WO2022054129A1 - センサ - Google Patents

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克彦 西口
仁一郎 登坂
健作 知田
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日本電信電話株式会社
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    • H01L29/66—Types of semiconductor device ; Multistep manufacturing processes therefor
    • H01L29/68—Types of semiconductor device ; Multistep manufacturing processes therefor controllable by only the electric current supplied, or only the electric potential applied, to an electrode which does not carry the current to be rectified, amplified or switched
    • H01L29/76—Unipolar devices, e.g. field effect transistors
    • H01L29/772—Field effect transistors
    • H01L29/78—Field effect transistors with field effect produced by an insulated gate
    • H01L29/786—Thin film transistors, i.e. transistors with a channel being at least partly a thin film

Definitions

  • the present invention relates to a sensor using an ion-sensitive field effect transistor.
  • a charge sensor using an ion-sensitive field effect transistor is an excellent sensor with features such as integration, miniaturization, and high-speed detection. Further, since the miniaturization of ISFET makes it possible to increase the sensitivity of charge detection, for example, not only “detection” of a single molecule or DNA but also microscopic "analysis" can be expected.
  • Non-Patent Document 1 Non-Patent Document 1
  • Non-Patent Document 1 a single carbon dioxide molecule is detected, but it can be realized only in a test environment in which only carbon dioxide is present, and in reality, water, oxygen, nitrogen, etc. are present together with carbon dioxide. It is difficult to detect carbon dioxide in the environment.
  • the electric double layer 53 is a bottleneck when detecting a substance in the liquid using the ISFET 54. For the same reason, even if a completely different charged substance such as dust adheres to the ISFET 54, the substance to be detected cannot be identified.
  • the senor according to the present invention is sequentially composed of a direct transition type semiconductor, and has a first conductor layer, a non-conductor layer, and a second conductor layer that generate electromagnetic waves. And a third electrode, the first electrode on a part of the first surface of the first conductor layer opposite to the non-conductor layer side, and the other part of the first surface. A second electrode is provided.
  • FIG. 1 is a schematic cross-sectional view of the sensor according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the operation of the sensor according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the characteristics of the sensor according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a top view of the sensor according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 5A is a top view of the sensor according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 5B is a VB-VB'cross-sectional view of the sensor according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a VB-VB'cross-sectional view of the sensor according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a schematic cross-sectional view of the sensor according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the operation of the sensor according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the characteristics of
  • FIG. 7 is a cross-sectional view of the sensor according to the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a top view of the sensor according to the fourth embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a top view of the sensor according to the fourth embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining DNA detection using a conventional charge sensor.
  • the sensor 10 includes a first conductor layer 11, a non-conductor layer 12, and a second conductor layer 13 in this order.
  • the first electrode 14 is provided on a part of the surface of the first conductor layer 11 (the surface opposite to the non-conductor layer 12 side)
  • the second electrode 15 is provided on the other part, and the back surface of the second conductor layer 13 (the surface opposite to the non-conductor layer 12 side).
  • a third electrode 16 is provided on the surface opposite to the non-conductor layer 12 side).
  • the first conductor layer 11, the first electrode 14, and the second electrode 15 have the same configuration as the ISFET.
  • the first conductor layer 11 When a semiconductor, for example, a p-type semiconductor having holes as carriers, is used for the first conductor layer 11, when gas molecules are adsorbed on the surface thereof, the resistance of the first conductor layer 11 due to polarization or charge transfer of the gas molecules. Can be detected because gas molecules change.
  • either one of the first electrode 14 and the second electrode 15 of the sensor 10 is connected to a positive or negative voltage, and the other is connected to the ground.
  • the adsorbed gas molecules 1 are irradiated with an electromagnetic wave (light) 3 from the first conductor layer 11.
  • an electromagnetic wave (light) 3 When a substance (gas molecule 1) is irradiated with an electromagnetic wave (light) 3, when the energy of vibration or rotation of the molecules constituting the substance (gas molecule 1) matches the energy of the electromagnetic wave (light) 3, the light energy becomes the substance. Is absorbed by. Since molecular vibration and the like are characteristics peculiar to a substance (gas molecule 1), it is possible to identify the substance (gas molecule 1) by monitoring the absorption spectrum of light energy.
  • This electromagnetic wave 3 is generated by the configuration of the first conductor layer 11, the non-conductor layer 12, and the second conductor layer 13 (Patent 6483629). As shown in FIG. 2, when the electrons 4 are tunnel-injected from the conduction band of the second conductor layer 13 into the conduction band of the first conductor layer 11, the electrons 4 injected into the conduction band of the first conductor layer 11 are discharged. , The holes 5 in the valence band of the first conductor layer 11 are recombined, and the electromagnetic wave 3 reflecting the energy band structure of the first conductor layer 11 is generated.
  • a voltage is applied between the third electrode 16 and either the first electrode 14 or the second electrode 15 connected to the ground, and the electrons 4 are transferred from the second conductor layer 13 to the second electrode. 1 It is injected into the conductor layer 11 and an electromagnetic wave 3 is generated.
