WO2022265103A1 - センサ及び生体物質検出方法 - Google Patents

センサ及び生体物質検出方法 Download PDF

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WO2022265103A1
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solid electrolyte
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利浩 土井
禅 高村
大亮 廣瀬
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三菱マテリアル株式会社
国立大学法人北陸先端科学技術大学院大学
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    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/551—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals the carrier being inorganic
    • G01N33/553—Metal or metal coated

Definitions

  • the present invention relates to a sensor and a biological material detection method.
  • This application claims priority based on Japanese Patent Application No. 2021-101728 filed in Japan on June 18, 2021, the content of which is incorporated herein.
  • PCR polymerase chain reaction
  • next generation sequencing are known methods for detecting biological substances from test solutions containing biological substances such as mRNA/DNA.
  • the PCR method is a method of amplifying a specific region (target region) on a DNA sequence using a heat-stable DNA polymerase, and since it can be detected from a single DNA molecule, it can detect a specific DNA sequence with high sensitivity. is possible.
  • Next-generation sequencing is a method in which DNA is fragmented to prepare a library, and the DNA fragments in the library are sequenced in parallel, making it possible to comprehensively decode all DNA sequences from a single molecule. It has become. These detection methods for biosubstances require a long detection time.
  • Non-Patent Document 1 discloses a sensor having a thin film transistor structure in which a source electrode, a drain electrode, and a channel are covered with a dielectric.
  • the test liquid which is the sample
  • the test liquid which is the sample
  • the thin-film transistor structure sensor described in Non-Patent Document 1 has a detection limit of about 1 ⁇ g/mL, and further improvement in sensitivity is desired. In order to improve the sensitivity of the sensor in the thin film transistor structure, it is conceivable to remove the dielectric to expose the source and drain electrodes and the channel.
  • test liquid may enter the interface between the source and drain electrodes and the channel, which may become a new factor of instability.
  • the present invention has been made in view of the circumstances described above, and an object of the present invention is to provide a sensor and a biological substance detection method which are excellent in selectivity to a detection target and have high sensitivity and a low detection limit. .
  • the present inventors have found that, in a sensor having a thin film transistor structure having a first electrode, a second electrode, a third electrode, and a semiconductor film connecting the first electrode and the second electrode, the first electrode and the The second electrode and the semiconductor film are covered with a solid electrolyte film, and when the exposed surface exposed to the outside of the solid electrolyte film is in contact with the conductive liquid, the third electrode becomes the solid electrolyte through the conductive liquid.
  • the present invention provides the following means in order to solve the above problems.
  • the solid electrolyte film has an exposed surface exposed to the outside
  • the third electrode is positioned so that an electric field can be applied to the exposed surface of the solid electrolyte film through the conductive liquid when the exposed surface of the solid electrolyte film is in contact with the conductive liquid.
  • a sensor configured to be positioned.
  • a conductive material film and a solid electrolyte film are laminated between the first electrode, the second electrode and the semiconductor film and the substrate, and the first electrode, the second electrode and the The sensor according to [2] above, wherein a semiconductor film is disposed on the solid electrolyte film.
  • the solid electrolyte film is a metal oxide containing a rare earth element and zirconium (Zr) or a metal oxide containing a rare earth element and tantalum (Ta), wherein the carbon (C) content is 0. .5 atom % or more and 15 atom % or less, and a hydrogen (H) content of 2 atom % or more and 20 atom % or less, wherein the semiconductor film comprises a metal oxide containing at least indium (In);
  • the sensor according to any one of [1] to [5] above, which is an inorganic semiconductor film that is a substance.
  • a biological substance detection method using the sensor according to any one of [1] to [8] above a step of supplying a test solution containing a biological material to the exposed surface of the solid electrolyte film to trap the biological material on the exposed surface; replacing the test liquid with the conductive liquid; applying a voltage between the third electrode and the first electrode and measuring a current between the first electrode and the second electrode; and obtaining an amount of the biological material in the test solution based on the voltage and the current.
  • the present invention it is possible to provide a sensor and a biological substance detection method that have excellent selectivity for detection targets, high sensitivity, and a low detection limit.
  • FIG. 1 is a plan view showing an example of a sensor according to one embodiment of the invention.
  • FIG. 2 is a sectional view taken along line II-II' of FIG.
  • FIG. 3A is a schematic diagram for explaining a biological substance detection method using the sensor shown in FIG. 1, and is an enlarged cross-sectional view of the sensor as seen along line II-II' in FIG.
  • FIG. 3B is an enlarged view of FIG. 3A.
  • FIG. 4 is a plan view showing another example of the sensor according to one embodiment of the present invention.
  • 5A is a schematic diagram for explaining a biological substance detection method using the sensor shown in FIG. 4, and is a cross-sectional view of the sensor as seen along line V-V' in FIG.
  • FIG. 5B is an enlarged view of FIG. 5A.
  • FIG. 6A is a V TG -I G curve measured in Inventive Example 1 and Comparative Examples 1 and 2.
  • FIG. 6B is a V TG -I SD curve measured in Inventive Example 1 and Comparative Examples 1 and 2.
  • FIG. 10 is a flow diagram showing a procedure for immobilizing probe DNA on the holding portion of the sensor in Example 2 of the present invention.
  • 2 is a graph showing a V TG -I SD curve measured in Example 2 of the present invention.
  • 2 is a graph showing a V TG -I SD curve measured in Example 3 of the present invention.
  • FIG. 1 is a plan view showing an example of a sensor according to one embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line II-II' of FIG.
  • the sensor 100 has a substrate 11, a first electrode 21, a second electrode 22, a third electrode 23, a semiconductor film 24, and a solid electrolyte film 25.
  • FIG. The semiconductor film 24 is arranged at a position connecting the first electrode 21 and the second electrode 22 .
  • the first electrode 21 , the second electrode 22 and the semiconductor film 24 form the sensor piece 20 .
