WO2004086025A1 - ｐチャンネル電界効果トランジスタ及びそれを用いたセンサ - Google Patents

ｐチャンネル電界効果トランジスタ及びそれを用いたセンサ Download PDF

Info

Publication number
WO2004086025A1
WO2004086025A1 PCT/JP2004/004196 JP2004004196W WO2004086025A1 WO 2004086025 A1 WO2004086025 A1 WO 2004086025A1 JP 2004004196 W JP2004004196 W JP 2004004196W WO 2004086025 A1 WO2004086025 A1 WO 2004086025A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
sensor
amino
terminated
diamond
oxygen
Prior art date
Application number
PCT/JP2004/004196
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Hiroshi Kawarada
Original Assignee
Japan Science And Technology Agency
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Japan Science And Technology Agency filed Critical Japan Science And Technology Agency
Priority to US10/549,764 priority Critical patent/US7339212B2/en
Priority to EP04723347.3A priority patent/EP1610121B1/en
Publication of WO2004086025A1 publication Critical patent/WO2004086025A1/ja

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/403—Cells and electrode assemblies
    • G01N27/414—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS
    • G01N27/4145—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS specially adapted for biomolecules, e.g. gate electrode with immobilised receptors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/308—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells at least partially made of carbon

Definitions

  • the present invention relates to a P-channel field effect transistor and a sensor using the same, and more particularly, to a chemical sensor and a biosensor.
  • the inventor of the present application has already proposed a field-effect transistor using a liquid electrolyte as a gate and using a hydrogen-terminated surface of diamond as a channel (see Patent Documents 1 and 2 below).
  • urea is hydrolyzed by the catalytic action of urease (enzyme) to generate ammonia and raise the pH.
  • urease urease
  • a protease enzyme
  • silicon nitride silicon nitride
  • the detection density depends on the fixed density and fixed strength of the enzyme (enzyme).
  • there is a method of separating urease (enzyme) from ISFET but in this case, there was a problem that the detection sensitivity was reduced.
  • Patent No. 3 1 3 6 9 6 (Page 2-4, Figure 1)
  • Patent No. 3390756 (Fig. 1 on page 2-4) Disclosure of the invention
  • the present invention provides a p-channel field effect transistor and a sensor using the same, which can improve the sensitivity of the enzyme by directly immobilizing the enzyme on the FET channel surface (diamond surface).
  • the purpose is to provide.
  • a liquid electrolyte was used as a gate, and a polycrystalline and single-crystal diamond surface in which hydrogen termination, oxygen termination and amino termination were mixed was used as a channel.
  • the threshold voltage is shifted in the positive direction on the mixed surface of the amino-terminated and oxygen-terminated with respect to the increase of the pH of the liquid electrolyte. Has a pH sensitivity.
  • a perease is immobilized on the amino terminus of the surface via glutaraldehyde (divalent aldehyde), and the threshold voltage increases in the positive direction due to an increase in urea concentration.
  • the characteristic is that the sensitivity of urea is shown by shifting to urea.
  • FIG. 1 is a perspective view of an electrolyte solution gate diamond FET according to the present invention.
  • FIG. 2 is a sectional view of an electrolyte solution gate diamond FET showing an embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a view showing the XPS measurement results of the aminated substrate according to the present invention.
  • FIG. 4 is a schematic view of an electrolyte solution gate enzyme biosensor showing an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 shows an embodiment of the present invention, in which a partially amino-terminated and oxygen-terminated hydrogen-terminated substrate is used.
  • FIG. 1 is a diagram (part 1) illustrating the PH sensitivity of a substrate.
  • FIG. 6 is a diagram (part 2) showing the pH sensitivity of a partially amino-terminated and oxygen-terminated hydrogen-terminated diamond substrate showing an embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a schematic view of a solution gate enzyme biosensor in which a protease is immobilized on a surface of a diamond terminated with amino, showing an embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a schematic diagram showing the action of the present invention on the surface of a diamond with amino acid terminated with perease.
  • FIG. 9 is a diagram (part 1) of a urea concentration characteristic of the diamond urea sensor according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram of a urea concentration characteristic (part 2) of a diamond urea sensor showing an embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a perspective view of an electrolyte solution gate diamond FET according to the present invention
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the electrolyte solution gate diamond FET.
  • 1 is a polycrystalline CVD diamond substrate
  • 2 is a P-type surface conduction layer
  • 3 is a source electrode (A u)
  • 4 is a drain electrode (A u)
  • 5 is a source electrode (A u) 3
  • the covering epoxy resin 6 is the epoxy resin covering the drain electrode (Au) 4
  • 7 is the electrolyte solution
  • 8 is the gate electrode (Ag / AgC1 reference electrode).
  • this electrolyte solution gated diamond biosensor uses an inexpensive polycrystalline CVD diamond substrate, so that the cost can be reduced.
  • a signal is detected through silicon nitride or silicon dioxide, but in a diamond sensor without a protective film or a sensitive film, a signal can be directly detected. Therefore, the diamond sensor can detect noise and detect signals.
  • the surface of the hydrogen-terminated diamond was modified using ultraviolet rays. That is, when oxygen is added and ultraviolet rays are irradiated, the ozone causes the hydrogen-terminated surface to be partially Oxygen is terminated and oxygen is terminated.
