WO2010125717A1 - 化学センサ - Google Patents

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tft
chemical sensor
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柴田佳典
足立昌浩
Original Assignee
シャープ株式会社
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    • 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
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    • G01N27/403—Cells and electrode assemblies
    • G01N27/414—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS
    • G01N27/4148—Integrated circuits therefor, e.g. fabricated by CMOS processing

Definitions

  • the present invention relates to a chemical sensor, and more particularly to a chemical sensor using a thin film transistor.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view showing the configuration of a conventional ISFET.
  • the ISFET 100 has a structure in which the gate electrode is removed from a normal MOSFET and the region of the channel 104 is covered with an ion sensitive film 106.
  • specific ions to be detected in the sample solution 108 selectively react with the ion sensitive film 106.
  • the surface potential of the gate portion changes, and the drain current changes.
  • the biosensor ISFET100 and detects the change in the drain current I d.
  • Patent Documents 1 and 2 describe a biosensor using a thin film device such as a polysilicon TFT as an ISFET. Further, an ISFET array in which a plurality of ISFETs are two-dimensionally arranged is also known, and Patent Document 3 describes an ISFET array in which the influence of noise due to a switching operation is reduced.
  • the ISFET uses an ion sensitive membrane to detect specific ions. Therefore, it is necessary to use different ion sensitive membranes depending on ions to be detected. Therefore, it is disadvantageous in terms of cost in order to meet the need to use various sample solutions.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an object thereof is to provide a chemical sensor that does not require an ion-sensitive film.
  • a chemical sensor for detecting an object in a sample, and includes a gate electrode, a gate insulating layer, a semiconductor layer, a source electrode, and a drain electrode on a substrate.
  • a channel region is formed in the semiconductor layer in the opening between the source electrode and the drain electrode, and further includes a current extraction unit that extracts a leakage current generated in the channel region. It is the composition which is.
  • the chemical sensor includes the thin film transistor having the gate electrode, the gate insulating layer, the semiconductor layer, the source electrode, and the drain electrode on the substrate, and the current extraction unit that extracts the leakage current.
  • a thin film transistor an opening is formed between a source electrode and a drain electrode, and a channel region is formed in a semiconductor layer in the opening. Therefore, the object in the sample can approach the channel region from the opening.
  • the leakage current can change in the channel region due to the back channel effect.
  • the current extraction unit can detect a change in the leakage current by extracting the leakage current. Therefore, according to the chemical sensor of the present invention, the presence or absence of an object in the sample can be detected as a change in the intensity of the leakage current. For this reason, an object can be detected without providing an ion sensitive film like a conventional ISFET.
  • the back channel effect is a phenomenon in which holes or electrons are induced in the back channel by external ions or the like.
  • the back channel is a path through which a leak current flows on the surface of the semiconductor layer at the opening between the source electrode and the drain electrode.
  • a detection method for detecting an object in a sample, and includes a gate electrode, a gate insulating layer, a semiconductor layer, a source electrode, and a drain electrode on a substrate.
  • a thin film transistor in which a channel region is formed in the semiconductor layer in an opening between the source electrode and the drain electrode, and a current extraction unit that extracts a leakage current generated in the channel region.
  • a step of bringing the sample into contact with a chemical sensor, a step of taking out the leakage current generated when the sample is brought into contact with a current extraction unit, and a change in intensity of the taken out leakage current And a step of detecting the object.
  • the detection of the target is performed by taking out the leak current generated by the presence or absence of the target in the sample and using the change in the leak current. That is, the presence / absence of an object in the sample can be detected as a change in the intensity of the leakage current. Therefore, the object in the sample can be detected without using the ion sensitive membrane.
  • the chemical sensor according to the present invention includes a thin film transistor having a semiconductor layer and a current extraction unit that extracts a leakage current generated in a channel region of the semiconductor layer, and an opening between the source electrode and the drain electrode. Since the channel region is formed in the portion, the presence / absence of the object in the sample can be detected as a change in the intensity of the leakage current.
  • FIG. 4C is a characteristic graph of the relationship between the gate voltage and the drain current in FIG. 4A
  • FIG. 4D is the graph in FIG. It is a characteristic graph of the relationship between gate voltage and drain current.
  • It is a double view which shows the external appearance of one Embodiment in the chemical sensor of this invention.
  • It is a schematic sectional drawing of the conventional ISFET sensor. It is a top view which shows the external appearance of another embodiment in the chemical sensor of this invention.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the biosensor of the present invention.
  • the biosensor 1 includes a sensor array 2, a sensor array driving circuit 22 and a scanning signal line driving circuit 23 that send signals to the sensor array 2, and a sensor signal amplification and extraction circuit ( (Current extraction part) 24 is comprised.
  • the sensor array 2 includes a plurality of sensor TFTs (thin film transistors) 7.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing a schematic configuration of the sensor TFT 7.
  • the sensor TFT 7 includes a glass substrate (substrate) 8, a base coat film 9, a gate electrode 10, a gate oxide film (gate insulating layer) 11, a silicon layer (semiconductor layer) 12, an n + layer 13, and a source electrode. 14, a drain electrode 15, a passivation film 16 and a shield film 17.
  • a channel region 18 is formed in an opening between the source electrode 14 and the drain electrode 15 in the silicon layer 12.
  • a TFT conventionally used for driving a liquid crystal panel can be used.
  • the back channel in the present embodiment refers to a path through which a leakage current flows on the silicon layer 12 side at the interface between the silicon layer 12 and the passivation film 16 in the opening between the source electrode 14 and the drain electrode 15.
  • a region where a back channel is formed is referred to as a back channel region.
