WO2016111237A1 - Ｆｅｔバイオセンサを用いてターゲット物質を検出する方法 - Google Patents

Ｆｅｔバイオセンサを用いてターゲット物質を検出する方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2016111237A1
WO2016111237A1 PCT/JP2016/000008 JP2016000008W WO2016111237A1 WO 2016111237 A1 WO2016111237 A1 WO 2016111237A1 JP 2016000008 W JP2016000008 W JP 2016000008W WO 2016111237 A1 WO2016111237 A1 WO 2016111237A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
potential
electrode
fet
source
fet biosensor
Prior art date
Application number
PCT/JP2016/000008
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
白嵜　友之
小倉　潤
Original Assignee
凸版印刷株式会社
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 凸版印刷株式会社 filed Critical 凸版印刷株式会社
Publication of WO2016111237A1 publication Critical patent/WO2016111237A1/ja

Links

Images

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

Definitions

  • the present invention relates to a method for detecting a target substance using an FET biosensor.
  • RNA molecules that carry genetic information have ionic phosphate groups in the side chains.
  • a protein obtained by translating RNA folds by an interaction such as electric charge, and has a unique three-dimensional structure and has a function.
  • the charge plays a very important role with respect to the function of the living body.
  • As a means for directly measuring charges related to biological functions there is a biosensing technology based on the electric field effect.
  • Fig. 1 shows the basic configuration of a biosensor.
  • the biosensor 100 includes a signal conversion element 101 and a molecular identification element 102 that is immobilized on the signal conversion element 101 and specifically binds and detects the target substance 103.
  • the signal conversion element 101 can be composed of, for example, an electrode, a surface plasmon resonance device, a crystal resonator, a light receiving device, an FET, or the like.
  • the molecular identification element 102 can be composed of, for example, a cell, a microorganism, an enzyme, an antibody, DNA, or the like.
  • the target substance 103 is, for example, a harmful substance, a BOD measurement target substance, a substrate, an antigen, a biomolecule such as cDNA, or the like.
  • FIG. 2 exemplifies the basic structure of an FET biosensor that converts a charge of a target substance (for example, a biomolecule) into an electric signal using a field effect transistor (FET) as a signal conversion element.
  • FIG. 2 shows an FET biosensor 200 in which a reaction vessel 210 in which a sample solution 211 containing a biomolecule 212 is injected on a bioFET 220 is provided.
  • a source electrode 222, a drain electrode 223, and a gate insulating film 224 are formed on a semiconductor 221 made of Si or the like, and a molecular identification element 225 is formed on the surface of the gate insulating film 224. Is formed.
  • the liquid phase in the reaction vessel 210 functions as a gate electrode.
  • an electric double layer is formed on the gate insulating film 224.
  • a reference electrode 230 for controlling the gate potential Vg is provided in the liquid phase.
  • a gate potential Vg given by a gate electrode induces a channel in a semiconductor immediately below the gate insulating film, and a drain current Id caused by a source-drain electrode potential difference Vd is generated.
  • the reference electrode 230 in the liquid phase gives a gate potential Vg via the electric double layer on the gate insulating film 224 in the liquid phase, As a result, a channel is induced in the semiconductor 221 immediately below the gate insulating film 224, and a drain current Id caused by the potential difference Vd between the source electrode 222 and the drain electrode 223 is generated.
  • the charge of the biomolecule 212 coupled to the molecular identification element 225 enhances or depresses the gate potential provided by the reference electrode 230 according to the polarity of the charge, and determines the carrier density of the channel. Change. Therefore, the current / voltage characteristics of the bioFET 220 change before and after the binding of the biomolecule 212 to the molecular identification element 225, and the binding of the biomolecule 212 can be read as, for example, the change ⁇ Id of the drain current Id. By using this ⁇ Id as an electrical signal as a detection signal, it is possible to detect biomolecules and to detect the detection amount.
  • FIG. 3A shows the Vg-Id characteristics of the conventional single crystal FET biosensor shown in Non-Patent Document 1 when the drain potential Vd is constant.
  • FIG. 3A and 3B uses a single crystal FET biosensor in which a DNA probe as a molecular identification element is immobilized on the surface of a gate insulating film.
  • the target DNA is complementarily bound (hybridized) to the DNA probe, so that a negative charge caused by the target DNA is added via the reference electrode.
  • the gate electric field is depleted by 12 mV. This depletion is considered to be a change in the threshold value Vth caused by the negative charge of the target DNA newly immobilized on the gate insulating film by hybridization canceling out the positive potential applied from the reference electrode.
  • the change in the characteristics of the bioFET caused by the hybridization of the target DNA having a negative charge can be seen as the same as the change in the threshold voltage Vth of the transistor. Detection and detection amount can be measured.
  • the electrical signal change before and after hybridization of the target DNA to the DNA probe is negligible, and high mobility is required for high sensitivity.
  • the use of semiconductors has been increased and the gate width has been expanded.
  • the use of a high mobility semiconductor becomes a problem of cost reduction, and the expansion of the gate width increases the risk of occurrence of defects due to defects in the gate insulating film immersed in the electrolyte solution.
  • the measurement with a large current as high as 600 ⁇ A affects the characteristic variation of the signal conversion element due to heat generation and the specific binding between the molecular identification element and the target substance. Is desired.
  • the present invention provides a detection method using an FET biosensor for obtaining electrical signal information with lower current, higher sensitivity, and lower cost.
  • the method according to claim 1 of the present invention is a method of detecting a target substance using an FET biosensor, wherein the FET biosensor is chemically chemistry with the target substance.
  • the processing device sets a potential at which no current is generated between the source electrode and the drain electrode for each of the reference electrode, the source electrode, and the drain electrode of the FET biosensor.
  • a step of measuring a source potential at a predetermined detection timing, and the processing device is measured in a reaction state in which the target substance specifically chemically reacts with the molecular identification unit. Calculating a detection voltage from a difference between the source potential measured and a source potential measured in a non-reactive state in which the target substance does not specifically chemically react with the molecular identification unit; and the processing device includes the detection And a step of using the voltage as a detection signal for detection of the target substance.
  • the method according to claim 2 of the present invention is the method according to claim 1 of the present invention, wherein the step of setting a potential at which the current does not occur sets a GND potential to the source electrode and the drain electrode. It is a step to perform.
  • the method according to claim 3 of the present invention is the method according to claim 1 or 2 of the present invention, wherein the step of setting a potential at which the current is generated is performed when the FET biosensor has an n-type channel. Sets a precharge voltage having a negative potential with respect to the gate potential on the source electrode side. When the FET biosensor has a p-type channel, a precharge voltage having a positive potential with respect to the gate potential is set on the source electrode side. This is a setting step.
  • the method according to claim 4 of the present invention is the method according to claim 1 or 2 of the present invention, wherein the step of setting a potential at which the current is generated is performed when the FET biosensor has an n-type channel. Sets a potential having a positive potential with respect to the source potential on the drain electrode side, and if the FET biosensor has a p-type channel, sets a potential having a negative potential with respect to the drain potential on the source electrode side. It is a step.
  • a method according to a fifth aspect of the present invention is the method according to any one of the first to fourth aspects of the present invention, wherein the predetermined detection timing is a plurality of different detection timings. .
  • a method according to a sixth aspect of the present invention is the method according to any one of the first to fifth aspects of the present invention, wherein the drain electrode and the reference electrode are short-circuited or different from each other. It is characterized by being connected to.
  • a method according to a seventh aspect of the present invention is the method according to any one of the first to sixth aspects of the present invention, wherein a bottom surface of the FET biosensor is placed on a glass substrate on the FET biosensor.
  • a thin film transistor provided in the channel region and a molecular identification part forming region provided in a region different from the channel region are formed.
  • the molecular identification part is formed on the electrode. The electrode extracted from the electrode extends to the channel region of the thin film transistor.
  • a method according to an eighth aspect of the present invention is the method according to any one of the first to seventh aspects of the present invention, wherein the FET biosensor further includes a bottom gate electrode.
  • the method according to claim 9 of the present invention is the method according to claim 8 of the present invention, wherein the bottom surface of the FET biosensor is formed of a glass substrate, and the bottom gate of the FET biosensor The electrode is provided on the glass substrate and is made of a transparent material.
  • a method according to a tenth aspect of the present invention is the method according to any one of the first to ninth aspects of the present invention, wherein a bottom surface of the FET biosensor is placed on a glass substrate on the bottom surface of the FET biosensor.
  • a thin film transistor provided in the channel region and a molecular identification part forming region provided in a region different from the channel region are formed.
  • the molecular identification part is formed on the electrode.
  • the electrode extracted from the electrode extends to the channel region of the thin film transistor.
  • the electrode under the molecular identification part may be transparent.
  • a method according to an eleventh aspect of the present invention is the method according to any one of the first to tenth aspects of the present invention, wherein the FET biosensor is composed of a plurality of FET biosensors. It is characterized by being.
  • the method according to claim 12 of the present invention is characterized in that the molecular identification unit is an electron mediator.
  • the present invention by using the voltage of the relaxation process when the source voltage of the FET biosensor converges from the ON-state voltage to Vth as a detection signal, a low-current is achieved using a compact FET biosensor with a small gate width.
  • Target material can be detected with high sensitivity and low power consumption.
  • the Vth shift is measured by flowing a large current of about 600 ⁇ A in the past, while the Vth shift can be measured with a slight current of about several tens of nA in the present invention.
  • an inexpensive semiconductor such as an amorphous silicon thin film transistor (TFT) of about 1/300 of single crystal silicon is used, a highly sensitive target material can be detected.
  • TFT amorphous silicon thin film transistor
  • FIG. 1 is a diagram showing a basic configuration of a biosensor.
  • FIG. 2 is a diagram showing the structure of a conventional FET biosensor.
  • FIG. 3A is a diagram showing Vg-Id characteristics of a conventional FET biosensor.
  • FIG. 3B is a diagram showing Vg-Id characteristics of a conventional FET biosensor.
  • FIG. 4 is a diagram showing the structure of the FET biosensor according to Example 1 of the present invention.
  • FIG. 5 is a diagram showing a detection flow in the FET biosensor according to Example 1 of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a detection method by the FET biosensor according to Example 1 of the present invention.