  • the substrate is placed in an ammonia solution and irradiated with ultraviolet rays, the surface of the hydrogen-terminated diamond is partially terminated with amino. Since the oxygen termination and the amino termination are insulative, the conductance of the electrolyte solution gate FET is slightly reduced, but the effect on the device operation is small.
  • FIG. 3 is a view showing the XPS measurement results of the aminated substrate according to the present invention.
  • This is the XPS measurement result of the amino-terminated substrate by irradiating the substrate with ultraviolet light and immersing it in the ammonia solution.
  • Fig. 3 (a) is carbon
  • Fig. 3 (b) is nitrogen
  • Fig. 3 (b) is nitrogen
  • Fig. 3 (c) shows oxygen.
  • nitrogen peak and oxygen peak can be seen. This indicates that when the substrate is irradiated with ultraviolet rays in a 7-monitor solution, the surface of the hydrogen-terminated diamond is partially terminated with amino and oxygen.
  • the vertical axis represents the photoelectron detection intensity (arbitrary unit)
  • the horizontal axis represents the coupling energy.
  • FIG. 4 is a schematic diagram of an electrolyte solution gate enzyme biosensor showing an embodiment of the present invention.
  • 11 is a polycrystalline CVD diamond substrate
  • 12 is a P-type surface conduction layer (substrate surface terminated with hydrogen, oxygen, and amino groups)
  • 13 is a source electrode (A u)
  • 14 is a drain Electrode (Au)
  • 15 is epoxy resin covering source electrode (Au) 13
  • 16 is epoxy resin covering drain electrode (Au) 14
  • 17 is electrolyte solution
  • 18 is gate electrode (Ag / Ag C1 reference electrode)
  • 19 is an enzyme
  • 0 is a substrate.
  • An electrolyte solution gate FET was fabricated on the surface channel 12 of the polycrystalline diamond substrate 11 terminated by hydrogen, oxygen, and amino groups by the method described above.
  • the enzyme 19 can be directly immobilized on the P-type surface conduction layer (substrate surface with a part of the hydrogen-terminated surface terminated with amino and oxygen).
  • Substrate 20 in electrolyte solution 17 can be bound to 19.
  • FIG. 5 is a diagram (part 1) showing the pH sensitivity of a partially amino-terminated and oxygen-terminated hydrogen-terminated diamond substrate showing an embodiment of the present invention
  • FIG. 5 (a) is a diagram showing a gate source.
  • Fig. 5 (b) shows the drain-source voltage.
  • FIG. 4 is a characteristic diagram of a drain-source current I DS with respect to a gate-source voltage v GS when a voltage V DS is ⁇ 0.1 V.
  • FIG. 6 is a diagram (part 2) showing the pH sensitivity of a partially amino-terminated and oxygen-terminated hydrogen-terminated diamond substrate showing an embodiment of the present invention, in which the horizontal axis represents pH. The vertical axis indicates the threshold voltage [V].
  • the hydrogen-terminated diamond substrate partially amino-terminated and oxygen-terminated has pH sensitivity.
  • FIG. 7 is a schematic view of a solution gate enzyme biosensor in which a protease is immobilized on a diamond-terminated diamond surface showing an embodiment of the present invention
  • FIG. 8 shows its action on the amino-terminated diamond surface. It is a schematic diagram.
  • 21 is a polycrystalline CVD diamond substrate
  • 22 is a diamond surface on which hydrogen termination, oxygen termination, and amino termination are mixed
  • 23 is a source electrode (Au)
  • 24 is a drain electrode (Au)
  • 25 Is an epoxy resin covering the source electrode (Au)
  • 26 is an epoxy resin covering the drain electrode (Au)
  • 27 is a urea (urea) solution
  • 28 is a gate electrode
  • 29 is immobilized perase
  • 30 Is glutaraldehyde
  • 31 is an amino group.
  • FIG. 9 is a graph showing a urea concentration characteristic (part 1) of the diamond urea sensor according to the embodiment of the present invention
  • FIG. 9 (a) is a graph when the gate-source voltage V GS is 10.7 V Of the drain-source current I DS with respect to the drain-source voltage V DS when the drain-source voltage V DS is -0.1 V in Fig. 9 (b).
  • FIG. 4 is a characteristic diagram of a drain-source current I DS with respect to a source-to-source voltage VGS.
  • FIG. 10 is a diagram showing a urea concentration characteristic (part 2) of a diamond deurea sensor showing an embodiment of the present invention
  • FIG. Figure (b) is a urea sensing characteristic diagram, in which the horizontal axis represents urea concentration (M) and the vertical axis represents threshold voltage V TH (V).
  • the drain current increases as the urea concentration increases, and the threshold voltage shifts in the positive direction.
  • urea is decomposed into urease in water.
  • alkaline ammonium acid and acidic carbonic acid are generated. Since alkaline ammonium acid is stronger than acidic carbonic acid, the pH of the diamond surface increases. As the pH increases, the drain current of the diamond electrolyte solution gate FET also increases.
  • the diamond urea sensor of the present invention is an enzyme sensor that detects a change in pH.
  • the threshold voltage shift is about 3 Om V / decade.
  • the threshold value voltage is about 0. IV shifted in the positive direction, showed urea concentration sensitive 3 OmV / decade.
  • (B) Simple measurement of urea concentration is important in health care. In particular, it is useful for measuring blood urea, which is used in clinical tests as an indicator of renal function.
  • the P-channel field effect transistor of the present invention and a sensor using the same can be used for a special chemical sensor and a biosensor.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Insulated Gate Type Field-Effect Transistor (AREA)
  • Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
  • Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)