  • the shield film 17 plays a role of electrically shielding the sample base material from the source electrode 14 and the drain electrode 15 when the sample base material (target object) to be detected is charged.
  • an oxide film containing conductive particles uniformly may be used, or an oxide film having a very large film thickness may be used.
  • the passivation film 16 is not particularly limited as long as it is not affected by the sample solution used for detection.
  • a SiNx film can be used as the passivation film 16.
  • the sample base material in the sample can approach the channel region 18.
  • the biosensor 1 detects a change in the intensity of leak current that may occur when the sample substrate approaches the channel region 18. Therefore, the presence or absence of the sample base material can be detected by detecting the change in the leakage current.
  • the leak current resulting from the presence or absence of the sample base material is generated by the following process. For example, when the sample substrate contained in the sample solution is positively charged as a whole, the entire passivation film 16 is polarized with the sample solution side negative and the silicon layer 12 side positive.
  • the passivation film 16 Due to the polarization of the passivation film 16, electrons are attracted to the vicinity of the interface of the silicon layer 12 with the passivation film 16, thereby forming a channel (back channel). Since a back channel is formed in the silicon layer 12, a leakage current is generated.
  • the passivation film 16 preferably contains impurity ions.
  • the negative impurity ions in the passivation film 16 are attracted to the sample solution side due to the presence of the positively charged sample base material, and the sample solution and It is distributed at the interface with the passivation film 16.
  • the polarization in the passivation film 16 becomes larger than that in the case where the passivation film does not contain impurities, and a larger leakage current can be generated. That is, the biosensor 1 does not require an ion sensitive film used in a conventional ISFET sensor.
  • size of drain current is amplified by making the gate oxide film 11 thin, and it can improve a measurement sensitivity by this.
  • the glass substrate 8 is used as the substrate of the sensor TFT 7, but a substrate formed of a polymer material such as polycarbonate may be used.
  • a substrate formed of a polymer material such as polycarbonate
  • the gate electrode 10, the gate oxide film 11, the silicon layer 12, the n + layer 13, the source electrode 14, the drain electrode 15, and the passivation film 16 may be formed of an organic material.
  • the gate electrode 10, the source electrode 14, and the drain electrode 15 can be formed using an organic conductor such as polyacetylene.
  • the gate oxide film 11 and the passivation film 16 can be formed using an organic insulator such as polyimide.
  • the silicon layer 12 and the n + layer 13 can be formed using an organic semiconductor such as pentacene.
  • the sensor array 2 includes n gate voltage signal lines G 1 to G n , m sensor reset signal lines RS 1 to RS m , and m sensor read signal lines RW 1 to RW m. , And (m ⁇ n) sensor circuits 28.
  • the sensor array 2 further includes n extraction signal lines (current extraction units) PAS 1 to PAS n .
  • m and n are integers of 1 or more.
  • the gate voltage signal lines G 1 to G n are arranged in parallel to each other.
  • the sensor reset signal lines RS 1 to RS m and the sensor readout signal lines RW 1 to RW m are arranged in parallel to each other so as to be orthogonal to the gate voltage signal lines G 1 to G n .
  • the sensor circuit 28 includes a sensor TFT 7, a preamplifier TFT 25, and a capacitor 26, and is arranged on the sensor array 2 in an array.
  • the gate terminal of the sensor TFT 7 is connected to a gate voltage signal line G i (i is an integer of 1 to n).
  • a source terminal of the sensor TFT 7 is connected to a sensor reset signal line RS j (j is an integer of 1 to m).
  • the drain terminal of the sensor TFT 7 is connected to one electrode of the capacitor 26.
  • the other electrode of the capacitor 26 is connected to the sensor readout signal line RW j .
  • the gate terminal of the preamplifier TFT 25 is connected to the drain terminal of the sensor TFT 7 at the contact P.
  • a power supply voltage V DD is applied to the source terminal of the preamplifier TFT 25.
  • the drain terminal of the preamplifier TFT25 is connected to the signal line PAS i extraction.
  • the scanning signal line driving circuit 23 is a circuit that transmits gate voltage signals G 1 to G n for controlling on / off of the sensor TFT 7 to each sensor TFT 7 on the sensor array 2.
  • the sensor array driving circuit 22 is a circuit that transmits sensor read signals RW 1 to RW m and sensor reset signals RS 1 to RS m to each sensor TFT 7 on the sensor array 2.
  • the gate voltage signals G 1 to G n can be controlled by the timing control signal C 1 from the host CPU 21, and the sensor read signals RW 1 to RW m and the sensor reset signals RS 1 to RS m are controlled by the timing control signal from the host CPU 21. It can be controlled by a signal C 2.
  • the sensor signal amplification / extraction circuit 24 extracts the signals PAS 1 to PAS n of the sensor TFT 7 from the sensor array 2, amplifies the signals, and transmits them to the host CPU 21.
  • the operation in the sensor circuit 28 in the detection method for detecting the sample base material in the sample using the biosensor 1 will be described.
  • this detection method first, the sample is brought into contact with the vicinity of the channel region 18 of the sensor TFT 7. At this time, due to the back channel effect due to the presence or absence of the sample base material in the sample, the leakage current intensity changes in the back channel region of the TFT 7 and the drain current changes.
  • the sample base material in the sample is detected by taking out the leak current / drain current and examining the change in the leak current.
  • FIG. 3 is a diagram showing one of the sensor circuits 28 of the sensor array 2 extracted.
  • a predetermined voltage is applied to the sensor readout line RW i and the sensor reset line RS i , and a power supply voltage V DD is applied to the source terminal of the preamplifier TFT 25.
  • V DD power supply voltage
  • a sample substrate is present in the vicinity of the channel region 18 of the sensor TFT 7
  • a back channel 27 is formed in the sensor TFT 7. Due to the back channel effect, the leakage current in the back channel 27 increases, and the drain current of the sensor TFT 7 increases.
