８ｂｂから第一演算処理を実行するための制御プログラムファイル（実行ファイル）を読み出し、ＲＡＭ３８ｂａに展開して実行することにより、第一演算部３８ａａのプログラムモジュールとして機能する。また、演算部３８ａは、ＲＯＭ３８ｂｂから第二演算処理を実行するための制御プログラムファイルを読み出し、ＲＡＭ３８ｂａに展開して実行することにより、第二演算部３８ａｂのプログラムモジュールとして機能する。
ＲＯＭ３８ｂｂは、不揮発性メモリであり、演算部３８ａが所定の演算処理を実行するための制御プログラム、演算部３８ａが所定の演算処理を行う際に用いる制御変数、各種データ及びテーブル等を予め記憶している。例えば、演算部３８ａにＰＩＤ（比例−積分−微分）制御に係る演算を行わせる場合、ＲＯＭ３８ｂｂには、ＰＩＤ制御を実現するための制御プログラム及びＰＩＤ制御に用いる制御変数が記憶される。また、演算部３８ａにＰＩ（比例−積分）制御に係る演算を行わせる場合、ＲＯＭ３８ｂｂには、ＰＩ制御を実現するための制御プログラム及びＰＩ制御に用いる制御変数が記憶される。また、演算部３８ａにＰ（比例）制御に係る演算を行わせる場合、ＲＯＭ３８ｂｂには、Ｐ制御を実現するための制御プログラム及びＰ制御に用いる制御変数が記憶される。ＲＡＭ３８ｂａは、書換可能なメモリであり、演算部３８ａによる演算処理時に生じるデータを一時的に記憶する。

マイクロプロセッサ３８は、電流電圧変換回路４１から出力された電圧値を入力電圧Vinとして取得する。演算部３８ａ（第一演算部３８ａａ）は、電流電圧変換回路４１から取得した入力電圧Vinと、ＲＯＭ３８ｂｂに記憶してある制御変数とに基づいて所定の演算（例えば、ＰＩＤ制御、ＰＩ制御、Ｐ制御）を行い、ＴＦＴバイオセンサのゲート電極１３ｇに印加する電圧値を算出する。なお、第一演算部３８ａａは、定電圧回路４０がソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄとの間に印加する電圧と、電流電圧変換回路４１にて検出されるソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄとの間における電圧とが一定になるような電圧値（ゲート電極１３ｇに印加する出力電圧Vout1）を算出する。演算部３８ａは、算出した電圧値（出力電圧Vout1）に基づいて、ＴＦＴバイオセンサのゲート電極１３ｇに印加する電圧を制御する。具体的には、マイクロプロセッサ３８は、演算部３８ａが算出した電圧値の出力電圧Vout1をゲート電極１３ｇに印加する。また演算部３８ａ（第二演算部３８ａｂ）は、算出した電圧値（出力電圧Vout1）と、ＲＯＭ３８ｂｂに記憶してあるテーブルとに基づいて、出力電圧Vout1に対応するイオン濃度を算出する。具体的には、第二演算部３８ａｂは、出力電圧Vout1に対応するイオン濃度をテーブルから読み出す。
また、演算部３８ａは、トランジスタ３９をオン又はオフさせるための電圧（出力電圧Vout2）をトランジスタ３９に与える。

上述した構成のＴＦＴバイオセンサ機器において、ＴＦＴバイオセンサによるセンシングを行う場合、マイクロプロセッサ３８は、ソース電極１３ｓの電位と参照電極１７の電位とを同電位とし、ソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄとの間に所定の電流Ｉ１が流れるようにゲート電極１３ｇとなるシリコン基板１１とソース電極１３ｓとの間の電位を制御する。
図１４及び図１５に示す例では、マイクロプロセッサ３８は、ソース電極１３ｓの電位をソース電位または基準電位に切り替え、ゲート電極１３ｇとなるシリコン基板１１の電位を変動する。マイクロプロセッサ３８は、センシング対象物質１６中のイオン濃度に起因した、ゲート電極１３ｇ−ソース電極１３ｓ間の電位差を読み取る。また、ＴＦＴバイオセンサの特性であるイオン濃度とゲート電極１３ｇ−ソース電極１３ｓ間の電位差（電圧値）との対応を格納したテーブル（対応表）をあらかじめ記憶部３８ｂ（ＲＯＭ３８ｂｂ）に記憶しており、このテーブルを参照することで、読み取ったゲート電極１３ｇ−ソース電極１３ｓ間の電位差に対応するセンシング対象物質１６中のイオン濃度を検知（特定）する。
電流電圧変換回路４１は、ソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄとの間の微小電流を電圧値に変換し、変換した電圧値をマイクロプロセッサ３８に入力電圧Vinとして与える。マイクロプロセッサ３８は、入力電圧Vinが一定の値となるように、ＴＦＴバイオセンサのゲート電極１３ｇ（シリコン基板１１）に印加する電圧（出力電圧Vout１）を制御する。マイクロプロセッサ３８は、ＴＦＴバイオセンサの動作を停止する場合は出力電圧Vout1を出力せず、ＴＦＴバイオセンサを動作させる場合は出力電圧Vout1を出力する。