  • FIG. 7 is a diagram showing a detection flow in the FET biosensor according to Example 2 of the present invention.
  • FIG. 8 is a diagram showing the structure of the FET biosensor according to Example 3 of the present invention.
  • FIG. 9 is a diagram showing an equivalent circuit of the FET biosensor used in the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram showing an equivalent circuit of the FET biosensor array according to Example 4 of the present invention.
  • FIG. 11 is a diagram showing the structure of an FET biosensor according to Example 5 of the present invention.
  • FIG. 12 is a diagram showing the structure of an FET biosensor according to Example 6 of the present invention.
  • FIG. 13A is a diagram showing a configuration of an FET biosensor according to Examples 7 and 8 of the present invention.
  • FIG. 13B is a diagram illustrating the configuration of the FET biosensor according to Examples 7 and 8 of the present invention.
  • FIG. 14 is a diagram showing the configuration of the FET biosensor according to Example 9 of the present invention.
  • FIG. 15 is a diagram showing the configuration of the FET biosensor according to Example 10 of the present invention.
  • FIG. 16 is a diagram showing the configuration of the FET biosensor according to Example 11 of the present invention.
  • FIG. 17 is a diagram showing the configuration of the FET biosensor according to Example 11 of the present invention.
  • FIG. 18 is a diagram illustrating glucose measurement by the HK ⁇ G-6-PDH method (protein removal / enzyme method).
  • FIG. 4 shows the configuration of the FET biosensor according to Example 1 of the present invention.
  • the FET biosensor shown in FIG. 4 has the same configuration as the FET biosensor shown in FIG.
  • the source electrode 222 is connected to the input terminal
  • the reference electrode 223 is connected to GND
  • the drain electrode 223 and the reference electrode 230 are short-circuited.
  • Each operation described below is executed by a processing apparatus connected to the input / output terminal of the FET biosensor according to the present invention.
  • FIG. 5 shows a detection flow in an FET biosensor using an n-type semiconductor for a channel according to Example 1 of the present invention.
  • step 501 as a reset state, potential setting is performed on the source electrode 222 and the drain electrode 223 so that no current is generated between the source electrode 222 and the drain electrode 223.
  • the GND potential can be set to the source electrode 222 and the drain electrode 223, and the potential difference between the source and drain electrodes can be initialized to 0V.
  • a precharge voltage ⁇ Vp having a negative potential with respect to the drain potential via the input terminal and lower than a threshold voltage ⁇ Vth at which a current is generated is set to the source electrode 222.
  • a positive potential higher than a threshold voltage at which a current is generated relative to the source electrode 222 is generated in the reference electrode 230 that is short-circuited with the drain electrode 223, so that a channel due to electron carriers is formed immediately below the gate insulating film 224.
  • a drain current Id flows from the drain electrode 223 toward the source electrode 222.
  • the precharge voltage ⁇ Vp can be set to a voltage sufficiently lower than the threshold voltage ⁇ Vth of the semiconductor 221 constituting the bioFET, for example, ⁇ 12V.
  • step 503 as a detection state, the source electrode 222 is opened and set to high impedance.
  • the drain current Id continues to flow after setting the high impedance, and the source potential rises from the precharge voltage ⁇ Vp toward the threshold voltage ⁇ Vth.
  • the drain current Id is reduced from several tens of nA to 0 A as the source potential increases, and the source potential converges to the threshold voltage ⁇ Vth of the semiconductor 221.
  • the detection state includes a reaction state in which the biomolecule 212 specifically chemically reacts (bonds) with the molecular identification element 225 and a non-reaction state in which the biomolecule 212 does not specifically chemically react with the molecule identification element 225.
  • the source potential in the relaxation process of the source potential is measured at a predetermined detection timing, and the detection voltage ⁇ V is calculated from the difference in the source potential between the reaction state and the non-reaction state.
  • the source potential of the relaxation process is measured in advance for the non-reactive state, and the reaction state and the non-reactive state are determined by using as a reference table. The difference in source potential may be obtained.
  • the calculated ⁇ V can be used as a detection signal to detect the biomolecule 212.
  • it can be determined whether or not a biomolecule has been detected, and / or the biomolecule detection amount can be measured based on a pre-prepared biomolecule detection amount and a calibration curve of the detection voltage ⁇ V. .
  • FIG. 6 shows a relaxation process in which the source potential goes from ⁇ Vp to ⁇ Vth, which occurs from step 501 to step 503 in FIG.
  • the horizontal axis is time, and the vertical axis is the source potential.
  • a relaxation process indicated by a solid line 601 indicates a case where the target biomolecule 212 is not bound to the molecular identification element 225.
  • the relaxation process indicated by a broken line 602 indicates a case where the biomolecule 212 specifically bound to the molecular identification element 225 has a negative charge.
  • the negative charge of the biomolecule 212 cancels the positive gate potential provided by the reference electrode 230, and a depressed Vth shift occurs before the biomolecule 212 is bound.
  • the relaxation process indicated by the alternate long and short dash line 603 indicates a case where the biomolecule 212 coupled to the molecular identification element 225 has a positive potential.
  • the positive charge of the biomolecule 212 is superimposed on the positive gate potential provided by the reference electrode 230, and a Vth shift that is enhanced than before the biomolecule 212 is bonded is generated.
  • ⁇ V when the source potential converges to the threshold voltage corresponds to the detection voltage by the conventional detection method as shown in FIGS. That is, as shown in FIG. 6, by detecting the detection voltage ⁇ V in a state where the amount of change in the source potential before 0.5 msec before the relaxation process converges, measurement with higher sensitivity than before can be performed. Become. As a result, even if a semiconductor element having a small gate width is used, highly sensitive detection is possible.
  • the drain current Id generated in the relaxation process is about several tens of nA, detection with a lower current than before is possible.
  • the measurement using a low mobility and inexpensive semiconductor material such as amorphous silicon can be performed, so that the cost can be reduced.
  • Example 2 A detection method in the FET biosensor according to Example 2 of the present invention will be described with reference to FIG.
  • an FET biosensor having the same configuration as that of the FET biosensor shown in the first embodiment is used.
  • FIG. 7 is a view showing a detection flow in the FET biosensor according to Example 2 of the present invention.
  • step 701 as a reset state, potential settings are performed for the source electrode 222 and the drain electrode 223 so that no current is generated between the source electrode 222 and the drain electrode 223.
  • the GND potential can be set to the source electrode 222 and the drain electrode 223, and the potential difference between the source electrode 222 and the drain electrode 223 can be initialized to 0V.
  • step 702 as a precharge state, a precharge voltage Vp having a positive potential with respect to the source potential and higher than a threshold voltage Vth at which a current is generated is set to the drain electrode 223.
  • a positive potential higher than a threshold voltage at which a current is generated relative to the source electrode 222 is generated in the reference electrode 230 short-circuited with the drain electrode 223, and a channel due to electron carriers is induced immediately below the gate insulating film 224. Then, Id flows from the drain electrode 223 toward the source electrode 222.
  • step 703 as a detection state, the source electrode 222 is opened and set to high impedance.
  • the drain current Id continues to flow after the high impedance is set, and the source potential rises toward the threshold voltage.
  • the drain current Id is reduced from several tens of nA to 0 A as in the first embodiment as the source potential increases, and the source potential is the threshold voltage at which current is generated. Converge to.
  • step 704 the source potential in the relaxation process of the source potential is measured at a predetermined detection timing for each of the coupled state and the uncoupled state as the detected state, and the difference between the source potentials in the coupled state and the uncoupled state Is used to calculate the detection voltage ⁇ V.
  • the calculated ⁇ V can be used as a detection signal to detect the biomolecule 212.
  • it can be determined whether or not a biomolecule has been detected, and / or the biomolecule detection amount can be measured based on a pre-prepared biomolecule detection amount and a calibration curve of the detection voltage ⁇ V. .
  • the detection method according to the second embodiment similar to the detection method according to the first embodiment, it is possible to perform detection with higher sensitivity at a lower current than in the past, and it is possible to reduce the cost.
  • FIG. 8 shows a configuration of an FET biosensor according to Example 3 of the present invention.
  • an FET bio FET 820 in which a molecular identification element 825 is fixed on a gate insulating film 824 and a comparison FET 840 having no molecular identification element on a gate insulating film 824 is provided in a reaction tank 810.
  • Sensor 800 is shown.
  • the bioFET 820 has the same configuration as the bioFET 220 used in the first and second embodiments.
  • the comparison FET 840 differs from the bioFET 220 used in Examples 1 and 2 in that it does not have a molecular identification element on the gate insulating film 824.
  • Example 1 in one FET biosensor, the source potential difference before and after the binding of the biomolecule 812 to the molecular identification element 825 was used as the detection signal.
  • Example 3 the bioFET 820 in which the molecular identification element 825 is fixed in the reaction tank 810 and the comparison FET 840 having no molecular identification element coexist.
  • the precharge voltage ⁇ Vp having a negative potential with respect to the GND potential is set to the source electrode 822 as in the first embodiment, or has a positive potential with respect to the source potential as in the second embodiment.
  • the potential difference between the source potential of the bioFET 820 and the source potential of the comparison FET 840 in the relaxation process is used as a detection signal.
  • the comparison FET is an FET formed at a position very adjacent to the bioFET 820 to be used in the manufacturing process, and the transistor characteristics of the comparison FET are the biocharacters to be used. Since it is very close to the characteristics of the FET 820, it is possible to suppress the influence of some manufacturing variation of the FET. Moreover, the influence by environmental fluctuation
  • Example 4 An FET biosensor array according to Example 4 of the present invention will be described with reference to FIGS.
  • FIG. 9 shows an equivalent circuit of an FET biosensor used in the present invention
  • FIG. 10 shows an equivalent circuit of a 2 ⁇ 2 FET biosensor array according to Example 4 of the present invention.
  • FIG. 10 shows a 2 ⁇ 2 FET biosensor array 1000 provided with first to fourth FET biosensors 1010 to 1040 in a reaction vessel 1001.
  • Each of the first to fourth FET biosensors 1010 to 1040 has a configuration in which a selection FET is connected to the source terminal of the equivalent circuit of the FET biosensor shown in FIG. 9, and the gate potential Vg is applied by the common reference electrode 1002.
  • the first select line 1003 is connected to the gate terminals of the select FETs of the first and second FET biosensors 1010 and 1020, and the second select line 1004 is connected to the third and fourth The FET biosensors 1030 and 1040 are connected to the selection FET gate terminals.
  • the first detection source line 1005 is connected to the source terminals of the selection FETs of the first and third FET biosensors 1010 and 1030, and the second detection source line 1006 is the second and fourth FET biosensors 1020 and 1040.
  • the selection FET is connected to the source terminal.