  • a conductive material film 12 and a solid electrolyte film 13 are laminated between the sensor piece 20 (the first electrode 21, the second electrode 22 and the semiconductor film 24), the third electrode 23, and the substrate 11, and the sensor A piece 20 and a third electrode 23 are arranged on the solid electrolyte membrane 13 .
  • a solid electrolyte coating 25 covers the sensor piece 20 .
  • the solid electrolyte film 25 has an exposed surface 25a exposed to the outside (upper side, that is, the side opposite to the sensor piece 20).
  • the third electrode 23 is located at a position where an electric field can be applied to the exposed surface 25a of the solid electrolyte coating 25 via the conductive liquid Lq when the exposed surface 25a of the solid electrolyte coating 25 is in contact with the conductive liquid Lq.
  • the conductive liquid Lq is a liquid having conductivity so that an electric field can be applied from the third electrode 23 to the exposed surface 25a.
  • an aqueous solution containing an inorganic salt can be used as the conductive liquid Lq.
  • the inorganic salt is not particularly limited as long as it is substantially inert to the substance to be detected and the solid electrolyte film 25 during use.
  • the exposed surface 25 a of the solid electrolyte film 25 is preferably located at a position facing the semiconductor film 24 .
  • the exposed surface 25a preferably has a capture substance immobilized thereon for capturing the detection target.
  • probe molecules for capturing the biological substance may be immobilized.
  • the exposed surface 25a and the third electrode 23 are surrounded by a holding portion 30 for holding the conductive liquid Lq.
  • the shape of the holding part 30 is not limited, it is preferably wall-like, for example, as shown in FIGS.
  • the first electrode 21 is connected to the first terminal 21b via the first lead wire 21a.
  • the second electrode 22 is connected to a second terminal 22b via a second lead wire 22a.
  • the third electrode 23 is connected to a third terminal 23b via a third lead wire 23a.
  • first electrode 21, the second electrode 22, and the third electrode 23 metal materials and metal oxides can be used.
  • metallic materials include refractory metals such as platinum (Pt) and alloys thereof.
  • metal oxides include indium tin oxide (ITO) and ruthenium oxide (RuO 2 ).
  • ITO indium tin oxide
  • RuO 2 ruthenium oxide
  • Each of the first electrode 21, the second electrode 22, and the third electrode 23 may be a single-layer body, or may be a multi-layer body in which a plurality of electrode material layers are laminated.
  • the thicknesses of the first electrode 21, the second electrode 22, and the third electrode 23 may be, for example, within the range of 50 nm or more and 200 nm or less.
  • the first lead wire 21a and the first terminal 21b may be made of the same material as the first electrode 21 and may have the same thickness.
  • the second lead wire 22a and the second terminal 22b may be made of the same material as the second electrode 22 and may have the same thickness.
  • the third lead wire 23a and the third terminal 23b may be made of the same material as the third electrode 23 and may have the same thickness.
  • the semiconductor film 24 may be an inorganic semiconductor film or an organic semiconductor film.
  • the inorganic semiconductor film contains an inorganic semiconductor.
  • the inorganic semiconductor film is preferably formed only from an inorganic semiconductor.
  • Inorganic semiconductors include, for example, indium oxide (In 2 O 3 ), zinc oxide (ZnO), In—Ga—Zn oxide (IGZO), In—Sn—Zn oxide (ITZO), Zn—Sn oxide (Zn —Sn—O), amorphous silicon ( ⁇ -Si), low temperature polysilicon (LTPS) and graphene. These inorganic semiconductors may be used individually by 1 type, and may be used in combination of 2 types. Also, the inorganic semiconductor may be in an amorphous phase or a nanocrystalline phase.
  • An organic semiconductor film includes an organic semiconductor.
  • the organic semiconductor film is preferably formed only from an organic semiconductor.
  • the organic semiconductor is preferably a polycyclic aromatic hydrocarbon or a thienoacene-based compound.
  • the polycyclic aromatic hydrocarbon preferably contains 4 or more benzene rings.
  • the polycyclic aromatic hydrocarbon is preferably acene.
  • Acene may have a substituent (for example, a phenyl group).
  • Examples of polycyclic aromatic hydrocarbons include pentacene and rubrene.
  • Examples of thienoacene-based compounds include BTBT, DNTT, C8-DNTT, and C10-DNBOT. These organic semiconductors may be used individually by 1 type, and may be used in combination of 2 types. Alternatively, the organic semiconductor may be in an amorphous phase or a nanocrystalline phase.
  • the semiconductor film 24 may be a single-layer body, or may be a multi-layer body in which a plurality of semiconductor layers are laminated.
  • the thickness of the semiconductor film 24 may be, for example, within the range of 5 nm or more and 80 nm or less.
  • the length of the semiconductor film 24 (the distance between the first electrode 21 and the second electrode 22) is, for example, 50 ⁇ m or more and 200 ⁇ m or less.
  • the width of the semiconductor film 24 (the length of contact with the first electrode 21 and the second electrode 22) may be, for example, in the range of 1 ⁇ m or more and 10000 ⁇ m or less.
  • the solid electrolyte coating 25 may be proton conductive.
  • the solid electrolyte film 25 may have an ionic conductivity of 1 ⁇ 10 ⁇ 8 S/cm or higher.
  • the ion conductivity of the solid electrolyte film 25 may be 1 ⁇ 10 ⁇ 2 S/cm or less.
  • the solid electrolyte film 25 may be an inorganic solid electrolyte film or an organic solid electrolyte film.
  • the inorganic solid electrolyte film contains an inorganic solid electrolyte.
  • the inorganic solid electrolyte film is preferably formed only from the inorganic solid electrolyte.
  • the inorganic solid electrolyte film can be formed of, for example, a metal oxide containing a rare earth element and zirconium (Zr) or a metal oxide containing a rare earth element and tantalum (Ta).
  • the content of carbon (C) in the inorganic solid electrolyte film may be in the range of 0.5 atom % or more and 15 atom % or less.
