JPWO2003042683A1 - Ｆｅｔ型センサと、そのセンサを用いたイオン濃度検出方法及び塩基配列検出方法 - Google Patents
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Abstract
半導体基板（１）の表面に、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部（２）及び浮遊拡散部（３）と、入力ダイオード部から浮遊拡散部までの間の絶縁膜（５）上に固定された入力ゲート（６）及び出力ゲート（７）と、その入／出力ゲート間の絶縁膜上に固定されたイオン感応膜からなるセンシング部（９）と、浮遊拡散部の他の側部に連なる位置の絶縁膜上に固定されたリセットゲート（８）と、リセットゲートにおける浮遊拡散部と反対側に形成された基板と逆型の拡散領域からなるリセットダイオード部（４）とを備え、センシング部に作用するイオン濃度に応じて変化するポテンシャル井戸の深さと汲み出し回数に応じて浮遊拡散部が蓄積する電荷量を検出するＦＥＴ型センサを用いて、イオン濃度検出及び塩基配列の検出を行う。
Description
技術分野
本発明は、ＭＯＳ電界効果型トランジスタ（ＦＥＴ）のゲート絶縁膜上にイオンに感応するセンシング部を形成し、このセンシング部の表面の電位の変化に基づくチャネルの電位レベルの変化量を検出して、イオン濃度を検出するＦＥＴ型センサの構造と、そのセンサ構造を用いたイオン濃度検出方法及び塩基配列検出方法に関するものである。
背景技術
これまで集積回路技術を用いた化学センサとして、ＦＥＴの原理による種々のセンサが開発されてきた。このＦＥＴ型センサは、電気化学的な電位変化を検出するものであり、一例として、水素イオン濃度を検出するイオンセンシティブＦＥＴ（ＩＳＦＥＴ）と呼ばれている。
ＩＳＦＥＴは、ＭＯＳＦＥＴのゲート絶縁膜上にイオンに感応するセンシング部を形成したものであり、このＩＳＦＥＴを水溶液中に浸け、センシング部の電位の変化に基づくチャネルコンダクタンスの変化量を検出して、水溶液中の水素イオン濃度を求めるように構成されている。
しかし、ＩＳＦＥＴは、感度が低く（ネルンストの式から求められる理論的最大感度は５９ｍＶ／ｐＨである）、時間的に出力が不安定であり、イオン濃度を高精度に検出できないという問題があった。一方、生化学測定分野においては、ＩＳＦＥＴの感度を向上することができれば、例えばオリゴヌクレオチドのハイブリダイゼーション（核酸雑種分子形成）の発生の有無を検出し、検体の塩基配列の決定に用いることなどが期待されている。
ハイブリダイゼーション分析とは、同定、検出及び単離すべき核酸（標的核酸）と相補的である一本鎖核酸（プローブ）を用意し、試料の一本鎖核酸がプローブとハイブリダイズしたか否かを検出し、又はハイブリダイズした二本鎖核酸の量を測定するものである。
このハイブリダイゼーション分析にゲル電気泳動を適用し、核酸の塩基配列を調べる方法としてサザン・プロット法がある。サザン・プロット法においては、まず、所定長さの二本鎖ＤＮＡ断片をゲル電気泳動にかけ、ゲルをアルカリ性の液に浸し、電気泳動により分離された二本鎖を、バンドを保持した状態で一本鎖にする。これをＤＮＡ結合用のシートに写し取る。そして、ハイブリッド形成液に前記シートを浸し、放射能を有したプローブを加え、加温してハイブリダイズさせる。これにより、どのバンドがどのプローブと結合したかが判り、プローブと相補性がある塩基配列を有するバンドを検出することができる。しかし、この方法は、処理が煩雑であって時間及びコストがかかるという本質的な問題がある。したがって、前述のようにＩＳＦＥＴにおいて感度を向上させ、これをハイブリダイゼーション分析等の生化学的測定に適用できる方途を探ることこそ急務である。
本発明は斯かる事情に鑑みてなされたものであり、ＩＳＦＥＴのセンシング部の表面電位の変化に基づくセンシング部直下のポテンシャル井戸の深さの変化をドレインに電荷として転送することを繰り返し、ドレインに電荷が累積されるべく構成したことにより、センシング部の表面電位の変化が微量であっても確実に検出し、高感度にイオン濃度の変化を検出することができるという原理を利用したイオン型センサの構造と、そのセンサ構造によるイオン濃度検出方法を提供しようとするものである。
上記のように、ソースからドレインへの電荷の転送をｎ回行って電荷を累積した場合、ドレイン電位の変化量はｎ倍となるのに対し、ノイズは一般にランダムな値であって、√ｎ倍しか増加せず、従ってＳ／Ｎ比はｎ／√ｎ＝√ｎ倍となり、その分だけ感度が高くなる。これにより、センシング部の表面電位の変化に基づくその直下のポテンシャル井戸の深さの変化は微量であっても、それを累積して確実に検出し、高感度にイオン濃度の変化を検出することができる。
上記の電荷累積原理に係るＩＳＦＥＴの基本構造については、先に本発明者等が発明し、平成１２年９月２７日に「累積型化学・物理現象検出装置」と題して出願（特願２０００−２９３６６９号）したものの実施形態として記載されている。この先願において開示された構造は、上記ＭＯＳＦＥＴのゲート絶縁膜上のゲートを二分割し、その分割間隔にイオン感応膜（センシング部）を挿入した構造のＩＳＦＥＴにおいて、ドレイン電位をリセットするリセット・トランジスタを組み込んだものである。
従って、本発明の一つの目的は、ＩＳＦＥＴのセンシング部に、試料中の検体と反応若しくは結合し、又は検体の反応の触媒となる物質を固定することにより、前記反応又は結合に基づくイオン濃度の変化を正確に検出し、試料中の検体の有無又は含有量等を正確に検出できるＦＥＴ型センサ及びイオン濃度検出方法を提供することである。
また、本発明の別の目的は、ＩＳＦＥＴのセンシング部に、標的核酸と相補的である一本鎖核酸を固定することにより、センシング部の表面電位の変化に基づくセンシング直下の半導体基板の表面の電位の変化が微量であっても確実に検出し、高感度に試料中の核酸と一本鎖核酸との間のハイブリダイゼーションの発生の有無を検出することができ、ＰＣＲ法によりＤＮＡを増量させることなく、簡便に、短時間に、低コストに塩基配列を決定することができるＦＥＴ型センサ及び塩基配列検出方法を提供することである。
更に、本発明の他の目的は、前記ＩＳＦＥＴを複数含むことにより、一度に複数のハイブリダイゼーションの発生の有無を検出することができ、簡便に、短時間に、試料中の核酸の塩基配列を決定することができるイオンセンサを提供することである。
一方、本発明は、ＩＳＦＥＴがｎチャネルによって電子を流す方が、ｐチャネルによって正孔を流すよりも伝送速度が早くなるために、ｎｐｎ構造を採用し、その結果、入／出力ゲート間のセンシング部下方に生成されるポテンシャル井戸の深さが、センシング部に作用する相対的なプラスイオン／マイナスイオン濃度の大きさに依存し、プラスイオン濃度が低いか又はマイナスイオン濃度が優勢の場合に井戸が浅くなるか、或いは形成できないというＩＳＦＥＴ構造上の欠点を克服しようとするものである。
発明の開示
本発明は、第１の課題を解決するため、Ｐ型又はＮ型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて形成された、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部と、
前記入力ダイオード部から浮遊拡散部までの間に形成されるべき導通チャネルの始端及び終端にそれぞれ対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定された入力ゲート及び出力ゲートと、
前記チャネルの中間部に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたイオン感応膜からなるセンシング部と、
前記浮遊拡散部の、前記チャネルから離れた側に連なる前記基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたリセットゲートと、
前記リセットゲートにおける前記浮遊拡散部から離れた側の前記基板表面部に形成された、基板と逆型の拡散領域からなるリセットダイオード部とを備え、
前記センシング部に、同部内の試料液中の検体と反応もしくは結合し又は検体の反応の触媒となる物質を固定し、その結果、前記センシング部に作用するイオン濃度に応じて変化したポテンシャル井戸の深さと、そのポテンシャル井戸からの汲み出し回数に応じ、電位リセット後の前記浮遊拡散部が蓄積する電荷量を、電位変化として検出するようにしたＦＥＴ型センサを構成したものである。
本発明は、第２の課題（ハイブリダイゼーション検出）を解決するため、センシング部に固定する物質を、検体と相補的である一本鎖核酸としたものである。これにより、ＰＣＲ法等でＤＮＡを増量させることなく、簡便且つ短時間、及び低コストで試料中の標的核酸の存在をことができ、これによって容易に塩基配列を決定することができる。
本発明は、第３の課題（複数のハイブリダイゼーション検出）を解決する手段として、Ｐ型又はＮ型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて形成された、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部と、
前記入力ダイオード部から浮遊拡散部までの間に形成されるべき導通チャネルの始端及び終端にそれぞれ対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定された入力ゲート及び出力ゲートと、
前記チャネルの中間部に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたイオン感応膜からなるセンシング部と、
前記浮遊拡散部の、前記チャネルから離れた側に連なる前記基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたリセットゲートと、
前記リセットゲートにおける前記浮遊拡散部から離れた側の前記基板表面部に形成された、基板と逆型の拡散領域からなるリセットダイオード部と、を備えてなるＦＥＴ型センサ素子を、同一半導体基板上において複数個並列的に形成したものであって、
各センサ素子の入力ゲートと、リセットゲート及びリセットダイオードが、それら全素子間に延びる単一の入力ゲート、単一のリセットゲート及び単一のリセットダイオードより共通的に形成されたものであることを特徴とするＦＥＴ型センサを構成したものである。
本発明は、第４の課題（ｎチャネル型ＦＥＴ構造上の制約の克服）を解決する手段として、Ｐ型又はＮ型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて形成された、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部と、
前記入力ダイオード部から浮遊拡散部までの間に形成されるべき導通チャネルの中間部及び終端部にそれぞれ対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定された入力ゲート及び出力ゲートと、
前記チャネルの入力端に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたイオン感応膜からなるセンシング部と、
前記浮遊拡散部の、前記チャネルから離れた側に連なる前記基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたリセットゲートと、
前記リセットゲートにおける前記浮遊拡散部から離れた側の前記基板表面部に形成された、基板と逆型の拡散領域からなるリセットダイオード部とを備え、
前記センシング部に作用するイオン濃度に応じて変化したポテンシャル井戸の深さと、そのポテンシャル井戸からの汲み出し回数に応じ、前記浮遊拡散部が電位リセット後において蓄積する電荷量を、電位変化として検出するようにしたＦＥＴ型センサを構成したものである。
上記のＦＥＴ型センサにおいては、入力ゲートの下側に安定的に形成されるポテンシャル井戸の入口（電荷のすり切りレベル）の高さが、このゲートと入力ダイオード（電荷供給部）との間に位置するセンシング部のポテンシャルにより与えられるというメカニズムにおいて、ポテンシャル井戸の深さ（容量）を設定するものである。
試料のイオン濃度によるポテンシャル井戸の深さを、基本形の如く底面レベルにより決するのでなく、入口レベルにより決する上記のＦＥＴ型センサにおいても、前記センシング部に、検体と反応もしくは結合し又は検体の反応の触媒となる物質を固定する場合において、その固定体を、検体と相補的である一本鎖核酸とすれば、試料中の核酸とその一本鎖核酸と間の間のハイブリダイゼーションの発生の有無を検出しうることは勿論である。この場合は、負に帯電した核酸同士の結合として、マイナスイオン濃度が高くなるハイブリダイゼーションの発生をより高感度に検出することができる。
また上記のＦＥＴ型センサにおいても、同一半導体基板上において複数個並列的に形成する構造とし、各センサの入力ゲートと、リセットゲート及びリセットダイオードが、それら全センサ素子間に延びる単一の入力ゲート、単一のリセットゲート及び単一のリセットダイオードより共通的に形成されたものであれば、これをもって、試料中の核酸構造を測定できることは明らかである。
本発明は更に、基本構造の累積型ＩＳＦＥＴと、上記第４の課題解決手段であるセンシング部で、ポテンシャル井戸入口レベルを規定する構造の累積型ＩＳＦＥＴを同一基板に並列配置したことにより、プラスイオン及びマイナスイオンの双方に渡る測定範囲の広いＦＥＴ型センサとして、Ｐ型又はＮ型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を形成するとともに、前記浮遊拡散部を第１ドレインと第２ドレインに二分割するとともに、前記入力ダイオード部を前記二分割に対応する部分を有する共通ソースとして、これらのソース−ドレイン間の基板表面部に第１及び第２の互いに並列したチャネルが形成されるようにし、
前記第１及び第２ドレインを構成する浮遊拡散部の、前記二チャネルと背反する側に、同部と小間隔を置いて、基板と逆型の拡散領域からなる共通リセットダイオードを形成するとともに、前記小間隔内の基板表面上に絶縁膜を介して共通リセットゲートを固定し、
前記第１チャネルの両端に対応した基板表面上の位置に、それぞれ絶縁膜を介して入力ゲート及び出力ゲートを固定するとともに、同チャネルの中間部に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介してイオン感応膜からなるセンシング部を固定し、
前記第２チャネルの中間部、及び終端部にそれぞれ対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して入力ゲート及び出力ゲートをそれぞれ固定するとともに、同チャネルの始端部に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介してイオン感応膜からなるセンシング部を固定し、
前記第１チャネル及び第２チャネル上の各センシング部に作用するイオン濃度に応じて変化したポテンシャル井戸の深さと、そのポテンシャル井戸からの汲み出し回数に応じ、前記浮遊拡散部の第１及び第２ドレインが電位リセット後において蓄積する電荷量を、電位変化として検出するようにした構造を提供する。
本発明は更に、上記複合型のセンサを、同一半導体基板上において、複数個形成し、これによって検体中の、複数の相補性核酸構造等を同時に効率よく検出できるようにしたものである。
本発明は、以上の構成に係るイオンセンサを用いることにより、特に生化学分野においては、測定した試料に所定の細菌又は病気に特有の塩基配列を有する核酸が含まれるかどうかを判断して、容易且つ確実に細菌又は病気の有無、及び細菌の含有量等を検出すること、また環境ホルモンやダイオキシン関連物質の測定にも新たな道を開くものである。
本発明はまた、半導体基板上に、その基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を所定の間隔で形成し、その間隔内の基板表層部に形成されるべき導通チャネルの中間又は始端に対応する基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定され且つ表面に露出したイオン感応膜からなるセンシング部を備え、前記導通チャネルの中間において前記センシング部に作用するイオン濃度に応じてその深さが変化するポテンシャル井戸を形成し、前記浮遊拡散部でそのポテンシャル井戸からのくみ出し量に応じた電荷量を測定するようにしたＦＥＴ型センサを用い、前記電荷量の測定値から、センシング部に関連して固定した１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無、又はセンシング部に関連して固定した抗原又は抗体と検体との適合性を検出する方法を提供するものである。
本発明は更に、半導体基板上に、その基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を所定の間隔で形成し、その間隔内の基板表層部に形成されるべき導通チャネルの中間又は始端に対応する基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定され且つ表面に露出した金膜を有するセンシング部を備え、前記導通チャネルの中間において前記センシング部に作用するイオン濃度に応じてその深さが変化するポテンシャル井戸を形成し、前記浮遊拡散部でそのポテンシャル井戸からのくみ出し量に応じた電荷量を測定するようにしたＦＥＴ型センサを用いる塩基配列検出方法であって、
前記センシング部の近傍における基板表面において、少なくとも１個の比較電極を絶縁膜を介して固定し、
前記金膜にＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基を固定するとともに、前記センシング部及び比較電極を含む領域で同一試料溶液を支持し、
前記ポテンシャル井戸からのくみ出し電荷量を、前記比較電極の電位を基準として測定することにより、前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無を検出する方法を提供するものである。