  • the voltage at the contact P decreases by the amount of the flowing current.
  • a high voltage is applied to the sensor readout line RW i to increase the voltage at the contact P
  • the gate voltage of the preamplifier TFT 25 is set to be equal to or higher than a threshold value
  • the power supply voltage V DD is applied to the source terminal side of the preamplifier TFT 25.
  • the power supply voltage V DD is applied, the voltage at the contact P is amplified by the preamplifier TFT 25, and the amplified voltage is output to the drain terminal side of the preamplifier TFT 25.
  • the sensor signal amplifying / extracting circuit 24 transmits this detection result to the host CPU 21, and the host CPU 21 performs arithmetic processing.
  • the host CPU 21 detects the sample base material from the change in the leak current by a calculation process.
  • FIG. 4 is a diagram showing the difference in drain current caused by the presence or absence of the sample base material 19.
  • FIG. 4A shows the sensor TFT 7 when the sample base material 19 to be detected does not exist in the surroundings
  • FIG. 4C shows characteristics representing the relationship between the gate voltage and the drain current at that time. It is a graph.
  • FIG. 4B shows the sensor TFT 7 when the sample base material 19 exists in the surroundings
  • FIG. 4D is a characteristic graph showing the relationship between the gate voltage and the drain current at this time. is there.
  • the drain current for the same gate voltage increases as compared to FIG. 4C showing the case where the sample base material 19 does not exist. That is, an increase in leak current can be detected from an increase in drain current, whereby the presence of the sample substrate 19 can be detected. Further, it differs depending on the amount of leakage current, the shape of the drain current-gate voltage characteristic graph, or the use of the sensor array 2 which is the array-shaped biosensor 1 shown in FIG. It is possible to identify the type of sample base material 19.
  • FIG. 5 is a schematic two-view diagram of an embodiment of the biosensor 1, showing a top view and a cross-sectional view.
  • the biosensor 1 has a matrix structure that is partitioned into a plurality of ridge-like structures 3 by partitioning a base body 4, and forms a sensor array 2 that is in the form of an array.
  • a sensor TFT 7 having a comb source electrode 14 and a drain electrode 15 is arranged on the bottom surface of each bowl-like structure 3.
  • a sample solution 5 is added to each bowl-like structure 3 and detection is performed by the sensor TFT 7. Note that different sample solutions can be added to each bowl-like structure 3. Therefore, it is possible to perform detection work on a plurality of different samples at the same time. Further, by using the array sensor 2 as described above, different types of sample base materials 19 can be identified.
  • FIG. 7 is a plan view schematically showing the sensor array 2.
  • the sensor array is composed of four sections each having a sensor TFT 7.
  • any one of the substances A to D is put in each of the sections a to d.
  • chemical reaction conditions for the substances X and Y in the substances A to D are determined as shown in Table 1.
  • each substance is ionized by this chemical reaction, and a leak current is generated in the sensor TFT 7 due to the presence of the generated ions.
  • the method for identifying the type of sample base material is not limited to using the sensor array 2.
  • the substance A becomes a divalent ion by the reaction with the substance X and the substance B becomes a monovalent ion by the reaction with the substance X
  • the ion concentration of the ions generated by the reaction becomes different.
  • the amount of carriers induced in the back channel is different, and the magnitude of the leak current generated is different. Therefore, even if the biosensor 1 is not in the array form, it is possible to identify the type of the sample base material by measuring the magnitude of the leakage current.
  • the measurement object of the biosensor 1 according to the present invention is not particularly limited. For example, it is possible to detect ions in the sample solution. Further, as described above, it is also possible to detect ions generated by a chemical reaction between a substance contained in a sample and another substance. When the ion concentration is different, the amount of polarization charge in the passivation film 16 is also different. As a result, since the amount of carriers induced in the back channel of the silicon layer 12 is different, the magnitude of the leakage current is also different. That is, the back channel effect varies depending on the difference in ion concentration in the sample solution, and the magnitude of the leakage current changes accordingly.
  • a DNA chip that detects the presence or absence of target DNA by the presence or absence of hybridization as follows.
  • the complementary strand of the target DNA is bonded to the passivation film 16 or the shield film 17 between or near the source electrode 14 and the drain electrode 15 and ionized.
  • ionization of the complementary strand is eliminated.
  • a change occurs in the ionization state in the vicinity of the back channel region depending on the presence or absence of hybridization, resulting in a change in leakage current.
  • binding of complementary strand DNA to the passivation film 16 and the like, ionization, and the like may be performed by a conventionally known method.
  • the sample substrate 19 is detected by utilizing the back channel effect of the TFT. Therefore, an ion sensitive film is not necessary, and the sensor TFT 7 can be manufactured in a conventional TFT process used for manufacturing a liquid crystal panel. Since the materials and processes used for manufacturing generally follow the conventional TFT manufacturing process, the same production amount and cost as those of the TFT portion of the conventional liquid crystal panel can be secured.
  • the gate voltage can be actively applied to the sensor TFT 7 by the gate electrode 10. As a result, the drain current can be controlled.
  • the substrate is preferably made of a polymer material.
  • the chemical sensor can be further reduced in weight.
  • At least one of the gate electrode, the gate insulating layer, the semiconductor layer, the source electrode, and the drain electrode is formed of an organic material.
  • the chemical sensor can be further reduced in weight.
  • the chemical sensor can be made flexible by forming all of it with an organic material.
  • the plurality of thin film transistors are arranged in an array, and each of the plurality of thin film transistors is partitioned by a partition.