  • the content of hydrogen (H) in the inorganic solid electrolyte film may be in the range of 2 atom % or more and 20 atom % or less.
  • the inorganic solid electrolyte film is composed of the above metal oxide and the carbon (C) and hydrogen (H) contents are both within the above ranges, the sensor 100 becomes highly sensitive and the detection limit is greatly increased. Also, the stability of detection in the presence of moisture or the like is increased. From the viewpoint of further improving these characteristics, the content of carbon (C) is in the range of 1 atom% or more and 10 atom% or less, and the content of hydrogen (H) is in the range of 5 atom% or more and 18 atom% or less. good.
  • the inorganic solid electrolyte film can be formed, for example, by any one of (A1) to (A5) below.
  • (A1) metal oxide containing lanthanum (La) and zirconium (Zr) (A2) metal oxide containing lanthanum (La) and tantalum (Ta) (A3) cerium (Ce), praseodymium (Pr), neodymium (Nd), samarium (Sm), europium (Eu), gadolinium (Gd), terbium (Tb), dysprosium (Dy), holmium (Ho), erbium (Er), thulium (Tm), ytterbium (Yb), lutetium (Lu) and any metal element selected from the group consisting of yttrium (Y) and a metal oxide containing zirconium (Zr) or tantalum (Ta) (A4) hafnium (Hf), zirconium (Zr) and Metal oxide containing at least
  • the inorganic solid electrolyte film is formed of a metal oxide containing lanthanum (La) and zirconium (Zr) (A1)
  • the atomic ratio of lanthanum (La) and zirconium (Zr) is, for example, When lanthanum (La) is 1, zirconium (Zr) may be in the range of 0.43 or more and 2.33 or less, or may be in the range of 1.00 or more and 2.33 or less.
  • the inorganic solid electrolyte film is formed of a metal oxide containing lanthanum (La) and tantalum (Ta) (A2)
  • the atomic ratio of lanthanum (La) and tantalum (Ta) is also particularly It is not limited.
  • the inorganic solid electrolyte film is formed of any one of the metal oxides (A3) to (A5) above, the atomic ratio of each metal element is not particularly limited.
  • the inorganic solid electrolyte may be in an amorphous phase.
  • the atomic composition ratio of the metal oxide can be determined by elemental analysis using Rutherford backscattering spectroscopy (RBS method) or the like.
  • the content of carbon (C) and hydrogen (H) is determined by Rutherford Backscattering Spectrometry (RBS analysis method), Hydrogen Forward scattering Spectrometry (HFS analysis method), and nuclear reaction It can be obtained by performing an elemental analysis using an analysis method (Nuclear Reaction Analysis: NRA analysis method).
  • the organic solid electrolyte film contains an organic solid electrolyte.
  • the organic solid electrolyte film is preferably formed only from the organic solid electrolyte.
  • the organic solid electrolyte is preferably proton conductive, for example.
  • a polymer or an organometallic complex having a proton conductive group on a side chain may be used.
  • the main chain of the polymer having proton-conducting groups in its side chains may be, for example, a hydrocarbon structure or a perfluorocarbon structure.
  • a proton-conducting group may be, for example, a sulfonic acid group.
  • Nafion (registered trademark) which is a perfluorocarbon sulfonic acid, can be used as the polymer having a proton-conducting group in the side chain.
  • the organometallic complex can be, for example, a coordination polymer.
  • the coordination polymer may be an oxalato-bridged coordination polymer represented by the following formula (1).
  • M represents a divalent or trivalent metal ion.
  • M represents a trivalent metal ion.
  • M represents a trivalent metal ion.
  • M contains a divalent metal ion, the oxalato-bridged coordination polymer becomes anionic, and a counterion may be incorporated into the oxalato-bridged coordination polymer.
  • ox represents an oxalate ion (C 2 O 4 2 ⁇ ).
  • the organic solid electrolyte may be used alone or in combination of two. Also, the organic solid electrolyte may be in an amorphous phase or a nanocrystalline phase.
  • the solid electrolyte film 25 may be a single-layer body, or may be a multi-layer body in which a plurality of solid electrolyte layers are laminated.
  • the thickness of the solid electrolyte film 25 may be, for example, within the range of 1 nm or more and 100 nm or less.
  • an insulating substrate and a semiconductor substrate can be used.
  • insulating substrates include high-heat-resistant glass, alumina (Al 2 O 3 ) substrates, STO (SrTiO) substrates, SiO 2 /Si substrates (Si substrates with SiO 2 films formed thereon), and Si substrate surfaces.
  • semiconductor substrates include Si substrates, SiC substrates, and Ge substrates.
  • the thickness of the substrate 11 is, for example, 10 ⁇ m or more and 1 mm or less.
  • the conductive material film 12 is a conductive material film containing a conductive material.
  • the conductive material film 12 may be made of only a conductive material.
  • metal materials and metal oxides can be used as the conductive material.
  • metal materials include platinum (Pt), gold (Au), silver (Ag), copper (Cu), aluminum (Al), molybdenum (Mo), palladium (Pd), ruthenium (Ru), iridium (Ir ), tungsten (W), titanium (Ti), and alloys of these metals.
  • metal oxides include indium tin oxide (ITO) and ruthenium oxide (RuO 2 ).
  • the conductive material film 12 may be a single layer or may be a multi-layer formed by laminating a plurality of conductive material films.
  • the thickness of the conductive material film 12 is, for example, 50 nm or more and 200 nm or less.
  • the solid electrolyte membrane 13 may be proton conductive.
  • the solid electrolyte membrane 13 may have an ionic conductivity of 1 ⁇ 10 ⁇ 8 S/cm or higher.
  • the ion conductivity of the solid electrolyte membrane 13 may be 1 ⁇ 10 ⁇ 2 S/cm or less.