  • the gas molecule 1 When the gas molecule 1 is irradiated with an electromagnetic wave 3 having a wavelength absorbed by the gas molecule to be detected (gas molecule 1 in FIG. 1), the gas molecule 1 obtains energy from the electromagnetic wave 3 and the surface of the first conductor layer 11 is formed. Desorption and adsorption are repeated at random.
  • the electromagnetic wave 3 when the electromagnetic wave 3 is not irradiated and the gas molecule 1 is irradiated with the electromagnetic wave 3 in a state where desorption and adsorption are randomly repeated at a very slow rate on the surface of the first conductor layer 11, the speed is high. Desorption and adsorption are repeated at a high speed. In other words, the irradiation of the electromagnetic wave 3 increases the rate of desorption / adsorption of the gas molecule 1 on the surface of the first conductor layer 11.
  • the current of the ISFET in the sensor 10 is modulated to reflect the desorption / adsorption of this gas molecule.
  • the frequency characteristic of this ISFET current is observed with a spectrum analyzer or the like, the Lorentz type spectrum shown in FIG. 3 can be obtained.
  • the power of the spectrum on the vertical axis corresponds to the current of the ISFET.
  • the cutoff frequency (frequency at which the power decreases) 6 of this spectrum depends on the rate of desorption / adsorption of gas molecules.
  • the cutoff frequency 6 is observed on the high frequency side as the rate of desorption / adsorption of gas molecules increases.
  • gas molecules repeatedly desorb and adsorb at random speeds, but there is a limit to the speed, and gas molecules do not desorb and adsorb above a certain speed.
  • the current of the ISFET is not modulated at a certain speed, in other words, the frequency, and the cutoff frequency 6 is observed.
  • the gas molecule 1 can be identified and detected by the presence or absence of the Lorentz type spectrum. As shown in FIG. 1, the gas molecule 1 is repeatedly desorbed and adsorbed by the electromagnetic wave 3. On the other hand, the gas molecule 2 does not absorb the energy of the electromagnetic wave 3 and does not desorb or adsorb it. Therefore, only the gas molecule 1 can be identified and detected.
  • oxygen molecules when oxygen and carbon dioxide are mixed and irradiated with an electromagnetic wave having a wavelength of 600 nm to 700 nm, oxygen molecules absorb the energy of the electromagnetic wave and desorb and adsorb it, and the carbon dioxide molecule does not absorb the energy of the electromagnetic wave. Does not desorb or adsorb. As a result, only oxygen molecules can be identified and detected.
  • gases other than oxygen for example, carbon dioxide can be identified and detected using electromagnetic waves of 4200 nm to 4300 nm, carbon monoxide of 4500 nm to 4700 nm, and ammonia of 2800 nm to 2900 nm.
  • the mode of change in the cutoff frequency 6 different for each gas type is observed.
  • the cutoff frequency 6 corresponding to the desorption / adsorption of the gas molecule 1 is small.
  • the energy of electromagnetic wave 3 absorbed by DNA differs depending on the length and composition of DNA. Therefore, the specific DNA can be detected by irradiating the electromagnetic wave 3 having the energy absorbed only by the specific DNA.
  • one end of the DNA is adsorbed on the surface of the sensor 10, and the other end is not adsorbed and moves in a thermal equilibrium state in the liquid.
  • this DNA is irradiated with the electromagnetic wave 3
  • the DNA absorbs the energy of the electromagnetic wave 3 and moves thermally in a non-equilibrium state.
  • the amount of charge in the electric double layer also changes. Therefore, a Lorentz-type spectrum appears in the frequency characteristics of the current of the ISFET, and it becomes possible to discriminate and detect DNA as well as discriminate and detect gas molecules.
  • the concentration of the substance to be detected can be evaluated by the intensity of the Lorentz type spectrum acquired by using the sensor 10 according to the present embodiment.
  • the concentration of the substance to be detected can be evaluated by referring to the data such as the concentration dependence of the spectral intensity in the substance to be detected acquired in advance.
  • the charge detection sensitivity can be improved by thinning the first conductor layer 11.
  • the layer thickness of the first conductor layer 11 can be 0.3 nm to 10 nm, preferably 0.3 nm to several nm.
  • the length of the first conductor layer 11 between the first electrode 14 and the second electrode 15 is set to be equal to or more than the reciprocal of the linear density of the substance to be detected. By doing so, the detection sensitivity can be improved. For example, when detecting a 1 ppm trace gas existing in the atmosphere, it is desirable that the length of the first conductor layer 11 is about several ⁇ m.
  • the detection sensitivity can be improved by setting the width of the first conductor layer 11 to about the distance that the electric charge caused by the substance to be detected exerts on the first conductor layer 11. For example, in the case of a single charge amount, it is desirable to set it to about several tens of nm.
  • the layer thickness of the non-conductor layer 12 is preferably such that the electric charge can be tunneled, and it is desirable that the thickness is about 2 to 4 nm in order to obtain a sufficient tunnel current.