  • the drain terminals of the first to fourth FET biosensors 1010 to 1040 are connected to a common drain line 1007, respectively.
  • the first to fourth FET biosensors 1010 to 1040 are identified by the combination of the first and second selection lines 1003 and 1004 and the first detection source line 1005 and the second detection source line 1006, respectively, and are detected individually. The signal can be read out.
  • the FET biosensor array of Example 4 it is possible to detect a plurality of target substances by forming different molecular identification elements that specifically bind different biomolecules for each FET biosensor. In addition, when the same molecular identification element is provided, it is possible to detect the two-dimensional concentration distribution of the target substance.
  • Example 4 a 2 ⁇ 2 FET biosensor array is shown, but an m ⁇ n FET biosensor array (m and n are both natural numbers) can be used.
  • FIG. 11 shows an FET sensor according to Example 5 of the present invention. As shown in FIG. 11, in order to set the gate potential Vg independently of the drain potential, the drain electrode 223 and the reference electrode 230 are connected to different input terminals.
  • the reference electrode 230, the source electrode 222, the drain electrode 223, and the source electrode 222 A potential setting is performed so that no current is generated between the drain electrode 223 and the drain electrode 223.
  • the gate potential Vg is set to GND, and the value is adjusted while setting the precharge voltage ⁇ Vp to be smaller than a threshold voltage ⁇ Vth at which a current is generated ( ⁇ Vp ⁇ Vg ⁇ ⁇ Vth). .
  • the relaxation process can be adjusted as necessary.
  • the reference electrode 230, the source electrode 222, and the drain electrode 223 are reset to the source electrode 222 and the drain electrode as the reset state.
  • Each of the potentials is set so that no current is generated between them and 223.
  • the gate potential Vg is adjusted to be higher than the threshold voltage Vth and lower than the precharge voltage Vp (Vth ⁇ Vg ⁇ Vp). Thereby, the relaxation process can be adjusted as necessary.
  • FIG. 12 shows a configuration of an FET biosensor according to Example 6 of the present invention.
  • FIG. 12 shows an FET biosensor provided with a bottom gate electrode 1228.
  • the bottom gate type bioFET 1220 includes a glass substrate 1229, a bottom gate electrode 1228 provided on the glass substrate 1229, and a gate insulating film 1221 formed so as to cover the bottom gate electrode 1228.
  • a molecular identification element 1225 fixed on the film 1227 and an ohmic contact layer 1231 formed on the semiconductor film 1224 and the etching stopper insulating film 1227 are provided.
  • the potential applied by the bottom gate electrode 1223 is set as the gate potential, and the back gate effect is given by the potential applied to the reference electrode 1230. Therefore, the detection signal is obtained as an increase / decrease in the back gate effect depending on the charge and state of the target material 1212 that binds to the molecular identification element 1225.
  • the bottom surface of the bottom gate type bioFET 1220 is formed of the glass substrate 1230, the detection of the target substance 1212 from the back surface of the substrate can be simultaneously observed with a microscope by forming the bottom gate electrode 1228 from a transparent material. It becomes.
  • Example 7 The configuration of the FET biosensor according to Example 7 of the present invention will be described with reference to FIGS. 13A and 13B.
  • the molecular identification element is limited to the gate insulating film region directly above the channel, as shown in FIG. 13A.
  • an electrode is formed immediately above the TFT channel, and further, on the electrode extended to a region different from the channel region in the reaction vessel through a continuous extraction electrode.
  • a molecular identification element formation region is provided.
  • the target substance can be detected and observed with a microscope from the back side of the substrate as in the sixth embodiment.
  • Example 7 When detecting the metabolism and state of biomolecules such as cells with an FET biosensor, simultaneous microscopic observation is also an important factor.
  • the state of the cells settled on the surface of the substrate by irradiating light from the upper part of the fluid to be inspected (on the side opposite to the substrate side) is observed using an optical observation device such as an inverted microscope. can do. Therefore, compared with the case where it observes from the upper part, observation can be performed clearly at high magnification.
  • Example 8 A configuration of the FET biosensor according to Example 8 of the present invention will be described.
  • the FET biosensor according to Example 8 is a bottom-gate type FET biosensor, as in Example 7, as shown in FIG. 13B, using the extraction electrode, the gate electrode of the TFT and the electrode of the molecular identification element formation region And a transparent material is used for the electrode in the molecular identification element formation region. Thereby, the microscope observation from the back surface of the glass substrate becomes possible.
  • Example 9 The configuration of the FET biosensor according to Example 9 of the present invention will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 14, in the FET biosensor according to Example 9, the reference electrode 1430 and the drain electrode 1423 are short-circuited, and the variable voltage source is independently connected to the bottom gate electrode 1428. By applying the back gate effect to the FET biosensor by the voltage applied to the bottom gate electrode 1428, the relaxation process at the time of detection can be adjusted as necessary.
  • the bottom gate electrode 1428 is made of a transparent material. By configuring, microscopic observation from the back surface of the substrate becomes possible.
  • Example 10 The configuration of the FET biosensor according to Example 10 of the present invention will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 15, in the FET biosensor according to the tenth embodiment, the reference electrode 1530 and the drain electrode 1523 are separated, and the reference electrode 1530, the drain electrode 1523, and the bottom gate electrode 1528 have variable voltages independently of each other. The source is connected.
  • the bottom surface of the bottom gate type bioFET 1520 is configured by the glass substrate 1530 in the same manner as the FET biosensor according to the sixth embodiment. Therefore, the bottom gate electrode 1528 is made of a transparent material. By configuring, microscopic observation from the back surface of the substrate becomes possible.
  • Example 11 The configuration of the FET biosensor according to Example 11 of the present invention will be described with reference to FIG.
  • a gate electrode 1625 is formed on the gate insulating film 1624, and an electron mediator 1626 is formed on the surface of the gate electrode 1625.
  • the gate electrode used may be an extended gate shown in FIG. 13B.
  • a sample solution 1611 containing a target material 1612, an oxidizing material 1627, a reducing material 1628 and an enzyme 1631 is injected into the reaction tank 1610.
  • ferricyanide ion [Fe (CN) 6] 3- was used as the oxidizing agent 1627, the reduction As the substance 1628, ferrocyanide ion [Fe (CN) 6 ] 4 ⁇ can be used, and as the enzyme 1631, hexonase and diaphorase can be used, but not limited thereto.
  • an example using a molecular identification element that specifically binds to a target substance has been shown.
  • an electron mediator is used as the molecular identification element, and redox generated in the electron mediator by an oxidation-reduction reaction.
  • the target substance is detected by using the potential.
  • FIG. 17 shows a specific example of the FET biosensor according to Example 11.
  • the FET biosensor shown in FIG. 17 uses an enzyme reaction system, and the potential at the gate electrode 1625 changes due to the oxidation-reduction potential generated by the oxidation-reduction reaction in the sample solution containing the target substance 1612 such as glucose.
  • the target material 1612 can be detected using the drain current Id generated by the above.
  • Example 11 as a detection state, a reaction state in which the target material 1612 is specifically oxidized / reduced to the electron mediator 1626 by a specific reaction via the enzyme 1631 and a target material 1612 are oxidized / reduced to the electron mediator 1626.
  • the source potential in the relaxation process of the source potential is measured at a predetermined detection timing, and the detection voltage ⁇ V is calculated from the difference in source potential between the reactive state and the non-reactive state. Similar to the above embodiment, the target material 1612 can be detected by using the detection voltage ⁇ V as a detection signal.
  • the result of the dehydrogenation reaction between NADH and diaphorase resulting from the specific reaction between hexonase and glucose can be detected as an oxidation-reduction potential generated in ferrocene.
  • the detection voltage ⁇ V can be calculated from the difference in source potential between the reaction state and the non-reaction state based on the oxidation-reduction potential generated in ferrocene.
  • the FET biosensor according to the present embodiment has an advantage that it is highly versatile and can be reused because it can be widely applied to detect glucose, cholesterol, and DNA sequences.
  • the transistor constituting the FET biosensor is not limited to a specific semiconductor, and may be crystalline silicon or a compound semiconductor.
  • a thin film transistor amorphous silicon, polycrystalline Silicon or an oxide semiconductor may be used.
  • the first embodiment exemplifies a method for setting a precharge voltage having a negative potential with respect to the drain potential to the source electrode
  • the second embodiment uses a precharge voltage having a positive potential with respect to the source potential as the drain electrode.
  • the method of setting to was illustrated. However, as long as the reference electrode is set to a positive potential with respect to the source electrode by setting the potential of the reference electrode, the source electrode, and the drain electrode of the FET biosensor, the method is not limited to the method of Example 1 or 2. Absent.
  • the channel type induced by the gate potential is exemplified as n-type, but the FET biosensor is not limited to having an n-type channel, but has a p-type channel. But you can.
  • a precharge voltage Vp having a positive potential is set to the source electrode, thereby generating a negative potential at the reference electrode with respect to the source electrode.
  • a precharge voltage ⁇ Vp having a negative potential with respect to the source potential is set to the drain electrode, thereby generating a negative potential at the reference electrode with respect to the source electrode. You can do it.
  • the potential in the precharge state, the potential may be set so that current flows between the source electrode and the drain electrode for the reference electrode, the source electrode, and the drain electrode of the FET biosensor.
  • a potential difference is set between the source electrode and the drain electrode, and the FET biosensor is configured such that a current is generated between the source electrode and the drain electrode within the range of the potential between the source electrode and the drain electrode.
  • a potential larger than the threshold voltage is set.
  • the voltage detection timing in the relaxation process is only once, but the source voltage in the relaxation process is detected at a plurality of different detection timings (for example, any two different points).
  • the detection accuracy can be improved as compared with the case where the detection timing is once, and the threshold voltage Vth of the coupled state and the mobility of the semiconductor can also be measured.
  • the mobility of a semiconductor does not change depending on the binding of biomolecules, and is caused by variations in manufacturing elements. Therefore, in the case of an FET biosensor as shown in Example 4, the difference in mobility is used for correction. Can be improved.
  • a molecular identification element is formed on the gate insulating film to detect the target material.
  • the gate insulating film itself for example, SiN having —OH group on the surface
  • the gate insulating film itself (for example, SiN having —OH group on the surface) is used for molecular identification to detect the target substance. It may be configured.
  • Biosensor 100 Signal conversion element 101
  • Molecular identification element 102 Target material 103
  • Protective film 226, 826, 1226, 1426, 1526, 1626 Reference electrode 230, 830, 1230, 1430, 1530, 1630 Comparison FET 840 Semiconductor film 1224, 1424, 1524 Et