本発明は更に、半導体基板上に、その基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を所定の間隔で形成し、その間隔内の基板表層部に形成されるべき導通チャネルの中間又は始端に対応する基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定され且つ表面に露出した金膜を有するセンシング部を備え、前記導通チャネルの中間において前記センシング部に作用するイオン濃度に応じて深さが変化するポテンシャル井戸を形成し、前記浮遊拡散部でそのポテンシャル井戸からのくみ出し量に応じた電荷量を測定するようにしたＦＥＴ型センサを用いる塩基配列検出方法であって、
前記金膜にＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基を固定するとともに、前記センシング部で試料溶液を支持し、
前記センシング部の上方において、前記金膜の直上に位置する測定電極と、その金膜上の固定核酸に電気的に影響しない距離だけずらして配置された比較電極を設けるとともに、これら二電極を下降させて前記試料溶液中に没入させ、且つ前記測定電極が前記金膜上の固定核酸にハイブリダイズしたＤＮＡ末端基を吸着する程度の電位を、これら二電極に印加し、測定電極と接地電位との間に流れる電流を、比較電極に流れる電流を基準として測定することにより、
前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無を検出する方法を提供するものである。
本発明は更に、半導体基板上に、その基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を所定の間隔で形成し、その間隔内の基板表層部に形成されるべき導通チャネルの中間又は始端に対応する基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたイオン感応膜からなるセンシング部を備え、前記導通チャネルの中間において前記センシング部に作用するイオン濃度に応じて深さが変化するポテンシャル井戸を形成し、前記浮遊拡散部でそのポテンシャル井戸からのくみ出し量に応じた電荷量を測定するようにしたＦＥＴ型センサを用いる塩基配列検出方法であって、
前記センシング部の近傍における基板表面において、試料固定用金電極を絶縁膜を介して固定するとともに、その金電極にＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基を固定し、
前記センシング部及び金電極を含む領域で同一試料溶液を支持するとともに、その金電極上の固定核酸にハイブリダイズして形成されるべきＤＮＡ二重螺旋間に侵入させるための挿入剤を添加し、
前記金電極に所定の電圧を印加することにより前記ＤＮＡ二重螺旋間の挿入剤と、その金電極との間に流れる酸化・還元電流に基づいて試料溶液のＰＨを変化させ、
前記ＰＨ変化に応じた深さとなるポテンシャル井戸からのくみ出し電荷量を、前記比較電極の電位を基準として測定することにより、前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無を検出する方法を提供するものである。
本発明はまた、上記４方法を実施するにあたり、一対のＦＥＴ型センサを同一の半導体基板上に併設し、その一対のＦＥＴ型センサの周縁を一括して包囲する電気化学的に不活性な外周壁と、それらのセンサ間を仕切って両端が外周壁に内接する仕切り壁を設けたことにより、各センサ上に収容する試料溶液が互いに流通しないように構成したことにより、同一基板上で隣接した２センサのうち、一方のみに検体と反応するターゲット物質を固定し、他方のセンサには何も固定しないで、同一の試料溶液を用いて、当該他方のセンサにより、溶液・物質等の経時ドリフトを測定し、当該一方のセンサの測定値から差し引いて、正確に検体とターゲット物質との適合性等を検出することが可能な方法を提供するものである。
発明を実施するための最良の形態
以下、本発明をその実施の形態を示す図面に基づいて具体的に説明する。
実施の形態１．
図１は、本発明の実施の形態１に係るＦＥＴ型センサを示す断面図（Ａ）及び基本ポテンシャル状態を示す模式図（Ｂ）であり、図２は動作状態における各ポテンシャル状態を順次に示す模式図である。図１Ａ中、１は典型的にはシリコン製のｐ−型の半導体基板であり、半導体基板１の表側には、互いに所定間隔を置いてｎ＋型拡散層からなる電荷供給部としての入力ダイオード２及び浮遊拡散部（ＦＤ）３が形成され、更に浮遊拡散部３から小間隔を置いてリセットダイオード４が形成される。半導体基板１上には、この場合、ｎ＋型拡散層上も含めＳｉＯ２又はＳｉ３Ｎ４からなる絶縁膜５が形成される。
入力ダイオード２及び浮遊拡散部３間における半導体基板１表面部には、次に述べるゲート構造との関連において導通チャネル（ｎ型反転層）が形成され、その結果、入力ダイオード２をソースとし、浮遊拡散部３をドレインとするＦＥＴ型センサが構成される。絶縁膜５上には、チャネル始端部に対応する入力ダイオード２の隣接位置において入力ゲート６が、またチャネル終端部に対応する浮遊拡散部３の隣接位置において出力ゲート７が、それぞれポリシリコン、又はアルミニウムからなる蒸着層より形成され、更に浮遊拡散部３とリセットダイオード４との間においてリセットゲート８が同様の蒸着層より形成される。
入力ゲート６、出力ゲート７及びリセットゲート８の上面と、これらのゲートを支持したゲート外の絶縁膜５上には、典型的にはＳｉ３Ｎ４蒸着層からなる被着膜１０が形成される。Ｓｉ３Ｎ４膜はＳｉＯ２膜に比べて構造が緻密で、酸素の拡散係数が小さいため、それ自身が入／出力ゲート６、７間に形成する凹部をセンシング部９として、良好なイオン感応膜を構成する。イオン感応膜としてはＳｉ３Ｎ４の他、ＳｉＯ２やＡｕ等も用いることができる。このセンシング部９のイオン感応膜には、試料中の検体と反応若しくは結合し、又は検体反応の触媒となる酵素、抗体、微生物及び核酸等の物質が固定される（図示せず）。
好ましくは、入力ダイオード２及び浮遊拡散部３の外側における半導体基板の表面部には、リーク電流を低減するためのチャネルストッパとして、この場合、ｐ−基板よりアクセプタ密度が高く、これらのｎ＋拡散部２及び３のドナー密度と拮抗しうるｐ＋拡散部（図示せず）を設け、入力ダイオード２及び浮遊拡散部３から電荷がチャネル外に漏洩するのを防止することできる。
なお、半導体基板１の表面において、入力ダイオード２及びリセットダイオード４の外側には、絶縁膜５と同様なシリコン酸化膜等からなる比較的厚いマスク層１１が形成され、前述したセンシング部、９を形成する蒸着膜１０は、このマスク層１１にも被さり、更に被着膜１０上にはセンシング部９を除き、例えば、リンガラスからなる保護膜１２と、その保護膜１２上において外表面を面一にした外装膜１３が被着形成される。
図の左側より、入力ダイオード２、入力ゲート電極６及び出力ゲート電極７、浮遊拡散部３、リセットゲート８及びリセットダイオード４の上面には、各々アルミニウム等からなる電極リードが形成され、それらの電極リードを介して測定シーケンスに従った電圧が印加され、又は検出（浮遊拡散部３の電位）される。浮遊拡散部３は電極リード端子Ｖｏｕｔを、それ自体、同一半導体基板１に組み込むことも可能なソースフォロワ増幅器を含む電位検出及び増幅回路１４の入力に接続される。
図２は、イオン濃度の測定シーケンスに従って上記の各電極リードより各部に電圧を加えるタイミングを示している。まず、センシング部９においては、図１Ａに示す通り、同部９に収容した試料液又は逆に同部９を浸漬した試料浴中に、可変電圧源Ｅｒからの参照電圧Ｖｒｅｆを印加し、これを基準とした試料液のイオン化によるイオン感応膜電位を生じさせる。
センシング部９以外の各部電極リードへの直流電圧の印加回路（図示せず）において、図２に示す初期状態（ｔ０〜ｔ１）では電荷供給部である入力ダイオード２に約５Ｖの逆バイアス電圧Ｖｉｎが、また入力ゲート６には直流電圧Ｖｇｉｎ（約２Ｖ）が印加され、出力ゲート７はＶｇｕｔ＝０に維持される。この場合、やや遅れてリセットゲート８に数ミリ秒程度のリセット電圧パルスＶｇｒが印加され、隣接する浮遊拡散部３の電位Ｖｏｕｔは、その間Ｖｄｄに引き寄せられる形でやや上昇するが、ここではその前後における電位の変化、従って蓄積電荷は存在しないものとする。
以下、イオン濃度検出測定ステップについて、図１Ｂ及び図３を参照して説明する。図１Ｂは上記の初期状態における本実施形態のＦＥＴ型センサの、各部ポテンシャルと電荷量を、図１Ａの各部と対応して示しており、入力ダイオード２への逆バイアス５Ｖでは、その部分の残存電荷量Ｑ１は僅かであり、入力ゲート６の直流電圧Ｖｇｉｎ（略２．０Ｖ）による障壁レベルの下方に止まる。またセンシング部９における参照電圧Ｖｒｅｆは、試料液（典型的には水溶液）を介して同部９の直下の半導体基板１の表面の電位を一定にし、これがポテンシャル井戸の深さ（底面レベル）ｂ０を定める初期設定値となるが、この時点ではゲート障壁を越えて流入する電荷は存在しない。
次に、時間ｔ１に達すると、入力ダイオード２の逆バイアス電圧Ｖｉｎを、時間ｔ２に達するまでの数ミリ秒間、１Ｖに下げる。この逆バイアス電圧の低下は、相対的な電荷供給をもたらし、その貯留上限レベルは約２Ｖの入力ゲート障壁をこえて、０Ｖの出力ゲート７による障壁上端の近くに達する。このため、供給された電荷（この場合、電子）は入力ダイオード２、入力ゲート６下方の半導体表面、及びセンシング部９下方の半導体表面におけるポテンシャル井戸にも流入する。この状態（初期電荷供給）は、図３Ａに示すとおりである。
時間ｔ２に達すると、入力ダイオード２への逆バイアス５Ｖが復帰し、数ミリ秒間持続する。図３Ｂに示すように、電荷Ｑ２のかなりの部分は、電源回路に戻され、センシング部９下方のポテンシャル井戸の上方に溜まっていた電荷は、入力ゲート６による障壁にすりきられて入力ダイオード２に戻り、電源回路への還流に加わり、障壁側部のポテンシャル井戸内には、底面レベルｂ０の深さに応じた量の電荷が残存する。このポテンシャル井戸に残留した電荷の量は、水溶液のイオン濃度に従ったセンシング部９の表面電位の変化量に応じたものとなる。
なお、センシング部９内に収容した水溶液中のプラスイオン濃度が高くなると、センシング部５の表面電位が変化し、センシング部９直下の半導体基板１の表面電位は初期設定値より低くなる。その結果、ポテンシャル井戸の底面レベルは、例えば図示のｂ１まで深くなる。プラスイオン濃度が低くなるか、又はマイナスイオン濃度が高くなった場合には、逆に底面レベルが上昇することは明らかである。
次に、出力ゲート７に電圧Ｖｇｏｕｔが５Ｖ印加されると、この出力ゲート７が開いて、電荷が予めリセットされていた浮遊拡散部３に転送される（図３Ｃ）。ここで、浮遊拡散部３の容量をセンシング部９の容量より小さくしておけば、図の如く、浮遊拡散部３の電位変化量は大きくなる。図２において、浮遊拡散部３の電位変化は、その無電荷時の定常電位Ｖｏｕｔから、電荷の流入に伴って最初は急勾配で降下し、徐々に緩やかとなってＧｎｄ電位に接近した電位で安定する。
かくして、電荷の転送後、出力ゲート７に印加する電圧Ｖｇｏｕｔが０Ｖに下がり、出力ゲート７が閉じられる（図３Ｄ）。以上のごとくして、ｔ１〜ｔ３のサイクルを繰り返すと、入力ダイオード２からポテンシャル井戸への電荷供給／入力ゲート６によるすりきり／出力ダイオード７の開放によるポテンシャル井戸残留電荷の浮遊拡散部３への転送というステップが順次実行され、浮遊拡散部３には次々と転送電荷が累積されることになる。
この累積電荷量は、大きな電位変化として、図１Ａに示す浮遊拡散部３からのＶｏｕｔ出力端子より、電位検出及び増幅回路に入力されるセンサ出力信号ＳＯ（図２）となる。浮遊拡散部３はその電位を読み取られた後、隣接するリセットゲート８が開ゲート電圧Ｖｇｒの印加により開かれるため、＋Ｖｄｄ電位に接続されたリセットダイオード４への導通チャネルを通じて、蓄積電荷を放流し、再び初期電位に設定される（図３Ｅ）。
以上のように構成されたＦＥＴ型センサにおいては、浮遊拡散部３へｎ回、転送を行った場合、時間累積を行わない場合と比較してｎ倍になり、ノイズは√ｎ倍にしかならず、Ｓ／Ｎ比は√ｎ倍に上昇し、感度が高くなることは前述したとおりである。従って、センシング部９の表面電位の変化に基づく同部９直下のポテンシャル井戸の深さの変化が微量であっても、その変化を確実に検出し、検体の固定体との反応若しくは結合に基づくイオン濃度の変化、又は固定体の触媒反応に基づくイオン濃度の変化を高感度に検出することができる。
このＦＥＴ型センサにおいては、センシング部９に酵素が固定されている場合、尿素、グルコース、ペニシリン、アセチルコリン、アルコール等を検出することができる。例えば、尿素を検出する場合、酵素としてウレアーゼを用い、ウレアーゼによる尿素の分解反応に伴う水素イオン濃度の変化を検出することができる。
また、センシング部９に、検体（標的核酸）と相補的である一本鎖核酸（プローブ）が固定されている場合、高感度に検体とプローブとの間のハイブリダイゼーションの発生の有無を検出することができる。従って、ＰＣＲ法によりＤＮＡを増量させることなく、簡便に、短時間に、低コストに、ハイブリダイゼーションの発生の有無を検出して、塩基配列を決定することができる。
更に、この実施の形態１に係るＦＥＴ型センサを同一半導体基板１上に複数個含み、各ＩＳＦＥＴのセンシング部５に、複数の標的核酸と相補的である一本鎖核酸を各別に固定することにより、一度に複数のハイブリダイゼーションの発生の有無を検出することができ、簡便に、短時間に、試料の核酸の塩基配列を決定することも可能である。
実施の形態２．
図４は、本発明の実施の形態２に係るＦＥＴ型センサを示す断面図（Ａ）及び基本ポテンシャルを示す模式図（Ｂ）であり、図５は、ポテンシャル状態及び蓄積電荷の推移を示す同様な模式図である。図中、図１及び図３と同一部分は同一符号を付して説明を簡略化、あるいは省略する。
この実施の形態２に係るＦＥＴ型センサは、実施の形態１と同様にＰ−型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて形成された、基板と逆型、すなわち、Ｎ＋型の拡散領域からなる入力ダイオード部２及び浮遊拡散部３と、リセットダイオード４を有し、浮遊拡散部３とリセットダイオード４との間の絶縁膜５上には同じくリセットゲート８を有することにより、浮遊拡散部３のためのリセットトランジスタを構成したものであるが、入力ダイオード部２と浮遊拡散部３との間の絶縁膜５上の構造が、実施の形態１とは次のように相違する。
まず、入力ゲート６’、及び出力ゲート７’は入力ダイオード部２から浮遊拡散部３までの間に形成されるべき導通チャネルの中間部、及び終端部にそれぞれ対応した絶縁膜９上に固定され、両ゲート６’及び７’を隣接させるため、比較的細幅で高さを持たせた出力ゲート７’が、比較的広幅の入力ゲート６’の当該隣接側を覆う被着膜１０によって、このゲート６’と絶縁された構造となっている。出力ゲート７’は底面が半導体基板１上の絶縁膜５に接するとともに、その上方部が被着膜１０、及び保護膜１２を貫通し、上端が外装膜１３内に位置する高さを有している。
これによって生じた入力ダイオード２と、入力ゲート６’との間の基板表面上の位置、すなわち形成されるべき反転チャネルの入力端に対応した位置には、底面をなす絶縁膜５とともにイオン感応膜となる入力ゲート６’側の絶縁膜５と、入力ダイオード２側の被着膜１０、及び保護膜１２の断層と、に挟まれて凹部をなすセンシング部９’が形成される。
以下、このイオンセンサを用いたイオン濃度を検出方法について説明する。
実施の形態１と同様に、まず、可変電圧源からセンシング部９’内の水溶液に参照電圧Ｖｒｅｆを印加し、センシング部５の直下の半導体基板１の表面の電位を一定にする。これがポテンシャル井戸入口の初期設定値となる。次に、図２に示したように、入力ゲート６’に適当な直流電圧Ｖｇｉｎ（例えば、２．０Ｖ）を印加し、その直下の半導体基板１の表面電位を固定するとともに、電荷供給部としての入力ダイオード２に逆バイアス電圧Ｖｉｎ＝５Ｖを、またリセットゲート８に電圧Ｖｇｒを印加し、浮遊拡散部３の電位の初期値を設定する。このとき、出力ゲート７’の電圧はゼロボルトである。
入力ダイオード２の電圧Ｖｉｎ５Ｖは十分な逆バイアスとして、同ゲート内に残留する電荷を図４Ｂに示すとおりごく僅かに抑え、この電荷プールの上端は、センシング部９’のレベルに届かず、同部９’以降には侵入しない。この場合、水溶液中のマイナスイオン濃度が高くなった場合、センシング部９’の表面電位が変化し、このセンシング部直下の半導体基板１の表面の電位は前記初期設定値ｂ０より、更に上がり（図４Ｂのｂ２）、逆に、マイナスイオン濃度が低くなった場合、又はプラスイオンが高くなった場合には、表面電位はｂ０より下がる（図示せず）。
入力ダイオード２に印加する電圧Ｖｉｎが５Ｖから１．０Ｖに下がると、逆バイアスが緩和された分、電荷プール量が多くなり、そのレベルは、この場合センシング部９’直下の基板表面電位ｂ０（ポテンシャル井戸入口レベル）を越え、この入力ダイオード２からの電荷が入力ゲート６’直下のポテンシャル井戸に供給される（図５Ａ）。
再度、入力ダイオード２に印加する電圧Ｖｉｎが５Ｖに上がると、センシング部９’直下の表面電位のレベルで電荷がすりきられ、このレベル下におけるポテンシャル井戸の容量分だけ電荷が残存し、それ以外の電荷は入力ダイオード２を経て、当該ダイオード２に残留する分を残し、電源に還流する（図５Ｂ）。この場合も、ポテンシャル井戸に残留した電荷の量はマイナスイオン濃度によって変化し、センシング部９’の表面電位の変化量がこの電荷の量に変換されたことは明らかである。
次に、出力ゲート７’に電圧Ｖｇｏｕｔが５Ｖ印加されると、このゲート７’が開いて、電荷が予めリセット電位に維持された浮遊拡散部３に転送される（図５Ｃ）。
この電荷の転送後、出力ゲート７’に印加する電圧Ｖｇｏｕｔが０Ｖに下がり、出力ゲート７が閉じられる（図５Ｄ）。
以上、図４Ｂから図５Ｄに示した過程を繰り返し行わうことにより、センシング部９’の表面電位の変化量が浮遊拡散部３の電荷量として累積される。そして、浮遊拡散部３に蓄積された電位変化量は、Ｖｏｕｔとして、電位検出及び増幅回路１４に入力され、指示され且つ記録その他の処理に用いられる。
浮遊拡散部３は電位が読み取られた後は、リセットゲート８にリセットゲート電圧Ｖｇｒを印加し、その部分３の電荷を＋Ｖｄｄに接続されたリセットダイオード４に導き、更に電源に吸収せしめて、初期Ｖｏｕｔ値を再設定する。
以上のように構成されたポテンシャル井戸入口調整型センサにおいても、ｎ回、転送を行った場合、時間累積を行わない場合と比較してＳ／Ｎ比は√ｎ倍に上昇し、感度が高くなることは明らかである。従って、センシング部５の表面電位の変化に基づくセンシング部９’直下のポテンシャル井戸の深さの変化が微量であってもそれを確実に検出し、検体の固定体との反応若しくは結合に基づくイオン濃度の変化、又は固定体の触媒反応に基づくイオン濃度の変化を高感度に検出することができる。