  • a semiconductor having a direct transition type energy bandgap equivalent to the electromagnetic wave 3 energy that can be absorbed by the detected substance can be used.
  • graphene which is a direct transition type semiconductor, can adjust the band gap according to the width of several nm to several tens of nm. Therefore, if the width is controlled according to the substance to be detected, the substance can be identified and detected. Further, if the layer thickness is about a single atomic layer (3 angstroms), it has good detection sensitivity as described above.
  • the first electrode 14 and the second electrode 15 are preferably metals having low resistance, and those capable of forming ohmic contact with the first conductor layer 11 are desirable. In the present embodiment, when observing the frequency characteristics as described above, the series resistance (resistance between the first electrode 14 and the second electrode 15 and the first conductor layer 11) can be ignored.
  • a semiconductor or metal is used for the second conductor layer 13.
  • the electric charge is injected from the second conductor layer 13 into the first conductor layer 11, the electric charge and the majority electric charge of the first conductor layer 11 need to have different polarities.
  • the second conductor layer 13 is a p-type semiconductor.
  • the second conductor layer 13 is an n-type semiconductor.
  • the second conductor layer 13 may be an n-type semiconductor or a p-type semiconductor.
  • the second conductor layer 13 may be an intrinsic semiconductor.
  • the non-conductive layer 12 may be a titanium oxide film, a silicon nitride film, or the like in addition to the silicon oxide film, and a material having high dielectric strength is desirable.
  • graphene can be used for the first conductor layer 11
  • silicon oxide can be used for the non-conductor layer 12
  • silicon can be used for the second conductor layer 13.
  • the sensor 20 according to the present embodiment is the same as the sensor 10 according to the first embodiment, that is, the first conductor layer 21, the non-conductor layer 22, the second conductor layer 23, and the first electrode. 24, a second electrode 25, and a third electrode 26 are provided, and an adsorption layer 271 is further provided on a part of the surface of the first conductor layer 21 (the surface opposite to the non-conductor layer 22 side).
  • the substance to be detected is limited to a substance that can be adsorbed on the first conductor layer 21, particularly a biomaterial such as DNA.
  • the sensor according to the present embodiment is provided with an adsorption layer 271 on the surface of the first conductor layer 21, as shown in FIGS. 5A and 5B, in order to relax the limitation of the substance to be detected.
  • the adsorption layer 271 is a conductor having a thiol group on the surface of a metal such as gold, and can adsorb a biomaterial such as DNA via the thiol group.
  • the selectivity of the substance to be detected is improved and the substance is efficiently used. Can be detected. Further, by using a conductor for the adsorption layer 271, charge information is spread over the entire adsorption layer 271, and efficient charge detection becomes possible.
  • the adsorption layer 271 may be formed in a part of the first conductor layer 21 other than the first electrode 24 and the second electrode 25, or may be formed in the entire area.
  • the thickness of the adsorption layer 271 is preferably as thin as possible to transmit electromagnetic waves, and is preferably about several nm.
  • a metal such as gold having a thiol group is used for the adsorption layer 271
  • a conductive RNA or an antibody may be used for the adsorption layer 271. If a conductive RNA or an antibody is used for the adsorption layer 271, the selectivity of the substance to be detected is further improved.
  • a non-conductive material can be used for the adsorption layer 272.
  • a material having high adsorptivity of the substance to be detected may be selected, and the options are expanded compared to the conductive material.
  • non-conductive RNAs, DNAs, antibodies, enzymes and the like are examples of non-conductive RNAs, DNAs, antibodies, enzymes and the like.
  • the first conductor layer 21 when a biomaterial or the like in a liquid such as DNA is detected, when the first conductor layer 21 has low resistance to liquids such as alkali and acid, a non-conductive material having high resistance to these liquids is adsorbed on the adsorption layer 272. When used in, the first conductor layer 21 can be protected. In addition, it is possible to suppress the attenuation of the electromagnetic wave and irradiate the detected substance with the electromagnetic wave.
  • a different non-conductive material may be further provided on the surface of the non-conductive material of the adsorption layer 272.
  • the sensor 30 according to the present embodiment is the same as the sensor 20 according to the second embodiment, that is, the first conductor layer 31, the non-conductor layer 32, the third conductor layer 33, and the first electrode. 34, a second electrode 35, a third electrode 36, and an adsorption layer 37 are provided. Further, as shown in FIG. 7, a protective layer 38 is provided between the first conductor layer 31 and the adsorption layer 37.
  • the adsorption layer 37 is a conductor.
  • the protective layer 38 has high resistance to liquids such as alkalis and acids containing substances to be detected such as DNA.
  • liquids such as alkalis and acids containing substances to be detected
  • non-conductive RNA, DNA, antibodies, enzymes and the like can be used.
  • a silicon oxide film, a silicon nitride film, or the like can be used depending on the liquid (acid, alkali) containing the substance to be detected.