Landscapes

  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Thin Film Transistor (AREA)

Abstract

　本発明は、より低電流、高感度、低コストで電気信号情報を得るためのＦＥＴバイオセンサを利用した検出方法を提供する。本発明は、ＦＥＴバイオセンサを用いてターゲット物質を検出する方法であって、参照電極、ソース電極及びドレイン電極の各々について、ソース電極及びドレイン電極間に電流が生じない電位を設定するステップと、ソース電極とドレイン電極には、ソース電極及びドレイン電極間に電流が生じる電位を設定するステップと、ソース電極の端子をハイインピーダンスに設定するステップと、ソース電位の緩和過程において所定の検出タイミングでソース電位を測定するステップと、反応状態で測定されたソース電位と非反応状態で測定されたソース電位との差から検出電圧を算出するステップと、検出電圧を検出信号としてターゲット物質の検出に使用するステップとを備える。

Description

ＦＥＴバイオセンサを用いてターゲット物質を検出する方法
　本発明は、ＦＥＴバイオセンサを用いてターゲット物質を検出する方法に関する。
　生体の機能に関して、細胞ではイオンチャンネルからのイオンの出入りが細胞間コミュニケーションを担っている。遺伝情報を担うＤＮＡ分子は、側鎖にイオン性のリン酸基を有している。また、ＲＮＡを翻訳することにより得られるタンパク質は、電荷などの相互作用によってフォールディングし、固有の立体構造になって機能を有するようになる。このように、電荷は生体の機能に関して非常に大きな役割を果している。生体機能に関連した電荷を直接計測する手段として、電界効果を基本原理としたバイオセンシング技術がある。
　図１は、バイオセンサの基本構成を示す。図１に示すように、バイオセンサ１００は、信号変換素子１０１と、信号変換素子１０１上に固定化された、ターゲット物質１０３を特異的に結合して検出する分子識別素子１０２と、を備える。信号変換素子１０１は例えば電極、表面プラズモン共鳴デバイス、水晶振動子、受光デバイス、ＦＥＴ等で構成することができる。分子識別素子１０２は例えば細胞、微生物、酵素、抗体、ＤＮＡ等で構成することができる。ターゲット物質１０３は、例えば有害物質、ＢＯＤ測定対象物質、並びに基質、抗原及びｃＤＮＡなどの生体分子等である。
　図２は、信号変換素子として電界効果型トランジスタ（Field Effect Transistor：ＦＥＴ）を用いてターゲット物質（例えば生体分子）の電荷を電気信号に変換するＦＥＴバイオセンサの基本構造を例示する。図２には、バイオＦＥＴ２２０上に、生体分子２１２を含む試料溶液２１１が注入された反応槽２１０が設けられたＦＥＴバイオセンサ２００が示されている。図２に示すように、バイオＦＥＴ２２０においては、Ｓｉ等で構成された半導体２２１上に、ソース電極２２２、ドレイン電極２２３及びゲート絶縁膜２２４が形成され、ゲート絶縁膜２２４表面上に分子識別素子２２５が形成されている。これらは、分子識別素子２２５が形成されたゲート絶縁膜２２４表面上を除いて保護膜２２６で覆われている。ゲート絶縁膜２２４の表面は試料溶液２１１で侵漬されている。反応槽２１０中の液相はゲート電極として機能する。液相中では、ゲート絶縁膜２２４上に電気二重層が形成されている。電気二重層の電荷密度を安定化させるために、液相中にはゲート電位Ｖｇを制御するための参照電極２３０が設けられている。
　一般的なＦＥＴでは、ゲート電極が与えるゲート電位Ｖｇがゲート絶縁膜直下の半導体にチャンネルを誘起し、ソース・ドレイン電極間電位差Ｖｄに起因したドレイン電流Ｉｄを生じる。これに対し、図２に示すような一般的なＦＥＴバイオセンサ２００では、液相中の参照電極２３０が液相中のゲート絶縁膜２２４上の電気二重層を介してゲート電位Ｖｇを与え、その結果、ゲート絶縁膜２２４直下の半導体２２１にチャンネルが誘起され、ソース電極２２２とドレイン電極２２３との間の電位差Ｖｄに起因したドレイン電流Ｉｄが生じる。
　図２に示すようなＦＥＴバイオセンサ２００において、分子識別素子２２５に結合された生体分子２１２の電荷は、参照電極２３０が与えるゲート電位を、電荷の極性に従いenhanceもしくはdepressionし、チャンネルのキャリア密度を変化させる。そのため、バイオＦＥＴ２２０の電流・電圧特性は生体分子２１２の分子識別素子２２５への結合前後で変化し、生体分子２１２の結合を例えばドレイン電流Ｉｄの変化ΔＩｄとして読み出すことができる。このΔＩｄを検出信号としての電気信号として使用することにより、生体分子の検出や検出量を測定することができる。
　図３Ａは、非特許文献１に示される、ドレイン電位Ｖｄが一定である場合における従来の単結晶ＦＥＴバイオセンサのＶｇ－Ｉｄ特性を示す。生体分子の結合前後で生じる微小な特性変化を示すために、図３Ｂにドレイン電流が６００μＡ近傍における部分的な拡大図を示す。図３Ａ及び図３Ｂに係る実験では、ゲート絶縁膜表面に分子識別素子であるＤＮＡプローブが固定化された単結晶ＦＥＴバイオセンサを利用している。
　図３Ｂに示されるように、ドレイン電流Ｉｄが６００μＡのとき、ターゲットＤＮＡがＤＮＡプローブに相補結合（ハイブリダイゼーション）することにより、ターゲットＤＮＡに起因した負電荷が参照電極を介して加えられた正のゲート電界を１２ｍＶ分デプレッションしている。このデプレッションは、ハイブリダイゼーションによって新たにゲート絶縁膜上に固定化されたターゲットＤＮＡのもつ負電荷が、参照電極から加えられた正電位を相殺した為生じた、閾値Ｖｔｈの変化と考えられる。
　このように、負電荷を有するターゲットＤＮＡのハイブリダイゼーションに起因したバイオＦＥＴの特性変化は、トランジスタの閾値電圧Ｖｔｈの変化と同義にみることができ、Ｖｔｈの変化を測定することによっても生体分子の検出や検出量を測定することができる。
特許第４８５７８２０号公報 特開２００５－７７２１０号公報
坂井利弥、松元亮、宮原裕二、「電界効果を基本原理としたバイオセンシングデバイス」、Materials integration、Vol.20、No.09、2007年
　しかしながら、従来の検出方法では、図３Ａ及び図３Ｂに示すようにターゲットＤＮＡのＤＮＡプローブへのハイブリダイゼーション前後での電気的な信号変化はごくわずかなものであり、高感度化の為、高移動度の半導体の使用や、ゲート幅の拡大がなされている。
　その為、高移動度半導体の使用は低コスト化の課題となり、ゲート幅の拡大は電解質溶液に浸漬されるゲート絶縁膜欠陥による不良発生のリスクを増大する。また、６００μＡもの大きな電流を伴う測定は、発熱による信号変換素子の特性変動や、分子識別素子とターゲット物質の特異結合に影響を与える為、低消費電力化の観点も含め、低電流による検出方法が望まれている。
　本発明は、より低電流、高感度、低コストで電気信号情報を得るためのＦＥＴバイオセンサを利用した検出方法を提供する。
　上記課題を解決するために、本発明の請求項１に記載の方法は、ＦＥＴバイオセンサを用いてターゲット物質を検出する方法であって、前記ＦＥＴバイオセンサは、前記ターゲット物質と特異的に化学反応する分子識別部を含み、前記方法は、処理装置が、前記ＦＥＴバイオセンサの参照電極、ソース電極及びドレイン電極の各々について、前記ソース電極及び前記ドレイン電極間に電流が生じない電位を設定するステップと、前記処理装置が、前記ソース電極と前記ドレイン電極に、前記ソース電極及び前記ドレイン電極間に電流が生じる電位を設定するステップと、前記処理装置が、前記ソース電極の端子をハイインピーダンスに設定するステップと、前記処理装置が、前記ハイインピーダンス設定後におけるソース電位が前記ＦＥＴバイオセンサの閾値電圧に向かって上昇する緩和過程において、所定の検出タイミングでソース電位を測定するステップと、前記処理装置が、前記ターゲット物質が前記分子識別部に特異的に化学反応した反応状態で測定されたソース電位と前記ターゲット物質が前記分子識別部に特異的に化学反応していない非反応状態で測定されたソース電位との差から検出電圧を算出するステップと、前記処理装置が、前記検出電圧を検出信号として前記ターゲット物質の検出に使用するステップとを備えたことを特徴とする。
　本発明の請求項２に記載の方法は、本発明の請求項１に記載の方法であって、前記電流が生じない電位を設定するステップは、前記ソース電極及び前記ドレイン電極にＧＮＤ電位を設定するステップであることを特徴とする。
　本発明の請求項３に記載の方法は、本発明の請求項１又は２に記載の方法であって、前記電流が生じる電位を設定するステップは、前記ＦＥＴバイオセンサがｎ型チャンネルを有する場合は前記ソース電極側にゲート電位に対し負電位を有するプリチャージ電圧を設定し、前記ＦＥＴバイオセンサがｐ型チャンネルを有する場合は前記ソース電極側にゲート電位に対し正電位を有するプリチャージ電圧を設定するステップであることを特徴とする。
　本発明の請求項４に記載の方法は、本発明の請求項１又は２に記載の方法であって、前記電流が生じる電位を設定するステップは、前記ＦＥＴバイオセンサがｎ型チャンネルを有する場合は前記ドレイン電極側にソース電位に対して正電位を有する電位を設定し、前記ＦＥＴバイオセンサがｐ型チャンネルを有する場合は前記ソース電極側にドレイン電位に対して負電位を有する電位を設定するステップであることを特徴とする。
　本発明の請求項５に記載の方法は、本発明の請求項１乃至４のいずれかに記載の方法であって、前記所定の検出タイミングは、複数の異なる検出タイミングであることを特徴とする。
　本発明の請求項６に記載の方法は、本発明の請求項１乃至５のいずれかに記載の方法であって、前記ドレイン電極と前記参照電極は、短絡しているか、またはそれぞれ異なる入力端子に接続されていることを特徴とする。