第八の実施形態では、演算部３８ａが記憶部３８ｂ（ＲＯＭ３８ｂｂ）に記憶してある制御プログラムを実行することにより、マイクロプロセッサ３８における処理を実現していた。このほかに、演算部３８ａが行う処理の一部又は全部を、専用のハードウェア回路で実現してもよい。

（実施例１１）
図１４及び図１５を用いて、第八の実施形態の実施例１１を説明する。ＴＦＴバイオセンサの特性が時間的に変化するため、マイクロプロセッサ３８は、以下の処理を行う。すなわち、マイクロプロセッサ３８は、イオン濃度を検知する際には、ソース電極１３ｓの電位と、ドレイン電極１３ｄ及びゲート電極１３ｇ（シリコン基板１１）の各電位とを同電位とする。その後、マイクロプロセッサ３８は、ドレイン電極１３ｄとゲート電極１３ｇ（シリコン基板１１）に所定の電位を与える。換言すれば、ＴＦＴバイオセンサは、定電圧回路４０と、定電圧回路４０とを制御するマイクロプロセッサ３８と、トランジスタ３９とを用いてソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄとの電位差を制御される。

具体的には、マイクロプロセッサ３８は、出力電圧Vout2によりトランジスタ３９を制御して、定電圧回路４０の出力電位（ドレイン電極１３ｄの電位）をソース電極１３ｓの電位と同電位にする。また、マイクロプロセッサ３８は、出力電圧Vout1により、ゲート電極１３ｇとなるシリコン基板１１の電位をソース電極１３ｓの電位と同電位にする。その後、所定の時間が経過したら、マイクロプロセッサ３８は、出力電圧Vout2によりトランジスタ３９を制御してソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄの電位差をツェナーダイオード４０の逆降伏電圧Ｖ１に固定する。そして、電流電圧変換回路４１は、ソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄ間に流れる微小電流を同相ノイズを除去して電圧値として検知し、検知した電圧値(入力電圧Vin)をマイクロプロセッサ３８に与える。

マイクロプロセッサ３８は、電流電圧変換回路４１から取得した電圧値(入力電圧Vin)が一定値になるように、例えば図１６に示した特性から求めた制御変数に応じてＰＩＤ制御によりゲート電極１３ｇとなるシリコン基板１１の電位を制御する。なお、制御変数は記憶部３８ｂ（ＲＯＭ３８ｂｂ）に記憶されている。マイクロプロセッサ３８は、電流電圧変換回路４１から取得した電圧値(入力電圧Vin)と、記憶部３８ｂに記憶してある制御変数とに基づくＰＩＤ制御により、ゲート電極１３ｇ（シリコン基板１１）に印加する電圧値(出力電圧Vout1)を算出する。
そして、マイクロプロセッサ３８は、出力電圧Vout1をゲート電極１３ｇに印可する。これにより、マイクロプロセッサ３８は、ソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄ間の電流値を所定の値Ｉ１とする。マイクロプロセッサ３８は、ソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄ間の電流値が所定の値Ｉ１となったことを検知すると、ゲート電極１３ｇとなるシリコン基板１１の電位と、図１６に示した特性を用いた測定法によりイオン濃度を算出する。
マイクロプロセッサ３８は、イオン濃度が算出されると、出力電圧Vout1によりゲート電極１３ｇとなるシリコン基板１１の電位をソース電極１３ｓの電位と同電位にする。また、マイクロプロセッサ３８は、出力電圧Vout2によりトランジスタ３９を制御して、ドレイン電極１３ｄの電位とソース電極１３ｓの電位とを同電位にする。