ここで、図１及び３に示した実施の形態１に係るセンサを想起すると、そのセンサではマイナスイオン濃度が高くなった場合、又はプラスイオン濃度が低くなった場合に、電荷を貯留するポテンシャル井戸の深さが浅くなるか又は無くなり、従って、浮遊拡散部３に転送され且つ残留する電荷の量が少なくなるか、又は存在しなくなるものであった。
しかし、実施の形態２においては、入力ダイオード２に隣接したセンシング部９’直下の基板表面電位が上がり、これと隣合った入力ゲート６直下の基板表面電位との差が逆に大きくなり、この入力ゲート６直下部分にポテンシャル井戸を構成せしめたものであり、相対的にマイナスイオン濃度が高い試料に対しては、実施の形態１と比較して検出感度がより高くなるか、又は実施の形態１では検出できなかった試料を検出することが可能となるものである。従って、センシング部５に検体と相補的であるプローブを固定した場合、負に帯電した核酸同士の結合であり、マイナスイオン濃度が高くなるハイブリダイゼーションの発生をより高感度に検出することができる。
実施の形態２に係るイオンセンサを用いることにより、例えばアルツハイマー病及び糖尿病等の特定の病気に特有の塩基配列を有する核酸と相補的である核酸をセンシング部５にプローブとして固定し、該プローブが試料中の核酸とハイブリダイゼーションしたか否かを検出することにより、ハイブリダイゼーションが発生したときは、試料中に前記塩基配列を有する核酸が含まれることが判るので、容易に、確実に、病気の有無を容易に検出することができる。
また、実施の形態２に係るイオンセンサを用いることにより、試料に所定の細菌に特有の塩基配列を有する核酸と相補的である核酸をセンシング部５にプローブとして固定し、該プローブが試料中の核酸とハイブリダイゼーションしたか否かを検出することにより、容易に、確実に、試料中に前記塩基配列を有する核酸が含まれるか否かを判断することができ、容易に、試料中の細菌の有無及び含有量を検出することができる。
更に、この実施の形態２に係るＦＥＴ型センサを同一半導体基板１上に複数個含み、各ＩＳＦＥＴのセンシング部５に、複数の標的核酸と相補的である一本鎖核酸を各別に固定することにより、一度に複数のハイブリダイゼーションの発生の有無を検出することができ、簡便に、短時間に、試料の核酸の塩基配列を決定することも可能である。
なお、前記実施の形態１及び２においては、本発明のＦＥＴ型センサのセンシング部９、９’に酵素又は核酸を固定し、尿素を検出したり、ハイブリダイゼーションの発生の有無を検出する場合につき説明しているが、測定対象はこれに限定されるものではなく、センシング部９、９’に抗体及び微生物等の他の固定体を固定し、種々の検体を検出することが可能である。またハイブリダイゼーションの検出によって、所定の病気の有無を検出したり、所定の細菌を検出する場合につき説明しているが、応用範囲はこれに限定されるものではない。
その他の実施形態
前記実施の形態１及び２においては、入／出力ゲート間にセンシング部を形成し、リセットトランジスタ機能をも組み込んだ第１形式のＦＥＴ型センサと、入／出力ゲートを近接させて出力側に寄せ、入力ダイオード／入力ゲート間にセンシング部を形成し、リセットトランジスタ機能をも組み込んだ第１形式のＦＥＴ型センサとを、それぞれ単独で用いた場合、及びそれぞれ同一形式のＦＥＴ型センサを複数個用いた場合について言及したが、本発明のその他の実施形態として、更にこれらの複合型とも言うべき第３の形式のＦＥＴ型センサを形成することができる。
この第３の形式のＦＥＴ型センサは、プラスイオン及びマイナスイオンの双方に渡る測定範囲の広いＦＥＴ型センサであり、図６はそのセンサ構造の要部水平断面を示しており、図１及び図４に示した各ＦＥＴ型センサを、言わば並列配置したものであり、それらのものと同一機能を果たす部分については同一の参照数字を付してある。
常套的にＰ−型半導体からなる基板１の表面側には、所定の間隔を置いて基板１と逆型、従ってＮ＋型の拡散領域からなる共通入力ダイオード部２と、浮遊拡散部３が形成されるとともに、浮遊拡散部３は第１ドレイン３ａ（第１形式における浮遊拡散部）と第２ドレイン３ｂ（第２形式における浮遊拡散部）とに二分割され、前記入力ダイオード部２を前記二分割ドレインに対応する部分を有する共通ソースとして、これらのソース−ドレイン間の基板表面部に第１及び第２の互いに並列したチャネルが形成されるようになっている。
また、第１及び第２ドレイン３ａ、３ｂを構成する浮遊拡散部３の、前記二チャネルと背反する側には、同部３と小間隔を置いて、同じくＮ＋型の拡散領域からなる共通リセットダイオード４が形成されるとともに、その小間隔内の基板絶縁膜（図示せず）上に共通リセットゲート８が固定される。
第１チャネルの両端に対応した基板絶縁膜上の位置には、それぞれ第１形式における入力ゲート６及び出力ゲート７を固定するとともに、同チャネルの中間部（入／出力ゲート間）に対応した基板絶縁膜上の位置には、イオン感応膜からなるセンシング部８が固定される。結局、この第１チャネル及びリセットトランジスタからなるＦＥＴ型センサ部の縦断面（例えば、図６のＡ−Ａ矢視断面）構造は図１Ａと同じになる。
また、第２チャネルの中間部、及び終端部に対応した基板絶縁膜上の位置には、第２形式における入力ゲート６’及び出力ゲート７’をそれぞれ固定するとともに、同チャネルの始端部（入力ダイオード２／入力ゲート６’間）に対応した基板絶縁膜上には、イオン感応膜からなるセンシング部９’が形成される。このような第２チャネル及びリセットトランジスタからなるＦＥＴ型センサ部の縦断面（例えば、図６のＢ−Ｂ矢視断面）構造は図４Ａと同じになる。
上記のように構成すれば、第１チャネル及び第２チャネル上の各センシング部９、及び９’に作用する正／負イオン濃度に応じて変化したポテンシャル井戸の深さと、そのポテンシャル井戸からの電荷汲み出し回数に応じ、前記浮遊拡散部３の第１及び第２ドレインが電位リセット後において蓄積する電荷量を、電位変化として検出することができる測定範囲の広いＦＥＴ型センサが得られる。
上記複合型のセンサの応用形態として、この複合型センサ構造を同一半導体基板上において、複数個形成すれば、これによって検体中の、複数の相補性核酸構造等を同時に効率よく検出することができる。
なお、上記複合型のセンサ構造から得られる構造原理として、実施の形態１及び２において示した第１及び第２形式のセンサ構造を、その構造ごとに同一半導体基板上に複数配置する場合には、少なくとも入力ダイオードと、リセットゲート及びリセットダイオードを共通体として、構造及び制御を単純化することができる。
本発明は以上の実施例を総括した上で、次のようなセンサの応用構造及び測定方法を構成したものである。まず、応用構造の基本形態は図７に模式的に示すとおりである。
応用例１
図７において、破線円１５は前述した半導体基板の表面絶縁層上に形成されたイオン感応膜からなるセンシング部９又は９’と、少なくともその周辺を含む基板表面（絶縁膜）の領域を包囲する試料液収容範囲である。この範囲１５内に含まれるべき（絶縁膜の下に隠れている）ゲート電極や、基板と逆型のダイオードその他の拡散層（この場合、Ｎ＋層）については、センサ出力に関わる浮遊拡散部３のみを代表的に破線枠で示し、センサ全体像との関係を想起せしめるものとする。
Ｓｉ３Ｎ４等のイオン感応膜からなるセンシング部９又は９’上には部分的に金膜（又は金膜に準ずる電気化学的安定性と導電性を有する材料の膜：以下同じ）１６を形成し、センシング部９又は９’の近傍部（図では左側及び左下側）には、例えば三個の金パッド（又は金パッドに準ずる電気化学的安定性と導電性を有する材料のパッド：以下同じ）１７ａ、１７ｂ、１７ｃが固定され、スイッチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃを介してそれぞれ測定または比較用電圧を、電池Ｅｒｏより印加するようになっている。電池Ｅｒｏの他端子（この場合、マイナス側）は基板ｐの裏面、すなわち接地電位に接続される。
上記の構造を用いることにより、金膜にＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基を固定するとともに、センシング部（好ましくは半導体の導通チャネル始端に対応するセンシング部９’）及び比較電極を含む領域で同一試料溶液を支持し、前述したポテンシャル井戸からのくみ出し電荷量を浮遊拡散部３の累積電位として、前記比較電極の電位を基準に測定することにより、前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無を検出することが可能となる。
応用例２
本発明は、更なる応用形態に係るセンサ構造として、図８に示すような電極吊り下げ降下方式を構成する．半導体基板１上の少なくともセンシング部（好ましくは半導体の導通チャネルの中間に対応する導通チャネル９）を含む領域を包囲した絶縁膜５上には、周壁１５’が、エポキシガラス等の電気化学的に不活性な材料によって立設・形成され、好ましくは金製の測定電極１９ａ及び比較電極１９ｂは、リニアスケール等により、測定電極１９ａがセンシング部９又は９’内の金膜１６の真上となる位置にもたらされてから、降下して試料溶液内に没入するように構成される。これらの電極は電源Ｅｒｏによる電圧を、スイッチ２０ａ及び２０ｂを介して半導体基板１の裏面（接地電位）との間に印加されるか、又は、金膜１６からＥｒｏのマイナス側に直結するためのスイッチ２０ｃを更に閉じることによって、その際に流れる電流を電流計Ａにより測定できるようになっている。
上記の変形構造において、金膜１６にはＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基（好ましくは、システインのＳＨ基）を固定するとともに、試料溶液を周壁１５’の範囲内に収容してセンシング部で支持する。この場合、金膜１６の直上に位置する測定電極１９ａと比較電極１９ｂとの間は、後者（１９ｂ）がその金膜１６上の固定核酸に電気的に影響しない距離だけずらして配置されているものとする。
試料溶液中に没入した測定電極１９ａには、前記金膜上の末端基固定核酸にＤＮＡがハイブリダイズした後、スイッチ２０ａを閉じて適当な電圧、例えば１０ｍＶ〜５Ｖが印加される。これによりハイブリダイズしたＤＮＡの自由端末端基が測定電極１９ａに吸着され、このハイブリッドＤＮＡは電気的に直結し、電源Ｅｒｏによる電圧を両端間に印加されて通電する。次にスイッチ２０ａを開き、スイッチ２０ｂを閉じて測定電極１９ａと同レベルの溶液内に位置する比較電極１９ｂに流れる電流を基準値として測定する。
したがって、このセンサ構造では、ＦＥＴ型センサ本来のポテンシャル井戸における電荷蓄積量の測定によることは勿論、前記ＤＮＡ回路の通電電流として測定電極に流れる電流、又は接地電位との間の電圧によってもハイブリダイゼーションの有無を検出することができる。
応用例３
この例では、応用例１で用いたセンサ構造と異なり、図９に示すごとく、センシング部９”のイオン感応膜としては窒化膜又は五酸化タンタル膜を用い、その膜上の金パッド（図示せず）は用いない。センシング部９”周辺の金パッド（総括して１７で示す）の少なくともひとつには検体ＤＮＡと相補性を有する一本鎖核酸の末端ＳＨ基を固定する。試料溶液収容のための外周壁１５’を有するほか、他の構造は応用例１（図７）に示すものと同じである。
この測定法の実施においては、センシング部９”及び金電極を含む外周壁１５’内の領域で試料溶液を収容・支持することにより、その金電極上の固定核酸に相補性を有する検体ＤＮＡがあれば、ハイブリダイゼーションが生じる。この状態で、ハイブリッド形成されたＤＮＡがあれば、その二重螺旋間に侵入しうる挿入剤、例えば「ヘキスト３３２５８」として市販されているもの２１を、試料溶液に添加する。
その後、金パッド１７に、マイナス側を接地接続された電源Ｅｒｏの正電圧を、外装膜１３上のアルミニウムリード膜２２を介して印加すると、挿入剤２１は金パッド１７と導通したＤＮＡ骨格の電気抵抗分だけ降下した電位となるために酸化され、これによって挿入剤２１から金パッド１７にかけて酸化・還元電流が生じると考えられる。
この結果、当該ＤＮＡ近辺で２Ｈ＋２ｅ＝Ｈ２反応が起こり、溶液相全体のＰＨ（Ｈ＋指数）値は減少する。なお、水溶液中に浮遊した挿入剤２１には、ＤＮＡ骨格による電圧はかからず、酸化（Ｈ＋）は実質的に生じないとみなすことができる。同一センサ内、もしくは隣接・配列センサ間に渡って、このようなＤＮＡ固定用金パッドは、数１０〜数１００個配置することができ、どの金パッドに電圧を加えたときにＰＨが変わったかで、ＤＮＡの鑑定をすることができる。
また、ＤＮＡ末端基を固定しない、センシング部周辺の金パッドは比較電極として用いられる。ＰＨ値は、ＰＨ変化に応じた深さとなるポテンシャル井戸からのくみ出し電荷量を、前記比較電極の電位を基準として測定され、その測定値は前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無の指標となる。
更に、挿入剤２１から金パッド１７にかけて流れる酸化・還元電流は、電源Ｅｒｏからの電圧印加回路中に微小電流計（図示せず）を挿入することによっても測
応用例４
本発明はまた、図１０に示すように、上記４方法を実施するにあたり有利なセンサ構造として、一対のＦＥＴ型センサ２３、２４をを同一の半導体基板１上に併設し、その一対のＦＥＴ型センサの周縁を一括して包囲する電気化学的に不活性なアクリルガラス等からなる外周壁２５と、それらのセンサ２３、２４間を仕切って両端が外周壁２５に内接する仕切り壁２６を設けたものである。
これにより、各センサ２３、２４上に収容する試料溶液が互いに流通しないため、同一基板上で隣接した２センサのうち、一方のセンサのみに検体と反応するターゲット物質を固定し、他方のセンサには何も固定せずに同一の試料溶液を用い、当該他方のセンサにより溶液・物性等の経時ドリフトを測定し、このドリフト値を当該一方のセンサの測定値から差し引いて、正確に検体とターゲット物質との適合性等を検出することが可能となる。勿論、２センサにおいて異なった試料溶液を収容し、互いに影響なく、各別の測定を行うことも可能である。
産業上の利用可能性
以上述べたとおり、本発明によれば、リセットトランジスタを併設したことにより電荷転送過程を繰り返して高感度化したＦＥＴ型センサであって、センシング部が、試料又は検体反応の結果としてのプラス又はマイナスイオン濃度の変化を、高範囲にわたって高感度に検出することが可能である。
また第１形式、第２形式それぞれのＦＥＴ型センサの複数配置、及び両形式の複合形式、更にはその複合形式の複数配置を同一半導体基板上に構成することにより、物質の電気化学的測定、特に生化学分野においては、測定した試料に所定の細菌又は病気に特有の塩基配列を有する核酸が含まれるか否かを判断して、容易且つ確実に細菌又は病気の有無、及び細菌の含有量等を検出すること、また環境ホルモンやダイオキシン関連物質の測定等にも新たな道を開くものである。
またＦＥＴ型センサに、特に金パッド又は金電極を好ましく用いることによって行われる本発明のＤＮＡ測定法は、簡便にして正確・安定なＤＮＡ鑑定に資するものである。
【図面の簡単な説明】
図１は、本発明の実施の形態１に係るＦＥＴ型センサを示す断面図（Ａ）及びポテンシャル状態を示す模式図（Ｂ）である。
図２は、本発明のＦＥＴ型センサの各部に電圧を印加し且つ出力電位を検出するタイミングを示す電圧波形図である。
図３は、本発明の実施の形態１に係るＦＥＴ型センサのポテンシャル状態の推移を示す模式図である。
図４は、本発明の実施の形態２に係るＦＥＴ型センサを示す断面図（Ａ）及びポテンシャル状態を示す模式図（Ｂ）である。
図５は、本発明の実施の形態２に係るＦＥＴ型センサのポテンシャル状態の推移を示す模式図である。
図６は、本発明の実施の形態１及び２に係るＦＥＴ型センサの複合形式を示す模式的水平断面図である。
図７は、本発明のＦＥＴ型センサの応用形態の基本構造を示す概略平面及び電気回路図である。
図８は、応用形態に係るセンサ構造として構成された電極吊り下げ降下方式を示す部分断面図である。
図９は、イオン感応膜としては窒化膜又は五酸化タンタル膜を用い、センシング部周辺の金パッドの少なくともひとつに検体ＤＮＡと相補性を有する一本鎖核酸の末端ＳＨ基を固定し、センサをＰＨ計として使用する方式を示す部分断面図である。
する。
図１０は、一対のＦＥＴ型センサを同一の半導体基板１上に併設し、その一対のＦＥＴ型センサの周縁を一括して包囲する電気化学的に不活性なアクリルガラス等からなる外周壁と、それらのセンサ間を仕切って両端が外周壁に内接する仕切り壁を設けた構造を略示する平面図である。
本発明は、ＭＯＳ電界効果型トランジスタ（ＦＥＴ）のゲート絶縁膜上にイオンに感応するセンシング部を形成し、このセンシング部の表面の電位の変化に基づくチャネルの電位レベルの変化量を検出して、イオン濃度を検出するＦＥＴ型センサの構造と、そのセンサ構造を用いたイオン濃度検出方法及び塩基配列検出方法に関するものである。
背景技術
これまで集積回路技術を用いた化学センサとして、ＦＥＴの原理による種々のセンサが開発されてきた。このＦＥＴ型センサは、電気化学的な電位変化を検出するものであり、一例として、水素イオン濃度を検出するイオンセンシティブＦＥＴ（ＩＳＦＥＴ）と呼ばれている。
ＩＳＦＥＴは、ＭＯＳＦＥＴのゲート絶縁膜上にイオンに感応するセンシング部を形成したものであり、このＩＳＦＥＴを水溶液中に浸け、センシング部の電位の変化に基づくチャネルコンダクタンスの変化量を検出して、水溶液中の水素イオン濃度を求めるように構成されている。
しかし、ＩＳＦＥＴは、感度が低く（ネルンストの式から求められる理論的最大感度は５９ｍＶ／ｐＨである）、時間的に出力が不安定であり、イオン濃度を高精度に検出できないという問題があった。一方、生化学測定分野においては、ＩＳＦＥＴの感度を向上することができれば、例えばオリゴヌクレオチドのハイブリダイゼーション（核酸雑種分子形成）の発生の有無を検出し、検体の塩基配列の決定に用いることなどが期待されている。
ハイブリダイゼーション分析とは、同定、検出及び単離すべき核酸（標的核酸）と相補的である一本鎖核酸（プローブ）を用意し、試料の一本鎖核酸がプローブとハイブリダイズしたか否かを検出し、又はハイブリダイズした二本鎖核酸の量を測定するものである。