　本発明の請求項７に記載の方法は、本発明の請求項１乃至６のいずれかに記載の方法であって、前記ＦＥＴバイオセンサの底面には、ガラス基板上において、前記ＦＥＴバイオセンサのチャンネル領域に設けられた薄膜トランジスタと、前記チャンネル領域とは異なる領域に設けられた分子識別部形成領域とが形成されており、前記分子識別部形成領域では、電極上に前記分子識別部が形成されており、該電極より引き出された電極は前記薄膜トランジスタのチャンネル領域上まで延長されていることを特徴とする。
　本発明の請求項８に記載の方法は、本発明の請求項１乃至７のいずれかに記載の方法であって、前記ＦＥＴバイオセンサは、ボトムゲート電極をさらに備えたことを特徴とする。
　本発明の請求項９に記載の方法は、本発明の請求項８に記載の方法であって、前記ＦＥＴバイオセンサの底面は、ガラス基板で構成されており、前記ＦＥＴバイオセンサの前記ボトムゲート電極は、前記ガラス基板上に設けられ、透明材料で構成されていることを特徴とする。
　本発明の請求項１０に記載の方法は、本発明の請求項１乃至９のいずれかに記載の方法であって、前記ＦＥＴバイオセンサの底面には、ガラス基板上において、前記ＦＥＴバイオセンサのチャンネル領域に設けられた薄膜トランジスタと、前記チャンネル領域とは異なる領域に設けられた分子識別部形成領域とが形成されており、前記分子識別部形成領域では、電極上に前記分子識別部が形成されており、該電極より引き出された電極は前記薄膜トランジスタのチャンネル領域上まで延長されていることを特徴とする。分子識別部の下の電極は透明でもよい。
　本発明の請求項１１に記載の方法は、本発明の請求項１乃至１０のいずれかに記載の方法であって、前記ＦＥＴバイオセンサは、複数のＦＥＴバイオセンサから構成されたＦＥＴバイオセンサアレイであることを特徴とする。
　本発明の請求項１２に記載の方法は、前記分子識別部は、電子メディエータであることを特徴とする。
　本発明によると、ＦＥＴバイオセンサのソース電圧がＯＮ状態の電圧からＶｔｈに収束するときの緩和過程の電圧を検出信号とすることにより、ゲート幅が小さくコンパクトなＦＥＴバイオセンサを用いて、低電流、高感度、低消費電力でターゲット物質を検出することができる。特に、従来では６００μＡ程度の大きな電流を流してＶｔｈシフトを測定しているのに対し、本発明では数１０ｎＡ程度のわずかな電流でＶｔｈシフトを測定することができるため、半導体材料として移動度が単結晶シリコンの１／３００程度のアモルファスシリコン薄膜トランジスタ（thin film transistor：ＴＦＴ）等の安価な半導体を用いても、高感度なターゲット物質を検出することができる。また、低電流による検出が可能であるため、素子自身に熱が生じにくく、熱による素子バラツキが生じることを抑制することができる。
図１は、バイオセンサの基本構成を示す図である。 図２は、従来のＦＥＴバイオセンサの構造を示す図である。 図３Ａは、従来のＦＥＴバイオセンサのＶｇ－Ｉｄ特性を示す図である。 図３Ｂは、従来のＦＥＴバイオセンサのＶｇ－Ｉｄ特性を示す図である。 図４は、本発明の実施例１に係るＦＥＴバイオセンサの構造を示す図である。 図５は、本発明の実施例１に係るＦＥＴバイオセンサにおける検出フローを示す図である。 図６は、本発明の実施例１に係るＦＥＴバイオセンサによる検出方法を説明するための図である。 図７は、本発明の実施例２に係るＦＥＴバイオセンサにおける検出フローを示す図である。 図８は、本発明の実施例３に係るＦＥＴバイオセンサの構造を示す図である。 図９は、本発明で使用するＦＥＴバイオセンサの等価回路を示す図である。 図１０は、本発明の実施例４に係るＦＥＴバイオセンサアレイの等価回路を示す図である。 図１１は、本発明の実施例５に係るＦＥＴバイオセンサの構造を示す図である。 図１２は、本発明の実施例６に係るＦＥＴバイオセンサの構造を示す図である。 図１３Ａは、本発明の実施例７、８に係るＦＥＴバイオセンサの構成を示す図である。 図１３Ｂは、本発明の実施例７、８に係るＦＥＴバイオセンサの構成を示す図である。 図１４は、本発明の実施例９に係るＦＥＴバイオセンサの構成を示す図である。 図１５は、本発明の実施例１０に係るＦＥＴバイオセンサの構成を示す図である。 図１６は、本発明の実施例１１に係るＦＥＴバイオセンサの構成を示す図である。 図１７は、本発明の実施例１１に係るＦＥＴバイオセンサの構成を示す図である。 図１８は、ＨＫ・Ｇ－６－ＰＤＨ法（除蛋白・酵素法）によるグルコース測定を例示する図である。
　（実施例１）
　図４乃至図５を用いて、本発明の実施例１に係るＦＥＴバイオセンサにおける検出方法を説明する。図４は、本発明の実施例１に係るＦＥＴバイオセンサの構成を示す。図４に示すＦＥＴバイオセンサは、図２に示すＦＥＴバイオセンサと同様の構成を有する。図４に示されるように、ソース電極２２２が入力端子に接続されており、参照電極２２３がＧＮＤに接続されており、ドレイン電極２２３と参照電極２３０は短絡されている。以下で説明する各動作は、本発明に係るＦＥＴバイオセンサの入出力端子に接続された処理装置によって実行される。
　図５は、本発明の実施例１に係るチャンネルにｎ型半導体を用いたＦＥＴバイオセンサにおける検出フローを示す。図５に示すように、ステップ５０１で、リセット状態として、ソース電極２２２及びドレイン電極２２３に、ソース電極２２２とドレイン電極２２３との間に電流が生じない電位設定をそれぞれ行なう。ここでは、例えば、ソース電極２２２及びドレイン電極２２３にＧＮＤ電位を設定し、ソース・ドレイン電極間の電位差を０Ｖに初期化することができる。
　ステップ５０２で、プリチャージ状態として、入力端子を介してドレイン電位に対して負電位を有しかつ、電流が生じる閾値電圧－Ｖｔｈより低いプリチャージ電圧－Ｖｐをソース電極２２２に設定する。これにより、ドレイン電極２２３と短絡されている参照電極２３０にはソース電極２２２に対し相対的に電流が生じる閾値電圧より高い正の電位が生じるため、ゲート絶縁膜２２４直下には電子キャリアによるチャンネルが誘起され、ドレイン電極２２３からソース電極２２２に向かってドレイン電流Ｉｄが流れる。ここで、プリチャージ電圧－Ｖｐは、バイオＦＥＴを構成する半導体２２１の閾値電圧－Ｖｔｈよりも十分小さい電圧、例えば－１２Ｖとすることができる。
　ステップ５０３で、検出状態として、ソース電極２２２を開放してハイインピーダンスに設定する。ドレイン電流Ｉｄはハイインピーダンス設定後も継続して流れ、ソース電位はプリチャージ電圧－Ｖｐから閾値電圧－Ｖｔｈに向かって上昇する。ＦＥＴとして例えばゲート幅３５０μｍ、ゲート長７μｍのアモルファスシリコンＴＦＴを用いた場合、ソース電位の上昇に従いドレイン電流Ｉｄは数１０ｎＡから０Ａに縮小し、ソース電位は半導体２２１の閾値電圧－Ｖｔｈに収束する。
　ステップ５０４で、検出状態として、生体分子２１２が分子識別素子２２５に特異的に化学反応（結合）した反応状態と生体分子２１２が分子識別素子２２５に特異的に化学反応していない非反応状態とのそれぞれについて、ソース電位の緩和過程におけるソース電位を所定の検出タイミングでそれぞれ測定して、反応状態と非反応状態とのソース電位の差から検出電圧ΔＶを算出する。ここで、半導体特性が安定的な半導体素子を用いることができる場合は、非反応状態について予め緩和過程のソース電位を測定しておき、参照テーブルとして使用することにより反応状態と非反応状態とのソース電位の差を求めてもよい。
　ステップ５０５で、算出したΔＶを検出信号として、生体分子２１２の検出に使用することができる。ここでは、生体分子を検出したか否かを判定することができ、及び／又は予め作成した生体分子の検出量と検出電圧ΔＶの検量線に基づいて生体分子の検出量を測定することもできる。
　図６を用いて、本発明の実施例１に係るＦＥＴバイオセンサによる検出方法を説明する。図６は、図５のステップ５０１からステップ５０３までに生じる、ソース電位が－Ｖｐから－Ｖｔｈに向かう緩和過程を示す。横軸は時間であり、縦軸はソース電位である。実線６０１で示される緩和過程は、分子識別素子２２５にターゲットとなる生体分子２１２が結合されていない場合を示す。
　破線６０２で示される緩和過程は、分子識別素子２２５に特異的に結合された生体分子２１２が負電荷を持つ場合を示す。生体分子２１２の負電荷は、参照電極２３０が与える正のゲート電位を相殺し、生体分子２１２の結合前に対し、depressionしたＶｔｈシフトを生じる。
　一点鎖線６０３で示される緩和過程は、分子識別素子２２５に結合された生体分子２１２が正電位を持つ場合を示す。生体分子２１２の正電荷は、参照電極２３０が与える正のゲート電位に重畳し、生体分子２１２の結合前よりもenhanceしたＶｔｈシフトを生じる。
　ソース電位が閾値電圧に収束したときのΔＶは、図２及び３に示すような従来の検出方法による検出電圧に相当している。すなわち、図６に示すように緩和過程が収束する前の例えば０．５ｍｓｅｃ以前のソース電位の変化量が大きい状態での検出電圧ΔＶを測定することによって、従来よりも高感度な検出が可能となる。その結果、ゲート幅が小さい半導体素子を用いたとしても高感度な検出が可能となる。
　また、緩和過程で生じるドレイン電流Ｉｄは数１０ｎＡ程度であるため、従来よりも低電流での検出が可能となる。低電流な測定が可能となる結果、アモルファスシリコン等の低移動度で安価な半導体材料を用いた測定が可能となるため、低コスト化を図ることができる。
　（実施例２）
　図７を用いて、本発明の実施例２に係るＦＥＴバイオセンサにおける検出方法を説明する。本実施例２では、実施例１で示したＦＥＴバイオセンサと同様の構成のＦＥＴバイオセンサを利用する。