  • charge information is spread over the entire adsorption layer 37, efficient charge detection is possible, and the protective layer 38 can protect the first conductor layer 31.
  • the sensor 40 according to the present embodiment is the same as the sensor 10 according to the first embodiment, that is, the first conductor layer 41, the non-conductor layer 42, the second conductor layer 43, and the first electrode. 44, a second electrode 45, and a third electrode 46 are provided. Further, as shown in the top view of FIG. 8, the graphene of the first conductor layer 41 has an opening 491.
  • the first conductor layer (graphene) 41 beside the opening 491 has a predetermined width.
  • the width of the first conductor layer (graphene) 41 beside the opening 491 is several nm to several tens of nm.
  • the energy bandgap of graphene changes by changing the width from several nm to several tens of nm, the energy (wavelength) of the generated electromagnetic wave changes.
  • electromagnetic waves having different energies are generated by forming an opening 491 in the graphene of the first conductor layer 41 to form graphene having different widths. be able to.
  • the sensor 40 when a plurality of substances to be detected (gas molecules, biomaterials, etc.) absorb electromagnetic waves of different energies, one sensor generates electromagnetic waves of multiple wavelengths at one time. Therefore, it is possible to collectively identify and detect a plurality of substances to be detected.
  • substances to be detected gas molecules, biomaterials, etc.
  • the width of the graphene changes continuously, so that electromagnetic waves having more wavelengths can be generated, and a plurality of electromagnetic waves can be generated.
  • the substances to be detected can be collectively identified and detected.
  • the adsorption layer may be provided on a part of the surface of the first conductor layer 41 (the surface opposite to the non-conductor layer side). In this case, the same effect as that of the second embodiment is obtained.
  • a protective layer may be provided between the first conductor layer 41 and the adsorption layer. In this case, the same effect as that of the third embodiment is obtained.
  • the number of openings may be singular or three or more.
  • the shape of the opening may be a shape other than a rectangle or a circle.
  • an example of using a p-type semiconductor for the first conductor layer is shown, but the present invention is not limited to this.
  • An n-type semiconductor may be used for the first conductor layer, or an intrinsic semiconductor may be used.
  • the present invention can be applied to the environmental field, biomedical field, etc. as a sensor for detecting biomaterials such as gas and DNA.

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Abstract

本発明のセンサ（１０）は、順に、直接遷移型半導体から構成され、電磁波を発生する第１導電体層（１１）と、非導電体層（１２）と、第２導電体層（１３）と、第３電極（１６）とを備え、第１導電体層（１１）の、非導電体層（１２）側と反対の第１の面の一部に第１電極（１４）と、第１の面の他の一部に第２電極（１５）とを備える。　これにより、本発明は、物質を識別して検出するセンサを提供できる。

Description

センサ
　本発明は、イオン感応型電界効果トランジスタを用いたセンサに関する。
　イオン感応型電界効果トランジスタ（ＩＳＦＥＴ）を利用した電荷センサは、集積性や小型化、高速検出と言った特徴を有する優れたセンサである。また、ＩＳＦＥＴの微細化によって電荷検出の高感度化も可能となるので、例えば、単一の分子やＤＮＡの「検出」だけでなく、ミクロスコピックな「分析」も期待できる。
　このように、応用面だけでなく学術的な観点でも重要な知見が得られることから、様々な方法で微細化によるＩＳＦＥＴの感度向上が試みられている。その一例として、グラフェンなどといったナノスケール構造のトランジスタを利用したＩＳＦＥＴセンサを用いて、少数のＤＮＡや低濃度のガスを検出することが可能となっている（非特許文献１）