このハイブリダイゼーション分析にゲル電気泳動を適用し、核酸の塩基配列を調べる方法としてサザン・プロット法がある。サザン・プロット法においては、まず、所定長さの二本鎖ＤＮＡ断片をゲル電気泳動にかけ、ゲルをアルカリ性の液に浸し、電気泳動により分離された二本鎖を、バンドを保持した状態で一本鎖にする。これをＤＮＡ結合用のシートに写し取る。そして、ハイブリッド形成液に前記シートを浸し、放射能を有したプローブを加え、加温してハイブリダイズさせる。これにより、どのバンドがどのプローブと結合したかが判り、プローブと相補性がある塩基配列を有するバンドを検出することができる。しかし、この方法は、処理が煩雑であって時間及びコストがかかるという本質的な問題がある。したがって、前述のようにＩＳＦＥＴにおいて感度を向上させ、これをハイブリダイゼーション分析等の生化学的測定に適用できる方途を探ることこそ急務である。
本発明は斯かる事情に鑑みてなされたものであり、ＩＳＦＥＴのセンシング部の表面電位の変化に基づくセンシング部直下のポテンシャル井戸の深さの変化をドレインに電荷として転送することを繰り返し、ドレインに電荷が累積されるべく構成したことにより、センシング部の表面電位の変化が微量であっても確実に検出し、高感度にイオン濃度の変化を検出することができるという原理を利用したイオン型センサの構造と、そのセンサ構造によるイオン濃度検出方法を提供しようとするものである。
上記のように、ソースからドレインへの電荷の転送をｎ回行って電荷を累積した場合、ドレイン電位の変化量はｎ倍となるのに対し、ノイズは一般にランダムな値であって、√ｎ倍しか増加せず、従ってＳ／Ｎ比はｎ／√ｎ＝√ｎ倍となり、その分だけ感度が高くなる。これにより、センシング部の表面電位の変化に基づくその直下のポテンシャル井戸の深さの変化は微量であっても、それを累積して確実に検出し、高感度にイオン濃度の変化を検出することができる。
上記の電荷累積原理に係るＩＳＦＥＴの基本構造については、先に本発明者等が発明し、平成１２年９月２７日に「累積型化学・物理現象検出装置」と題して出願（特願２０００−２９３６６９号）したものの実施形態として記載されている。この先願において開示された構造は、上記ＭＯＳＦＥＴのゲート絶縁膜上のゲートを二分割し、その分割間隔にイオン感応膜（センシング部）を挿入した構造のＩＳＦＥＴにおいて、ドレイン電位をリセットするリセット・トランジスタを組み込んだものである。
従って、本発明の一つの目的は、ＩＳＦＥＴのセンシング部に、試料中の検体と反応若しくは結合し、又は検体の反応の触媒となる物質を固定することにより、前記反応又は結合に基づくイオン濃度の変化を正確に検出し、試料中の検体の有無又は含有量等を正確に検出できるＦＥＴ型センサ及びイオン濃度検出方法を提供することである。
また、本発明の別の目的は、ＩＳＦＥＴのセンシング部に、標的核酸と相補的である一本鎖核酸を固定することにより、センシング部の表面電位の変化に基づくセンシング直下の半導体基板の表面の電位の変化が微量であっても確実に検出し、高感度に試料中の核酸と一本鎖核酸との間のハイブリダイゼーションの発生の有無を検出することができ、ＰＣＲ法によりＤＮＡを増量させることなく、簡便に、短時間に、低コストに塩基配列を決定することができるＦＥＴ型センサ及び塩基配列検出方法を提供することである。
更に、本発明の他の目的は、前記ＩＳＦＥＴを複数含むことにより、一度に複数のハイブリダイゼーションの発生の有無を検出することができ、簡便に、短時間に、試料中の核酸の塩基配列を決定することができるイオンセンサを提供することである。
一方、本発明は、ＩＳＦＥＴがｎチャネルによって電子を流す方が、ｐチャネルによって正孔を流すよりも伝送速度が早くなるために、ｎｐｎ構造を採用し、その結果、入／出力ゲート間のセンシング部下方に生成されるポテンシャル井戸の深さが、センシング部に作用する相対的なプラスイオン／マイナスイオン濃度の大きさに依存し、プラスイオン濃度が低いか又はマイナスイオン濃度が優勢の場合に井戸が浅くなるか、或いは形成できないというＩＳＦＥＴ構造上の欠点を克服しようとするものである。
発明の開示
本発明は、第１の課題を解決するため、Ｐ型又はＮ型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて形成された、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部と、
前記入力ダイオード部から浮遊拡散部までの間に形成されるべき導通チャネルの始端及び終端にそれぞれ対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定された入力ゲート及び出力ゲートと、
前記チャネルの中間部に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたイオン感応膜からなるセンシング部と、
前記浮遊拡散部の、前記チャネルから離れた側に連なる前記基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたリセットゲートと、
前記リセットゲートにおける前記浮遊拡散部から離れた側の前記基板表面部に形成された、基板と逆型の拡散領域からなるリセットダイオード部とを備え、
前記センシング部に、同部内の試料液中の検体と反応もしくは結合し又は検体の反応の触媒となる物質を固定し、その結果、前記センシング部に作用するイオン濃度に応じて変化したポテンシャル井戸の深さと、そのポテンシャル井戸からの汲み出し回数に応じ、電位リセット後の前記浮遊拡散部が蓄積する電荷量を、電位変化として検出するようにしたＦＥＴ型センサを構成したものである。
本発明は、第２の課題（ハイブリダイゼーション検出）を解決するため、センシング部に固定する物質を、検体と相補的である一本鎖核酸としたものである。これにより、ＰＣＲ法等でＤＮＡを増量させることなく、簡便且つ短時間、及び低コストで試料中の標的核酸の存在をことができ、これによって容易に塩基配列を決定することができる。
本発明は、第３の課題（複数のハイブリダイゼーション検出）を解決する手段として、Ｐ型又はＮ型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて形成された、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部と、
前記入力ダイオード部から浮遊拡散部までの間に形成されるべき導通チャネルの始端及び終端にそれぞれ対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定された入力ゲート及び出力ゲートと、
前記チャネルの中間部に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたイオン感応膜からなるセンシング部と、
前記浮遊拡散部の、前記チャネルから離れた側に連なる前記基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたリセットゲートと、
前記リセットゲートにおける前記浮遊拡散部から離れた側の前記基板表面部に形成された、基板と逆型の拡散領域からなるリセットダイオード部と、を備えてなるＦＥＴ型センサ素子を、同一半導体基板上において複数個並列的に形成したものであって、
各センサ素子の入力ゲートと、リセットゲート及びリセットダイオードが、それら全素子間に延びる単一の入力ゲート、単一のリセットゲート及び単一のリセットダイオードより共通的に形成されたものであることを特徴とするＦＥＴ型センサを構成したものである。
本発明は、第４の課題（ｎチャネル型ＦＥＴ構造上の制約の克服）を解決する手段として、Ｐ型又はＮ型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて形成された、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部と、
前記入力ダイオード部から浮遊拡散部までの間に形成されるべき導通チャネルの中間部及び終端部にそれぞれ対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定された入力ゲート及び出力ゲートと、
前記チャネルの入力端に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたイオン感応膜からなるセンシング部と、
前記浮遊拡散部の、前記チャネルから離れた側に連なる前記基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたリセットゲートと、
前記リセットゲートにおける前記浮遊拡散部から離れた側の前記基板表面部に形成された、基板と逆型の拡散領域からなるリセットダイオード部とを備え、
前記センシング部に作用するイオン濃度に応じて変化したポテンシャル井戸の深さと、そのポテンシャル井戸からの汲み出し回数に応じ、前記浮遊拡散部が電位リセット後において蓄積する電荷量を、電位変化として検出するようにしたＦＥＴ型センサを構成したものである。
上記のＦＥＴ型センサにおいては、入力ゲートの下側に安定的に形成されるポテンシャル井戸の入口（電荷のすり切りレベル）の高さが、このゲートと入力ダイオード（電荷供給部）との間に位置するセンシング部のポテンシャルにより与えられるというメカニズムにおいて、ポテンシャル井戸の深さ（容量）を設定するものである。
試料のイオン濃度によるポテンシャル井戸の深さを、基本形の如く底面レベルにより決するのでなく、入口レベルにより決する上記のＦＥＴ型センサにおいても、前記センシング部に、検体と反応もしくは結合し又は検体の反応の触媒となる物質を固定する場合において、その固定体を、検体と相補的である一本鎖核酸とすれば、試料中の核酸とその一本鎖核酸と間の間のハイブリダイゼーションの発生の有無を検出しうることは勿論である。この場合は、負に帯電した核酸同士の結合として、マイナスイオン濃度が高くなるハイブリダイゼーションの発生をより高感度に検出することができる。
また上記のＦＥＴ型センサにおいても、同一半導体基板上において複数個並列的に形成する構造とし、各センサの入力ゲートと、リセットゲート及びリセットダイオードが、それら全センサ素子間に延びる単一の入力ゲート、単一のリセットゲート及び単一のリセットダイオードより共通的に形成されたものであれば、これをもって、試料中の核酸構造を測定できることは明らかである。
本発明は更に、基本構造の累積型ＩＳＦＥＴと、上記第４の課題解決手段であるセンシング部で、ポテンシャル井戸入口レベルを規定する構造の累積型ＩＳＦＥＴを同一基板に並列配置したことにより、プラスイオン及びマイナスイオンの双方に渡る測定範囲の広いＦＥＴ型センサとして、Ｐ型又はＮ型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を形成するとともに、前記浮遊拡散部を第１ドレインと第２ドレインに二分割するとともに、前記入力ダイオード部を前記二分割に対応する部分を有する共通ソースとして、これらのソース−ドレイン間の基板表面部に第１及び第２の互いに並列したチャネルが形成されるようにし、
前記第１及び第２ドレインを構成する浮遊拡散部の、前記二チャネルと背反する側に、同部と小間隔を置いて、基板と逆型の拡散領域からなる共通リセットダイオードを形成するとともに、前記小間隔内の基板表面上に絶縁膜を介して共通リセットゲートを固定し、
前記第１チャネルの両端に対応した基板表面上の位置に、それぞれ絶縁膜を介して入力ゲート及び出力ゲートを固定するとともに、同チャネルの中間部に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介してイオン感応膜からなるセンシング部を固定し、
前記第２チャネルの中間部、及び終端部にそれぞれ対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して入力ゲート及び出力ゲートをそれぞれ固定するとともに、同チャネルの始端部に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介してイオン感応膜からなるセンシング部を固定し、
前記第１チャネル及び第２チャネル上の各センシング部に作用するイオン濃度に応じて変化したポテンシャル井戸の深さと、そのポテンシャル井戸からの汲み出し回数に応じ、前記浮遊拡散部の第１及び第２ドレインが電位リセット後において蓄積する電荷量を、電位変化として検出するようにした構造を提供する。
本発明は更に、上記複合型のセンサを、同一半導体基板上において、複数個形成し、これによって検体中の、複数の相補性核酸構造等を同時に効率よく検出できるようにしたものである。
本発明は、以上の構成に係るイオンセンサを用いることにより、特に生化学分野においては、測定した試料に所定の細菌又は病気に特有の塩基配列を有する核酸が含まれるかどうかを判断して、容易且つ確実に細菌又は病気の有無、及び細菌の含有量等を検出すること、また環境ホルモンやダイオキシン関連物質の測定にも新たな道を開くものである。
本発明はまた、半導体基板上に、その基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を所定の間隔で形成し、その間隔内の基板表層部に形成されるべき導通チャネルの中間又は始端に対応する基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定され且つ表面に露出したイオン感応膜からなるセンシング部を備え、前記導通チャネルの中間において前記センシング部に作用するイオン濃度に応じてその深さが変化するポテンシャル井戸を形成し、前記浮遊拡散部でそのポテンシャル井戸からのくみ出し量に応じた電荷量を測定するようにしたＦＥＴ型センサを用い、前記電荷量の測定値から、センシング部に関連して固定した１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無、又はセンシング部に関連して固定した抗原又は抗体と検体との適合性を検出する方法を提供するものである。
本発明は更に、半導体基板上に、その基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を所定の間隔で形成し、その間隔内の基板表層部に形成されるべき導通チャネルの中間又は始端に対応する基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定され且つ表面に露出した金膜を有するセンシング部を備え、前記導通チャネルの中間において前記センシング部に作用するイオン濃度に応じてその深さが変化するポテンシャル井戸を形成し、前記浮遊拡散部でそのポテンシャル井戸からのくみ出し量に応じた電荷量を測定するようにしたＦＥＴ型センサを用いる塩基配列検出方法であって、
前記センシング部の近傍における基板表面において、少なくとも１個の比較電極を絶縁膜を介して固定し、
前記金膜にＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基を固定するとともに、前記センシング部及び比較電極を含む領域で同一試料溶液を支持し、
前記ポテンシャル井戸からのくみ出し電荷量を、前記比較電極の電位を基準として測定することにより、前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無を検出する方法を提供するものである。
本発明は更に、半導体基板上に、その基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を所定の間隔で形成し、その間隔内の基板表層部に形成されるべき導通チャネルの中間又は始端に対応する基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定され且つ表面に露出した金膜を有するセンシング部を備え、前記導通チャネルの中間において前記センシング部に作用するイオン濃度に応じて深さが変化するポテンシャル井戸を形成し、前記浮遊拡散部でそのポテンシャル井戸からのくみ出し量に応じた電荷量を測定するようにしたＦＥＴ型センサを用いる塩基配列検出方法であって、
前記金膜にＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基を固定するとともに、前記センシング部で試料溶液を支持し、
前記センシング部の上方において、前記金膜の直上に位置する測定電極と、その金膜上の固定核酸に電気的に影響しない距離だけずらして配置された比較電極を設けるとともに、これら二電極を下降させて前記試料溶液中に没入させ、且つ前記測定電極が前記金膜上の固定核酸にハイブリダイズしたＤＮＡ末端基を吸着する程度の電位を、これら二電極に印加し、測定電極と接地電位との間に流れる電流を、比較電極に流れる電流を基準として測定することにより、
前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無を検出する方法を提供するものである。
本発明は更に、半導体基板上に、その基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を所定の間隔で形成し、その間隔内の基板表層部に形成されるべき導通チャネルの中間又は始端に対応する基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたイオン感応膜からなるセンシング部を備え、前記導通チャネルの中間において前記センシング部に作用するイオン濃度に応じて深さが変化するポテンシャル井戸を形成し、前記浮遊拡散部でそのポテンシャル井戸からのくみ出し量に応じた電荷量を測定するようにしたＦＥＴ型センサを用いる塩基配列検出方法であって、
前記センシング部の近傍における基板表面において、試料固定用金電極を絶縁膜を介して固定するとともに、その金電極にＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基を固定し、
前記センシング部及び金電極を含む領域で同一試料溶液を支持するとともに、その金電極上の固定核酸にハイブリダイズして形成されるべきＤＮＡ二重螺旋間に侵入させるための挿入剤を添加し、
前記金電極に所定の電圧を印加することにより前記ＤＮＡ二重螺旋間の挿入剤と、その金電極との間に流れる酸化・還元電流に基づいて試料溶液のＰＨを変化させ、
前記ＰＨ変化に応じた深さとなるポテンシャル井戸からのくみ出し電荷量を、前記比較電極の電位を基準として測定することにより、前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無を検出する方法を提供するものである。