Abstract

酵素をFETチャンネル表面(ダイヤモンド表面)に直接固定することにより、酵素の感応性を向上させることができるpチャンネル電界効果トランジスタ及びそれを用いたセンサを提供する。水素終端、酸素終端、アミノ終端が混在したダイヤモンド表面(22)上にグルタルアルデヒドOHC(CH2)3CHO(30)を作用させて処理すると、水素終端、酸素終端、アミノ終端が混在したダイヤモンド表面(22)上にグルタルアルデヒド(30)が固定される。そこへ、ウレアーゼ(29)を作用させると、グルタルアルデヒド30にウレアーゼ(29)のアミノ基(31)が結合する。つまり、水素終端、酸素終端、アミノ終端が混在したダイヤモンド表面(22)にウレアーゼ(29)を固定できる。10-6Mから10-2Mまで尿素濃度を増加すると、閾値電圧は正方向に約0.1Vシフトし、30mV/decadeの尿素濃度感応性を示した。

Description

明 細 書
Pチャンネル電界効果トランジス夕及びそれを用いたセンサ 技術分野
本発明は、 Pチャンネル電界効果トランジスタ及びそれを用いたセンサに係り、 特に、 化学センサ及びバイォセンサに関するものである。 背景技術
本願発明者は、 既に、 液体電解質をゲートとして使用し、 ダイヤモンドの水素 終端表面をチャンネルとした電界効果トランジスタを提案している （下記特許文 献 1及び 2参照） 。
ところで、 ゥレアーゼ （酵素） の触媒作用により、 尿素が加水分解し、 アンモ ニァを発生し、 p Hが上昇することは知られている。 シリコン系イオン感応生 F E T ( I S F E T ) では、 ゥレアーゼ （酵素） を保護膜兼感応膜であるシリコン 窒化物上に固定し、 p Hの変ィ匕を検出する。 この場合、 ゥレアーゼ （酵素） の固 定密度及び固定強度が検出精度を左右する。 また、 ウレァ一ゼ （酵素） と I S F E Tを分離する方法があるが、 この場合には、検出感度が低下するという問題が あつた。
【特許文献 1 1
特許第 3 3 1 3 6 9 6号公報 （第 2— 4頁 図 1 )
騰文献 2 ]
特許第 3 3 9 0 7 5 6号公報 （第 2— 4頁 図 1 ) 発明の開示
本発明は、 上記状況に鑑みて、 酵素を F E Tチャンネル表面 (ダイヤモンド表 面） に直接固定することにより、 酵素の感応性を向上させることができる pチヤ ンネル電界効果トランジス夕及びそれを用いたセンサを提供することを目的とす る。 特に、 ゥレアーゼを F E Tチャンネル表面 （ダイヤモンド表面） に直接固定す ることにより、 尿素濃度の感応性を向上させることができる pチャンネル電界効 果トランジスタ及びそれを用いたセンサを提供することを目的とする。
本発明は、 上記目的を達成するために、
〔 1〕 チャンネル電界効果トランジスタにおいて、 液体電解質をゲートとし て使用し、 水素終端、 酸素終端及ぴァミノ終端が混合された多結晶及び単結晶ダ ィャモンド表面をチャンネルとした。
〔 2〕 上記 〔 1〕 記載の pチャンネル電界効果トランジスタを用いて、 前記液 体電解質の p Hの上昇に対し、 前記アミノ終端と酸素終端の混合表面で閾値電圧 が正方向にシフ卜することにより、 p H感応性を有することを特徴とする。
〔 3〕 上記 〔 2〕 記載のセンサにおいて、 前記 p Hの上昇が、 2から 1 2であ ることを特徴とする。
〔 4〕 上記 〔 2〕 又は 〔 3〕 記載のセンサにおいて、前記表面のアミノ終端に ゥレアーゼをグルタルアルデヒド （2価のアルデヒド） を介して固定し、 尿素濃 度の上昇により、 閾値電圧が正方向にシフトすることにより、 尿素の感応性を示 すようにしたことを特徴とする。
〔 5〕 上記 〔 4〕 記載のセンサにおいて、 前記尿素濃度の上昇が、 1 0— 6 Mか ら 1 0— 2 Mであることを特徴とする。 図面の簡単な説明
第 1図は、 本発明にかかる電解質溶液ゲートダイャモンド F E Tの斜視図であ る。
第 2図は、 本発明の実施例を示す電解質溶液ゲ一トダイャモンド F E Tの断面 図である。
第 3図は、 本発明にかかるアミノ化された基板の X P S測定結果を示す図であ る。
第 4図は、 本発明の実施例を示す電解質溶液ゲ一ト酵素バイオセンサの模式図 である。
第 5図本発明の実施例を示す部分的にァミノ終端、 酸素終端された水素終端ダ ド基板の P H感応性を示す図 （その 1 ) である。
第 6図は、 本発明の実施例を示す部分的にァミノ終端、酸素終端された水素終 端ダイヤモンド基板の p H感応性を示す図 （その 2 ) である。