　図７は、本発明の実施例２に係るＦＥＴバイオセンサにおける検出フローを示す図である。図７に示されるように、ステップ７０１で、リセット状態として、ソース電極２２２及びドレイン電極２２３に、ソース電極２２２とドレイン電極２２３との間に電流が発生しない電位設定をそれぞれ行なう。ここでは、例えば、ソース電極２２２及びドレイン電極２２３にＧＮＤ電位を設定し、ソース電極２２２とドレイン電極２２３との間の電位差を０Ｖに初期化することができる。
　ステップ７０２で、プリチャージ状態として、ソース電位に対して正電位を有しかつ、電流が生じる閾値電圧Ｖｔｈより高いプリチャージ電圧Ｖｐをドレイン電極２２３に設定する。これにより、ドレイン電極２２３と短絡されている参照電極２３０にはソース電極２２２に対し相対的に電流が生じる閾値電圧より高い正の電位が生じ、ゲート絶縁膜２２４直下には電子キャリアによるチャンネルが誘起され、ドレイン電極２２３からソース電極２２２に向かってＩｄが流れる。
　ステップ７０３で、検出状態として、ソース電極２２２を開放してハイインピーダンスに設定する。ドレイン電流Ｉｄはハイインピーダンス設定後も継続して流れ、ソース電位は閾値電圧に向かって上昇する。ＦＥＴとして例えばゲート幅３５０μｍ、ゲート長７μｍのアモルファスシリコンＴＦＴを用いた場合、ソース電位の上昇に従いドレイン電流Ｉｄは実施例１と同様に数１０ｎＡから０Ａに縮小し、ソース電位は電流が生じる閾値電圧に収束する。
　ステップ７０４で、検出状態として、結合状態と非結合状態とのそれぞれについて、ソース電位の緩和過程におけるソース電位を所定の検出タイミングでそれぞれ測定して、結合状態と非結合状態とのソース電位の差から検出電圧ΔＶを算出する。
　ステップ７０５で、検出状態として、算出したΔＶを検出信号として、生体分子２１２の検出に使用することができる。ここでは、生体分子を検出したか否かを判定することができ、及び／又は予め作成した生体分子の検出量と検出電圧ΔＶの検量線に基づいて生体分子の検出量を測定することもできる。
　本実施例２に係る検出方法によっても、実施例１に係る検出方法と同様に、従来よりも低電流で高感度な検出が可能となり、低コスト化を図ることが可能となる。
　（実施例３）
　図８は本発明の実施例３に係るＦＥＴバイオセンサの構成を示す。図８には、反応槽８１０中に、ゲート絶縁膜８２４上に分子識別素子８２５が固定されたバイオＦＥＴ８２０と、ゲート絶縁膜８２４上に分子識別素子を持たない比較ＦＥＴ８４０とが設けられたＦＥＴバイオセンサ８００が示されている。バイオＦＥＴ８２０は実施例１及び２で用いたバイオＦＥＴ２２０と同様の構成を有している。比較ＦＥＴ８４０は実施例１及び２で用いたバイオＦＥＴ２２０に対し、ゲート絶縁膜８２４上に分子識別素子を持たない点で異なる。
　実施例１及び２では、１つのＦＥＴバイオセンサにおいて、生体分子８１２の分子識別素子８２５への結合前後でのソース電位差を検出信号とした。一方で、実施例３では、反応槽８１０中に分子識別素子８２５が固定されたバイオＦＥＴ８２０と分子識別素子を持たない比較ＦＥＴ８４０とを共存させている。実施例３では、実施例１のようにＧＮＤ電位に対し負電位を有するプリチャージ電圧－Ｖｐをソース電極８２２に設定した後か、又は実施例２のようにソース電位に対して正電位を有するプリチャージ電位Ｖｐをドレイン電極８２３に設定した後、緩和過程におけるバイオＦＥＴ８２０のソース電位と比較ＦＥＴ８４０のソース電位との電位差を検出信号としている。
　実施例３に係るＦＥＴバイオセンサを用いた検出方法によると、比較ＦＥＴは製造プロセス上、使用するバイオＦＥＴ８２０と非常に隣接した位置に形成されるＦＥＴであり、比較ＦＥＴのトランジスタ特性は使用するバイオＦＥＴ８２０の特性と非常に近いため、ＦＥＴの何らかの製造バラツキによる影響を抑制することができる。また、環境変動による影響も抑制することができる。
　（実施例４）
　図９及び図１０を用いて、本発明の実施例４に係るＦＥＴバイオセンサアレイを説明する。図９は本発明で用いるＦＥＴバイオセンサの等価回路を示し、図１０は本発明の実施例４に係る２行２列のＦＥＴバイオセンサアレイの等価回路を示す。
　図１０には、反応槽１００１中に、第１乃至第４のＦＥＴバイオセンサ１０１０乃至１０４０を備えた２行２列のＦＥＴバイオセンサアレイ１０００が示されている。第１乃至第４のＦＥＴバイオセンサ１０１０乃至１０４０はそれぞれ、図９に示すＦＥＴバイオセンサの等価回路のソース端子に選択ＦＥＴを接続した構成を有し、共通参照電極１００２によってゲート電位Ｖｇが印加される。
　図１０に示されるように、第１の選択線１００３は第１及び第２のＦＥＴバイオセンサ１０１０及び１０２０の選択ＦＥＴのゲート端子に接続され、第２の選択線１００４は第３及び第４のＦＥＴバイオセンサ１０３０及び１０４０の選択ＦＥＴのゲート端子に接続されている。第１の検出ソース線１００５は第１及び第３のＦＥＴバイオセンサ１０１０及び１０３０の選択ＦＥＴのソース端子に接続され、第２の検出ソース線１００６は第２及び第４のＦＥＴバイオセンサ１０２０及び１０４０の選択ＦＥＴのソース端子に接続されている。第１乃至第４のＦＥＴバイオセンサ１０１０乃至１０４０のドレイン端子は、それぞれ共通ドレイン線１００７に接続されている。
　第１乃至第４のＦＥＴバイオセンサ１０１０乃至１０４０はそれぞれ第１及び第２の選択線１００３及び１００４並びに第１の検出ソース線１００５及び第２の検出ソース線１００６の組み合わせにより特定され、個別に検出信号を読み出すことができる。
　実施例４に係るＦＥＴバイオセンサアレイによると、ＦＥＴバイオセンサ毎に異なる生体分子を特異的に結合する異なる分子識別素子をそれぞれ形成することにより、複数のターゲット物質を検出することが可能となる。また、同一の分子識別素子を持つ場合は、ターゲット物質の２次元濃度分布を検出する事が可能となる。
　ここで、実施例４では、２行２列のＦＥＴバイオセンサアレイを示したが、ｍ行ｎ列のＦＥＴバイオセンサアレイ（ｍ、ｎはともに自然数）とすることができる。
　（実施例５）
　図１１は、本発明の実施例５に係るＦＥＴセンサを示す。図１１に示されるように、ゲート電位Ｖｇをドレイン電位とは別に独立設定するために、ドレイン電極２２３と参照電極２３０はそれぞれ異なる入力端子に接続されている。
　また、実施例１で上述した検出方法について実施例５に係るゲート電位を独立に設定する構成を適用する場合、リセット状態として、参照電極２３０、ソース電極２２２及びドレイン電極２２３に、ソース電極２２２とドレイン電極２２３との間に電流が発生しない電位設定をそれぞれ行なう。その後、プリチャージ状態として、例えば、ゲート電位ＶｇをＧＮＤに設定し、プリチャージ電圧－Ｖｐを電流が生じる閾値電圧－Ｖｔｈより小さく設定しつつその値を調整する（－Ｖｐ＜Ｖｇ≦－Ｖｔｈ）。それにより、必要に応じて緩和過程を調整することができる。
　実施例２で上述した検出方法について実施例５に係るゲート電位を独立に設定する構成を適用する場合、リセット状態として、参照電極２３０、ソース電極２２２及びドレイン電極２２３に、ソース電極２２２とドレイン電極２２３との間に電流が発生しない電位設定をそれぞれ行う。その後、プリチャージ状態として、例えば、ゲート電位Ｖｇを閾値電圧Ｖｔｈより大きくかつプリチャージ電圧Ｖｐ以下に設定しつつその値を調整する（Ｖｔｈ＜Ｖｇ≦Ｖｐ）。それにより、必要に応じて緩和過程を調整することができる。
　（実施例６）
　図１２は、本発明の実施例６に係るＦＥＴバイオセンサの構成を示す。図１２には、ボトムゲート電極１２２８が設けられたＦＥＴバイオセンサが示されている。図１２に示されるように、ボトムゲート型のバイオＦＥＴ１２２０は、ガラス基板１２２９と、ガラス基板１２２９上に設けられたボトムゲート電極１２２８と、ボトムゲート電極１２２８を覆うように形成されたゲート絶縁膜１２２１と、ソース電極・ドレイン電極１２２２及び１２２３と、ゲート絶縁膜１２２１の上に形成された半導体膜１２２４と、保護膜１２２６と、半導体膜１２２４上に形成されたエッチングストッパ絶縁膜１２２７と、エッチングストッパ絶縁膜１２２７上に固定化された分子識別素子１２２５と、半導体膜１２２４及びエッチングストッパ絶縁膜１２２７上に形成されたオーミックコンタクト層１２３１と、を備える。
　本実施例では、ボトムゲート電極１２２３が加える電位をゲート電位とし、参照電極１２３０に加える電位によりバックゲート効果を与える。この為、検出信号は分子識別素子１２２５へ結合するターゲット物質１２１２の電荷と状態に依存したバックゲート効果の増減として得られる。
　本実施例では、ボトムゲート型のバイオＦＥＴ１２２０の底面をガラス基板１２３０で構成しているため、ボトムゲート電極１２２８を透明材料で構成することで、基板裏面からターゲット物質１２１２の検出同時顕微鏡観察が可能となる。
　（実施例７）
　図１３Ａ及び図１３Ｂを用いて、本発明の実施例７に係るＦＥＴバイオセンサの構成を説明する。上記実施例１乃至５では、図１３Ａに示すように、分子識別素子はチャンネルの直上のゲート絶縁膜領域に限定されていた。本実施例では、図１３Ｂ及び例えば特許文献２に示すように、ＴＦＴのチャンネル直上に電極を形成し、さらに連続した引き出し電極を介し反応槽中のチャンネル領域とは異なる領域に拡張した電極上に分子識別素子形成領域を設けている。また、分子識別素子形成領域下部に設けられた電極に透明材料を用いることで、実施例６と同様に、基板裏面からターゲット物質の検出同時顕微鏡観察が可能となる。