本発明はまた、上記４方法を実施するにあたり、一対のＦＥＴ型センサを同一の半導体基板上に併設し、その一対のＦＥＴ型センサの周縁を一括して包囲する電気化学的に不活性な外周壁と、それらのセンサ間を仕切って両端が外周壁に内接する仕切り壁を設けたことにより、各センサ上に収容する試料溶液が互いに流通しないように構成したことにより、同一基板上で隣接した２センサのうち、一方のみに検体と反応するターゲット物質を固定し、他方のセンサには何も固定しないで、同一の試料溶液を用いて、当該他方のセンサにより、溶液・物質等の経時ドリフトを測定し、当該一方のセンサの測定値から差し引いて、正確に検体とターゲット物質との適合性等を検出することが可能な方法を提供するものである。
発明を実施するための最良の形態
以下、本発明をその実施の形態を示す図面に基づいて具体的に説明する。
実施の形態１．
図１は、本発明の実施の形態１に係るＦＥＴ型センサを示す断面図（Ａ）及び基本ポテンシャル状態を示す模式図（Ｂ）であり、図２は動作状態における各ポテンシャル状態を順次に示す模式図である。図１Ａ中、１は典型的にはシリコン製のｐ−型の半導体基板であり、半導体基板１の表側には、互いに所定間隔を置いてｎ＋型拡散層からなる電荷供給部としての入力ダイオード２及び浮遊拡散部（ＦＤ）３が形成され、更に浮遊拡散部３から小間隔を置いてリセットダイオード４が形成される。半導体基板１上には、この場合、ｎ＋型拡散層上も含めＳｉＯ２又はＳｉ３Ｎ４からなる絶縁膜５が形成される。
入力ダイオード２及び浮遊拡散部３間における半導体基板１表面部には、次に述べるゲート構造との関連において導通チャネル（ｎ型反転層）が形成され、その結果、入力ダイオード２をソースとし、浮遊拡散部３をドレインとするＦＥＴ型センサが構成される。絶縁膜５上には、チャネル始端部に対応する入力ダイオード２の隣接位置において入力ゲート６が、またチャネル終端部に対応する浮遊拡散部３の隣接位置において出力ゲート７が、それぞれポリシリコン、又はアルミニウムからなる蒸着層より形成され、更に浮遊拡散部３とリセットダイオード４との間においてリセットゲート８が同様の蒸着層より形成される。
入力ゲート６、出力ゲート７及びリセットゲート８の上面と、これらのゲートを支持したゲート外の絶縁膜５上には、典型的にはＳｉ３Ｎ４蒸着層からなる被着膜１０が形成される。Ｓｉ３Ｎ４膜はＳｉＯ２膜に比べて構造が緻密で、酸素の拡散係数が小さいため、それ自身が入／出力ゲート６、７間に形成する凹部をセンシング部９として、良好なイオン感応膜を構成する。イオン感応膜としてはＳｉ３Ｎ４の他、ＳｉＯ２やＡｕ等も用いることができる。このセンシング部９のイオン感応膜には、試料中の検体と反応若しくは結合し、又は検体反応の触媒となる酵素、抗体、微生物及び核酸等の物質が固定される（図示せず）。
好ましくは、入力ダイオード２及び浮遊拡散部３の外側における半導体基板の表面部には、リーク電流を低減するためのチャネルストッパとして、この場合、ｐ−基板よりアクセプタ密度が高く、これらのｎ＋拡散部２及び３のドナー密度と拮抗しうるｐ＋拡散部（図示せず）を設け、入力ダイオード２及び浮遊拡散部３から電荷がチャネル外に漏洩するのを防止することできる。
なお、半導体基板１の表面において、入力ダイオード２及びリセットダイオード４の外側には、絶縁膜５と同様なシリコン酸化膜等からなる比較的厚いマスク層１１が形成され、前述したセンシング部、９を形成する蒸着膜１０は、このマスク層１１にも被さり、更に被着膜１０上にはセンシング部９を除き、例えば、リンガラスからなる保護膜１２と、その保護膜１２上において外表面を面一にした外装膜１３が被着形成される。
図の左側より、入力ダイオード２、入力ゲート電極６及び出力ゲート電極７、浮遊拡散部３、リセットゲート８及びリセットダイオード４の上面には、各々アルミニウム等からなる電極リードが形成され、それらの電極リードを介して測定シーケンスに従った電圧が印加され、又は検出（浮遊拡散部３の電位）される。浮遊拡散部３は電極リード端子Ｖｏｕｔを、それ自体、同一半導体基板１に組み込むことも可能なソースフォロワ増幅器を含む電位検出及び増幅回路１４の入力に接続される。
図２は、イオン濃度の測定シーケンスに従って上記の各電極リードより各部に電圧を加えるタイミングを示している。まず、センシング部９においては、図１Ａに示す通り、同部９に収容した試料液又は逆に同部９を浸漬した試料浴中に、可変電圧源Ｅｒからの参照電圧Ｖｒｅｆを印加し、これを基準とした試料液のイオン化によるイオン感応膜電位を生じさせる。
センシング部９以外の各部電極リードへの直流電圧の印加回路（図示せず）において、図２に示す初期状態（ｔ０〜ｔ１）では電荷供給部である入力ダイオード２に約５Ｖの逆バイアス電圧Ｖｉｎが、また入力ゲート６には直流電圧Ｖｇｉｎ（約２Ｖ）が印加され、出力ゲート７はＶｇｕｔ＝０に維持される。この場合、やや遅れてリセットゲート８に数ミリ秒程度のリセット電圧パルスＶｇｒが印加され、隣接する浮遊拡散部３の電位Ｖｏｕｔは、その間Ｖｄｄに引き寄せられる形でやや上昇するが、ここではその前後における電位の変化、従って蓄積電荷は存在しないものとする。
以下、イオン濃度検出測定ステップについて、図１Ｂ及び図３を参照して説明する。図１Ｂは上記の初期状態における本実施形態のＦＥＴ型センサの、各部ポテンシャルと電荷量を、図１Ａの各部と対応して示しており、入力ダイオード２への逆バイアス５Ｖでは、その部分の残存電荷量Ｑ１は僅かであり、入力ゲート６の直流電圧Ｖｇｉｎ（略２．０Ｖ）による障壁レベルの下方に止まる。またセンシング部９における参照電圧Ｖｒｅｆは、試料液（典型的には水溶液）を介して同部９の直下の半導体基板１の表面の電位を一定にし、これがポテンシャル井戸の深さ（底面レベル）ｂ０を定める初期設定値となるが、この時点ではゲート障壁を越えて流入する電荷は存在しない。
次に、時間ｔ１に達すると、入力ダイオード２の逆バイアス電圧Ｖｉｎを、時間ｔ２に達するまでの数ミリ秒間、１Ｖに下げる。この逆バイアス電圧の低下は、相対的な電荷供給をもたらし、その貯留上限レベルは約２Ｖの入力ゲート障壁をこえて、０Ｖの出力ゲート７による障壁上端の近くに達する。このため、供給された電荷（この場合、電子）は入力ダイオード２、入力ゲート６下方の半導体表面、及びセンシング部９下方の半導体表面におけるポテンシャル井戸にも流入する。この状態（初期電荷供給）は、図３Ａに示すとおりである。
時間ｔ２に達すると、入力ダイオード２への逆バイアス５Ｖが復帰し、数ミリ秒間持続する。図３Ｂに示すように、電荷Ｑ２のかなりの部分は、電源回路に戻され、センシング部９下方のポテンシャル井戸の上方に溜まっていた電荷は、入力ゲート６による障壁にすりきられて入力ダイオード２に戻り、電源回路への還流に加わり、障壁側部のポテンシャル井戸内には、底面レベルｂ０の深さに応じた量の電荷が残存する。このポテンシャル井戸に残留した電荷の量は、水溶液のイオン濃度に従ったセンシング部９の表面電位の変化量に応じたものとなる。
なお、センシング部９内に収容した水溶液中のプラスイオン濃度が高くなると、センシング部５の表面電位が変化し、センシング部９直下の半導体基板１の表面電位は初期設定値より低くなる。その結果、ポテンシャル井戸の底面レベルは、例えば図示のｂ１まで深くなる。プラスイオン濃度が低くなるか、又はマイナスイオン濃度が高くなった場合には、逆に底面レベルが上昇することは明らかである。
次に、出力ゲート７に電圧Ｖｇｏｕｔが５Ｖ印加されると、この出力ゲート７が開いて、電荷が予めリセットされていた浮遊拡散部３に転送される（図３Ｃ）。ここで、浮遊拡散部３の容量をセンシング部９の容量より小さくしておけば、図の如く、浮遊拡散部３の電位変化量は大きくなる。図２において、浮遊拡散部３の電位変化は、その無電荷時の定常電位Ｖｏｕｔから、電荷の流入に伴って最初は急勾配で降下し、徐々に緩やかとなってＧｎｄ電位に接近した電位で安定する。
かくして、電荷の転送後、出力ゲート７に印加する電圧Ｖｇｏｕｔが０Ｖに下がり、出力ゲート７が閉じられる（図３Ｄ）。以上のごとくして、ｔ１〜ｔ３のサイクルを繰り返すと、入力ダイオード２からポテンシャル井戸への電荷供給／入力ゲート６によるすりきり／出力ダイオード７の開放によるポテンシャル井戸残留電荷の浮遊拡散部３への転送というステップが順次実行され、浮遊拡散部３には次々と転送電荷が累積されることになる。
この累積電荷量は、大きな電位変化として、図１Ａに示す浮遊拡散部３からのＶｏｕｔ出力端子より、電位検出及び増幅回路に入力されるセンサ出力信号ＳＯ（図２）となる。浮遊拡散部３はその電位を読み取られた後、隣接するリセットゲート８が開ゲート電圧Ｖｇｒの印加により開かれるため、＋Ｖｄｄ電位に接続されたリセットダイオード４への導通チャネルを通じて、蓄積電荷を放流し、再び初期電位に設定される（図３Ｅ）。
以上のように構成されたＦＥＴ型センサにおいては、浮遊拡散部３へｎ回、転送を行った場合、時間累積を行わない場合と比較してｎ倍になり、ノイズは√ｎ倍にしかならず、Ｓ／Ｎ比は√ｎ倍に上昇し、感度が高くなることは前述したとおりである。従って、センシング部９の表面電位の変化に基づく同部９直下のポテンシャル井戸の深さの変化が微量であっても、その変化を確実に検出し、検体の固定体との反応若しくは結合に基づくイオン濃度の変化、又は固定体の触媒反応に基づくイオン濃度の変化を高感度に検出することができる。
このＦＥＴ型センサにおいては、センシング部９に酵素が固定されている場合、尿素、グルコース、ペニシリン、アセチルコリン、アルコール等を検出することができる。例えば、尿素を検出する場合、酵素としてウレアーゼを用い、ウレアーゼによる尿素の分解反応に伴う水素イオン濃度の変化を検出することができる。
また、センシング部９に、検体（標的核酸）と相補的である一本鎖核酸（プローブ）が固定されている場合、高感度に検体とプローブとの間のハイブリダイゼーションの発生の有無を検出することができる。従って、ＰＣＲ法によりＤＮＡを増量させることなく、簡便に、短時間に、低コストに、ハイブリダイゼーションの発生の有無を検出して、塩基配列を決定することができる。
更に、この実施の形態１に係るＦＥＴ型センサを同一半導体基板１上に複数個含み、各ＩＳＦＥＴのセンシング部５に、複数の標的核酸と相補的である一本鎖核酸を各別に固定することにより、一度に複数のハイブリダイゼーションの発生の有無を検出することができ、簡便に、短時間に、試料の核酸の塩基配列を決定することも可能である。
実施の形態２．
図４は、本発明の実施の形態２に係るＦＥＴ型センサを示す断面図（Ａ）及び基本ポテンシャルを示す模式図（Ｂ）であり、図５は、ポテンシャル状態及び蓄積電荷の推移を示す同様な模式図である。図中、図１及び図３と同一部分は同一符号を付して説明を簡略化、あるいは省略する。
この実施の形態２に係るＦＥＴ型センサは、実施の形態１と同様にＰ−型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて形成された、基板と逆型、すなわち、Ｎ＋型の拡散領域からなる入力ダイオード部２及び浮遊拡散部３と、リセットダイオード４を有し、浮遊拡散部３とリセットダイオード４との間の絶縁膜５上には同じくリセットゲート８を有することにより、浮遊拡散部３のためのリセットトランジスタを構成したものであるが、入力ダイオード部２と浮遊拡散部３との間の絶縁膜５上の構造が、実施の形態１とは次のように相違する。
まず、入力ゲート６’、及び出力ゲート７’は入力ダイオード部２から浮遊拡散部３までの間に形成されるべき導通チャネルの中間部、及び終端部にそれぞれ対応した絶縁膜９上に固定され、両ゲート６’及び７’を隣接させるため、比較的細幅で高さを持たせた出力ゲート７’が、比較的広幅の入力ゲート６’の当該隣接側を覆う被着膜１０によって、このゲート６’と絶縁された構造となっている。出力ゲート７’は底面が半導体基板１上の絶縁膜５に接するとともに、その上方部が被着膜１０、及び保護膜１２を貫通し、上端が外装膜１３内に位置する高さを有している。
これによって生じた入力ダイオード２と、入力ゲート６’との間の基板表面上の位置、すなわち形成されるべき反転チャネルの入力端に対応した位置には、底面をなす絶縁膜５とともにイオン感応膜となる入力ゲート６’側の絶縁膜５と、入力ダイオード２側の被着膜１０、及び保護膜１２の断層と、に挟まれて凹部をなすセンシング部９’が形成される。
以下、このイオンセンサを用いたイオン濃度を検出方法について説明する。
実施の形態１と同様に、まず、可変電圧源からセンシング部９’内の水溶液に参照電圧Ｖｒｅｆを印加し、センシング部５の直下の半導体基板１の表面の電位を一定にする。これがポテンシャル井戸入口の初期設定値となる。次に、図２に示したように、入力ゲート６’に適当な直流電圧Ｖｇｉｎ（例えば、２．０Ｖ）を印加し、その直下の半導体基板１の表面電位を固定するとともに、電荷供給部としての入力ダイオード２に逆バイアス電圧Ｖｉｎ＝５Ｖを、またリセットゲート８に電圧Ｖｇｒを印加し、浮遊拡散部３の電位の初期値を設定する。このとき、出力ゲート７’の電圧はゼロボルトである。
入力ダイオード２の電圧Ｖｉｎ５Ｖは十分な逆バイアスとして、同ゲート内に残留する電荷を図４Ｂに示すとおりごく僅かに抑え、この電荷プールの上端は、センシング部９’のレベルに届かず、同部９’以降には侵入しない。この場合、水溶液中のマイナスイオン濃度が高くなった場合、センシング部９’の表面電位が変化し、このセンシング部直下の半導体基板１の表面の電位は前記初期設定値ｂ０より、更に上がり（図４Ｂのｂ２）、逆に、マイナスイオン濃度が低くなった場合、又はプラスイオンが高くなった場合には、表面電位はｂ０より下がる（図示せず）。
入力ダイオード２に印加する電圧Ｖｉｎが５Ｖから１．０Ｖに下がると、逆バイアスが緩和された分、電荷プール量が多くなり、そのレベルは、この場合センシング部９’直下の基板表面電位ｂ０（ポテンシャル井戸入口レベル）を越え、この入力ダイオード２からの電荷が入力ゲート６’直下のポテンシャル井戸に供給される（図５Ａ）。
再度、入力ダイオード２に印加する電圧Ｖｉｎが５Ｖに上がると、センシング部９’直下の表面電位のレベルで電荷がすりきられ、このレベル下におけるポテンシャル井戸の容量分だけ電荷が残存し、それ以外の電荷は入力ダイオード２を経て、当該ダイオード２に残留する分を残し、電源に還流する（図５Ｂ）。この場合も、ポテンシャル井戸に残留した電荷の量はマイナスイオン濃度によって変化し、センシング部９’の表面電位の変化量がこの電荷の量に変換されたことは明らかである。
次に、出力ゲート７’に電圧Ｖｇｏｕｔが５Ｖ印加されると、このゲート７’が開いて、電荷が予めリセット電位に維持された浮遊拡散部３に転送される（図５Ｃ）。
この電荷の転送後、出力ゲート７’に印加する電圧Ｖｇｏｕｔが０Ｖに下がり、出力ゲート７が閉じられる（図５Ｄ）。
以上、図４Ｂから図５Ｄに示した過程を繰り返し行わうことにより、センシング部９’の表面電位の変化量が浮遊拡散部３の電荷量として累積される。そして、浮遊拡散部３に蓄積された電位変化量は、Ｖｏｕｔとして、電位検出及び増幅回路１４に入力され、指示され且つ記録その他の処理に用いられる。
浮遊拡散部３は電位が読み取られた後は、リセットゲート８にリセットゲート電圧Ｖｇｒを印加し、その部分３の電荷を＋Ｖｄｄに接続されたリセットダイオード４に導き、更に電源に吸収せしめて、初期Ｖｏｕｔ値を再設定する。
以上のように構成されたポテンシャル井戸入口調整型センサにおいても、ｎ回、転送を行った場合、時間累積を行わない場合と比較してＳ／Ｎ比は√ｎ倍に上昇し、感度が高くなることは明らかである。従って、センシング部５の表面電位の変化に基づくセンシング部９’直下のポテンシャル井戸の深さの変化が微量であってもそれを確実に検出し、検体の固定体との反応若しくは結合に基づくイオン濃度の変化、又は固定体の触媒反応に基づくイオン濃度の変化を高感度に検出することができる。
ここで、図１及び３に示した実施の形態１に係るセンサを想起すると、そのセンサではマイナスイオン濃度が高くなった場合、又はプラスイオン濃度が低くなった場合に、電荷を貯留するポテンシャル井戸の深さが浅くなるか又は無くなり、従って、浮遊拡散部３に転送され且つ残留する電荷の量が少なくなるか、又は存在しなくなるものであった。
しかし、実施の形態２においては、入力ダイオード２に隣接したセンシング部９’直下の基板表面電位が上がり、これと隣合った入力ゲート６直下の基板表面電位との差が逆に大きくなり、この入力ゲート６直下部分にポテンシャル井戸を構成せしめたものであり、相対的にマイナスイオン濃度が高い試料に対しては、実施の形態１と比較して検出感度がより高くなるか、又は実施の形態１では検出できなかった試料を検出することが可能となるものである。従って、センシング部５に検体と相補的であるプローブを固定した場合、負に帯電した核酸同士の結合であり、マイナスイオン濃度が高くなるハイブリダイゼーションの発生をより高感度に検出することができる。
実施の形態２に係るイオンセンサを用いることにより、例えばアルツハイマー病及び糖尿病等の特定の病気に特有の塩基配列を有する核酸と相補的である核酸をセンシング部５にプローブとして固定し、該プローブが試料中の核酸とハイブリダイゼーションしたか否かを検出することにより、ハイブリダイゼーションが発生したときは、試料中に前記塩基配列を有する核酸が含まれることが判るので、容易に、確実に、病気の有無を容易に検出することができる。
また、実施の形態２に係るイオンセンサを用いることにより、試料に所定の細菌に特有の塩基配列を有する核酸と相補的である核酸をセンシング部５にプローブとして固定し、該プローブが試料中の核酸とハイブリダイゼーションしたか否かを検出することにより、容易に、確実に、試料中に前記塩基配列を有する核酸が含まれるか否かを判断することができ、容易に、試料中の細菌の有無及び含有量を検出することができる。
更に、この実施の形態２に係るＦＥＴ型センサを同一半導体基板１上に複数個含み、各ＩＳＦＥＴのセンシング部５に、複数の標的核酸と相補的である一本鎖核酸を各別に固定することにより、一度に複数のハイブリダイゼーションの発生の有無を検出することができ、簡便に、短時間に、試料の核酸の塩基配列を決定することも可能である。
なお、前記実施の形態１及び２においては、本発明のＦＥＴ型センサのセンシング部９、９’に酵素又は核酸を固定し、尿素を検出したり、ハイブリダイゼーションの発生の有無を検出する場合につき説明しているが、測定対象はこれに限定されるものではなく、センシング部９、９’に抗体及び微生物等の他の固定体を固定し、種々の検体を検出することが可能である。またハイブリダイゼーションの検出によって、所定の病気の有無を検出したり、所定の細菌を検出する場合につき説明しているが、応用範囲はこれに限定されるものではない。
その他の実施形態