以下に、ＴＦＴバイオセンサのソース電極１３ｓの電位を基準にして、このＴＦＴバイオセンサ機器の測定法を述べる。

図１６は、第八の実施形態のＴＦＴバイオセンサ機器における測定原理の説明図である。図１６の横軸は、ソース電極１３ｓの電位を基準にしたゲート電極１３ｇの電圧（Vg-s）を示している。また、縦軸は、ソース電極１３ｓ−ドレイン電極１３ｄ間を流れる電流を示している。図１６は、ゲート電極電圧（Vg-s）対ソース−ドレイン電流特性を模式的に示している。ここで、イオン濃度検知時は、ソース電極１３ｓとドレイン電極１３ｄとの間の電位差は上述の通りＶ１（ツェナーダイオード４０ａの逆降伏電圧）に固定されている。
センシング対象物質１６中のイオン濃度が変化し、センシング対象物質１６とイオン感応絶縁膜１４との界面での電気二重層電位差（図１４中のVedl）が＋０．１Ｖ、０Ｖ、−０．１Ｖと変化すると、マイクロプロセッサ３８は、ＴＦＴバイオセンサの特性からあらかじめ算出した電流値Ｉ１を流すために、ゲート電極１３ｇとなるシリコン基板１１への出力電圧Vout1を０．５Ｖ、１Ｖ、１．５Ｖと制御する。この際、制御を安定させるためにマイクロプロセッサ３８は、出力電圧Vout1の操作量を、以下の式１にて算出する。そして、マイクロプロセッサ３８は、ゲート電極１３ｇ（シリコン基板１１）に算出した出力電圧Vout1を与える。

操作量＝Ｋｐ×（偏差）＋Ｋｉ×（偏差の累積値）＋Ｋｄ×（前回偏差との差）
…（式１）
なお、Ｋｐ，Ｋｉ，Ｋｄは制御変数であり、例えば、それぞれ０．６，０．７，０．３である。偏差はソース電極１３ｓ−ドレイン電極１３ｄ間の電流を電圧として読み取った値（電流電圧変換回路４１から取得する入力電圧Vin）と、あらかじめ設定した所定の値との差である。

マイクロプロセッサ３８の出力電圧Vout1はゲート電極１３ｇの電圧Vg-sに等しいので、様々なイオン濃度において、一定電流Ｉ１を流すための出力電圧Vout1をマイクロプロセッサ３８で読み取ることは、一定電流Ｉ１を流すためにVg-sがどのように変化するかを読み取ることと同じである。これは、様々なイオン濃度におけるゲート−ソース間電圧対ドレイン−ソース電流特性のシフト量（図１６で例示したような）を検知することに他ならない。マイクロプロセッサ３８は、図１６に示した水素イオン濃度とゲート電極電圧Vg-sとをそれぞれ離散値で対応付けて記憶したテーブルをあらかじめ記憶部３８ｂ（ＲＯＭ３８ｂｂ）に格納しており、このテーブルを用いて、読み取った出力電圧Vout1から水素イオン濃度を特定する。

図１７は、水素イオン濃度とゲート電極電圧Vg-sとの対応を格納したテーブルを示す図である。図１７におけるテーブルは、「水素イオン濃度[pH] 」を記憶する第1の欄と、「ゲート電極の電圧Vg-s[V]」を記憶する第2の欄と、「ソース−ドレイン間電流I1[nA]」を記憶する第3の欄とを有する。図１７に示すテーブルは、水素イオン濃度とゲート電極電圧Vg-sと、ソース−ドレイン電極間電流とを対応付けて記憶する。なお、テーブルに記憶されたゲート電極１３ｇの電圧Vg-sは、ソース電極１３ｓ−ドレイン電極１３ｄ間に流れる電流を一定電流Ｉ１にするための電圧であるので、ソース−ドレイン電極間電流の欄はテーブルになくてもよい。

このように、上記の第一の実施形態から第七の実施形態で説明した薄膜トランジスタを用いて構成されたバイオセンサを、本第八の実施形態のＴＦＴバイオセンサ部Ｓに用いることで、従来よりも感度の高いＴＦＴバイオセンサ機器を実現することができる。