  • each of a plurality of different samples can be provided to each thin film transistor. Therefore, it is possible to perform detection work on a plurality of samples at the same time.
  • the present invention can be used in the medical field for analyzing biological samples and other chemical substances.
  • Biosensor (chemical sensor) 2 Sensor array 7 Sensor TFT (Thin Film Transistor) 8 Glass substrate (substrate) 9 Base coat film 10 Gate electrode 11 Gate oxide film (gate insulating layer) 12 Silicon layer (semiconductor layer) 13 n + layer 14 Source electrode 15 Drain electrode 16 Passivation film 17 Shielding film 18 Channel region 19 Sample base material (object) 22 sensor array driving circuit 23 scanning signal line driving circuit 24 sensor signal amplification / extraction circuit (current extraction unit) 25 Preamplifier TFT 27 Back channel 28 Sensor circuit 100 ISFET 101 Substrate 102 Drain electrode 103 Source electrode 104 Channel 105 Protective insulating film 106 Ion sensitive film 107 Reference electrode 108 Sample solution

Abstract

　イオン感応膜が不要な化学センサを提供するために、本発明に係る化学センサ（１）は、試料中のサンプル基材（１９）を検出するためのバイオセンサ（１）であって、ガラス基板（８）上にゲート電極（１０）、ゲート酸化膜（１１）、シリコン層（１２）、ソース電極（１４）およびドレイン電極（１５）を有するセンサＴＦＴ（７）を備えており、ソース電極（１４）とドレイン電極（１５）との間の開口部分においてシリコン層（１２）にチャネル領域（１８）が形成されており、チャネル領域（１８）に生じるリーク電流を取り出す取り出し信号線ＰＡＳ１～ＰＡＳｎおよびセンサ信号増幅・取り出し回路（２４）をさらに備えている。

Description

化学センサ
　本発明は、化学センサに関し、より詳細には薄膜トランジスタを用いた化学センサに関する。
　従来、試料中の化学物質または生体物質を検出および測定する技術として、例えばＩＳＦＥＴ（Ｉｏｎ　Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ　ＦＥＴ）と呼ばれているバイオセンサが知られている。図６は従来のＩＳＦＥＴの構成を示す断面図である。ＩＳＦＥＴ１００は、通常のＭＯＳＦＥＴからゲート電極を除去し、チャネル１０４の領域をイオン感応膜１０６によって被覆した構造である。ＩＳＦＥＴ１００では、試料溶液１０８中における検出対象となる特定のイオンが、イオン感応膜１０６に対し選択的に反応する。これにより、ゲート部分の表面電位が変化し、ドレイン電流が変化する。ＩＳＦＥＴ１００のバイオセンサでは、このドレイン電流Ｉｄの変化を検出している。
　ＩＳＦＥＴを用いたバイオセンサの別の例として、特許文献１および２には、ポリシリコンＴＦＴなどの薄膜デバイスをＩＳＦＥＴとして用いているバイオセンサが記載されている。また、ＩＳＦＥＴを二次元的に複数個配置したＩＳＦＥＴアレイも従来知られており、特許文献３には、スイッチング動作によるノイズ影響を低減しているＩＳＦＥＴアレイが記載されている。
日本国公開特許公報「特開２００２－２９６２２８号公報（２００２年１０月９日公開）」 日本国公開特許公報「特開２００２－２９６２２９号公報（２００２年１０月９日公開）」 日本国公開特許公報「特開２０００－５５８７４号公報（２０００年２月２５日公開）」
　上述の通り、ＩＳＦＥＴでは、特定のイオンを検出するためにイオン感応膜を使用している。そのため、検出対象となるイオンに応じて異なるイオン感応膜を使用する必要がある。したがって、多様な試料溶液に応じて使用したいというニーズに応えるためには、コスト面で不利となっている。
　そこで、本発明は上記の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、イオン感応膜が不要な化学センサを提供することにある。
　本発明に係る化学センサは、上記課題を解決するために、試料中の対象物を検出するための化学センサであって、基板上にゲート電極、ゲート絶縁層、半導体層、ソース電極およびドレイン電極を有する薄膜トランジスタを備えており、該ソース電極と該ドレイン電極との間の開口部分において該半導体層にチャネル領域が形成されており、上記チャネル領域に生じるリーク電流を取り出す電流取り出し部をさらに備えている構成である。