前記実施の形態１及び２においては、入／出力ゲート間にセンシング部を形成し、リセットトランジスタ機能をも組み込んだ第１形式のＦＥＴ型センサと、入／出力ゲートを近接させて出力側に寄せ、入力ダイオード／入力ゲート間にセンシング部を形成し、リセットトランジスタ機能をも組み込んだ第１形式のＦＥＴ型センサとを、それぞれ単独で用いた場合、及びそれぞれ同一形式のＦＥＴ型センサを複数個用いた場合について言及したが、本発明のその他の実施形態として、更にこれらの複合型とも言うべき第３の形式のＦＥＴ型センサを形成することができる。
この第３の形式のＦＥＴ型センサは、プラスイオン及びマイナスイオンの双方に渡る測定範囲の広いＦＥＴ型センサであり、図６はそのセンサ構造の要部水平断面を示しており、図１及び図４に示した各ＦＥＴ型センサを、言わば並列配置したものであり、それらのものと同一機能を果たす部分については同一の参照数字を付してある。
常套的にＰ−型半導体からなる基板１の表面側には、所定の間隔を置いて基板１と逆型、従ってＮ＋型の拡散領域からなる共通入力ダイオード部２と、浮遊拡散部３が形成されるとともに、浮遊拡散部３は第１ドレイン３ａ（第１形式における浮遊拡散部）と第２ドレイン３ｂ（第２形式における浮遊拡散部）とに二分割され、前記入力ダイオード部２を前記二分割ドレインに対応する部分を有する共通ソースとして、これらのソース−ドレイン間の基板表面部に第１及び第２の互いに並列したチャネルが形成されるようになっている。
また、第１及び第２ドレイン３ａ、３ｂを構成する浮遊拡散部３の、前記二チャネルと背反する側には、同部３と小間隔を置いて、同じくＮ＋型の拡散領域からなる共通リセットダイオード４が形成されるとともに、その小間隔内の基板絶縁膜（図示せず）上に共通リセットゲート８が固定される。
第１チャネルの両端に対応した基板絶縁膜上の位置には、それぞれ第１形式における入力ゲート６及び出力ゲート７を固定するとともに、同チャネルの中間部（入／出力ゲート間）に対応した基板絶縁膜上の位置には、イオン感応膜からなるセンシング部８が固定される。結局、この第１チャネル及びリセットトランジスタからなるＦＥＴ型センサ部の縦断面（例えば、図６のＡ−Ａ矢視断面）構造は図１Ａと同じになる。
また、第２チャネルの中間部、及び終端部に対応した基板絶縁膜上の位置には、第２形式における入力ゲート６’及び出力ゲート７’をそれぞれ固定するとともに、同チャネルの始端部（入力ダイオード２／入力ゲート６’間）に対応した基板絶縁膜上には、イオン感応膜からなるセンシング部９’が形成される。このような第２チャネル及びリセットトランジスタからなるＦＥＴ型センサ部の縦断面（例えば、図６のＢ−Ｂ矢視断面）構造は図４Ａと同じになる。
上記のように構成すれば、第１チャネル及び第２チャネル上の各センシング部９、及び９’に作用する正／負イオン濃度に応じて変化したポテンシャル井戸の深さと、そのポテンシャル井戸からの電荷汲み出し回数に応じ、前記浮遊拡散部３の第１及び第２ドレインが電位リセット後において蓄積する電荷量を、電位変化として検出することができる測定範囲の広いＦＥＴ型センサが得られる。
上記複合型のセンサの応用形態として、この複合型センサ構造を同一半導体基板上において、複数個形成すれば、これによって検体中の、複数の相補性核酸構造等を同時に効率よく検出することができる。
なお、上記複合型のセンサ構造から得られる構造原理として、実施の形態１及び２において示した第１及び第２形式のセンサ構造を、その構造ごとに同一半導体基板上に複数配置する場合には、少なくとも入力ダイオードと、リセットゲート及びリセットダイオードを共通体として、構造及び制御を単純化することができる。
本発明は以上の実施例を総括した上で、次のようなセンサの応用構造及び測定方法を構成したものである。まず、応用構造の基本形態は図７に模式的に示すとおりである。
応用例１
図７において、破線円１５は前述した半導体基板の表面絶縁層上に形成されたイオン感応膜からなるセンシング部９又は９’と、少なくともその周辺を含む基板表面（絶縁膜）の領域を包囲する試料液収容範囲である。この範囲１５内に含まれるべき（絶縁膜の下に隠れている）ゲート電極や、基板と逆型のダイオードその他の拡散層（この場合、Ｎ＋層）については、センサ出力に関わる浮遊拡散部３のみを代表的に破線枠で示し、センサ全体像との関係を想起せしめるものとする。
Ｓｉ３Ｎ４等のイオン感応膜からなるセンシング部９又は９’上には部分的に金膜（又は金膜に準ずる電気化学的安定性と導電性を有する材料の膜：以下同じ）１６を形成し、センシング部９又は９’の近傍部（図では左側及び左下側）には、例えば三個の金パッド（又は金パッドに準ずる電気化学的安定性と導電性を有する材料のパッド：以下同じ）１７ａ、１７ｂ、１７ｃが固定され、スイッチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃを介してそれぞれ測定または比較用電圧を、電池Ｅｒｏより印加するようになっている。電池Ｅｒｏの他端子（この場合、マイナス側）は基板ｐの裏面、すなわち接地電位に接続される。
上記の構造を用いることにより、金膜にＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基を固定するとともに、センシング部（好ましくは半導体の導通チャネル始端に対応するセンシング部９’）及び比較電極を含む領域で同一試料溶液を支持し、前述したポテンシャル井戸からのくみ出し電荷量を浮遊拡散部３の累積電位として、前記比較電極の電位を基準に測定することにより、前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無を検出することが可能となる。
応用例２
本発明は、更なる応用形態に係るセンサ構造として、図８に示すような電極吊り下げ降下方式を構成する．半導体基板１上の少なくともセンシング部（好ましくは半導体の導通チャネルの中間に対応する導通チャネル９）を含む領域を包囲した絶縁膜５上には、周壁１５’が、エポキシガラス等の電気化学的に不活性な材料によって立設・形成され、好ましくは金製の測定電極１９ａ及び比較電極１９ｂは、リニアスケール等により、測定電極１９ａがセンシング部９又は９’内の金膜１６の真上となる位置にもたらされてから、降下して試料溶液内に没入するように構成される。これらの電極は電源Ｅｒｏによる電圧を、スイッチ２０ａ及び２０ｂを介して半導体基板１の裏面（接地電位）との間に印加されるか、又は、金膜１６からＥｒｏのマイナス側に直結するためのスイッチ２０ｃを更に閉じることによって、その際に流れる電流を電流計Ａにより測定できるようになっている。
上記の変形構造において、金膜１６にはＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基（好ましくは、システインのＳＨ基）を固定するとともに、試料溶液を周壁１５’の範囲内に収容してセンシング部で支持する。この場合、金膜１６の直上に位置する測定電極１９ａと比較電極１９ｂとの間は、後者（１９ｂ）がその金膜１６上の固定核酸に電気的に影響しない距離だけずらして配置されているものとする。
試料溶液中に没入した測定電極１９ａには、前記金膜上の末端基固定核酸にＤＮＡがハイブリダイズした後、スイッチ２０ａを閉じて適当な電圧、例えば１０ｍＶ〜５Ｖが印加される。これによりハイブリダイズしたＤＮＡの自由端末端基が測定電極１９ａに吸着され、このハイブリッドＤＮＡは電気的に直結し、電源Ｅｒｏによる電圧を両端間に印加されて通電する。次にスイッチ２０ａを開き、スイッチ２０ｂを閉じて測定電極１９ａと同レベルの溶液内に位置する比較電極１９ｂに流れる電流を基準値として測定する。
したがって、このセンサ構造では、ＦＥＴ型センサ本来のポテンシャル井戸における電荷蓄積量の測定によることは勿論、前記ＤＮＡ回路の通電電流として測定電極に流れる電流、又は接地電位との間の電圧によってもハイブリダイゼーションの有無を検出することができる。
応用例３
この例では、応用例１で用いたセンサ構造と異なり、図９に示すごとく、センシング部９”のイオン感応膜としては窒化膜又は五酸化タンタル膜を用い、その膜上の金パッド（図示せず）は用いない。センシング部９”周辺の金パッド（総括して１７で示す）の少なくともひとつには検体ＤＮＡと相補性を有する一本鎖核酸の末端ＳＨ基を固定する。試料溶液収容のための外周壁１５’を有するほか、他の構造は応用例１（図７）に示すものと同じである。
この測定法の実施においては、センシング部９”及び金電極を含む外周壁１５’内の領域で試料溶液を収容・支持することにより、その金電極上の固定核酸に相補性を有する検体ＤＮＡがあれば、ハイブリダイゼーションが生じる。この状態で、ハイブリッド形成されたＤＮＡがあれば、その二重螺旋間に侵入しうる挿入剤、例えば「ヘキスト３３２５８」として市販されているもの２１を、試料溶液に添加する。
その後、金パッド１７に、マイナス側を接地接続された電源Ｅｒｏの正電圧を、外装膜１３上のアルミニウムリード膜２２を介して印加すると、挿入剤２１は金パッド１７と導通したＤＮＡ骨格の電気抵抗分だけ降下した電位となるために酸化され、これによって挿入剤２１から金パッド１７にかけて酸化・還元電流が生じると考えられる。
この結果、当該ＤＮＡ近辺で２Ｈ＋２ｅ＝Ｈ２反応が起こり、溶液相全体のＰＨ（Ｈ＋指数）値は減少する。なお、水溶液中に浮遊した挿入剤２１には、ＤＮＡ骨格による電圧はかからず、酸化（Ｈ＋）は実質的に生じないとみなすことができる。同一センサ内、もしくは隣接・配列センサ間に渡って、このようなＤＮＡ固定用金パッドは、数１０〜数１００個配置することができ、どの金パッドに電圧を加えたときにＰＨが変わったかで、ＤＮＡの鑑定をすることができる。
また、ＤＮＡ末端基を固定しない、センシング部周辺の金パッドは比較電極として用いられる。ＰＨ値は、ＰＨ変化に応じた深さとなるポテンシャル井戸からのくみ出し電荷量を、前記比較電極の電位を基準として測定され、その測定値は前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無の指標となる。
更に、挿入剤２１から金パッド１７にかけて流れる酸化・還元電流は、電源Ｅｒｏからの電圧印加回路中に微小電流計（図示せず）を挿入することによっても測
応用例４
本発明はまた、図１０に示すように、上記４方法を実施するにあたり有利なセンサ構造として、一対のＦＥＴ型センサ２３、２４をを同一の半導体基板１上に併設し、その一対のＦＥＴ型センサの周縁を一括して包囲する電気化学的に不活性なアクリルガラス等からなる外周壁２５と、それらのセンサ２３、２４間を仕切って両端が外周壁２５に内接する仕切り壁２６を設けたものである。
これにより、各センサ２３、２４上に収容する試料溶液が互いに流通しないため、同一基板上で隣接した２センサのうち、一方のセンサのみに検体と反応するターゲット物質を固定し、他方のセンサには何も固定せずに同一の試料溶液を用い、当該他方のセンサにより溶液・物性等の経時ドリフトを測定し、このドリフト値を当該一方のセンサの測定値から差し引いて、正確に検体とターゲット物質との適合性等を検出することが可能となる。勿論、２センサにおいて異なった試料溶液を収容し、互いに影響なく、各別の測定を行うことも可能である。
産業上の利用可能性
以上述べたとおり、本発明によれば、リセットトランジスタを併設したことにより電荷転送過程を繰り返して高感度化したＦＥＴ型センサであって、センシング部が、試料又は検体反応の結果としてのプラス又はマイナスイオン濃度の変化を、高範囲にわたって高感度に検出することが可能である。
また第１形式、第２形式それぞれのＦＥＴ型センサの複数配置、及び両形式の複合形式、更にはその複合形式の複数配置を同一半導体基板上に構成することにより、物質の電気化学的測定、特に生化学分野においては、測定した試料に所定の細菌又は病気に特有の塩基配列を有する核酸が含まれるか否かを判断して、容易且つ確実に細菌又は病気の有無、及び細菌の含有量等を検出すること、また環境ホルモンやダイオキシン関連物質の測定等にも新たな道を開くものである。
またＦＥＴ型センサに、特に金パッド又は金電極を好ましく用いることによって行われる本発明のＤＮＡ測定法は、簡便にして正確・安定なＤＮＡ鑑定に資するものである。
【図面の簡単な説明】
図１は、本発明の実施の形態１に係るＦＥＴ型センサを示す断面図（Ａ）及びポテンシャル状態を示す模式図（Ｂ）である。
図２は、本発明のＦＥＴ型センサの各部に電圧を印加し且つ出力電位を検出するタイミングを示す電圧波形図である。
図３は、本発明の実施の形態１に係るＦＥＴ型センサのポテンシャル状態の推移を示す模式図である。
図４は、本発明の実施の形態２に係るＦＥＴ型センサを示す断面図（Ａ）及びポテンシャル状態を示す模式図（Ｂ）である。
図５は、本発明の実施の形態２に係るＦＥＴ型センサのポテンシャル状態の推移を示す模式図である。
図６は、本発明の実施の形態１及び２に係るＦＥＴ型センサの複合形式を示す模式的水平断面図である。
図７は、本発明のＦＥＴ型センサの応用形態の基本構造を示す概略平面及び電気回路図である。
図８は、応用形態に係るセンサ構造として構成された電極吊り下げ降下方式を示す部分断面図である。
図９は、イオン感応膜としては窒化膜又は五酸化タンタル膜を用い、センシング部周辺の金パッドの少なくともひとつに検体ＤＮＡと相補性を有する一本鎖核酸の末端ＳＨ基を固定し、センサをＰＨ計として使用する方式を示す部分断面図である。
する。
図１０は、一対のＦＥＴ型センサを同一の半導体基板１上に併設し、その一対のＦＥＴ型センサの周縁を一括して包囲する電気化学的に不活性なアクリルガラス等からなる外周壁と、それらのセンサ間を仕切って両端が外周壁に内接する仕切り壁を設けた構造を略示する平面図である。
Claims (14)
- Ｐ型又はＮ型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて形成された、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部と、
前記入力ダイオード部から浮遊拡散部までの間に形成されるべき導通チャネルの始端及び終端にそれぞれ対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定された入力ゲート及び出力ゲートと、
前記チャネルの中間部に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたイオン感応膜からなるセンシング部と、
前記浮遊拡散部の、前記チャネルから離れた側に連なる前記基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたリセットゲートと、
前記リセットゲートにおける前記浮遊拡散部から離れた側の前記基板表面部に形成された、基板と逆型の拡散領域からなるリセットダイオード部とを備え、
前記センシング部に、同部内の試料液中の検体と反応もしくは結合し又は検体の反応の触媒となる物質を固定し、その結果、前記センシング部に作用するイオン濃度に応じて変化したポテンシャル井戸の深さと、そのポテンシャル井戸からの汲み出し回数に応じ、電位リセット後の前記浮遊拡散部が蓄積する電荷量を、電位変化として検出するようにしたことを特徴とするＦＥＴ型センサ。 - 前記センシング部に固定する物質が、検体と相補的である一本鎖核酸であることを特徴とする請求項１記載のイオンセンサ。
- Ｐ型又はＮ型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて形成された、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部と、
前記入力ダイオード部から浮遊拡散部までの間に形成されるべき導通チャネルの始端及び終端にそれぞれ対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定された入力ゲート及び出力ゲートと、
前記チャネルの中間部に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたイオン感応膜からなるセンシング部と、
前記浮遊拡散部の、前記チャネルから離れた側に連なる前記基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたリセットゲートと、
前記リセットゲートにおける前記浮遊拡散部から離れた側の前記基板表面部に形成された、基板と逆型の拡散領域からなるリセットダイオード部と、を備えてなるＦＥＴ型センサ素子を、同一半導体基板上において複数個並列的に形成したものであって、
各センサ素子の入力ゲートと、リセットゲート及びリセットダイオードが、それら全素子間に延びる単一の入力ゲート、単一のリセットゲート及び単一のリセットダイオードより共通的に形成されたものであることを特徴とするＦＥＴ型センサ。 - Ｐ型又はＮ型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて形成された、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部と、
前記入力ダイオード部から浮遊拡散部までの間に形成されるべき導通チャネルの中間部及び終端部にそれぞれ対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定された入力ゲート及び出力ゲートと、
前記チャネルの入力端に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたイオン感応膜からなるセンシング部と、
前記浮遊拡散部の、前記チャネルから離れた側に連なる前記基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたリセットゲートと、
前記リセットゲートにおける前記浮遊拡散部から離れた側の前記基板表面部に形成された、基板と逆型の拡散領域からなるリセットダイオード部とを備え、
前記センシング部に作用するイオン濃度に応じて変化したポテンシャル井戸の深さと、そのポテンシャル井戸からの汲み出し回数に応じ、前記浮遊拡散部が電位リセット後において蓄積する電荷量を、電位変化として検出するようにしたものであることを特徴とするＦＥＴ型センサ。 - 前記センシング部に、試料中の検体と反応若しくは結合し、又は前記検体の反応を触媒する固定体を固定したことを特徴とする請求項４記載のＦＥＴ型センサ。
- 前記センシング部に固定する物質が、前記検体と相補的である一本鎖核酸である請求項５記載のＦＥＴ型センサ。
- 請求項４記載のＦＥＴ型センサを一単位の素子として、同一半導体基板上において複数個並列的に形成したものであって、