（実施例１２）
第八の実施形態の変形例として、ＴＦＴバイオセンサの経時変化を勘案した測定手段を説明する。本発明のＴＦＴバイオセンサを、一定ｐＨの被検液中で、一定ゲート電圧及び一定ドレイン電圧のもと、ドレイン電流の経時的変化を観察すると、理想的な状態の場合、常に一定のドレイン電流が得られることになる。しかしながら、多くの場合、時間経過とともにドレイン電流が減少する方向にドリフトする。

このようなドリフトが発生する環境では、安定性が高い測定は実現できない。このドリフトは、イオン感応絶縁膜１４界面におけるイオン吸着、イオンマイグレーションが緩慢に進行することに起因し、液中測定を実施する上では、必然的な変化と言うことができる。このドリフトを抑制する手段としては、間欠的に測定を行うことが有効となる。測定動作中に、電圧を印加しない、或いは測定時よりも低い電圧を印加する休止期間を設けることで、測定時のドリフトを抑制する、或いはドリフトによる変化を打ち消し、定期的にセンサの状態を初期化することが可能となる。

図１８は、実施例１２のＴＦＴバイオセンサ機器における測定方法の説明図である。図１８の横軸は、時間を示しており、縦軸は、ソース電極１３ｓ−ドレイン電極１３ｄ間を流れる電流を示している。図１８は、実施例１２のＴＦＴバイオセンサ機器において、時間の経過に伴うドレイン電流の変化を示しており、ＴＦＴバイオセンサを用いて間欠測定を行った結果を示す。例えば、ゲート電極１３ｇ及びドレイン電極１３ｄにそれぞれ所定の電圧を印加してドレイン電流を測定する測定期間と、ゲート電極１３ｇ及びドレイン電極１３ｄに印加する電圧を０Ｖとして測定を行わない休止期間とを１２０秒毎に繰り返す。

実施例１２のＴＦＴバイオセンサでは、製造装置は、初めに、熱酸化膜１０を形成したシリコン基板１１上に、Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏからなる５０ｎｍの半導体活性層１２、モリブデン金属からなる１００ｎｍのソース電極１３ｓ及びドレイン電極１３ｄ、酸化タンタルからなる１００ｎｍのイオン感応絶縁膜１４を、メタルマスクを用いてスパッタ法により成膜する。そして、製造装置は、大気中で３５０℃かつ１時間のアニールを行った後、イオン感応絶縁膜１４の一部を残し、それ以外をシリコン樹脂からなる保護絶縁膜１５で被覆する。
次に、製造装置は、薄膜トランジスタをｐＨ６．０のマッキルバイン緩衝液に浸漬する。マッキルバイン緩衝液は、０．０５ｍＭ／Ｌのクエン酸水溶液と０．０２５ｍＭ／Ｌのリン酸水素ナトリウム水溶液とにより調整する。

上述した構成のＴＦＴバイオセンサは、マイクロプロセッサ３８による制御に従って間欠的に動作した場合、図１８に示すような測定結果が得られる。図１８には、ゲート電極１３ｇに電圧７．５Ｖを印加し、ドレイン電極１３ｄに電圧０．５Ｖを印加した状態で１２０秒間、ドレイン電流を測定し、その後、ゲート電極１３ｇ及びドレイン電極１３ｄに印加する電圧を０Ｖとした状態で１２０秒間保持するという処理サイクルを複数回繰り返した結果を示す。ゲート電極１３ｇに電圧７．５Ｖを印加し、ドレイン電極に電圧０．５Ｖを印加した駆動状態では、以下の状態が観察される。すなわち、２２０ｎＡ程度の初期のドレイン電流値が観察され、このドレイン電流値が、１２０秒後には数ｎＡ減少する変化が観察される。