  • the solid electrolyte membrane 13 may be an inorganic solid electrolyte membrane or an organic solid electrolyte membrane. Examples of materials for the inorganic solid electrolyte membrane and the organic solid electrolyte membrane are the same as those for the solid electrolyte film 25 .
  • the solid electrolyte membrane 13 may be a single-layer body, or may be a multi-layer body in which a plurality of solid electrolyte layers are laminated.
  • the thickness of the solid electrolyte membrane 13 may be, for example, within the range of 50 nm or more and 300 nm or less.
  • the material of the holding part 30 may be organic or inorganic.
  • organic substances include polyimide and epoxy resin.
  • inorganic substances include alumina and silica.
  • the height of the holding portion 30 may be, for example, within a range of 0.10 mm or more and 5 mm or less.
  • the thickness of the holding portion 30 may be, for example, in the range of 0.5 mm or more and 5 mm or less, preferably about 1 mm.
  • 3A is a schematic diagram for explaining a biological substance detection method using the biological substance detection sensor shown in FIG. 1, and is an enlarged cross-sectional view of the biological substance detection sensor taken along line II-II' of FIG. 3B is an enlarged view of FIG. 3A.
  • probe molecules 1 for capturing biological substances are fixed to the exposed surface 25a inside the holding portion 30 of the sensor 100 .
  • Detection of biological substances using the sensor 100 is performed as follows. First, the probe molecules 1 immobilized on the exposed surface 25a of the sensor 100 capture the biological substance 2 to be detected. Specifically, the test liquid containing the biological material 2 is injected into the holding portion 30 of the sensor 100 to supply the exposed surface 25a of the solid electrolyte film 25 with the test liquid. As a result, the biological substance 2 to be detected is trapped on the exposed surface 25a via the probe molecules 1. As shown in FIG.
  • the biological material 2 is, for example, nucleic acids such as DNA and mRNA.
  • the probe molecule 1 is DNA or mRNA complementary to a part of the biomaterial 2 .
  • the test liquid is replaced with the conductive liquid Lq.
  • the exposed surface 25a is washed with a washing liquid to remove, for example, biological substances not captured by the probe molecules 1 (biological substances not intended for detection) or non-specifically captured biological substances. Remove.
  • the conductive liquid Lq is injected into the holding portion 30 of the sensor 100 to bring the third electrode 23 and the exposed surface 25a into contact with the conductive liquid Lq.
  • Phosphate buffer (PBS) for example, can be used as the conductive liquid Lq. This enables the third electrode 23 to apply an electric field to the exposed surface 25a via the conductive liquid.
  • a voltage V SD is applied between the first electrode 21 and the second electrode 22 and a voltage V TG is applied between the first electrode 21 and the third electrode 23 .
  • the electrical properties of the semiconductor film 24 change due to the electric field generated by the charges of the biological material 2 trapped on the exposed surface 25a via the probe molecules 1 being transmitted to the semiconductor film 24 . Therefore, when an electric field of voltage VSD is applied from the third electrode 23 to the exposed surface 25a, the current ISD flowing between the first electrode 21 and the second electrode 22 changes. Based on the relationship between the voltage VSD and the current ISD , the biological substance 2 captured by the probe molecule 1 can be quantified, and the amount of the biological substance in the test solution can be obtained.
  • the sensor 100 can be manufactured, for example, as follows.
  • the substrate 11 eg, SiO 2 /Si substrate.
  • a sputtering method can be used as a method for forming the conductive material film 12.
  • the solid electrolyte film 13 is formed on the conductive material film 12 .
  • the solid electrolyte membrane 13 can be formed, for example, by applying a solid electrolyte membrane precursor solution onto the conductive material membrane 12 and heating the resulting coating film.
  • a solid electrolyte membrane precursor solution a liquid in which the solid electrolyte material constituting the solid electrolyte membrane 13 is dissolved or dispersed can be used.
  • a method for applying the solid electrolyte membrane precursor solution for example, a spin coating method, an inkjet printing method, a nanoimprint method, or the like can be used.
  • the heating temperature of the coating film is not particularly limited as long as it is a temperature at which the solvent of the solid electrolyte membrane precursor solution volatilizes and the solid electrolyte membrane 13 is formed.
  • a semiconductor film 24 is formed on the solid electrolyte film 13 .
  • the semiconductor film 24 can be formed, for example, as follows. First, a patterned resist film is formed on the solid electrolyte film 13 by photolithography. Next, a semiconductor film is formed by applying a semiconductor film precursor solution onto the solid electrolyte film 13 on which the resist film has been formed, and heating the resulting coating film. After that, the resist film is removed.
  • a semiconductor film precursor solution a liquid in which a semiconductor material constituting the semiconductor film 24 is dissolved or dispersed can be used.
  • the semiconductor film precursor solution for example, a spin coating method, an inkjet printing method, a nanoimprint method, or the like can be used.
  • the heating temperature of the coating film is not particularly limited as long as it is a temperature at which the solvent of the semiconductor film precursor solution volatilizes and the semiconductor film 24 is formed.
  • electrode patterns (first electrode 21, first lead wire 21a, first terminal 21b, second electrode 22, second lead wire) are formed on the solid electrolyte film 13 and the semiconductor film 24. 22a, second terminal 22b, third electrode 23, third lead wire 23a, and third terminal 23b).
  • the electrode pattern can be formed, for example, as follows. First, a resist film patterned by photolithography is formed on the solid electrolyte film 13 and the semiconductor film 24 . Next, an electrode film is formed on the solid electrolyte film 13 and the semiconductor film 24 on which the resist film is formed. After that, the resist film is removed. As a method for forming the electrode film, for example, a sputtering method can be used.
  • the solid electrolyte film 25 is formed on the sensor piece 20 (the first electrode 21, the second electrode 22, and the semiconductor film 24).
  • the solid electrolyte film 25 can be formed, for example, as follows. First, a resist film is formed on the first terminal 21b, the second terminal 22b and the third electrode 23. Then, as shown in FIG. Next, a solid electrolyte film is formed by applying a solid electrolyte film precursor solution and heating the resulting coating film. After that, the resist film is removed.