第 7図は、 本発明の実施例を示すゥレアーゼがァミノ終端されたダイャモンド 表面に固定された溶液ゲー卜酵素バイオセンサの模式図である。
第 8図は、 本発明の実施例を示すゥレアーゼがァミノ終端されたダイャモンド 表面での作用を示す模式図である。
第 9図は、 本発明の実施例を示すダイヤモンドウレアセンサのゥレア濃度特性 図 （その 1 ) である。
第 1 0図は、 本発明の実施例を示すダイヤモンドウレアセンサのゥレア濃度特 性図 （その 2 ) である。 発明を実施するための最良の形態
以下、 本発明の実施の形態について詳細に説明する。
第 1図は本発明にかかる電解質溶液ゲートダイャモンド F E Tの斜視図、 第 2 図はその電解質溶液ゲ一トダイャモンド F E Tの断面図である。
この図において、 1は多結晶 C V Dダイヤモンド基板、 2は P型表面伝導層、 3はソ一ス電極 （A u ) 、 4はドレイン電極 (A u ) 、 5はソース電極 (A u ) 3を覆うエポキシ樹脂、 6はドレイン電極（A u ) 4を覆うエポキシ樹脂、 7は 電解質溶液、 8はゲート電極 （A g /A g C 1参照電極） である。
この電解質溶液ゲ一卜ダイャモンドバイォセンサは、 従来のシリコン基板上に ソース · ドレインを有するシリコンバイオセンサに比べると、 安価な多結晶 C V Dダイヤモンド基板を用いるため低コスト化を図ることができる。
また、 シリコンバイォセンサでは、 シリコン窒化物、 シリコンダイォキサイ ド を通してシグナルが検出されるが、 保護膜、 感応膜がないダイヤモンドセンサで はシグナルを直接検出することができる。 そのため、 ダイヤモンドセンサではノ ィズがなレ、シグナルの検出ができる。
また、 本発明では、 紫外線を用いて水素終端ダイヤモンド表面を改質した。 すなわち、 酸素を入れて紫外線を照射すると、 オゾンにより水素終端表面が部 分的に酸ィヒされ酸素終端になる。 また、 基板をアンモニア溶液に入れて紫外線を 照射すると、 水素終端ダイヤモンド表面が部分的にァミノ終端になる。 酸素終端 とァミノ終端は絶縁性なので、 電解質溶液ゲ一ト F E Tのコンダクタンスが少し 下がるが、 デバイス動作への影響は少ない。
第 3図は本発明にかかるアミノ化された基板の X P S測定結果を示す図である。 これはァンモニァ溶液の中に基板を入れて紫外線を照射することにより、 アミ ノ終端された基板の XPS測定結果であり、 第 3図 （a) は炭素、 第 3図 （b) は窒素、 第 3図 （c) は酸素を示している。 これらの図において、 窒素のピーク と酸素のピークが見える。 このことより、 7ンモニァ溶液中で基板に紫外線を照 射すると、 水素終端ダイャモンド表面が部分的にァミノ終端、酸素終端されるこ とがわかる。 なお、 これらの図において、 縦軸は光電子検出強度 （任意単位） 、 横軸は結合ェネルギ一である。
第 4図は本発明の実施例を示す電解質溶液ゲート酵素バイォセンサの模式図で ある。
この図において、 1 1は多結晶 CVDダイヤモンド基板、 1 2は P型表面伝導 層 （水素、 酸素、 アミノ基により終端された基板表面） 、 1 3はソース電極 （A u) 、 1 4はドレイン電極 （Au)、 1 5はソース電極（Au) 1 3を覆うェポ キシ樹脂、 1 6はドレイン電極 （Au) 14を覆うエポキシ樹脂、 1 7は電解質 溶液、 1 8はゲート電極 (Ag/Ag C 1参照電極） 、 1 9は酵素、 0は基質 である。
上記した方法で水素、 酸素、 アミノ基により終端された多結晶ダイヤモンド基 板 1 1の表面チャンネル 1 2上で、 電解質溶液ゲート FETを作製した。
第 4図に示したように、 P型表面伝導層 （水素終端表面の一部がァミノ終端、 酸素終端された基板表面） 1 2には酵素 1 9を直接固定することができ、 この酵 素 1 9に電解質溶液 1 7中の基質 20を結合させることができる。
第 5図は本発明の実施例を示す部分的にァミノ終端、酸素終端された水素終端 ダイヤモンド基板の pH感応性を示す図 （その 1 ) であり、 第 5図 （a) はゲー 卜 ·ソース間電圧 VGSがー 0. 7 Vの場合のドレイン■ソース間電圧 VDSに対す るドレイン .ソース間電流 I DSの特性図、 第 5図 （b ) はドレイン 'ソ一ス間電 圧 VDSがー 0. 1 Vの場合のゲート ·ソース間電圧 vGSに対するドレイン ·ソー ス間電流 I DSの特性図である。
これらの場合、 p H 2 - 1 2の間で p H感応性を示した。