　上記構成によれば、化学センサは、基板上にゲート電極、ゲート絶縁層、半導体層、ソース電極およびドレイン電極を有する薄膜トランジスタと、リーク電流を取り出す電流取り出し部とを備えている。薄膜トランジスタにおいて、ソース電極とドレイン電極との間は開口しており、その開口部分の半導体層にチャネル領域が形成されている。そのため、試料中の対象物は開口部分からチャネル領域に近づくことができる。開口している部分に試料中の対象物が到達し、開口部近辺の電荷分布が変化すると、バックチャネル効果により、チャネル領域においてリーク電流の変化が生じ得る。電流取り出し部はこのリーク電流を取り出すことにより、リーク電流の変化を検出できる。したがって、本発明に係る化学センサによれば、試料中の対象物の有無を、リーク電流の強度の変化として検出することができる。このため、従来のＩＳＦＥＴのようにイオン感応膜を設けることなく、対象物を検出できる。
　ここで、バックチャネル効果とは、外部からのイオン等によってバックチャネルに正孔または電子が誘起される現象のことである。
　また、バックチャネルとは、ソース電極とドレイン電極との間の開口部分における半導体層表面の、リーク電流の流れる経路のことである。
　本発明に係る検出方法は、上記課題を解決するために、試料中の対象物を検出するための検出方法であって、基板上にゲート電極、ゲート絶縁層、半導体層、ソース電極およびドレイン電極を有しており、該ソース電極と該ドレイン電極との間の開口部分において該半導体層にチャネル領域が形成されている薄膜トランジスタと、該チャネル領域に生じるリーク電流を取り出す電流取り出し部とを備えている化学センサに、上記試料を接触させる工程と、上記試料を接触させたときに生じている上記リーク電流を、電流取り出し部により取り出す工程と、取り出した上記リーク電流の強度の変化を利用して、上記対象物を検出する工程とを含む構成である。
　上記構成によれば、試料中の対象物の有無によって生じるリーク電流を取り出し、リーク電流の変化を利用することによって、対象物の検出をおこなう。すなわち、試料中の対象物の有無を、リーク電流の強度の変化として検出することができる。したがって、イオン感応膜を用いることなく試料中の対象物を検出することができる。
　本発明に係る化学センサは、以上のように、半導体層を有する薄膜トランジスタと、半導体層のチャネル領域に生じるリーク電流を取り出す電流取り出し部とを備えており、ソース電極とドレイン電極との間の開口部分にチャネル領域が形成されているため、試料中の対象物の有無を、リーク電流の強度の変化として検出することができる。
本発明の化学センサの構成を示すブロック図である。 本発明の化学センサに含まれるセンサＴＦＴの構成を示す断面図である。 図１の化学センサにおけるセンサ回路の構成を示す図である。 図４の（ａ）は、対象物が周囲に存在しないときのセンサＴＦＴを示す断面図であり、図４の（ｂ）は、対象物が周囲に存在するときのセンサＴＦＴを示す断面図であり、図４の（ｃ）は、図４の（ａ）のときのゲート電圧とドレイン電流との関係の特性グラフであり、図４の（ｄ）は、図４の（ｂ）のときのゲート電圧とドレイン電流との関係の特性グラフである。 本発明の化学センサにおける一実施形態の外観を示す二面図である。 従来のＩＳＦＥＴセンサの概略断面図である。 本発明の化学センサにおける別の実施形態の外観を示す平面図である。
　〔化学センサ〕
　本発明に係る化学センサの一実施形態について、図１～図５、および図７に基づいて説明すれば以下の通りである。なお本実施の形態では、化学センサとして、生体試料中のサンプルを測定するためのバイオセンサについて説明する。
　図１は、本発明のバイオセンサの構成を表すブロック図である。図１に示すようにバイオセンサ１は、センサアレイ２、センサアレイ２に信号を送るセンサ列駆動回路２２および走査信号線駆動回路２３、ならびにセンサアレイ２から信号を取り出すセンサ信号増幅・取り出し回路（電流取り出し部）２４を含んで構成されている。センサアレイ２は、複数のセンサＴＦＴ（薄膜トランジスタ）７により構成されている。
　まずセンサＴＦＴ７の構成について図２を参照して説明する。図２は、センサＴＦＴ７の概略構成を示す断面図である。図２に示すように、センサＴＦＴ７は、ガラス基板（基板）８、ベースコート膜９、ゲート電極１０、ゲート酸化膜（ゲート絶縁層）１１、シリコン層（半導体層）１２、ｎ＋層１３、ソース電極１４、ドレイン電極１５、パッシベーション膜１６およびシールド膜１７を備えている。シリコン層１２においてソース電極１４とドレイン電極１５との間の開口部分にチャネル領域１８が形成される。上記の構成を有するセンサＴＦＴ７としては、従来液晶パネルの駆動に用いられているＴＦＴを利用することができる。
　なお、本実施形態におけるバックチャネルは、ソース電極１４とドレイン電極１５との間の開口部分における、シリコン層１２とパッシベーション膜１６との界面の、シリコン層１２側のリーク電流の流れる経路をいう。また、バックチャネルが形成される領域をバックチャネル領域と称する。
　シールド膜１７は、検出対象となるサンプル基材（対象物）が電荷を帯びている場合に、サンプル基材とソース電極１４およびドレイン電極１５とを電気的に遮蔽する役割を担っている。シールド膜１７としては、導電性粒子を均一に含む酸化膜を用いてもよいし、膜厚が非常に厚い酸化膜を用いてもよい。
　パッシベーション膜１６は、検出に用いる試料溶液によって侵されないものであれば特に制限はない。パッシベーション膜１６として、例えばＳｉＮｘ膜を使用できる。