各センサ素子の入力ゲートと、リセットゲート及びリセットダイオードが、それら全センサ素子間に延びる単一の入力ゲート、単一のリセットゲート及び単一のリセットダイオードより共通的に形成されたものであることを特徴とするＦＥＴ型センサ。 - Ｐ型又はＮ型半導体基板の表面側に所定の間隔を置いて、基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を形成するとともに、前記浮遊拡散部を第１ドレインと第２ドレインに二分割するとともに、前記入力ダイオード部を前記二分割に対応する部分を有する共通ソースとして、これらのソース−ドレイン間の基板表面部に第１及び第２の互いに並列したチャネルが形成されるようにし、
前記第１及び第２ドレインを構成する浮遊拡散部の、前記二チャネルと背反する側に、同部と小間隔を置いて、基板と逆型の拡散領域からなる共通リセットダイオードを形成するとともに、前記小間隔内の基板表面上に絶縁膜を介して共通リセットゲートを固定し、
前記第１チャネルの両端に対応した基板表面上の位置に、それぞれ絶縁膜を介して入力ゲート及び出力ゲートを固定するとともに、同チャネルの中間部に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介してイオン感応膜からなるセンシング部を固定し、
前記第２チャネルの中間部、及び終端部にそれぞれ対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介して入力ゲート及び出力ゲートをそれぞれ固定するとともに、同チャネルの始端部に対応した基板表面上の位置に、絶縁膜を介してイオン感応膜からなるセンシング部を固定し、
前記第１チャネル及び第２チャネル上の各センシング部に作用するイオン濃度に応じて変化したポテンシャル井戸の深さと、そのポテンシャル井戸からの汲み出し回数に応じ、前記浮遊拡散部の第１及び第２ドレインが電位リセット後において蓄積する電荷量を、電位変化として検出するようにしたものであることを特徴とするＦＥＴ型センサ。 - 請求項８記載のＦＥＴ型センサを、同一半導体基板上において、複数個形成したことを特徴とする並列ＦＥＴ型センサ。
- 半導体基板上に、その基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を所定の間隔で形成し、その間隔内の基板表層部に形成されるべき導通チャネルの中間又は始端に対応する基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定され且つ表面に露出したイオン感応膜からなるセンシング部を備え、前記導通チャネルの中間において前記センシング部に作用するイオン濃度に応じてその深さが変化するポテンシャル井戸を形成し、前記浮遊拡散部でそのポテンシャル井戸からのくみ出し量に応じた電荷量を測定するようにしたＦＥＴ型センサを用い、前記電荷量の測定値から、センシング部に関連して固定した１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無、又はセンシング部に関連して固定した抗原又は抗体と、検体との適合性を検出する方法。
- 半導体基板上に、その基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を所定の間隔で形成し、その間隔内の基板表層部に形成されるべき導通チャネルの中間又は始端に対応する基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定され且つ表面に露出した金膜を有するセンシング部を備え、前記導通チャネルの中間において前記センシング部に作用するイオン濃度に応じてその深さが変化するポテンシャル井戸を形成し、前記浮遊拡散部でそのポテンシャル井戸からのくみ出し量に応じた電荷量を測定するようにしたＦＥＴ型センサを用いる塩基配列検出方法であって、
前記センシング部の近傍における基板表面において、少なくとも１個の比較電極を絶縁膜を介して固定し、
前記金膜にＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基を固定するとともに、前記センシング部及び比較電極を含む領域で同一試料溶液を支持し、
前記ポテンシャル井戸からのくみ出し電荷量を、前記比較電極の電位を基準として測定することにより、前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無を検出する方法。 - 半導体基板上に、その基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を所定の間隔で形成し、その間隔内の基板表層部に形成されるべき導通チャネルの中間又は始端に対応する基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定され且つ表面に露出した金膜を有するセンシング部を備え、前記導通チャネルの中間において前記センシング部に作用するイオン濃度に応じて深さが変化するポテンシャル井戸を形成し、前記浮遊拡散部でそのポテンシャル井戸からのくみ出し量に応じた電荷量を測定するようにしたＦＥＴ型センサを用いる塩基配列検出方法であって、
前記金膜にＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基を固定するとともに、前記センシング部で試料溶液を支持し、
前記センシング部の上方において、前記金膜の直上に位置する測定電極と、その金膜上の固定核酸に電気的に影響しない距離だけずらして配置された比較電極を設けるとともに、これら二電極を下降させて前記試料溶液中に没入させ、且つ前記測定電極が前記金膜上の固定核酸にハイブリダイズしたＤＮＡ末端基を吸着する程度の電位を、これら二電極に印加し、測定電極と接地電位との間に流れる電流を、比較電極に流れる電流を基準として測定することにより、
前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無を検出する方法。 - 半導体基板上に、その基板と逆型の拡散領域からなる入力ダイオード部及び浮遊拡散部を所定の間隔で形成し、その間隔内の基板表層部に形成されるべき導通チャネルの中間又は始端に対応する基板表面上の位置に、絶縁膜を介して固定されたイオン感応膜からなるセンシング部を備え、前記導通チャネルの中間において前記センシング部に作用するイオン濃度に応じて深さが変化するポテンシャル井戸を形成し、前記浮遊拡散部でそのポテンシャル井戸からのくみ出し量に応じた電荷量を測定するようにしたＦＥＴ型センサを用いる塩基配列検出方法であって、
前記センシング部の近傍における基板表面において、試料固定用金電極を絶縁膜を介して固定するとともに、その金電極にＤＮＡ検体と相補性を有する１本鎖核酸の末端基を固定し、
前記センシング部及び金電極を含む領域で同一試料溶液を支持するとともに、その金電極上の固定核酸にハイブリダイズして形成されるべきＤＮＡ二重螺旋間に侵入させるための挿入剤を添加し、
前記金電極に所定の電圧を印加することにより前記ＤＮＡ二重螺旋間の挿入剤と、その金電極との間に流れる酸化・還元電流に基づいて試料溶液のＰＨを変化させ、
前記ＰＨ変化に応じた深さとなるポテンシャル井戸からのくみ出し電荷量を、前記比較電極の電位を基準として測定することにより、前記１本鎖核酸と検体とのハイブリダイゼーションの有無を検出する方法。 - 請求項１０〜１３のいずれか１項に記載した方法を実施するにあたり、一対のＦＥＴ型センサを同一の半導体基板上に併設し、その一対のＦＥＴ型センサの周縁を一括して包囲する電気化学的に不活性な外周壁と、それらのセンサ間を仕切って両端が外周壁に内接する仕切り壁を設けたことにより、各センサ上に収容する試料溶液が互いに流通しないように構成したことを特徴とする方法。
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|---|---|---|---|
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB0105831D0 (en) | 2001-03-09 | 2001-04-25 | Toumaz Technology Ltd | Method for dna sequencing utilising enzyme linked field effect transistors |
| US8114591B2 (en) | 2001-03-09 | 2012-02-14 | Dna Electronics Ltd. | Sensing apparatus and method |
| GB0211564D0 (en) | 2002-05-21 | 2002-06-26 | Tournaz Technology Ltd | Reference circuit |
| US7368085B2 (en) * | 2003-12-04 | 2008-05-06 | Honeywell International Inc. | Analyte detector |
| US20050218464A1 (en) * | 2004-03-18 | 2005-10-06 | Holm-Kennedy James W | Biochemical ultrasensitive charge sensing |
| ITTO20040386A1 (it) * | 2004-06-09 | 2004-09-09 | Infm Istituto Naz Per La Fisi | Dispositivo ad effetto di campo per la rilevazione di piccole quantita' di carica elettrica, come quelle generate in processi biomolecolari, immobilizzate nelle vicinanze della superficie. |
| US7692219B1 (en) | 2004-06-25 | 2010-04-06 | University Of Hawaii | Ultrasensitive biosensors |
| US7785785B2 (en) | 2004-11-12 | 2010-08-31 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Charge perturbation detection system for DNA and other molecules |
| JP4678676B2 (ja) * | 2004-12-10 | 2011-04-27 | 株式会社堀場製作所 | 物理現象または化学現象の測定方法または測定装置 |
| CA2601001C (en) * | 2005-03-08 | 2015-06-30 | National Research Council Of Canada | Electrostatically regulated atomic scale electroconductivity device |
| EP1870703B1 (en) * | 2005-03-11 | 2014-04-02 | National University Corporation Toyohashi University of Technology | Cumulative chemical or physical phenomenon detecting apparatus |
| JP4641444B2 (ja) * | 2005-03-31 | 2011-03-02 | 株式会社堀場製作所 | 物理現象または化学現象に係るポテンシャル測定装置 |
| US7629174B2 (en) * | 2005-08-26 | 2009-12-08 | Honeywell International Inc. | Analyte detector |
| JP5335415B2 (ja) * | 2006-03-20 | 2013-11-06 | 国立大学法人豊橋技術科学大学 | 累積型化学・物理現象検出方法及びその装置 |
| CA2672315A1 (en) * | 2006-12-14 | 2008-06-26 | Ion Torrent Systems Incorporated | Methods and apparatus for measuring analytes using large scale fet arrays |
| US8262900B2 (en) * | 2006-12-14 | 2012-09-11 | Life Technologies Corporation | Methods and apparatus for measuring analytes using large scale FET arrays |
| US8349167B2 (en) | 2006-12-14 | 2013-01-08 | Life Technologies Corporation | Methods and apparatus for detecting molecular interactions using FET arrays |
| US11339430B2 (en) | 2007-07-10 | 2022-05-24 | Life Technologies Corporation | Methods and apparatus for measuring analytes using large scale FET arrays |
| KR101176547B1 (ko) * | 2006-12-20 | 2012-08-24 | 리전츠 오브 더 유니버스티 오브 미네소타 | 잡음이 감소된 이온 물질 검출 장치 및 방법 |
| US20100176463A1 (en) * | 2007-07-19 | 2010-07-15 | Renesas Technology Corp. | Semiconductor device and manufacturing method of the same |
| US8762887B2 (en) * | 2008-06-06 | 2014-06-24 | Apple Inc. | Browsing or searching user interfaces and other aspects |
| WO2010008480A2 (en) * | 2008-06-25 | 2010-01-21 | Ion Torrent Systems Incorporated | Methods and apparatus for measuring analytes using large scale fet arrays |
| GB2461128B (en) * | 2008-06-25 | 2010-12-15 | Ion Torrent Systems Inc | ChemFET Arrays for Nucleic Acid Sequencing |
| US20100035252A1 (en) * | 2008-08-08 | 2010-02-11 | Ion Torrent Systems Incorporated | Methods for sequencing individual nucleic acids under tension |
| US20100301398A1 (en) | 2009-05-29 | 2010-12-02 | Ion Torrent Systems Incorporated | Methods and apparatus for measuring analytes |
| US20100137143A1 (en) | 2008-10-22 | 2010-06-03 | Ion Torrent Systems Incorporated | Methods and apparatus for measuring analytes |
| CN103884760A (zh) * | 2008-10-22 | 2014-06-25 | 生命技术公司 | 单芯片化学测定装置和单芯片核酸测定装置 |
| DE102008043858A1 (de) * | 2008-11-19 | 2010-05-20 | Robert Bosch Gmbh | Verfahren zur Passivierung eines Feldeffekttransistors |
| JP2010122090A (ja) * | 2008-11-20 | 2010-06-03 | Rohm Co Ltd | イオンイメージセンサ及びダメージ計測装置 |
| CN101592627B (zh) * | 2009-03-19 | 2012-12-05 | 中国科学院苏州纳米技术与纳米仿生研究所 | 多通道高灵敏生物传感器的制作集成方法 |
| US8574835B2 (en) | 2009-05-29 | 2013-11-05 | Life Technologies Corporation | Scaffolded nucleic acid polymer particles and methods of making and using |
| US8776573B2 (en) | 2009-05-29 | 2014-07-15 | Life Technologies Corporation | Methods and apparatus for measuring analytes |
| US20120261274A1 (en) | 2009-05-29 | 2012-10-18 | Life Technologies Corporation | Methods and apparatus for measuring analytes |
| US8673627B2 (en) | 2009-05-29 | 2014-03-18 | Life Technologies Corporation | Apparatus and methods for performing electrochemical reactions |
| US8735887B2 (en) * | 2010-06-03 | 2014-05-27 | Sharp Kabushiki Kaisha | Ion sensor and display device |
| US20120035062A1 (en) | 2010-06-11 | 2012-02-09 | Life Technologies Corporation | Alternative nucleotide flows in sequencing-by-synthesis methods |