第 6図は本発明の実施例を示す部分的にァミノ終端、. 酸素終端された水素終端 ダイヤモンド基板の p H感応性を示す図 （その 2) であり、 この図において、 横 軸は pHを、 縦軸は閾値電圧 〔V〕 を示している。
これらの図から、 部分的にアミノ終端、酸素終端された水素終端ダイヤモンド 基板は、 p H感応性を有することが分かる。
第 7図は本発明の実施例を示すゥレアーゼがァミノ終端されたダイャモンド表 面に固定された溶液ゲー卜酵素バイオセンサの模式図、 第 8図はそのアミノ終端 されたダイヤモンド表面での作用を示す模式図である。
これらの図において、 2 1は多結晶 CVDダイヤモンド基板、 2 2は水素終端、 酸素終端、 ァミノ終端が混在したダイヤモンド表面、 2 3はソース電極 （Au) 、 24はドレイン電極 （Au) 、 2 5はソース電極 （Au) 2 3を覆うエポキシ樹 脂、 26はドレイン電極 （Au) 24を覆うエポキシ樹脂、 27は尿素 （ウレ ァ） 溶液、 28はゲート電極、 2 9は固定されたゥレアーゼ、 30はグルタルァ ルデヒド、 3 1はアミノ基である。
第 8図 （a) に示すように、 水素終端、酸素終端、 ァミノ終端が混在したダイ ャモンド表面 22上にグルタルアルデヒド〇HC (CH2 ) a CHO 30を作用 させて処理すると、 第 8図 （b) に示すように、 水素終端、 酸素終端、 アミノ終 端が混在したダイヤモンド表面 2 2上のアミノ基 3 1にグルタルアルデヒド 3 0 が固定される。 そこへ、 ゥレアーゼ 2 9を作用させると、 第 8図 （c) に示すよ うに、 グルタルアルデヒド 30にウレァ一ゼ 2 9のァミノ基 3 1が結合する。 つ まり、 水素終端、 酸素終端、 ァミノ終端が混在したダイャモンド表面 2 2にウレ ァ―ゼ 29を固定できる。
第 9図は本発明の実施例を示すダイャモンドウレアセンサのゥレア濃度特性図 (その 1) であり、 第 9図 （a) はゲート ·ソース間電圧 VGSが一 0. 7 Vの場 合のドレイン ·ソース間電圧 VDSに対するドレイン · ソース間電流 I DSの特性図、 第 9図 （b ) はドレイン 'ソース間電圧 VDSがー 0. 1 Vの場合のゲ一ト ·ソー ス間電圧 VGSに対するドレイン ·ソース間電流 I DSの特性図である。
第 10図は本発明の実施例を示すダイャモンドゥレアセンサのゥレア濃度特性 図 （その 2) であり、 第 10図 （a) は尿素の化学的作用 （分解） の説明図、 第 10図 （b) は尿素のセンシング特性図であり、 横軸に尿素濃度 (M) 、 縦軸に 閾値電圧 VTH (V) を示している。
第 9図に示したように、 ゥレアーゼが固定されているダイャモンド電解質溶液 ゲート F E Tでは、 尿素濃度が増加するとドレイン電流は増加し、 閾値電圧は正 方向にシフ卜する。
第 10図 （a) に示すように、 尿素は水の中でゥレアーゼに分解される。 その 分解過程で、 アルカリ性のアンモニア酸と酸性の炭酸が発生する。 アルカリ性の アンモニア酸は酸性の炭酸より強いため、 ダイヤモンド表面の p Hが上がる。 p Hが増加すると、 ダイャモンド電解質溶液ゲ一ト F E Tのドレイン電流も増加す る。
このように、 本発明のダイヤモンドウレアセンサは、 その pH変化を検出する 酵素センサである。 第 10図 （b) に示すように、 閾値電圧のシフトは約 3 Om V/d e c a d eである。 10— 6Mから 10—2Mまで尿素濃度を増加すると、 閾 値電圧は正方向に約 0. IVシフトし、 3 OmV/d e c a d eの尿素濃度感応 性を示した。
なお、 本発明は上記実施例に限定されるものではなく、 本発明の趣旨に基づい て種々の変形が可能であり、 これらを本発明の範囲から排除するものではない。 以上、 詳細に説明したように、 本発明によれば、 以下のような効果を奏するこ とができる。
(A)酵素を FETチャンネル表面 （ダイヤモンド表面） に直接固定すること により、 酵素濃度の感応性を向上させることができる。
(B) 尿素濃度の簡便な測定は、 健康医療で重要である。 特に、 腎機能の指標 として臨床検査に使用される血中尿素の測定などに有用である。
(C) 食品検査、 特に牛乳中の尿素検査の簡便ィ匕を図ることできる。
(D)生化学分析における微量尿素 （ iM) の測定が可能である。 産業上の利用可能性
本発明の Pチャンネル電界効果トランジス夕及びそれを用いたセンサは、 特 化学センサ及びバイォセンサに利用可能である。