　細胞などの生体分子の代謝や状態をＦＥＴバイオセンサで検出する場合、同時顕微鏡観察することも重要な要素となる。実施例７によれば、被検査流体の上部（基材側と反対側）から光を照射して基材の表面に着底した細胞の状態を倒立型顕微鏡等の光学観察機器を用いて観察することができる。そのため、上部から観察する場合に比べて、観察を高倍率に明瞭に行うことができる。
　（実施例８）
　本発明の実施例８に係るＦＥＴバイオセンサの構成を説明する。実施例８に係るＦＥＴバイオセンサは、ボトムゲート型のＦＥＴバイオセンサにおいて、実施例７と同様に、図１３Ｂに示すように、引き出し電極を用いてＴＦＴのゲート電極と分子識別素子形成領域の電極を接続し、分子識別素子形成領域の電極に透明材料を用いている。それにより、ガラス基板裏面からの顕微鏡観察が可能となる。
　（実施例９）
　図１４を用いて、本発明の実施例９に係るＦＥＴバイオセンサの構成を説明する。図１４に示すように、実施例９に係るＦＥＴバイオセンサでは、参照電極１４３０とドレイン電極１４２３が短絡されており、ボトムゲート電極１４２８には独立に可変電圧源が接続されている。ボトムゲート電極１４２８に加える電圧によって、ＦＥＴバイオセンサにバックゲート効果を与えることで、必要に応じて検出時の緩和過程を調整することができる。
　実施例９に係るＦＥＴバイオセンサにおいても、実施例６に係るＦＥＴバイオセンサと同様に、ボトムゲート型のバイオＦＥＴ１４２０の底面をガラス基板１４３０で構成しているため、ボトムゲート電極１４２８を透明材料で構成することで、基板裏面からの顕微鏡観察が可能となる。
　（実施例１０）
　図１５を用いて、本発明の実施例１０に係るＦＥＴバイオセンサの構成を説明する。図１５に示すように、実施例１０に係るＦＥＴバイオセンサでは、参照電極１５３０とドレイン電極１５２３とが分離されており、参照電極１５３０、ドレイン電極１５２３及びボトムゲート電極１５２８にはそれぞれ独立に可変電圧源が接続されている。
　実施例１０に係るＦＥＴバイオセンサにおいても、実施例６に係るＦＥＴバイオセンサと同様に、ボトムゲート型のバイオＦＥＴ１５２０の底面をガラス基板１５３０で構成しているため、ボトムゲート電極１５２８を透明材料で構成することで、基板裏面からの顕微鏡観察が可能となる。
　（実施例１１）
　図１６を用いて、本発明の実施例１１に係るＦＥＴバイオセンサの構成を説明する。図１６に示されるように、実施例１１に係るＦＥＴバイオセンサ１６００では、ゲート絶縁膜１６２４上にゲート電極１６２５が形成されており、ゲート電極１６２５の表面上に電子メディエータ１６２６が形成されている。使用するゲート電極は図１３Ｂに示す拡張ゲートでも良い。反応槽１６１０には、ターゲット物質１６１２、酸化物質１６２７、還元物質１６２８及び酵素１６３１を含む試料溶液１６１１が注入されている。本実施例１１では、ゲート電極１６２５としては金電極を用い、電子メディエータ１６２６としてはフェロセン及びフェロセン誘導体を用い、酸化物質１６２７としてはフェリシアン化イオン［Ｆｅ（ＣＮ）６］３－を用い、還元物質１６２８としてはフェロシアン化イオン［Ｆｅ（ＣＮ）６］４－を用い、酵素１６３１としては、ヘキソナーゼ及びジアホラーゼを用いることができるが、これらに限定されない。
　上記実施例ではターゲット物質と特異的に結合する分子識別素子を用いた例を示したが、本実施例１１では、分子識別素子として電子メディエータを用い、酸化還元反応により電子メディエータで生じた酸化還元電位を利用することによりターゲット物質を検出している。
　図１７に、本実施例１１に係るＦＥＴバイオセンサの具体例を示す。図１７に示すＦＥＴバイオセンサでは、酵素反応系を用いており、グルコース等のターゲット物質１６１２が含まれる試料溶液中の酸化還元反応によって生じた酸化還元電位によりゲート電極１６２５における電位が変化し、それにより生じたドレイン電流Ｉｄを用いてターゲット物質１６１２を検出することができる。
　本実施例１１では、検出状態として、ターゲット物質１６１２が酵素１６３１を介した特異的反応により電子メディエータ１６２６に特異的に酸化還元反応した反応状態とターゲット物質１６１２が電子メディエータ１６２６に酸化還元反応していない非反応状態とのそれぞれについて、ソース電位の緩和過程におけるソース電位を所定の検出タイミングでそれぞれ測定して、反応状態と非反応状態とのソース電位の差から検出電圧ΔＶを算出する。上記実施例と同様に、検出電圧ΔＶを検出信号として用いることにより、ターゲット物質１６１２を検出することが可能となる。
　例えば、図１８に示すようなＨＫ・Ｇ－６－ＰＤＨ法（除蛋白・酵素法）によるグルコース測定の例では、ヘキソナーゼとグルコースの特異的反応の結果生ずるＮＡＤＨとジアホラーゼとの脱水素反応の結果生じたフェロシアン化物イオンとフェリシアン化物イオンとの濃度変化を、フェロセンで生じた酸化還元電位として検出することができる。フェロセンで生じた酸化還元電位により反応状態と非反応状態とのソース電位の差から検出電圧ΔＶを算出することができる。
　本実施例１１のように電子メディエータを用いてＦＥＴバイオセンサを構成することにより、酸化還元電位は試料溶液のｐＨに依存しないため、安定性が高く感度が大きいバイオセンサを実現することができる。また、本実施例に係るＦＥＴバイオセンサは、グルコース、コレステロール、ＤＮＡ配列の検出など幅広い応用が可能であるため汎用性が高く、再利用可能であるという利点を有する。
　以上、本発明に係る各実施例を説明したが、ＦＥＴバイオセンサを構成するトランジスタは、特定の半導体に限定されるものではなく、結晶シリコンでも化合物半導体でもよく、薄膜トランジスタとして、アモルファスシリコン、多結晶シリコン、酸化物半導体でもよい。
　上記実施例１では、ドレイン電位に対して負電位を有するプリチャージ電圧をソース電極に設定する方法を例示し、上記実施例２では、ソース電位に対して正電位を有するプリチャージ電圧をドレイン電極に設定する方法を例示した。しかし、ＦＥＴバイオセンサの参照電極、ソース電極及びドレイン電極の電位設定によりソース電極に対して参照電極を正電位に設定するものであれば、上記実施例１又は２の方法に限定されるものではない。
　ここで、上記実施例では、ゲート電位によって誘起されるチャンネルのタイプをｎ型として例示しているが、ＦＥＴバイオセンサはｎ型チャンネルを有するものに限定されるものではなくｐ型チャンネルを有するものでもよい。この場合、実施例１のステップ５０２のプリチャージ状態では、正電位を有するプリチャージ電圧Ｖｐをソース電極に設定し、それによりソース電極に対し参照電極に負の電位を生じさせればよい。同様に、実施例２のステップ７０２のプリチャージ状態では、ソース電位に対して負電位を有するプリチャージ電圧－Ｖｐをドレイン電極に設定し、それによりソース電極に対し参照電極に負の電位を生じさせればよい。このように、プリチャージ状態では、ＦＥＴバイオセンサの参照電極、ソース電極及びドレイン電極について、ソース電極及びドレイン電極間に電流が流れるように電位をそれぞれ設定すればよい。具体的には、ソース電極及びドレイン電極間に電位差を設定し、参照電極にはソース電極及びドレイン電極間の電位の範囲内で、ソース電極及びドレイン電極間に電流が生じるようにＦＥＴバイオセンサの閾値電圧よりも大きい電位を設定する。プリチャージ状態の設定により、ソース電極及びドレイン電極の内、チャンネルにキャリア供給を行なう電極がソース電極、他の一方がドレイン電極として属性が確定する。
　ここで、上記実施例では、緩和過程での電圧検出のタイミングが１回だけである例を示したが、複数の異なる検出タイミング（例えば任意の異なる二点）で緩和過程のソース電圧を検出することもできる。それにより、検出タイミングが１回であるときと比較して検出精度を向上させることができるとともに、結合状態の閾値電圧Ｖｔｈ及び半導体の移動度の測定も可能となる。特に、半導体の移動度は生体分子の結合によっては変化せず製造上の素子のバラツキによって生じるため、実施例４に示すようなＦＥＴバイオセンサの場合に移動度の差を補正に用いることにより素子のバラツキの改善を図ることができる。
　また、上記実施例では、ゲート絶縁膜上に分子識別素子を形成してターゲット物質を検出するように構成した。しかし、細胞活性やＤＮＡ伸張反応をモニタリングする用途においてプロトン検出を行なう場合は、ゲート絶縁膜自体（例えば表面に－ＯＨ基を有するＳｉＮ）を分子識別のために用いてターゲット物質を検出するように構成してもよい。
　バイオセンサ　１００
　信号変換素子　１０１
　分子識別素子　１０２
　ターゲット物質　１０３
　ＦＥＴバイオセンサ　２００、８００、１６００
　反応槽　２１０、８１０、１２１０、１４１０、１５１０、１６１０
　試料溶液　２１１、８１１、１２１１、１４１１、１５１１、１６１１
　生体分子　２１２、８１２、１２１２、１４１２、１５１２
　バイオＦＥＴ　２２０、８２０、１２２０、１４２０、１５２０，１６２０
　半導体　２２１、８２１、１６２１
　ソース電極　２２２、８２２、１２２２、１４２２、１５２２、１６２２
　ドレイン電極　２２３、８２３、１２２３、１４２３、１５２３、１６２３
　ゲート絶縁膜　２２４、８２４、１２２１、１４２１、１５２１、１６２４
　分子識別素子　２２５、８２５、１２２５、１４２５、１５２５
　保護膜　２２６、８２６、１２２６、１４２６、１５２６、１６２６
　参照電極　２３０、８３０、１２３０、１４３０、１５３０、１６３０
　比較ＦＥＴ　８４０
　半導体膜　１２２４、１４２４、１５２４
　エッチングストッパ絶縁膜　１２２７、１４２７、１５２７
　ボトムゲート電極　１２２８、１４２８、１５２８
　ガラス基板　１２２９、１４２９、１５２９
　オーミックコンタクト層　１２３１、１４３１、１５３１
　ゲート電極　１６２５
　電子メディエータ　１６２６
　酸化物質　１６２７
　還元物質　１６２８
　酵素　１６３１