J. Sun他、Sience Advances, vol.2 (2016) p.e1501518.
　しかしながら、電荷を検出するＩＳＦＥＴは、検出する物質を識別することが困難である。これは、物質を電荷量で識別することが実質的に不可能であることに起因する。例えば、非特許文献１では、単一の二酸化炭素分子を検出しているが、二酸化炭素のみが存在する試験的な環境でのみ実現でき、二酸化炭素とともに水や酸素、窒素などが存在する実際の環境では二酸化炭素を検出することは困難である。
　また、液中でＤＮＡを検出する場合、電気二重層の影響のためＩＳＦＥＴ表面から数ｎｍ離れた電荷しか検出できない。そのため、ＤＮＡ表面の電荷（リン酸を起因とする負の電荷）密度がＤＮＡごとに異なっていても、電気二重層内の電荷量が変わらなければ、ＤＮＡを識別することは困難である。
　例えば、図１０に示すように、ＤＮＡ５１とＤＮＡ５２との電荷量を比較すると、ＤＮＡ全体の電荷量が異なっていても、電気二重層５３での電荷量はほぼ同等であるため、ＤＮＡ５１とＤＮＡ５２とを電荷量で識別することは困難である。
　このように、電気二重層５３は、液中でＩＳＦＥＴ５４を用いて物質を検出する際のボトルネックとなっている。同様の理由により、ＩＳＦＥＴ５４に、ゴミなど全く異なる帯電物質が付着した場合も検出する物質を識別することができない。
　このように、ＩＳＦＥＴを利用する電荷センサは、検出する物質を識別することが困難であり、利用できる用途が限られてきた。
　上述したような課題を解決するために、本発明に係るセンサは、順に、直接遷移型半導体から構成され、電磁波を発生する第１導電体層と、非導電体層と、第２導電体層と、第３電極とを備え、前記第１導電体層の、前記非導電体層側と反対の第１の面の一部に第１電極と、前記第１の面の他の一部に第２電極とを備える。
　本発明によれば、物質を識別して検出するセンサを提供できる。
図１は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサの断面概要図である。 図２は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサの動作を説明するための図である。 図３は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサの特性を説明するための図である。 図４は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサの上面図である。 図５Ａは、本発明の第２の実施の形態に係るセンサの上面図である。 図５Ｂは、本発明の第２の実施の形態に係るセンサのＶＢ－ＶＢ’断面図である。 図６は、本発明の第２の実施の形態に係るセンサのＶＢ－ＶＢ’断面図である。 図７は、本発明の第３の実施の形態に係るセンサの断面図である。 図８は、本発明の第４の実施の形態に係るセンサの上面図である。 図９は、本発明の第４の実施の形態に係るセンサの上面図である。 図１０は、従来の電荷センサを用いたＤＮＡの検出について説明するための図である。
＜第１の実施の形態＞
　本発明の第１の実施の形態に係るセンサについて図１～図４を参照して説明する。
＜センサの構成＞
　本実施の形態に係るセンサ１０は、図１に示すように、順に、第１導電体層１１と、非導電体層１２と、第２導電体層１３とを備える。第１導電体層１１の表面（非導電体層１２側と反対の面）の一部に第１電極１４、他の一部に第２電極１５を備え、第２導電体層１３の裏面（非導電体層１２側と反対の面）に第３電極１６を備える。ここで、第１導電体層１１と第１電極１４と第２電極１５とがＩＳＦＥＴと同様の構成を有する。
＜センサの動作＞
　本実施の形態に係るセンサ１０の一例として、ガスの識別検出に用いる場合を説明する。
　第１導電体層１１に半導体、例えば、正孔をキャリアとするｐ型半導体を用いる場合、その表面にガス分子が吸着すると、ガス分子の分極や電荷移動などにより第１導電体層１１の抵抗が変化するのでガス分子を検出することができる。このとき、センサ１０の第１電極１４または第２電極１５のいずれか一方が正または負の電圧に接続され、他方が接地に接続される。
　しかしながら、多種のガス分子が存在する場合、各種のガス分子が第１導電体層１１に及ぼす影響の差は極めて小さい。また、これらのガス分子がランダムに第１導電体層１１に吸着するため、特定のガス種を識別することは極めて困難である。
　そこで、特定のガス分子のみを識別検出するため、吸着したガス分子１に電磁波（光）３を第１導電体層１１から照射する。物質（ガス分子１）に電磁波（光）３を照射するとき、物質（ガス分子１）を構成する分子の振動や回転のエネルギーと電磁波（光）３のエネルギーとが一致すると、光エネルギーが物質に吸収される。分子振動などは物質（ガス分子１）固有の特性なので、光エネルギーの吸収スペクトルをモニタすることで物質（ガス分子１）を同定することが可能である。