Claims

請 求 の 範 囲
1 . 液体電解質をゲートとして使用し、 水素終端、 酸素終端及びァミノ終端が混 合された多結晶及び単結晶ダイャモンド表面をチャンネルとした pチャンネル電 界効果トランジスタ。
2 . 請求項 1記載の pチャンネル電界効果トランジス夕を用いて、 前記液体電解 質の p Hの上昇に対し、前記アミノ終端と酸素終端の混合表面で閾値電圧が正方 向にシフ卜することにより、 p H感応性を有することを特徴とするセンサ。
3 · 請求項 2記載のセンサにおいて、 前記 p Hの上昇が、 2から 1 2であること を特徴とするセンサ。
4 . 請求項 2又は 3記載のセンサにおいて、 前記表面のァミノ終端にウレァ一ゼ をグルタルアルデヒド （2価のアルデヒド） を介して固定し、 尿素濃度の上昇に よって、 閾値電圧が正方向にシフトすることにより、 尿素の感応性を示すように したことを特徴とするセンサ。
5 . 請求項 4記載のセンサにおいて、 前記尿素濃度の上昇が、 1 0— S Mから 1 0 一2 Mであることを特徴とするセンサ。
PCT/JP2004/004196 2003-03-25 2004-03-25 ｐチャンネル電界効果トランジスタ及びそれを用いたセンサ WO2004086025A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US10/549,764 US7339212B2 (en) 2003-03-25 2004-03-25 p channel filed effect transistor and sensor using the same
EP04723347.3A EP1610121B1 (en) 2003-03-25 2004-03-25 p CHANNEL FILED EFFECT TRANSISTOR AND SENSOR USING THE SAME