ゲート電圧及びドレイン電圧を０Ｖで１２０秒間保持した後、ゲート電圧を７．５Ｖ、ドレイン電圧を０．５Ｖとして測定を再開するときに、ドレイン電流値の変化に注目する。この変化は、前回の測定終了時のドレイン電流値（２２０ｎＡから数ｎＡ減少した値）から、初期の２２０ｎＡ程度の値に回復している変化である。
この変化により、測定時のドリフトを抑制する、或いはドリフトによる変化を打ち消し、定期的にセンサの状態を初期化することが可能となる。
なお、ゲート電圧及びドレイン電圧を０Ｖに保持した１２０秒間もドリフトが継続したと仮定した場合、測定を再開する直前には、ドレイン電流値が、２２０ｎＡから数ｎＡ減少した値から、更に数ｎＡ減少した値となると予想される。しかし、この場合でも、測定を再開したとき、ドレイン電流の減少がキャンセルされ、初期の２２０ｎＡ程度のドレイン電流値に回復する。

ドレイン電流減衰の時定数が一定であると仮定した場合、ＴＦＴバイオセンサを駆動させてから一定時間後のドレイン電流を読み取ることで、前述のドリフトを考慮した正確性が高い測定を実現することができる。

本実施例では、休止期間における電圧条件として、ゲート電圧及びドレイン電圧ともに０Ｖを選択したが、これには限定されず、ゲート電圧のみを０Ｖにしても良いし、ドレイン電圧のみを０Ｖにしても良い。休止期間における電圧値は、０Ｖ以下の値でも良く、更にはトランジスタ３９をオフ状態に制御できるのであれば、０Ｖ以上の値でも良い。この場合、マイクロプロセッサ３８は、単位時間間隔で（例えば１２０秒毎に）、ドレイン電圧（ソース電極１３ｓ−ドレイン電極１３ｄ間の電圧）を変更するように、トランジスタ３９のオン／オフ状態を制御する。また、マイクロプロセッサ３８は、ドレイン電圧が所定値（閾値）以上のときに、電流電圧変換回路４１から取得した電圧値（入力電圧Vin）に基づいて算出した出力電圧Vout1をゲート電極１３ｇに印加する。この場合、ドレイン電圧が所定値未満の場合には、マイクロプロセッサ３８がゲート電極１３ｇに電圧を印加しないことにより、ドレイン電圧の値に基づく間欠測定が可能となる。

また、本実施例では、１２０秒サイクルで測定した結果を説明したが、ドリフトを抑制、或いはキャンセルすることができれば、適切な測定周期を選択することができる。例えば、パルス駆動でも同様の効果が得られ、サイン波、矩形波、三角波により駆動することもできる。また、例えば１００Ｈｚ以上の周波数でパルス駆動することにより、擬似的にドリフトの発生を抑制する効果が得られ、安定性が高い測定を実現することができる。

駆動電圧の変調、パルスの発生は、図１５に示した回路を構成するマイクロプロセッサ３８により容易に実現することができる。

上記の第八の実施形態及び実施例１１、１２で説明した回路構成・動作原理は、第一から第七の実施形態、及びこれらに対応する実施例１から１０に適用することができる。更には、各実施例において、酵素１９が存在しない構成のイオンセンサ（酵素反応を用いることなく被検液中の特定のイオン濃度を検出するセンサ）にも適用することができる。

更に上記の第八の実施形態及び実施例１１、１２で説明した回路構成・動作原理は、酵素反応により水素イオン濃度（ｐＨ）が変化し、そのｐＨ変化を検出することでバイオ物質の濃度をセンシングする構成に限らない。かかる回路構成・動作原理は、酵素反応で生成される任意のイオン濃度をセンシングする構成にも適用可能である。例えば、酵素反応でＮａイオン、Ｋイオン等の陽イオンを発生するような被検液のセンシングを行う場合には、イオン感応絶縁膜１４として、リガンドとなるバリノマイシン等のポリペプチドやクラウンエーテルを基本骨格に持つ化合物を樹脂材料と混合して塗布・焼成して形成した薄膜を適用することができる。陽イオンに限らず負イオンの場合もそれに適したリガンドを用いることが可能である。

以上説明したバイオセンサは、医療・福祉・環境分野で用いられる高感度バイオセンサに適用することができる。酸化物半導体ＴＦＴを界面電位検出機構として用いることで、ネルンスト理論による感度を越える高感度センシングが可能となる。更に、生体物質認識機構である酵素をＴＦＴとは異なる絶縁性基板に形成することで、高感度センシングの特徴を損なわず、バイオセンシングに応用することができる。また、酵素を異なる絶縁性基板に固定することは、酵素基板の交換を可能とする構成となり、酵素失活による機能低下を回復させることができる。このような特徴から、臨床検査において、疾病マーカー、バイオマーカー検査に使用することができる。