| AU2011226767B1 (en) | 2010-06-30 | 2011-11-10 | Life Technologies Corporation | Ion-sensing charge-accumulation circuits and methods |
| CN114019006A (zh) | 2010-06-30 | 2022-02-08 | 生命科技公司 | 阵列列积分器 |
| CN106932456B (zh) | 2010-06-30 | 2020-02-21 | 生命科技公司 | 用于测试isfet阵列的方法和装置 |
| US11307166B2 (en) | 2010-07-01 | 2022-04-19 | Life Technologies Corporation | Column ADC |
| JP5876044B2 (ja) | 2010-07-03 | 2016-03-02 | ライフ テクノロジーズ コーポレーション | 低濃度ドープドレインを有する化学的感応性センサ |
| US20120045368A1 (en) | 2010-08-18 | 2012-02-23 | Life Technologies Corporation | Chemical Coating of Microwell for Electrochemical Detection Device |
| US9618475B2 (en) | 2010-09-15 | 2017-04-11 | Life Technologies Corporation | Methods and apparatus for measuring analytes |
| CN105911126B (zh) | 2010-09-24 | 2018-12-18 | 生命科技公司 | 匹配的晶体管对电路 |
| US9594870B2 (en) | 2010-12-29 | 2017-03-14 | Life Technologies Corporation | Time-warped background signal for sequencing-by-synthesis operations |
| US10241075B2 (en) | 2010-12-30 | 2019-03-26 | Life Technologies Corporation | Methods, systems, and computer readable media for nucleic acid sequencing |
| US10146906B2 (en) | 2010-12-30 | 2018-12-04 | Life Technologies Corporation | Models for analyzing data from sequencing-by-synthesis operations |
| US20130060482A1 (en) | 2010-12-30 | 2013-03-07 | Life Technologies Corporation | Methods, systems, and computer readable media for making base calls in nucleic acid sequencing |
| CN105861645B (zh) | 2011-04-08 | 2020-02-21 | 生命科技股份有限公司 | 用于合成测序中的相保护试剂流排序 |
| JP6083753B2 (ja) | 2011-08-12 | 2017-02-22 | 国立大学法人豊橋技術科学大学 | 化学・物理現象検出装置及び検出方法 |
| EP2745108B1 (en) | 2011-08-18 | 2019-06-26 | Life Technologies Corporation | Methods, systems, and computer readable media for making base calls in nucleic acid sequencing |
| JP2013050426A (ja) * | 2011-08-31 | 2013-03-14 | Chiba Univ | Ｆｅｔ型センサを用いたインフルエンザウイルスｒｎａの検出方法 |
| US10704164B2 (en) | 2011-08-31 | 2020-07-07 | Life Technologies Corporation | Methods, systems, computer readable media, and kits for sample identification |
| WO2013074796A1 (en) * | 2011-11-15 | 2013-05-23 | The Board Of Trustees Of The University Of Illinois | Thermal control of droplets by nanoscale field effect transistors |
| DE102012110871A1 (de) * | 2011-11-17 | 2013-06-20 | Endress + Hauser Conducta Gesellschaft für Mess- und Regeltechnik mbH + Co. KG | Sensor zum Erfassen einer Messgröße eines Mediums |
| US9970984B2 (en) | 2011-12-01 | 2018-05-15 | Life Technologies Corporation | Method and apparatus for identifying defects in a chemical sensor array |
| US9194840B2 (en) | 2012-01-19 | 2015-11-24 | Life Technologies Corporation | Sensor arrays and methods for making same |
| US8747748B2 (en) | 2012-01-19 | 2014-06-10 | Life Technologies Corporation | Chemical sensor with conductive cup-shaped sensor surface |
| US8821798B2 (en) | 2012-01-19 | 2014-09-02 | Life Technologies Corporation | Titanium nitride as sensing layer for microwell structure |
| US9646132B2 (en) | 2012-05-11 | 2017-05-09 | Life Technologies Corporation | Models for analyzing data from sequencing-by-synthesis operations |
| US8786331B2 (en) | 2012-05-29 | 2014-07-22 | Life Technologies Corporation | System for reducing noise in a chemical sensor array |
| US9599586B2 (en) * | 2012-08-27 | 2017-03-21 | Infineon Technologies Ag | Ion sensor |
| US10329608B2 (en) | 2012-10-10 | 2019-06-25 | Life Technologies Corporation | Methods, systems, and computer readable media for repeat sequencing |
| US9080968B2 (en) | 2013-01-04 | 2015-07-14 | Life Technologies Corporation | Methods and systems for point of use removal of sacrificial material |
| US9841398B2 (en) | 2013-01-08 | 2017-12-12 | Life Technologies Corporation | Methods for manufacturing well structures for low-noise chemical sensors |
| US8962366B2 (en) | 2013-01-28 | 2015-02-24 | Life Technologies Corporation | Self-aligned well structures for low-noise chemical sensors |
| US9045795B2 (en) * | 2013-03-13 | 2015-06-02 | Life Technologies Corporation | Methods to control dissolved gas |
| US8963216B2 (en) | 2013-03-13 | 2015-02-24 | Life Technologies Corporation | Chemical sensor with sidewall spacer sensor surface |
| US8841217B1 (en) | 2013-03-13 | 2014-09-23 | Life Technologies Corporation | Chemical sensor with protruded sensor surface |
| US20140296080A1 (en) | 2013-03-14 | 2014-10-02 | Life Technologies Corporation | Methods, Systems, and Computer Readable Media for Evaluating Variant Likelihood |
| US20140264471A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Life Technologies Corporation | Chemical device with thin conductive element |
| EP2972279B1 (en) | 2013-03-15 | 2021-10-06 | Life Technologies Corporation | Chemical sensors with consistent sensor surface areas |
| US20140264472A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Life Technologies Corporation | Chemical sensor with consistent sensor surface areas |
| US9835585B2 (en) | 2013-03-15 | 2017-12-05 | Life Technologies Corporation | Chemical sensor with protruded sensor surface |
| US9116117B2 (en) | 2013-03-15 | 2015-08-25 | Life Technologies Corporation | Chemical sensor with sidewall sensor surface |
| US20140336063A1 (en) | 2013-05-09 | 2014-11-13 | Life Technologies Corporation | Windowed Sequencing |
| US10458942B2 (en) | 2013-06-10 | 2019-10-29 | Life Technologies Corporation | Chemical sensor array having multiple sensors per well |
| WO2015051338A1 (en) | 2013-10-04 | 2015-04-09 | Life Technologies Corporation | Methods and systems for modeling phasing effects in sequencing using termination chemistry |
| US9395326B2 (en) | 2013-11-01 | 2016-07-19 | Taiwan Semiconductor Manufacturing Company Limited | FET sensing cell and method of improving sensitivity of the same |
| US9476853B2 (en) | 2013-12-10 | 2016-10-25 | Life Technologies Corporation | System and method for forming microwells |
| CN103969314B (zh) * | 2014-05-06 | 2017-02-15 | 中国农业科学院农业信息研究所 | 多参数离子传感器及其制备方法、多参数离子传感器芯片和监测系统 |
| WO2016060974A1 (en) | 2014-10-13 | 2016-04-21 | Life Technologies Corporation | Methods, systems, and computer-readable media for accelerated base calling |
| JP6228098B2 (ja) | 2014-10-20 | 2017-11-08 | シャープ株式会社 | 化学・物理現象検出装置及びその製造方法 |
| DE102014115980B4 (de) * | 2014-11-03 | 2022-06-23 | Infineon Technologies Ag | Gerät zum Analysieren der Ionenkinetik in Dielektrika |
| WO2016100521A1 (en) | 2014-12-18 | 2016-06-23 | Life Technologies Corporation | Methods and apparatus for measuring analytes using large scale fet arrays |
| EP4354131A2 (en) | 2014-12-18 | 2024-04-17 | Life Technologies Corporation | High data rate integrated circuit with transmitter configuration |
| US10077472B2 (en) | 2014-12-18 | 2018-09-18 | Life Technologies Corporation | High data rate integrated circuit with power management |
| WO2016183478A1 (en) | 2015-05-14 | 2016-11-17 | Life Technologies Corporation | Barcode sequences, and related systems and methods |
| JP6307058B2 (ja) * | 2015-12-03 | 2018-04-04 | シャープ株式会社 | イオン濃度センサ、およびイオン濃度測定方法 |
| JP6447925B2 (ja) | 2015-12-15 | 2019-01-09 | シャープ株式会社 | イオン濃度センサ |
| US10619205B2 (en) | 2016-05-06 | 2020-04-14 | Life Technologies Corporation | Combinatorial barcode sequences, and related systems and methods |
| US11846603B2 (en) * | 2018-05-25 | 2023-12-19 | University Public Corporation Osaka | Chemical sensor |
Family Cites Families (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4156818A (en) * | 1975-12-23 | 1979-05-29 | International Business Machines Corporation | Operating circuitry for semiconductor charge coupled devices |
| US4275315A (en) * | 1979-10-10 | 1981-06-23 | Hughes Aircraft Company | Charge summing filter aperture corrector |
| JPS60247151A (ja) * | 1984-05-23 | 1985-12-06 | Fujitsu Ltd | Ｆｅｔバイオセンサ |
| JPS61131854U (ja) * | 1985-02-06 | 1986-08-18 | ||
| JPH06249826A (ja) * | 1993-02-26 | 1994-09-09 | Tokyo Gas Co Ltd | Ｆｅｔセンサ |
| JPH08278281A (ja) * | 1995-04-07 | 1996-10-22 | Hitachi Ltd | 電界効果型化学物質検出装置およびそれを用いたｄｎａ配列決定装置 |
| EP0894148A4 (en) * | 1996-04-17 | 1999-06-16 | Motorola Inc | MOLECULAR DETECTION, APPARATUS AND METHOD WITH INTEGRATED TRANSISTOR |
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