  • a solid electrolyte film precursor solution a liquid in which the solid electrolyte material constituting the solid electrolyte film 25 is dissolved or dispersed can be used.
  • the solid electrolyte film precursor solution for example, a spin coating method, an inkjet printing method, a nanoimprint method, or the like can be used.
  • the heating temperature of the coating film is not particularly limited as long as it is a temperature at which the solvent of the solid electrolyte film precursor solution volatilizes and the solid electrolyte film 25 is formed.
  • the third electrode 23 is formed on the solid electrolyte membrane 13 of the substrate 11, but the position of the third electrode 23 is not limited to this.
  • the third electrode 23 is located at a position where an electric field can be applied to the exposed surface 25a of the solid electrolyte coating 25 via the conductive liquid Lq when the exposed surface 25a of the solid electrolyte coating 25 is in contact with the conductive liquid Lq. It may be arranged at a position other than above the solid electrolyte membrane 13 as long as it is configured to be arranged at a position above the solid electrolyte membrane 13 .
  • FIG. 4 is a plan view showing another example of the sensor according to one embodiment of the invention
  • FIG. 5 is a schematic diagram explaining a biosubstance detection method using the sensor shown in FIG. 4 is a cross-sectional view of the sensor taken along line VV' of FIG. 4, and
  • FIG. 5B is an enlarged view of FIG. 5A.
  • the sensor 101 shown in FIGS. 4 and 5 has a substrate 11, a first electrode 21, a second electrode 22, a third electrode 23, a semiconductor film 24, and a solid electrolyte film 25.
  • a conductive material film 12 and a solid electrolyte film 13 are laminated between the sensor piece 20 (the first electrode 21, the second electrode 22 and the semiconductor film 24) and the substrate 11.
  • An electrode 23 is arranged on the solid electrolyte membrane 13 .
  • the sensor 101 is configured such that the third electrode 23 is separated from the substrate 11 and part of the third electrode 23 is immersed in the conductive liquid Lq held by the holding portion 30 .
  • Other configurations are the same as those of the sensor 100 described above. For this reason, the same reference numerals are used for the same or similar parts in the sensor 101 shown in FIGS. 4 and 5 and the sensor 100 described above, and the description thereof will be omitted.
  • Detection of a biological substance using the sensor 101 can be performed as follows. First, as in the case of the sensor 100 described above, a test liquid containing the biological material 2 is supplied to the exposed surface 25a of the solid electrolyte film 25 to trap the biological material 2 on the exposed surface 25a through the probe molecules 1. . Then, the test liquid is replaced with the conductive liquid Lq.
  • Part of the third electrode 23 is immersed in the conductive liquid Lq injected into the holding portion 30 of the sensor 101 .
  • This enables the third electrode 23 to apply an electric field to the exposed surface 25a via the conductive liquid.
  • the first electrode 21 and the second electrode 22 are connected to the first voltage supply section 31
  • the first electrode 21 and the third electrode 23 are connected to the second voltage supply section 32 .
  • Quantitation of biological material 2 captured by probe molecules 1 can be performed in the same manner as for sensor 100 shown in FIGS. 1-3B. That is, the voltage VSD is applied between the first electrode 21 and the second electrode 22 using the first voltage supply section 31, and the voltage VSD is applied between the first electrode 21 and the third electrode 22 using the second voltage supply section 32.
  • a voltage VTG is applied across the electrode 23 .
  • the current ISD flowing between the first electrode 21 and the second electrode 22 changes.
  • the biological substance 2 captured by the probe molecule 1 can be quantified from the relationship between the voltage VSD and the current ISD , and the amount of the biological substance in the test solution can be obtained from this.
  • the voltage VSD is applied between the first electrode 21 and the second electrode 22, and the voltage VSD is applied between the first electrode 21 and the third electrode 23.
  • a voltage VTG is applied between
  • an electric field is applied to the semiconductor film 24 through the solution and the solid electrolyte, and a current ISD flows between the first electrode 21 and the second electrode 22 .
  • the strength of the electric field applied to the semiconductor film 24 changes depending on the amount of the biological material 2 trapped on the exposed surface 25a, according to the sensors 100 and 101 of the present embodiment, the voltage V SD and the current I SD Based on the relationship, the biological material 2 captured on the exposed surface 25a can be selectively and highly sensitively quantified.
  • the solid electrolyte film 25 since the first electrode 21, the second electrode 22 and the semiconductor film 24 are covered with the solid electrolyte film 25, the solid electrolyte from the third electrode 23 through the test liquid Lq When an electric field is applied to the exposed surface 25a of the film 25, generation of leak current is suppressed. By suppressing the occurrence of this leak current, the aforementioned instability caused by the leak current can be suppressed, and detection can be performed with higher sensitivity and a lower detection limit.
  • the solid electrolyte film 25 is a solid electrolyte, it is possible to induce a larger amount of charge in the semiconductor film than when the solid electrolyte film 25 is made of an insulator or a dielectric. Mutual conductance (gm) also increases. This results in higher sensitivity and lower detection limits. Furthermore, since the electric field created by the charge of the biological substance 2 can be collected in the semiconductor film 24 from a wider range than just above the semiconductor film 24 through the solid electrolyte film 25, the object to be detected can be detected with higher sensitivity. , resulting in lower detection limits. In particular, when the ion conductivity of the solid electrolyte film 25 is 1 ⁇ 10 ⁇ 8 S/cm or more, these effects are observed more remarkably.
  • the solid electrolyte film 25 is a metal oxide containing a rare earth element and zirconium (Zr) or a metal oxide containing a rare earth element and tantalum (Ta), and carbon (C ) is 0.5 atom % or more and 15 atom % or less, and the hydrogen (H) content is 2 atom % or more and 20 atom % or less.
  • the electric field generated by the charge of the biomaterial 2 is easily transmitted to the semiconductor film 24 .