　以上のようにセンサＴＦＴ７では、ソース電極１４とドレイン電極１５との間の開口部分にチャネル領域１８が形成されているため、試料中のサンプル基材がチャネル領域１８に近づくことができる。バイオセンサ１では、サンプル基材がチャネル領域１８に近づくことにより生じ得るリーク電流の強度の変化を検出する。したがってリーク電流の変化を検出することによりサンプル基材の有無を検出できる。なお、サンプル基材の有無に起因するリーク電流は、以下のような過程によって生じる。例えば試料溶液に含まれるサンプル基材が全体として正に帯電している場合に、パッシベーション膜１６全体は試料溶液側を負、シリコン層１２側を正として分極する。パッシベーション膜１６の分極により、シリコン層１２におけるパッシベーション膜１６との界面近傍に電子が引き寄せられ、これによりチャネル（バックチャネル）が形成される。シリコン層１２にバックチャネルが形成されるため、リーク電流が発生するようになる。なお、パッシベーション膜１６には不純物イオンが含まれていることが好ましい。例えばここで負の不純物イオンがパッシベーション膜１６に含まれていると、正に帯電しているサンプル基材の存在により、パッシベーション膜１６における負の不純物イオンは試料溶液側に引き寄せられ、試料溶液とパッシベーション膜１６との界面に分布するようになる。そのため、パッシベーション膜１６における分極が、パッシベーション膜が不純物を含まない場合よりも大きくなり、より大きなリーク電流を発生させることができるようになる。
すなわち、バイオセンサ１では、従来のＩＳＦＥＴセンサに用いられるイオン感応膜は不要となる。
　なお、ゲート酸化膜１１を薄くすることによりドレイン電流の大きさが増幅し、これにより測定感度を向上させることができる。
　本実施の形態においては、センサＴＦＴ７の基板としてガラス基板８を用いているが、ポリカーボネートなどの高分子材料によって形成される基板を用いてもよい。これによりバイオセンサ１の軽量化を図ることができ、安価な材料を選択することにより低コスト化を図ることができる。
　また、ゲート電極１０、ゲート酸化膜１１、シリコン層１２、ｎ＋層１３、ソース電極１４、ドレイン電極１５およびパッシベーション膜１６を有機材料によって形成してもよい。例えば、ゲート電極１０、ソース電極１４およびドレイン電極１５を、ポリアセチレンなどの有機伝導体を用いて形成することが可能である。また、ゲート酸化膜１１およびパッシベーション膜１６を、ポリイミドなどの有機絶縁体を用いて形成することが可能である。また、シリコン層１２およびｎ＋層１３を、ペンタセンなどの有機半導体を用いて形成することが可能である。これらの材料によって形成することにより、バイオセンサ１の軽量化を図ることができる。また、安価な材料を選択することにより低コスト化を図ることができる。さらに上述のように高分子材料によって形成される基板を用いることにより、センサＴＦＴ７全体のフレキシブル化を図ることができる。
　次に、バイオセンサ１の電気的構成について、図１および図３を参照しながら説明する。
　図１に示すように、センサアレイ２は、ｎ本のゲート電圧信号線Ｇ１～Ｇｎ、ｍ本のセンサリセット信号線ＲＳ１～ＲＳｍ、ｍ本のセンサ読み出し信号線ＲＷ１～ＲＷｍ、および（ｍ×ｎ）個のセンサ回路２８を備えている。さらにセンサアレイ２は、ｎ本の取り出し信号線（電流取り出し部）ＰＡＳ１～ＰＡＳｎを備えている。ここで、ｍおよびｎは１以上の整数である。
　ゲート電圧信号線Ｇ１～Ｇｎは、互いに平行に配置される。センサリセット信号線ＲＳ１～ＲＳｍおよびセンサ読み出し信号線ＲＷ１～ＲＷｍは、ゲート電圧信号線Ｇ１～Ｇｎと直交するように互いに平行に配置される。
　センサ回路２８は、センサＴＦＴ７と、プリアンプＴＦＴ２５と、コンデンサ２６とを含んで構成されており、センサアレイ２上にアレイ状に並んでいる。センサＴＦＴ７のゲート端子はゲート電圧信号線Ｇｉ（ｉは１以上ｎ以下の整数）に接続されている。センサＴＦＴ７のソース端子はセンサリセット信号線ＲＳｊ（ｊは１以上ｍ以下の整数）に接続されている。センサＴＦＴ７のドレイン端子はコンデンサ２６の一方の電極に接続される。コンデンサ２６の他方の電極はセンサ読み出し信号線ＲＷｊに接続される。プリアンプＴＦＴ２５のゲート端子は接点ＰにおいてセンサＴＦＴ７のドレイン端子に接続されている。プリアンプＴＦＴ２５のソース端子には電源電圧ＶＤＤが印加される。プリアンプＴＦＴ２５のドレイン端子は取り出し信号線ＰＡＳｉに接続されている。
　走査信号線駆動回路２３は、センサＴＦＴ７のオン・オフを司るゲート電圧信号Ｇ１～Ｇｎをセンサアレイ２上の各センサＴＦＴ７に送信する回路である。センサ列駆動回路２２は、センサ読み出し信号ＲＷ１～ＲＷｍ、およびセンサリセット信号ＲＳ１～ＲＳｍをセンサアレイ２上の各センサＴＦＴ７に送信する回路である。ゲート電圧信号Ｇ１～Ｇｎは、ホストＣＰＵ２１からのタイミング制御信号Ｃ１によって制御可能であり、センサ読み出し信号ＲＷ１～ＲＷｍおよびセンサリセット信号ＲＳ１～ＲＳｍは、ホストＣＰＵ２１からのタイミング制御信号Ｃ２によって制御可能である。
　センサ信号増幅・取り出し回路２４は、センサアレイ２からセンサＴＦＴ７の信号ＰＡＳ１～ＰＡＳｎを取り出して、信号を増幅した後、ホストＣＰＵ２１に送信する。
　〔検出方法〕
　次に、バイオセンサ１を用いて試料中のサンプル基材を検出する検出方法における、センサ回路２８における動作について説明する。本検出方法では、まず、試料をセンサＴＦＴ７のチャネル領域１８の近傍に接触させる。このとき、試料中のサンプル基材の有無によるバックチャネル効果によって、ＴＦＴ７のバックチャネル領域においてリーク電流の強度の変化が生じ、ドレイン電流が変化する。本検出方法は、このリーク電流・ドレイン電流を取り出し、リーク電流の変化を調べることにより、試料中のサンプル基材を検出するものである。
　また、本明細書において、「リーク電流の変化」および「リーク電流の強度の変化」は交換可能に用いられている。