今回開示された実施形態はすべての点で例示であって、制限的なものでは無いと考えられるべきである。本発明の範囲は、上記した意味ではなく、特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味及び範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

１０１、２０１、３０１、４０１、５０１、６０１，７０１ ＴＦＴバイオセンサ
１０ 熱酸化膜
１１ シリコン基板
１２ 半導体活性層
１３ｓ ソース電極
１３ｄ ドレイン電極
１４ イオン感応絶縁膜
１５ 保護絶縁膜
１６ センシング対象物質
１７ 参照電極
１８ 第二の絶縁性基板
１９ 酵素
２０ 電圧検出部
２１ 電流検出部
２２ 第一のゲート電極
２３ 第一のゲート絶縁膜
２４ 第二のゲート絶縁膜
２５ 第二のゲート電極
２６ 第一の絶縁性基板
３８ マイクロプロセッサ
３９ トランジスタ
４０ 定電圧回路
４１ 電流電圧変換回路
３８ａ 演算部
３８ａａ 第一演算部
３８ａｂ 第二演算部
３８ｂ 記憶部
４０ａ ツェナーダイオード
４１ａ 第一のオペアンプ
４２ｂ 第二のオペアンプ
４３ｃ 第三のオペアンプ

Claims (20)

1. 半導体活性層と、
   ゲート電極と、
   前記半導体活性層の第一の面に設けられ、当該半導体活性層と前記ゲート電極とを絶縁するゲート絶縁膜と、
   前記半導体活性層の第二の面に設けられ、溶液と接する領域を有するイオン感応絶縁膜と、
   前記領域から空間的に離れた位置に固定され、前記溶液内の物質と反応することで前記領域における電位変化を発生させる酵素と、
   を備え、
   前記イオン感応絶縁膜の単位面積当たりの静電容量が前記ゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量よりも大きく、
   前記イオン感応絶縁膜の単位面積当たりの静電容量を前記ゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量で除した比の値を前記イオン感応絶縁膜上の電位に乗じて、前記イオン感応絶縁膜上の電位を増幅して検出する検出部を有することを特徴とするバイオセンサ。
2. 半導体活性層と、
   ゲート電極と、
   前記半導体活性層の第一の面に設けられ、当該半導体活性層と前記ゲート電極とを絶縁するゲート絶縁膜と、
   前記半導体活性層の第二の面に設けられたイオン感応絶縁膜と、
   酵素と、
   を備え、
   前記イオン感応絶縁膜は、第一の領域以外の周縁部分が保護絶縁膜により覆われ、
   前記半導体活性層の前記第二の面は、前記イオン感応絶縁膜と接する第二の領域を有し、
   前記第一の領域は、前記第二の領域と重なる第三の領域と、前記第三の領域以外の第四の領域とを有し、
   前記酵素は、前記第四の領域に固定され、
   前記イオン感応絶縁膜は、前記第三の領域で溶液と接し、
   前記酵素は、前記溶液内の物質と反応して、前記第三の領域における電位変化を発生させ、
   前記イオン感応絶縁膜の単位面積当たりの静電容量が前記ゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量よりも大きいことを特徴とするバイオセンサ。
3. 半導体活性層と、
   ゲート電極と、
   前記半導体活性層の第一の面に設けられ、当該半導体活性層と前記ゲート電極とを絶縁するゲート絶縁膜と、
   前記半導体活性層の第二の面に設けられたイオン感応絶縁膜と、
   複数の酵素とを備え、
   前記イオン感応絶縁膜は、第一の領域以外の周縁部分が保護絶縁膜により覆われ、
   前記複数の酵素は、前記イオン感応絶縁膜の前記第一の領域が溶液と接するように、前記第一の領域に一定間隔またはランダムに配置され、
   前記複数の酵素は、前記溶液内の物質と反応して、前記第一の領域における電位変化を発生させ、
   前記イオン感応絶縁膜の単位面積当たりの静電容量が前記ゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量よりも大きいことを特徴とするバイオセンサ。
4. 前記イオン感応絶縁膜の単位面積当たりの静電容量を前記ゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量で除した比の値を前記イオン感応絶縁膜上の電位に乗じて、前記イオン感応絶縁膜上の電位を増幅して検出する検出部を有する