  • the semiconductor film 24 is an inorganic semiconductor film that is a metal oxide containing at least indium (In)
  • the amount of change in electrical characteristics due to transmission of an electric field increases. Therefore, the detection target can be detected with higher sensitivity, and the detection limit is further lowered.
  • the selectivity for the detection target is further improved.
  • the biological substance detection method of the present embodiment uses the sensors 100 and 101 described above, it is possible to detect the detection target with excellent selectivity, high sensitivity, and a low detection limit.
  • the present invention is not limited to the above embodiments, and various modifications and changes can be made within the scope of the gist of the present invention described in the scope of claims. is possible.
  • a biological substance was used as an example of a detection target, but the detection target is not limited to this.
  • the sensors 100 and 101 of the present embodiment can detect any electric field transmitted to the semiconductor film 24 by being captured by the exposed surface 25 a of the solid electrolyte film 25 .
  • the object to be detected for example, a charged ionic substance, or a substance that generates charges by being captured by the exposed surface 25a can be used.
  • Objects to be detected may be organic or inorganic.
  • the exposed surface 25a may be covered with a selectively permeable membrane so that only substances that have permeated the selectively permeable membrane are trapped on the exposed surface 25a.
  • the conductive material film 12 and the solid electrolyte film 13 are laminated in this order between the sensor piece 20 (the first electrode 21, the second electrode 22 and the semiconductor film 24) and the substrate 11.
  • the sensor piece 20 may be arranged directly on the substrate 11 .
  • only the solid electrolyte membrane 13 may be arranged between the sensor piece 20 and the substrate 11 .
  • a SiO 2 /Si substrate was prepared by forming a silicon oxide (SiO 2 ) film with a thickness of 500 nm on a silicon substrate.
  • a 10 nm-thick Ti layer and a 200 nm-thick Pt layer were formed in this order on the silicon oxide film of the SiO 2 /Si substrate by a sputtering method to form a Pt/Ti two-layer conductive material film. was deposited.
  • a solid electrolyte film was formed by a sol-gel method.
  • a La 0.3 Zr 0.7 O solution as a solid electrolyte membrane precursor solution was applied by a spin coating method to form a solid electrolyte membrane precursor layer.
  • the solid electrolyte membrane precursor layer is preliminarily baked at 250° C. in an oxygen-containing atmosphere, and then main baked at 400° C. to form a solid electrolyte membrane of La 0.3 Zr 0.7 O having a thickness of 250 nm. formed.
  • the carbon (C) and hydrogen (H) contents of the obtained solid electrolyte membrane were measured by Rutherford backscattering spectroscopy, hydrogen forward scattering analysis, and nuclear reaction analysis. As a result, the water content of carbon (C) was 2.0 atom %, and the content of hydrogen (H) was 10.1 atom %. Also, the ionic conductivity of the solid electrolyte membrane was measured using an AC impedance measuring device (manufactured by Biologic, SP-300). As a result, the ionic conductivity was 6.0 ⁇ 10 ⁇ 7 S/cm.
  • the La 0.3 Zr 0.7 O solution was prepared as follows. Lanthanum acetate 1.5-hydrate and zirconium butoxide were mixed at a ratio of 3:7 (molar ratio), and the resulting mixture was converted to a La 0.3 Zr 0.7 O concentration of 0.2 mol/kg. It was dissolved in propionic acid so that The resulting mixed solution was refluxed in an oil bath at 110° C. for 30 minutes and then filtered through a membrane filter with a pore size of 0.2 ⁇ m to obtain a 0.2 mol/kg La 0.3 Zr 0.7 O solution. Obtained.
  • an In 2 O 3 solution as a semiconductor film precursor solution was applied onto the solid electrolyte film by a spin coating method to form a semiconductor film precursor layer.
  • the semiconductor film precursor layer was sintered at 250° C. to form an inorganic semiconductor film made of In 2 O 3 , and the In 2 O 3 was processed into a channel shape by dry etching.
  • the size of the semiconductor film was 300 ⁇ m wide ⁇ 50 ⁇ m long ⁇ 20 nm thick.
  • the In 2 O 3 solution was prepared as follows. Indium nitrate trihydrate was dissolved in 2-methoxyethanol so as to have an In 2 O 3 concentration of 0.2 mol/kg. The resulting solution was refluxed in an oil bath at 110° C. for 30 minutes and then filtered through a membrane filter with a pore size of 0.2 ⁇ m to obtain an In 2 O 3 solution with a concentration of 0.2 mol/kg.
  • a resist film patterned in the shape of a source electrode and a drain electrode was formed on the solid electrolyte film and the semiconductor film by photolithography.
  • an ITO layer with a thickness of 50 nm and an Au layer with a thickness of 500 nm were formed in this order by sputtering on the solid electrolyte film and the semiconductor film on which the resist film was formed, and then the resist film was removed.
  • a first electrode, a first lead wire, and a first terminal, and a second electrode, a second lead wire, and a second terminal having a two-layer structure of Au/ITO were formed.
  • the size of each of the first electrode and the second electrode was 320 ⁇ m in width ⁇ 200 ⁇ m in length, and the distance between the first electrode and the second electrode was 50 ⁇ m.
  • a La 0.3 Zr 0.7 O solution as a solid electrolyte film precursor solution is applied by a spin coating method to form a solid electrolyte film precursor. form the body layer.
  • the precursor layer for a solid electrolyte film is pre-fired at 250° C. in an oxygen-containing atmosphere, and then main-fired at 400° C. to form a solid electrolyte film of La 0.3 Zr 0.7 O having a thickness of 20 nm. was formed, the resist film was removed.
  • the content of carbon (C) and hydrogen (H) in the obtained solid electrolyte film was measured by Rutherford backscattering spectroscopy, hydrogen forward scattering analysis, and nuclear reaction analysis. was 2.0 atom %, and the hydrogen (H) content was 10.1 atom %.