　図３は、センサアレイ２のセンサ回路２８の一つを抽出して表した図である。バックチャネル効果により変調されたドレイン電流の変化を検出するために、センサ読み出し線ＲＷｉおよびセンサリセット線ＲＳｉに所定の電圧を印加し、プリアンプＴＦＴ２５のソース端子に電源電圧ＶＤＤを印加する。センサＴＦＴ７のチャネル領域１８近傍にサンプル基材が存在すると、センサＴＦＴ７にバックチャネル２７が形成される。バックチャネル効果によりバックチャネル２７におけるリーク電流が増加し、センサＴＦＴ７のドレイン電流が増加する。リーク電流の増加によってドレイン電流が増加すると、接点Ｐの電圧は流れた電流の分だけ低下する。そのタイミングでセンサ読み出し線ＲＷｉに高い電圧を印加することによって接点Ｐの電圧を上昇させ、プリアンプＴＦＴ２５のゲート電圧を閾値以上にした上でプリアンプＴＦＴ２５のソース端子側に電源電圧ＶＤＤを印加する。電源電圧ＶＤＤを印加すると、接点Ｐの電圧はプリアンプＴＦＴ２５で増幅され、プリアンプＴＦＴ２５のドレイン端子側に増幅後の電圧が出力される。このようにして取り出し信号線ＰＡＳｉに出力される信号の変化によってバックチャネル効果によるセンサＴＦＴ７におけるドレイン電流の変化およびリーク電流の変化を検出する。センサ信号増幅・取り出し回路２４は、この検出結果をホストＣＰＵ２１に送信し、ホストＣＰＵ２１において演算処理を行う。ホストＣＰＵ２１は、演算処理によりリーク電流の変化から、サンプル基材の検出を行う。
　図４は、サンプル基材１９の有無により生じるドレイン電流の違いを表す図である。図４の（ａ）は検出対象であるサンプル基材１９が周囲に存在しないときのセンサＴＦＴ７を表しており、図４の（ｃ）はそのときのゲート電圧とドレイン電流との関係を表す特性グラフである。一方、図４の（ｂ）はサンプル基材１９が周囲に存在するときのセンサＴＦＴ７を表しており、図４の（ｄ）はこのときのゲート電圧とドレイン電流との関係を表す特性グラフである。
　サンプル基材１９が存在するとセンサＴＦＴ７にバックチャネル効果が生じ、これによりリーク電流が増加する。そのため、図４の（ｄ）に示すように、サンプル基材１９が存在しない場合を示す図４の（ｃ）に比べ、同じゲート電圧に対するドレイン電流が増加する。すなわち、ドレイン電流の増加からリーク電流の増加を検出し、これによりサンプル基材１９の存在を検出できる。また、リーク電流の量、ドレイン電流－ゲート電圧の特性グラフの形状を利用することにより、または、後述する図５に示されるアレイ状のバイオセンサ１であるセンサアレイ２を利用することによって、異なる種類のサンプル基材１９を識別することが可能となる。
　図５は、バイオセンサ１の一実施形態における概略二面図であり、上面図および断面図を示している。バイオセンサ１は基体４の仕切りにより複数の枡状構造３に区画化されているマトリックス構造をとっており、アレイ状の形態であるセンサアレイ２を形成している。各の枡状構造３の底面には、櫛形ソース電極１４およびドレイン電極１５を有するセンサＴＦＴ７が配置されている。各の枡状構造３に試料溶液５を添加し、センサＴＦＴ７により検出を行う。なお、各の枡状構造３には互いに異なる試料溶液を加えることができる。そのため、複数の異なる試料について同時に検出作業を行うことができる。また、上述のようにアレイセンサ２を利用することにより、異なる種類のサンプル基材１９を識別することが可能となる。
　ここで、異なる種類のサンプル基材１９の識別方法について、図７を参照して説明する。図７は、センサアレイ２を模式的に示した平面図であり、説明の便宜上、それぞれにセンサＴＦＴ７を有する４つの区画からなるセンサアレイとしている。まず、区画ａ～区画ｄのそれぞれに、物質Ａ～物質Ｄの何れかを入れるとする。なお、物質Ａ～物質Ｄにおける物質Ｘおよび物質Ｙに対する化学反応条件が表１のように判別しているとする。また、この化学反応により各物質はイオン化し、生じたイオンの存在によってセンサＴＦＴ７にリーク電流が発生するものとする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　表１において「○」は化学反応を起こす場合を示しており、「×」は化学反応を起こさない場合を示している。このようなセンサアレイ２を２つ用意し（２つのセンサアレイ間で対応する区画には同一物質が入っている）、一方に物質Ｘ、他方に物質Ｙをさらに添加する。物質Ｘまたは物質Ｙの添加によって、各物質Ａ～物質Ｄが表１に従ったそれぞれの反応を起こす。反応が起こるとリーク電流が発生するため、２つのセンサアレイ２の各区画に生じたリーク電流を検出することにより、物質Ａ～物質Ｄの何れかであるかを判定することが可能である。
　なお、サンプル基材の種類を識別する方法は、センサアレイ２を利用する場合に限られない。例えば、物質Ａが物質Ｘとの反応により二価のイオンとなり、物質Ｂが物質Ｘとの反応により一価のイオンとなる場合には、その反応により生じるイオンのイオン濃度が異なるものとなるため、後述するように、バックチャネルに誘起されるキャリアの量が異なるものとなり、発生するリーク電流の大きさが異なることとなる。したがって、アレイ形態のバイオセンサ１でなくても、リーク電流の大きさを測定することにより、サンプル基材の種類の識別が可能となる。
　本発明に係るバイオセンサ１の測定対象物は特に限定されない。例えば、試料溶液中のイオンを検出することが可能である。また、上述のように、試料中に含まれる物質と他の物質との化学反応により生じるイオンを検出することも可能である。