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2003-082986 2003-03-25
JP2003082986A JP3657591B2 (ja) 2003-03-25 2003-03-25 ｐチャンネル電界効果トランジスタ及びそれを用いたセンサ

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2004086025A1 true WO2004086025A1 (ja) 2004-10-07

Family

ID=33094936

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2004/004196 WO2004086025A1 (ja) 2003-03-25 2004-03-25 ｐチャンネル電界効果トランジスタ及びそれを用いたセンサ

Country Status (4)

Country Link
US (1) US7339212B2 (ja)
EP (1) EP1610121B1 (ja)
JP (1) JP3657591B2 (ja)
WO (1) WO2004086025A1 (ja)

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007078373A (ja) * 2005-09-12 2007-03-29 National Institute Of Advanced Industrial & Technology ＩＳＦＥＴからなるｐＨセンサー及びその製造方法
KR100889564B1 (ko) * 2006-12-04 2009-03-23 한국전자통신연구원 바이오 센서 및 그 제조 방법
EP2210093A4 (en) * 2007-10-01 2012-12-05 Univ Southern California METHODS OF USING AND CONSTRUCTING NANOCAPTOR PLATFORMS
JP4183735B1 (ja) 2007-10-15 2008-11-19 国立大学法人 岡山大学 物質分布計測装置
WO2010037085A1 (en) 2008-09-29 2010-04-01 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Dna sequencing and amplification systems using nanoscale field effect sensor arrays
CN102636543B (zh) * 2011-02-09 2015-06-10 横河电机株式会社 pH传感器、pH测定方法、离子传感器及离子浓度测定方法
JP5534349B2 (ja) * 2011-02-09 2014-06-25 横河電機株式会社 ｐＨセンサおよびｐＨ測定方法
JP5541530B2 (ja) * 2011-02-16 2014-07-09 横河電機株式会社 イオンセンサおよびイオン濃度測定方法
JP2013088378A (ja) * 2011-10-21 2013-05-13 Sony Corp ケミカルセンサ、ケミカルセンサモジュール、生体分子検出装置及び生体分子検出方法
FR2984595B1 (fr) * 2011-12-20 2014-02-14 Centre Nat Rech Scient Procede de fabrication d'un empilement mos sur un substrat en diamant
WO2017189124A1 (en) * 2016-04-29 2017-11-02 Stc. Unm Wafer level gate modulation enhanced detectors
CN112133752B (zh) * 2020-08-27 2021-11-19 西安电子科技大学 一种复合终端表面金刚石高压场效应晶体管及其制作方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08240555A (ja) * 1995-03-01 1996-09-17 Kobe Steel Ltd ダイヤモンド薄膜バイオセンサ
JP2001272372A (ja) * 2000-03-27 2001-10-05 Japan Science & Technology Corp 電界効果トランジスタ
JP2002286692A (ja) * 2001-03-26 2002-10-03 Japan Science & Technology Corp 電界効果トランジスタ
JP2004109020A (ja) * 2002-09-20 2004-04-08 Japan Science & Technology Corp ｐチャネル電界効果トランジスタ

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS61231454A (ja) * 1985-04-08 1986-10-15 Nok Corp 酵素固定化用膜
JPS6350745A (ja) * 1986-08-20 1988-03-03 Fuji Photo Film Co Ltd 化学センサ−
JPS63131057A (ja) * 1986-11-20 1988-06-03 Terumo Corp 酵素センサ
JP2002350447A (ja) * 2001-05-24 2002-12-04 Wako Pure Chem Ind Ltd 生理活性物質固定化担体及びその製造方法、固定化生理活性物質、試料中の対象成分分析方法、並びに試料中の対象成分分析用キット

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08240555A (ja) * 1995-03-01 1996-09-17 Kobe Steel Ltd ダイヤモンド薄膜バイオセンサ
JP2001272372A (ja) * 2000-03-27 2001-10-05 Japan Science & Technology Corp 電界効果トランジスタ
JP2002286692A (ja) * 2001-03-26 2002-10-03 Japan Science & Technology Corp 電界効果トランジスタ
JP2004109020A (ja) * 2002-09-20 2004-04-08 Japan Science & Technology Corp ｐチャネル電界効果トランジスタ