　この電磁波３は、第１導電体層１１と、非導電体層１２と、第２導電体層１３との構成により発生される（特許６４８３６２９）。図２に示すように、電子４を第２導電体層１３の伝導帯から第１導電体層１１の伝導帯にトンネル注入すると、第１導電体層１１の伝導帯に注入された電子４は、第１導電体層１１の価電子帯の正孔５と再結合し、第１導電体層１１のエネルギーバンド構造を反映した電磁波３が発生される。
　センサ１０では、第３電極１６と、接地に接続される第１電極１４または第２電極１５のいずれか一方の電極との間に電圧が印加され、電子４が第２導電体層１３から第１導電体層１１に注入され、電磁波３が発生する。
　検出対象のガス分子（図１におけるガス分子１）が吸収する波長の電磁波３がガス分子１に照射されると、ガス分子１が電磁波３からエネルギーを得て、第１導電体層１１の表面において脱離と吸着とをランダムに繰り返す。
　または、電磁波３が照射されず、ガス分子１が、第１導電体層１１の表面において、非常に遅い速度で脱離と吸着とをランダムに繰り返す状態で、電磁波３が照射されると、速い速度で脱離と吸着を繰り返すようになる。換言すれば、電磁波３の照射により、第１導電体層１１の表面でのガス分子１の脱離・吸着の速度が増加する。
　このガス分子の脱離・吸着を反映して、センサ１０におけるＩＳＦＥＴの電流が変調される。このＩＳＦＥＴ電流の周波数特性をスペクトルアナライザなどで観測すると、図３に示すローレンツ型のスペクトルが得られる。縦軸のスペクトルのパワーはＩＳＦＥＴの電流に相当する。
　このスペクトルのカットオフ周波数（パワーが減少する周波数）６は、ガス分子の脱離・吸着の速度に依存する。カットオフ周波数６は、ガス分子の脱離・吸着の速度の増加にともない、高周波側で観測される。
　上述の通り、ガス分子はランダムな速度で脱離・吸着を繰り返すが、速度には限界があり、ある程度の速度以上では脱離・吸着しない。その結果、ある程度の速度、換言すれば
周波数ではＩＳＦＥＴの電流が変調されず、カットオフ周波数６が観測される。
　そこで、電磁波３によってエネルギーを得たガス分子１のみが脱離・吸着をする場合であれば、ローレンツ型スペクトルの有無によってガス分子１を識別検出できる。図１に示すように、ガス分子１は電磁波３によって脱離・吸着を繰り返す。一方、ガス分子２は電磁波３のエネルギーを吸収せず脱離・吸着しない。したがって、ガス分子１のみを識別検出できる。
　例えば、酸素と二酸化炭素が混在する場合に、６００ｎｍ～７００ｎｍの波長の電磁波を照射すると、酸素分子が電磁波のエネルギーを吸収して脱離・吸着し、二酸化炭素分子は電磁波のエネルギーを吸収せず脱離・吸着しない。その結果、酸素分子のみを識別検出できる。
　また、酸素以外のガスについては、例えば、二酸化炭素については４２００ｎｍ～４３００ｎｍ、一酸化炭素については４５００ｎｍ～４７００ｎｍ、アンモニアについては２８００ｎｍ～２９００ｎｍの電磁波を用いて識別検出できる。
　また、電磁波３の照射により、複数のガス分子が脱離・吸着を繰り返している場合は、異なる複数のローレンツ型スペクトルが観測されるので、それぞれのガス分子を識別して検出することができる。
　例えば、電磁波３の照射による脱離・吸着の速度がガス種によって異なる場合には、ガス種ごとに異なるカットオフ周波数６が観測される。
　また、電磁波３の照射による脱離・吸着の速度の変化の態様がガス種によって異なる場合には、ガス種ごとに異なるカットオフ周波数６の変化の態様が観測される。例えば、ガス分子１の脱離・吸着の速度の変化が大きく、ガス分子２の脱離・吸着の速度の変化が小さい場合には、ガス分子１の脱離・吸着に相当するカットオフ周波数６の変化が大きく、ガス分子２の脱離・吸着に相当するカットオフ周波数６の変化が小さく観測される。
　本実施の形態に係るセンサ１０を用いて、ガス以外の対象についても検知できる。次に、対象物質がＤＮＡの場合について説明する。
　ＤＮＡを被検出物質とする場合、ＤＮＡの長さや構成により、ＤＮＡが吸収する電磁波３のエネルギーが異なる。そこで、特定のＤＮＡのみが吸収するエネルギーを有する電磁波３を照射することにより、特定のＤＮＡを検出できる。
　ＤＮＡは、図１０に示すように、その一端がセンサ１０の表面に吸着され、他端が吸着されずに液中において熱平衡状態で運動する。このＤＮＡに電磁波３を照射すると、ＤＮＡが電磁波３のエネルギーを吸収して熱的に非平衡状態で運動するようになる。その結果、電気二重層の電荷量も変化する。そこで、ＩＳＦＥＴの電流の周波数特性にローレンツ型スペクトルが出現し、ガス分子の識別検出と同様、ＤＮＡの識別検出が可能となる。
　本実施の形態に係るセンサ１０を用いて取得されるローレンツ型のスペクトルの強度により、被検出物質の濃度を評価することもできる。例えば、事前に取得する被検出物質におけるスペクトル強度の濃度依存性などデータを参照することより、被検出物質の濃度を評価できる。
　本実施の形態に係るセンサ１０において、第１導電体層１１を薄くすることにより、その電荷検出感度を向上することができる。例えば、単一ガス分子やＤＮＡを検出する場合には、第１導電体層１１の層厚を０．３ｎｍ～１０ｎｍとすることができ、０．３ｎｍ～数ｎｍが望ましい。