イオン濃度が異なると、パッシベーション膜１６における分極電荷の量も異なるものとなる。これにより、シリコン層１２のバックチャネルに誘起されるキャリアの量が異なることとなるため、リーク電流の大きさも異なるものとなる。すなわち、試料溶液中のイオン濃度の違いにより、バックチャネル効果にも違いが生じ、これによりリーク電流の大きさが変化する。
　また、以下のようにして、ハイブリダイゼーションの有無によりターゲットＤＮＡの有無を検出するＤＮＡチップへ適用することも可能である。ターゲットＤＮＡの相補鎖をソース電極１４とドレイン電極１５との間もしくはその近傍のパッシベーション膜１６、またはシールド膜１７に結合させ、これをイオン化しておく。そして、この相補鎖とターゲットＤＮＡとが二本鎖を形成したときに相補鎖のイオン化が解消するようにしておく。これによれば、ハイブリダイゼーションの有無によりバックチャネル領域近傍のイオン化状態に変化が生じ、結果としてリーク電流の変化を生じさせる。なお、相補鎖ＤＮＡのパッシベーション膜１６等への結合、およびイオン化等は従来公知の方法により行えばよい。
　以上のように、本発明に係るバイオセンサ１では、ＴＦＴのバックチャネル効果を利用することによりサンプル基材１９の検出を行っている。そのため、イオン感応膜は不要となり、液晶パネル作製に用いられるような従来のＴＦＴ工程において、センサＴＦＴ７を作製できる。作製に用いる材料およびプロセスも概ね従来のＴＦＴ作製工程に従うため、従来の液晶パネルのＴＦＴ部位と同様の生産量およびコストを確保できる。
　また、バックチャネル効果を利用しているため、センサＴＦＴ７では、ゲート電極１０によってゲート電圧を能動的に加えることができる。これにより、ドレイン電流を制御することが可能である。
　なお、本発明に係る化学センサでは、上記基板が高分子材料によって形成されていることが好ましい。
　上記構成によれば、化学センサをより軽量化することができる。
　また、本発明に係る化学センサでは、上記ゲート電極、上記ゲート絶縁層、上記半導体層、上記ソース電極および上記ドレイン電極のうち少なくとも何れか１つが有機材料によって形成されていることが好ましい。
　上記構成によれば、化学センサをより軽量化することができる。また、すべてを有機材料によって形成することにより化学センサのフレキシブル化を図ることができる。
　また、本発明に係る化学センサでは、複数の上記薄膜トランジスタがアレイ状に配置されており、該複数の薄膜トランジスタのそれぞれは仕切りにより区画化されていることが好ましい。
　上記構成によれば、互いに異なる複数の試料のそれぞれを、各薄膜トランジスタに提供できる。そのため、複数の試料について同時に検出作業を行うことができる。
　本発明は上述した実施形態に限定されるものではなく、請求項に示した範囲で種々の変更が可能である。すなわち、請求項に示した範囲で適宜変更した技術的手段を組み合わせて得られる実施形態についても本発明の技術的範囲に含まれる。
　本発明は、生体試料およびその他の化学物質の分析を行う医用分野に利用することができる。
　　１　　バイオセンサ（化学センサ）
　　２　　センサアレイ
　　７　　センサＴＦＴ（薄膜トランジスタ）
　　８　　ガラス基板（基板）
　　９　　ベースコート膜
　１０　　ゲート電極
　１１　　ゲート酸化膜（ゲート絶縁層）
　１２　　シリコン層（半導体層）
　１３　　ｎ＋層
　１４　　ソース電極
　１５　　ドレイン電極
　１６　　パッシベーション膜
　１７　　シールド膜
　１８　　チャネル領域
　１９　　サンプル基材（対象物）
　２２　　センサ列駆動回路
　２３　　走査信号線駆動回路
　２４　　センサ信号増幅・取り出し回路（電流取り出し部）
　２５　　プリアンプＴＦＴ
　２７　　バックチャネル
　２８　　センサ回路
１００　　ＩＳＦＥＴ
１０１　　基板
１０２　　ドレイン電極
１０３　　ソース電極
１０４　　チャネル
１０５　　保護絶縁膜
１０６　　イオン感応膜
１０７　　参照電極
１０８　　試料溶液

Claims (5)

  1. 　試料中の対象物を検出するための化学センサであって、
    　基板上にゲート電極、ゲート絶縁層、半導体層、ソース電極およびドレイン電極を有する薄膜トランジスタを備えており、該ソース電極と該ドレイン電極との間の開口部分において該半導体層にチャネル領域が形成されており、
    　上記チャネル領域に生じるリーク電流を取り出す電流取り出し部をさらに備えていることを特徴とする化学センサ。
  2. 　上記基板が高分子材料によって形成されていることを特徴とする請求項１に記載の化学センサ。
  3. 　上記ゲート電極、上記ゲート絶縁層、上記半導体層、上記ソース電極および上記ドレイン電極のうち少なくとも何れか１つが有機材料によって形成されていることを特徴とする請求項１または２に記載の化学センサ。
  4. 　複数の上記薄膜トランジスタがアレイ状に配置されており、該複数の薄膜トランジスタのそれぞれは仕切りにより区画化されていることを特徴とする請求項１から３までの何れか１項に記載の化学センサ。
  5. 　試料中の対象物を検出するための検出方法であって、
    　基板上にゲート電極、ゲート絶縁層、半導体層、ソース電極およびドレイン電極を有しており、該ソース電極と該ドレイン電極との間の開口部分において該半導体層にチャネル領域が形成されている薄膜トランジスタと、該チャネル領域に生じるリーク電流を取り出す電流取り出し部とを備えている化学センサに、上記試料を接触させる工程と、
    　上記試料を接触させたときに生じている上記リーク電流を、電流取り出し部により取り出す工程と、
    　取り出した上記リーク電流の強度の変化を利用して、上記対象物を検出する工程とを含むことを特徴とする検出方法。
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