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
NAKAMURA YUSUKE ET AL.: "Diamond no ISFET eno ozon shori no eikyo", HEISEI 14 NEN DAI 16 KAI DIAMOND SYMPOSIUM KOEN YOSHISHU, 25 November 2002 (2002-11-25), pages 210 - 211, XP002904063 *
See also references of EP1610121A4 *

Also Published As

Publication number Publication date
US7339212B2 (en) 2008-03-04
EP1610121B1 (en) 2017-03-15
JP3657591B2 (ja) 2005-06-08
EP1610121A1 (en) 2005-12-28
EP1610121A4 (en) 2008-01-16
JP2004294087A (ja) 2004-10-21
US20060254910A1 (en) 2006-11-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Pijanowska et al. pH-ISFET based urea biosensor
JP3657591B2 (ja) ｐチャンネル電界効果トランジスタ及びそれを用いたセンサ
WO2006025180A1 (ja) Ｄｎａセンサー
Vianello et al. Potentiometric detection of formaldehyde in air by an aldehyde dehydrogenase FET
Kawarada et al. Diamond electrolyte solution gate FETs for DNA and protein sensors using DNA/RNA aptamers
Soldatkin et al. Creatinine sensitive biosensor based on ISFETs and creatinine deiminase immobilised in BSA membrane
US20120143027A1 (en) Field effect transistors for detection of nosocomial infection
Ali et al. Glucose detection with a commercial MOSFET using a ZnO nanowires extended gate
Estrela et al. Chemical and biological sensors using polycrystalline silicon TFTs
KR101059562B1 (ko) 민감도가 향상된 바이오 ｆｅｔ
KR101720281B1 (ko) 나노 와이어를 감지 채널로 이용하고 멤브레인을 유동 채널로 이용하는 ｆｅｔ 기반 바이오 센서, 및 이를 이용한 검출 방법
Pearton et al. Gallium nitride-based gas, chemical and biomedical sensors
Chen et al. Highly sensitive DNA detection beyond the Debye screening length using CMOS field effect transistors
CN111693589A (zh) 生物传感器的制造方法、生物传感器及生物传感器的应用
Pal et al. T-ZnO/AlGaN/GaN HEMT uric acid sensor-sensitivity analysis and effect of surface wettability for improved performance
Ahn et al. Label-free and real-time detection of avian influenza using nanowire field effect transistors
Kudo et al. Fabrication of Si nanowire field-effect transistor for highly sensitive, label-free biosensing
Jaffrezic-Renault et al. Semiconductor-based micro-biosensors
Lee et al. CMOS ion sensitive field effect transistors for detection of DNA hybridization under debye screen effect
Tseng et al. Sensing beyond the Debye length: Development of a 32× 32 CMOS DNA sensor array
JPH0564732B2 (ja)
CN207816886U (zh) 葡萄糖氧化酶膜电极检测装置
Cid et al. Detection of human immunoglobulin G at physiological conditions with chemically functionalizated carbon nanotube field effect transistors
Ju et al. A novel biomedical sensor for tumor marker based on Flexible supported solution gated graphene field effective transistor
Minami Chemical Sensors based on Organic Field-Effect Transistors for Real-Sample Analysis

Legal Events

Date Code Title Description
AK Designated states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AE AG AL AM AT AU AZ BA BB BG BR BW BY BZ CA CH CN CO CR CU CZ DE DK DM DZ EC EE EG ES FI GB GD GE GH GM HR HU ID IL IN IS KE KG KP KR KZ LC LK LR LS LT LU LV MA MD MG MK MN MW MX MZ NA NI NO NZ OM PG PH PL PT RO RU SC SD SE SG SK SL SY TJ TM TN TR TT TZ UA UG US UZ VC VN YU ZA ZM ZW

AL Designated countries for regional patents

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): BW GH GM KE LS MW MZ SD SL SZ TZ UG ZM ZW AM AZ BY KG KZ MD RU TJ TM AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HU IE IT LU MC NL PL PT RO SE SI SK TR BF BJ CF CG CI CM GA GN GQ GW ML MR NE SN TD TG

DPEN Request for preliminary examination filed prior to expiration of 19th month from priority date (pct application filed from 20040101)
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application
REEP Request for entry into the european phase

Ref document number: 2004723347

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2004723347

Country of ref document: EP

WWP Wipo information: published in national office

Ref document number: 2004723347

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2006254910

Country of ref document: US

Ref document number: 10549764

Country of ref document: US

WWP Wipo information: published in national office

Ref document number: 10549764

Country of ref document: US