   請求項２又は３に記載のバイオセンサ。
5. 半導体活性層と、
   第一のゲート電極と、
   前記半導体活性層の第一の面に設けられ、当該半導体活性層と前記第一のゲート電極とを絶縁する第一のゲート絶縁膜と、
   前記半導体活性層の第二の面に設けられた第二のゲート絶縁膜と、
   前記第二のゲート絶縁膜上に設けられ、前記半導体活性層と重なる領域から二次元的に離れた位置まで延長された第二のゲート電極と、
   前記第二のゲート電極の延長端側に固定され、溶液内の物質と反応することで前記第二のゲート電極に印加される電圧を変調させる酵素と、
   を備え、
   前記第二のゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量が前記第一のゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量よりも大きいことを特徴とするバイオセンサ。
6. 半導体活性層と、
   第一のゲート電極と、
   前記半導体活性層の第一の面に設けられ、当該半導体活性層と前記第一のゲート電極とを絶縁する第一のゲート絶縁膜と、
   前記半導体活性層の第二の面に設けられた第二のゲート絶縁膜と、
   前記第二のゲート絶縁膜上に設けられ、前記半導体活性層と重なる領域から二次元的に離れた位置まで延長された第二のゲート電極と、
   前記第二のゲート電極上に設けられたイオン感応絶縁膜と、
   前記イオン感応絶縁膜上に固定され、溶液内の物質と反応することで、前記イオン感応絶縁膜における電位変化を発生させる酵素と、
   を備え、
   前記第二のゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量が前記第一のゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量よりも大きいことを特徴とするバイオセンサ。
7. 半導体活性層と、
   第一のゲート電極と、
   前記半導体活性層の第一の面に設けられ、当該半導体活性層と前記第一のゲート電極とを絶縁する第一のゲート絶縁膜と、
   前記半導体活性層の第二の面に設けられた第二のゲート絶縁膜と、
   前記第二のゲート絶縁膜上に設けられ、前記半導体活性層と重なる領域から二次元的に離れた位置まで延長された第二のゲート電極と、
   前記第二のゲート電極上に設けられたイオン感応絶縁膜と、
   前記イオン感応絶縁膜上に固定され、溶液内の物質と反応することで、前記イオン感応絶縁膜における電位変化を発生させる複数の酵素と、
   を備え、
   前記複数の酵素は、前記イオン感応絶縁膜の表面が溶液と接するように、前記イオン感応絶縁膜上に一定間隔またはランダムに配置され、
   前記第二のゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量が前記第一のゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量よりも大きいことを特徴とするバイオセンサ。
8. 半導体活性層と、
   第一のゲート電極と、
   前記半導体活性層の第一の面に設けられ、当該半導体活性層と前記第一のゲート電極とを絶縁する第一のゲート絶縁膜と、
   前記半導体活性層の第二の面に設けられた第二のゲート絶縁膜と、
   前記第二のゲート絶縁膜上に設けられ、前記半導体活性層領域と重なる領域から二次元的に離れた位置まで延長された第二のゲート電極と、
   前記第二のゲート電極上に設けられ、溶液と接する領域を有するイオン感応絶縁膜と、
   前記イオン感応絶縁膜から空間的に離れた位置に固定され、前記溶液内の物質と反応することで前記イオン感応絶縁膜の前記領域における電位変化を発生させる酵素と、
   を備え、
   前記第二のゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量が前記第一のゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量よりも大きいことを特徴とするバイオセンサ。
9. 前記第二のゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量を前記第一のゲート絶縁膜の単位面積当たりの静電容量で除した比の値を前記イオン感応絶縁膜上の電位に乗じて、前記イオン感応絶縁膜上の電位を増幅して検出する検出部を有する請求項６から８までのいずれかひとつに記載のバイオセンサ。