  • a sensor (the sensor shown in FIG. 4) was produced in which the first electrode, the second electrode, the semiconductor film, and the solid electrolyte film covering them were formed on the solid electrolyte film of the laminated plate.
  • Comparative Example 2 A sensor was fabricated in the same manner as in Invention Example 1, except that a photoresist (TSMR, manufactured by Tokyo Ohka Kogyo Co., Ltd.) was used instead of the solid electrolyte film to form a resist film.
  • TSMR photoresist
  • a holding portion (5 mm ⁇ 10 mm) was formed around the solid electrolyte film covering the semiconductor film.
  • holding portions (5 mm ⁇ 10 mm) were formed in the first electrode and the second electrode around the semiconductor film.
  • a holding portion (5 mm ⁇ 10 mm) was formed on the photoresist film electrode around the semiconductor film.
  • a 0.01 ⁇ phosphate buffer (PBS) was injected as a conductive liquid into the holder of the sensor.
  • the third electrode is immersed in the PBS of the holding part of the sensor, and while applying a voltage VTG between the first electrode and the third electrode, the current value IG flowing through the third electrode and the first electrode
  • the ISD that flowed between the second electrodes was measured.
  • the voltage V TG was varied from 0.2V to 0.8V to obtain a V TG -I G curve and a V TG -I SD curve.
  • the V TG -I G curve is shown in FIG. 6A and the V TG -I SD curve is shown in FIG. 6B.
  • the sensor of Example 1 of the present invention in which the first electrode, the second electrode and the semiconductor film are coated with the solid electrolyte film, and the first electrode, the second electrode and the semiconductor film are coated with the resist film.
  • the sensor of Comparative Example 2 shows almost no change in current value IG due to an increase in voltage VTG .
  • the sensor of Comparative Example 1 in which the first electrode, the second electrode and the semiconductor film are not covered with the solid electrolyte film, it is found that the current value IG increases even when the voltage VTG increases.
  • the current value IG is a leakage current value of the current flowing from the first electrode to the second electrode leaking to the third electrode. Therefore, from the graph of FIG. 6A , it can be seen that the sensor of Inventive Example 1 significantly suppresses the generation of leakage current as compared with the sensor of Comparative Example 1.
  • the sensor of Example 1 of the present invention has a larger current value ISD at each voltage VTG than the sensor of Comparative Example 1, and the current value ISD due to an increase in voltage VTG It can be seen that the amount of change in is large.
  • the current value ISD of the sensor of Comparative Example 1 is 310 ⁇ A
  • the sensor of Example 1 of the present invention is 480 ⁇ A, which is about 1.5 times higher. Therefore, the sensor of Example 1 of the present invention has a higher gm than the sensor of Comparative Example 1, and high-sensitivity measurement is possible.
  • the senor of Comparative Example 2 has a lower current value I SD at each voltage VTG , so compared to the sensor of Comparative Example 1, the gm is lower and the sensitivity is also lower. I know it's low.
  • Escherichia coli was detected as follows using the sensor produced in Example 1 of the present invention.
  • a holding portion (5 mm ⁇ 10 mm) was formed by providing a wall portion around the solid electrolyte film covering the semiconductor film of the sensor.
  • a DNA complementary to a portion of E. coli 16s-rRNA was immobilized as a probe DNA (probe molecule) on the exposed surface within the holding portion of the sensor.
  • the sequences of the probe DNA are shown in Table 1 below.
  • the probe DNA was immobilized in the holder of the sensor according to the procedure shown in FIG. First, 3-aminopropyltriethoxysilane (APTES) was bonded to the inside of the holding portion (the solid electrolyte film 25). Then, the amino group of APTES was reacted with one of the aldehyde groups of glutaraldehyde to bind APTES and glutaraldehyde. Finally, the other aldehyde group of glutaraldehyde was allowed to react with the probe DNA to immobilize 100 nmol/L of the probe DNA.
  • APTES 3-aminopropyltriethoxysilane
  • test solution was prepared by mixing Escherichia coli and an aqueous solution of sodium dodecyl sulfate (SDS) with a concentration of 1% by mass.
  • SDS sodium dodecyl sulfate
  • the E. coli in the test solution has its cell walls and nucleolytic enzymes destroyed to release DNA and mRNA.
  • a test solution having an E. coli concentration of 10.1 ⁇ 10 4 cells/ ⁇ L was prepared.
  • test liquid 2 ⁇ L of the test liquid was dropped onto the holding portion of the sensor and incubated at room temperature for 5 minutes. Next, the test liquid was removed from the holding portion of the sensor, and pure water was poured into the holding portion to wash the exposed surface of the solid electrolyte film. After that, 0.01 ⁇ phosphate buffer (PBS) was injected as a conductive liquid into the holding portion to replace the test solution with 0.01 ⁇ PBS. Next, the third electrode was immersed in the PBS of the holding part of the sensor, and while applying a voltage VTG between the first electrode and the third electrode, the ISD flowed between the first electrode and the second electrode. was measured.
  • PBS phosphate buffer
  • V TG was varied from 0.2V to 0.8V to obtain V TG -ISD curves. The results are shown in FIG.
  • 0.01 ⁇ PBS was injected into the holding portion of the sensor without dropping the test solution, and a V TG -I SD curve was similarly obtained. The results are shown in FIG.
  • Example 3 Using the sensor produced in Example 1 of the present invention, the DNA measurement sensitivity was evaluated as follows. In the same manner as in Example 2 of the present invention, a DNA complementary to a portion of E. coli 16s-rRNA was immobilized as a probe DNA on the exposed surface of the holding portion of the sensor. The area of the exposed surface within the holding portion was 21 mm 2 (7 mm ⁇ 3 mm). Next, 2 ⁇ L of a test solution having an E. coli DNA concentration of 0.047 ⁇ g/mL was dropped onto the holding portion of the sensor and incubated at room temperature for 10 minutes. Next, the test liquid was removed from the holding portion of the sensor, and pure water was poured into the holding portion to wash the exposed surface of the solid electrolyte film.