Claims (12)

  1. 　ＦＥＴバイオセンサを用いてターゲット物質を検出する方法であって、前記ＦＥＴバイオセンサは、前記ターゲット物質と特異的に化学反応する分子識別部を含み、前記方法は、
    　処理装置が、前記ＦＥＴバイオセンサの参照電極、ソース電極及びドレイン電極の各々について、前記ソース電極及び前記ドレイン電極間に電流が生じない電位を設定するステップと、
    　前記処理装置が、前記ソース電極と前記ドレイン電極に、前記ソース電極及び前記ドレイン電極間に電流が生じる電位を設定するステップと、
    　前記処理装置が、前記ソース電極の端子をハイインピーダンスに設定するステップと、
    　前記処理装置が、前記ハイインピーダンス設定後におけるソース電位が前記ＦＥＴバイオセンサの閾値電圧に向かって上昇する緩和過程において、所定の検出タイミングでソース電位を測定するステップと、
    　前記処理装置が、前記ターゲット物質が前記分子識別部に特異的に化学反応した反応状態で測定されたソース電位と前記ターゲット物質が前記分子識別部に特異的に化学反応していない非反応状態で測定されたソース電位との差から検出電圧を算出するステップと、
    　前記処理装置が、前記検出電圧を検出信号として前記ターゲット物質の検出に使用するステップと
    　を備えたことを特徴とする方法。
  2. 　前記電流が生じない電位を設定するステップは、前記ソース電極及び前記ドレイン電極にＧＮＤ電位を設定するステップであることを特徴とする請求項１に記載の方法。
  3. 　前記電流が生じる電位を設定するステップは、前記ＦＥＴバイオセンサがｎ型チャンネルを有する場合は前記ソース電極側にゲート電位に対し負電位を有するプリチャージ電圧を設定し、前記ＦＥＴバイオセンサがｐ型チャンネルを有する場合は前記ソース電極側にゲート電位に対し正電位を有するプリチャージ電圧を設定するステップであることを特徴とする請求項１又は２に記載の方法。
  4. 　前記電流が生じる電位を設定するステップは、前記ＦＥＴバイオセンサがｎ型チャンネルを有する場合は前記ドレイン電極側にソース電位に対して正電位を有する電位を設定し、前記ＦＥＴバイオセンサがｐ型チャンネルを有する場合は前記ソース電極側にドレイン電位に対して負電位を有する電位を設定するステップであることを特徴とする請求項１又は２に記載の方法。
  5. 　前記所定の検出タイミングは、複数の異なる検出タイミングであることを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の方法。
  6. 　前記ドレイン電極と前記参照電極は、短絡しているか、またはそれぞれ異なる入力端子に接続されていることを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載の方法。
  7. 　前記ＦＥＴバイオセンサは、前記ＦＥＴバイオセンサの反応槽中に、前記分子識別部を有するバイオＦＥＴと分子識別部を有さない比較ＦＥＴとが設けられており、
    　前記反応状態で測定されたソース電位は、前記緩和過程において前記分子識別部を有するバイオＦＥＴによって測定されたソース電位であり、
    　前記非反応状態で測定されたソース電位は、前記緩和過程において前記比較ＦＥＴによって測定されたソース電位であることを特徴とする請求項１乃至６のいずれかに記載の方法。
  8. 　前記ＦＥＴバイオセンサは、ボトムゲート電極をさらに備えたことを特徴とする請求項１乃至７のいずれかに記載の方法。
  9. 　前記ＦＥＴバイオセンサの底面は、ガラス基板で構成されており、前記ＦＥＴバイオセンサの前記ボトムゲート電極は、前記ガラス基板上に設けられ、透明材料で構成されていることを特徴とする請求項８に記載の方法。
  10. 　前記ＦＥＴバイオセンサの底面には、ガラス基板上において、前記ＦＥＴバイオセンサのチャンネル領域に設けられた薄膜トランジスタと、前記チャンネル領域とは異なる領域に設けられた分子識別部形成領域とが形成されており、前記分子識別部形成領域では、電極上に前記分子識別部が形成されており、該電極より引き出された電極は前記薄膜トランジスタのチャンネル領域上まで延長されていることを特徴とする請求項１乃至９のいずれかに記載の方法。
  11. 　前記ＦＥＴバイオセンサは、複数のＦＥＴバイオセンサから構成されたＦＥＴバイオセンサアレイであることを特徴とする請求項１乃至１０のいずれかに記載の方法。
  12. 　前記分子識別部は、電子メディエータであることを特徴とする請求項１に記載の方法。
PCT/JP2016/000008 2015-01-05 2016-01-04 Ｆｅｔバイオセンサを用いてターゲット物質を検出する方法 WO2016111237A1 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015-000523 2015-01-05
JP2015000523 2015-01-05

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2016111237A1 true WO2016111237A1 (ja) 2016-07-14

Family

ID=56355930

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2016/000008 WO2016111237A1 (ja) 2015-01-05 2016-01-04 Ｆｅｔバイオセンサを用いてターゲット物質を検出する方法

Country Status (1)

Country Link
WO (1) WO2016111237A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018079314A1 (ja) * 2016-10-24 2018-05-03 東レ株式会社 半導体センサおよびその製造方法、ならびに複合センサ

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS62232556A (ja) * 1986-04-01 1987-10-13 Kuraray Co Ltd 免疫センサ及びその製造方法
JP2011220803A (ja) * 2010-04-08 2011-11-04 Mitsumi Electric Co Ltd 電界効果トランジスタ素子を具備するバイオセンサ
JP2013092480A (ja) * 2011-10-26 2013-05-16 Dainippon Printing Co Ltd バイオセンサ測定装置及びその測定方法

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS62232556A (ja) * 1986-04-01 1987-10-13 Kuraray Co Ltd 免疫センサ及びその製造方法
JP2011220803A (ja) * 2010-04-08 2011-11-04 Mitsumi Electric Co Ltd 電界効果トランジスタ素子を具備するバイオセンサ
JP2013092480A (ja) * 2011-10-26 2013-05-16 Dainippon Printing Co Ltd バイオセンサ測定装置及びその測定方法

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018079314A1 (ja) * 2016-10-24 2018-05-03 東レ株式会社 半導体センサおよびその製造方法、ならびに複合センサ
JPWO2018079314A1 (ja) * 2016-10-24 2019-09-12 東レ株式会社 半導体センサおよびその製造方法、ならびに複合センサ
JP7124317B2 (ja) 2016-10-24 2022-08-24 東レ株式会社 半導体センサおよび複合センサ

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Macchia et al. About the amplification factors in organic bioelectronic sensors
Estrela et al. Field effect detection of biomolecular interactions
JP3874772B2 (ja) 生体関連物質測定装置及び測定方法
CN110337586B (zh) 用于检测至少一种流体样品中的至少一种分析物的分析物检测器
JP4195859B2 (ja) 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
US9064965B2 (en) Zinc oxide-based thin film transistor biosensors with high sensitivity and selectivity
JP4081477B2 (ja) 生体分子検出装置及びそれを用いた生体分子検出方法
US20110165557A1 (en) Apparatus and method for detecting biomolecules
Zörgiebel et al. Schottky barrier-based silicon nanowire pH sensor with live sensitivity control
JP4731544B2 (ja) 生体分子検出装置及びそれを用いた生体分子検出方法
Yin et al. Glucose ENFET doped with MnO2 powder
GB2406175A (en) Detection of molecular interactions using field effect transistors (FETs)
JP2007139762A (ja) バイオセンサー、その製造方法及びそれを利用した生体分子の検出方法
Poghossian Method of fabrication of ISFET-based biosensors on an Si–SiO2–Si structure
Estrela et al. Chemical and biological sensors using polycrystalline silicon TFTs
US10481126B2 (en) Electrolyte-gated transistors for detection of molecules
Chang et al. CMOS ion sensitive field effect transistors for highly sensitive detection of DNA hybridization
Zhan et al. Molecular detection by liquid gated Hall effect measurements of graphene
Firek et al. ISFET structures with chemically modified membrane for bovine serum albumin detection
Lee et al. CMOS biosensors for the detection of DNA hybridization in high ionic-strength solutions
JP2015210233A (ja) 超並列的生体分子検出方法および装置
Nakazato Potentiometric, amperometric, and impedimetric CMOS biosensor array
WO2016111237A1 (ja) Ｆｅｔバイオセンサを用いてターゲット物質を検出する方法
Khanna et al. Design and development of a novel high-transconductance pH-ISFET (ion-sensitive field-effect transistor)-based glucose biosensor
Schöning et al. A novel silicon-based sensor array with capacitive EIS structures

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 16734979

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: JP

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 16734979

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1