10. さらに、前記イオン感応絶縁膜と、前記イオン感応絶縁膜から空間的に離れた位置に固定された酵素との間にセンシング対象物質の流れを制御する機構を有することを特徴とする請求項１又は８に記載のバイオセンサ。
11. 前記半導体活性層が酸化物半導体、または有機半導体であることを特徴とする請求項１から１０までのいずれかひとつに記載のバイオセンサ。
12. 前記第一のゲート電極、第一のゲート絶縁膜、半導体活性層、第二のゲート絶縁膜、第二のゲート電極、及びイオン感応絶縁膜が形成してある第一の基板と、
    前記酵素が固定されている第二の基板とを有し、
    前記第二の基板は、一面に溝を有し、該溝の内面に前記酵素が固定してあり、
    前記第一の基板及び第二の基板は、前記イオン感応絶縁膜及び酵素を対向させた状態で配置されていることを特徴とする請求項８に記載のバイオセンサ。
13. 前記第一のゲート電極、第一のゲート絶縁膜、半導体活性層、第二のゲート絶縁膜、第二のゲート電極、及びイオン感応絶縁膜が、この順に基板上に形成してあり、
    前記基板上に、前記溶液内の物質と反応することで前記イオン感応絶縁膜の前記領域における電位変化を発生させる酵素が固定されていることを特徴とする請求項８に記載のバイオセンサ。
14. 請求項１から１３までのいずれかひとつに記載のバイオセンサと、
    前記半導体活性層に接続するソース電極とドレイン電極との間に第一の電圧を印加する電圧印加回路と、
    前記ソース電極とドレイン電極との間を流れる電流を第二の電圧として検出する検出回路と、
    前記第二の電圧に基づき、前記ゲート電極に印加する電圧と前記電圧印加回路とを制御するプロセッサとを備え、
    前記プロセッサは、
    制御変数と電圧値とイオン濃度との対応表を格納した記憶部と、
    前記検出回路が検出した前記第二の電圧と前記制御変数に基づき、前記第一の電圧の値と前記第二の電圧の値とを一定にするように、前記ゲート電極に印加する電圧の値を算出する第一演算部と、
    前記第一演算部が算出した電圧値と前記対応表に基づきイオン濃度を算出する第二演算部とを有し、
    前記第一演算部が算出した電圧値に基づいて、前記ゲート電極に印加する電圧を制御することを特徴とした検出装置。
15. 半導体活性層と、
    ゲート電極と、
    前記半導体活性層の第一の面に設けられ、当該半導体活性層と前記ゲート電極とを絶縁するゲート絶縁膜と、
    前記半導体活性層の第二の面に設けられ、溶液と接する領域を有するイオン感応絶縁膜と、
    前記半導体活性層と前記イオン感応絶縁膜との間に配置され前記半導体活性層に接続するソース電極とドレイン電極との間に第一の電圧を印加する電圧印加回路と、
    前記ソース電極とドレイン電極との間を流れる電流を第二の電圧として検出する検出回路と、
    前記第二の電圧に基づき、前記ゲート電極に印加する電圧と前記電圧印加回路とを制御するプロセッサとを備え、
    前記プロセッサは、
    制御変数と電圧値とイオン濃度との対応表を格納した記憶部と、
    前記検出回路が検出した前記第二の電圧と前記制御変数に基づき、前記第一の電圧の値と前記第二の電圧の値とを一定にするように、前記ゲート電極に印加する電圧の値を算出する第一演算部と、
    前記第一演算部が算出した電圧値と前記対応表に基づきイオン濃度を算出する第二演算部とを有し、
    前記第一演算部が算出した電圧値に基づいて、前記ゲート電極に印加する電圧を制御することを特徴とした検出装置。
16. 前記記憶部に格納した制御変数はＰＩＤ（比例‐積分‐微分）制御の変数であり、
    前記第一演算部による演算はＰＩＤ制御であることを特徴とした請求項１４又は１５に記載の検出装置。
17. 前記記憶部に格納した制御変数はＰＩ（比例‐積分）制御の変数であり、
    前記第一演算部による演算はＰＩ制御であることを特徴とした請求項１４又は１５に記載の検出装置。
18. 前記記憶部に格納した制御変数はＰ（比例）制御の変数であり、
    前記第一演算部による演算はＰ制御であることを特徴とした請求項１４又は１５に記載の検出装置。
19. 前記プロセッサは、前記第一の電圧が閾値以上のときに、前記ゲート電極に印加する電圧を制御することを特徴とした請求項１４から１８までのいずれかひとつに記載の検出装置。
20. 前記プロセッサは、単位時間間隔で前記第一の電圧を変更するように前記電圧印加回路を制御することを特徴とした請求項１４から１９までのいずれかひとつに記載の検出装置。