　また、図４のセンサ１０の上面図に示すように、第１電極１４と第２電極１５との間の第１導電体層１１の長さを、被検出物質の線密度の逆数程度以上にすることにより、検出感度を向上することができる。例えば、大気中に存在する１ｐｐｍ微量ガスを検出する場合、第１導電体層１１の長さは数μｍ程度にすることが望ましい。
　また、第１導電体層１１の幅を、被検出物質に起因する電荷が第１導電体層１１に及ぼす距離程度にすることにより、検出感度を向上することができる。例えば、単一電荷量の場合、数１０ｎｍ程度にすることが望ましい。
　また、非導電体層１２の層厚は、電荷がトンネルできる程度が望ましく、十分なトンネル電流を得るには２～４ｎｍ程度が望ましい。
　第１導電体層１１の材料には、被検出物質が吸収できる電磁波３エネルギー相当の直接遷移型エネルギー・バンドギャップを有する半導体を用いることができる。例えば、直接遷移型半導体であるグラフェンは、数ｎｍ～数十ｎｍの幅に応じてバンドギャップを調整できる。そこで、被検出物質に応じて幅を制御すれば、その物質を識別検出できる。また、層厚を単一原子層（３オングストローム）程度とすれば、上述のように良好な検出感度を有する。
　第１電極１４および第２電極１５は、低抵抗の金属が望ましく、第１導電体層１１とオーミックコンタクトを形成できるものが望ましい。本実施の形態で、上述の通り周波数特性を観測する場合には、直列抵抗（第１電極１４および第２電極１５と第１導電体層１１との抵抗）を無視できる。
　第２導電体層１３には、半導体または金属を用いる。半導体を用いる場合には、電荷を第２導電体層１３から第１導電体層１１に注入する際、その電荷と第１導電体層１１の多数電荷が別の極性を有する必要がある。
　例えば、第１導電体層１１がｎ型半導体のときは、第２導電体層１３はｐ型半導体である。また、第１導電体層１１がｐ型半導体のときは、第２導電体層１３はｎ型半導体である。また、第１導電体層１１が真性半導体のときは、第２導電体層１３はｎ型半導体でもｐ型半導体でもよい。第２導電体層１３は真性半導体でもよい。
　非導電体層１２は、シリコン酸化膜の他に、チタン酸化膜、シリコン窒化膜等でよく、絶縁耐性が高い材料が望ましい。
　本実施の形態に係るセンサの一例として、第１導電体層１１にグラフェン、非導電体層１２に酸化シリコン、第２導電体層１３にシリコンを用いることができる。
＜第２実施の形態＞
　次に、本発明の第２の実施の形態に係るセンサについて図５Ａ～図６を参照して説明する。
　本実施の形態に係るセンサ２０は、第１の実施の形態に係るセンサ１０と同様に、第１導電体層２１と、非導電体層２２と、第２導電体層２３と、第１電極２４、第２電極２５、第３電極２６を備え、さらに、第１導電体層２１の表面（非導電体層２２側と反対の面）の一部に、吸着層２７１を備える。
　第１の実施の形態に係るセンサでは、被検出物質は、第１導電体層２１に吸着できる物質、とくにＤＮＡなどのバイオ物質に限定される。
　本実施の形態に係るセンサは、この被検出物質の限定を緩和するために、図５Ａ、図５Ｂに示すように、第１導電体層２１の表面に吸着層２７１を備える。吸着層２７１は金などの金属表面にチオール基を備える導電体であり、チオール基を介してＤＮＡなどのバイオ物質を吸着できる。
　ここで、図５Ｂに示すように、ＩＳＦＥＴを構成する第１導電体層２１に、被検出物質に応じて吸着層２７１を設けることにより、被検出物質の選択性も向上し、効率的に物質を検出することができる。また、吸着層２７１に導電体を用いることで、吸着層２７１全体に電荷情報が広がり、効率的な電荷検出も可能となる。
　図５Ａに示すように、吸着層２７１は、第１導電体層２１において第１電極２４および第２電極２５以外の部分の一部に形成されてもよいし、全域に形成されてもよい。吸着層２７１の層厚は、電磁波を透過できる程度の薄さが望ましく数ｎｍ程度が良い。
　本実施の形態では、吸着層２７１にチオール基を備える金などの金属を用いる例を示したが、吸着層２７１に導電性ＲＮＡや抗体を用いてもよい。吸着層２７１に導電性ＲＮＡや抗体を用いれば、より被検出物質の選択性が向上する。
　また、図６に示すように、吸着層２７２には、非導電体材料を用いることができる。非導電材料には被検出物質の吸着性が高いものを選べばよく、導電体に比べ選択肢が広がる。例えば、非導電性のＲＮＡ，ＤＮＡや抗体、酵素などがある。
　また、ＤＮＡ等の液中のバイオ物質などを検出するとき、第１導電体層２１がアルカリや酸などの液体に対する耐性が低い場合に、これらの液体に耐性が高い非導電材料を吸着層２７２に用いれば、第１導電体層２１の保護ができる。また、電磁波の減衰を抑えて被検出物質に電磁波を照射することができる。ここで、吸着層２７２の非導電材料の表面に、さらに異なる非導電材料を設けてもよい。
＜第３の実施の形態＞
　次に、本発明の第３の実施の形態に係るセンサについて図７を参照して説明する。
　本実施の形態に係るセンサ３０は、第２の実施の形態に係るセンサ２０と同様に、第１導電体層３１と、非導電体層３２と、第３導電体層３３と、第１電極３４と、第２電極３５と、第３電極３６と、吸着層３７とを備える。さらに、図７に示すように、第１導電体層３１と吸着層３７との間に保護層３８を備える。
　吸着層３７は、導電体であることが望ましい。
　保護層３８は、ＤＮＡ等の被検出物質が含まれるアルカリや酸などの液体に対する耐性が高いことが望ましい。例えば、非導電性のＲＮＡ，ＤＮＡや抗体、酵素などを用いることができる。また、被検出物質が含まれる液体（酸、アルカリ）に応じて、シリコン酸化膜やシリコン窒化膜などを用いることもできる。
　本実施の形態に係るセンサ３０によれば、吸着層３７全体に電荷情報が広がり、効率的な電荷検出も可能となるとともに、保護層３８により第１導電体層３１を保護できる。
＜第４の実施の形態＞
　次に、本発明の第４の実施の形態に係るセンサについて図８～図９を参照して説明する。
　本実施の形態に係るセンサ４０は、第１の実施の形態に係るセンサ１０と同様に、第１導電体層４１と、非導電体層４２と、第２導電体層４３と、第１電極４４、第２電極４５、第３電極４６を備える。さらに、図８の上面図に示すように、第１導電体層４１のグラフェンが開口部４９１を有する。
　第１導電体層４１のグラフェンに開口部４９１を形成することにより、開口部４９１脇の第１導電体層（グラフェン）４１が所定の幅を有する。ここで、開口部４９１脇の第１導電体層（グラフェン）４１の幅は数ｎｍ～数１０ｎｍである。
　グラフェンは、数ｎｍ～数１０ｎｍで幅を変化させることにより、エネルギー・バンドギャップが変化するので、発生する電磁波のエネルギー（波長）が変化する。
　そこで、本実施の形態に係るセンサ４０において、第１導電体層４１のグラフェンに開口部４９１を形成して、異なる幅のグラフェンを形成することにより、異なるエネルギー（多波長）の電磁波を発生することができる。
　本実施の形態に係るセンサ４０によれば、複数の被検出物質（ガス分子、バイオ物質など）がそれぞれ異なるエネルギーの電磁波を吸収する場合に、１つのセンサで１度に多波長の電磁波を発生できるので、複数の被検出物質を一括で識別して検出することができる。
　また、図９に示すように、第１導電体層４１のグラフェンに円形の開口部４９２を形成すれば、グラフェンの幅が連続的に変化するので、さらに多波長の電磁波を発生でき、複数の被検出物質を一括で識別して検出することができる。
　本実施の形態において、第２の実施の形態と同様に、第１導電体層４１の表面（非導電体層側と反対の面）の一部に吸着層を備えてもよい。この場合、さらに第２の実施の形態と同様の効果を奏する。
　本実施の形態において、第３の実施の形態と同様に、第１導電体層４１と吸着層との間に保護層を備えてもよい。この場合、さらに第３の実施の形態と同様の効果を奏する。
　本実施の形態では、第１導電体層のグラフェンに２つの開口部を形成する例を示したが、開口部は単数であっても、３個以上であってもよい。また、開口部の形状も矩形、円形以外の形状でもよい。
　本発明の実施の形態では、直接遷移型半導体としてグラフェンを用いる例を示したが、これに限らない。ＧａＡｓ、ＩｎＰ等でもよい。
　本発明の実施の形態では、第１導電体層にｐ型半導体を用いる例を示したが、これに限らない。第１導電体層にｎ型半導体を用いてもよく、真性半導体を用いてもよい。
　本発明の実施の形態では、センサの構成などにおいて、各構成部の構造、寸法、材料等の一例を示したが、これに限らない。センサの機能を発揮し効果を奏するものであればよい。
  本発明は、ガスやＤＮＡ等のバイオ物質を検出するセンサとして環境分野や生医学分野などに適用することができる。
１０　センサ
１１　第１導電体層
１２　非導電体層
１３　第２導電体層
１４　第１電極
１５　第２電極
１６　第３電極

Claims (7)

  1. 　順に、直接遷移型半導体から構成され、電磁波を発生する第１導電体層と、
    　非導電体層と、
    　第２導電体層と、
    　第３電極とを備え、
    　前記第１導電体層の、前記非導電体層側と反対の第１の面の一部に第１電極と、
    　前記第１の面の他の一部に第２電極と
    　を備えるセンサ。
  2. 　前記第３電極と、接地に接続される前記第１電極または前記第２電極のいずれか一方の電極との間に電圧を印加することにより、前記電磁波が発生され、
    　前記第１の面に吸着する物質が、前記電磁波により脱離する
    　ことを特徴とする請求項１に記載のセンサ。
  3. 　前記第１電極と前記第２電極との間を流れる電流の周波数特性における、前記物質が前記第１の面で吸着と脱離を繰り返す速度に起因するカットオフ周波数により、前記物質を識別検出する
    　ことを特徴とする請求項２に記載のセンサ。
  4. 　前記第１導電体層の上に吸着層を備える請求項１から請求項３のいずれか一項に記載のセンサ。
  5. 　前記第１導電体層と前記吸着層との間に保護層を備える請求項４に記載のセンサ。
  6. 　前記直接遷移型半導体がグラフェンである請求項１から請求項５のいずれか一項に記載のセンサ。
  7. 　前記第１導電体層が開口部を有する請求項６に記載のセンサ。
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