  • Example 2 of the present invention the third electrode was immersed in the PBS of the holding portion of the sensor, and while applying a voltage VTG between the first electrode and the third electrode, the first electrode and the second electrode was measured .
  • a test solution (blank) with an E. coli DNA concentration of 0 ⁇ g/mL was used. The results are shown in FIG.
  • the present invention can provide a sensor and a biological substance detection method that have excellent selectivity for detection targets, high sensitivity, and a low detection limit.

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Abstract

本発明のセンサは、第１電極（２１）、第２電極（２２）、第３電極（２３）、前記第１電極（２１）と前記第２電極（２２）とを接続する半導体膜（２４）、前記第１電極（２１）と前記第２電極（２２）と前記半導体膜（２４）とを被覆する固体電解質皮膜（２５）を有し、前記固体電解質皮膜（２５）は、外部に露出する露出面（２５ａ）を有し、前記第３電極（２３）は、前記固体電解質皮膜（２５）の前記露出面（２５ａ）が導電性液（Ｌｑ）と接触しているときに、前記導電性液（Ｌｑ）を介して、前記固体電解質皮膜（２５）の前記露出面（２５ａ）に電界を印加可能な位置に配置されるように構成されている。

Description

センサ及び生体物質検出方法
　本発明は、センサ及び生体物質検出方法に関する。
　本願は、２０２１年６月１８日に、日本に出願された特願２０２１－１０１７２８号に基づき優先権を主張し、その内容をここに援用する。
　ｍＲＮＡ／ＤＮＡなどの生体物質を含む試験液から生体物質を検出する方法として、ＰＣＲ法（polymerase chain reaction）や次世代シーケンシング（next generation sequencing）が知られている。ＰＣＲ法は、ＤＮＡ配列上の特定の領域（目的領域）を、耐熱性ＤＮＡポリメラーゼを用いて増幅させる方法であり、ＤＮＡ１分子から検出可能であるため、ＤＮＡの特定配列を高感度で検出することが可能となっている。また、次世代シーケンシングは、ＤＮＡを断片化してライブラリーを調製し、ライブラリーのＤＮＡ断片を並列にシーケンスする方法であり、ＤＮＡの全ての配列を１分子から網羅的に解読することが可能となっている。これらの生体物質の検出方法は、検出時間が掛かる。
　ＤＮＡなどの生体物質を短時間で検出する方法として、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ：thin film transistor）構造のセンサを用いることが検討されている。例えば、ホモオリゴマーＤＮＡ鎖を３－アミノプロピルエトシキシランを用いて固定し、一定のドレイン電流下におけるゲート電位の変位によって、上記オリゴマー鎖とのハイブリダイゼーションを直接的に検出する方法が報告されている（非特許文献１）。非特許文献１には、ソース電極とドレイン電極とチャネルとが誘電体で被覆されている薄膜トランジスタ構造のセンサが開示されている。
Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃｈｅｍ．Ｂ，１９９７，１０１，２９８０－２９８５
　生体物質検出用のセンサにおいて、試料である試験液は検出目的の生体物質以外の生体物質が共存した混合物（液体）である。このため、生体物質検出用のセンサでは、検出目的の生体物質に対する選択性に優れ、かつ高感度で検出限界が低いことが望ましい。しかしながら、非特許文献１に記載の薄膜トランジスタ構造のセンサは、検出限界が１μｇ／ｍＬ程度であり、さらなる感度の向上が望まれる。薄膜トランジスタ構造のセンサの感度を向上させるために、誘電体を除去して、ソース電極とドレイン電極とチャネルを露出させることが考えられる。しかしながら、ソース電極やドレイン電極を露出させると、測定時に溶液からソース電極及びドレイン電極に直接電流が流れ（リーク電流）、それに伴う電気化学反応に由来するｐＨ変化などにより、得られるデータが不安定化するおそれがある。また、チャネル部分のみを露出させようとするとソース電極及びドレイン電極とチャネルとの界面で試験液が侵入することにより新たな不安定要因となるおそれがある。
　本発明は、前述した事情に鑑みてなされたものであって、その目的は、検出目的物に対する選択性に優れ、かつ高感度で検出限界が低いセンサおよび生体物質検出方法を提供することにある。
　本発明者らは、鋭意研究を重ねた結果、第１電極、第２電極、第３電極、第１電極と第２電極とを接続する半導体膜を有する薄膜トランジスタ構造のセンサにおいて、第１電極と第２電極と半導体膜を固体電解質皮膜で被覆し、その固体電解質皮膜の外部に露出する露出面が導電性液と接触しているときに、その導電性液を介して第３電極が固体電解質膜の露出面に電界を印加可能な位置に配置されるように構成することによって、リーク電流の発生が抑えられ、検出目的物を優れた選択性で、かつ高感度で低い検出限界で検出することが可能となるとを見出し、本発明を完成させた。
　すなわち、本発明は、上記課題を解決するため、以下の手段を提供する。
［１］第１電極、第２電極、第３電極、前記第１電極と前記第２電極とを接続する半導体膜、前記第１電極と前記第２電極と前記半導体膜とを被覆する固体電解質皮膜を有し、
　前記固体電解質皮膜は、外部に露出する露出面を有し、
　前記第３電極は、前記固体電解質皮膜の前記露出面が導電性液と接触しているときに、前記導電性液を介して、前記固体電解質皮膜の前記露出面に電界を印加可能な位置に配置されるように構成されている、センサ。
［２］前記第１電極、前記第２電極および前記半導体膜が、一つの基板の上に配置されている、上記［１］に記載のセンサ。
［３］前記第１電極、前記第２電極および前記半導体膜と前記基板との間に、導電性材料膜と固体電解質膜とが積層されていて、前記第１電極、前記第２電極および前記半導体膜が、前記固体電解質膜の上に配置されている、上記［２］に記載のセンサ。
［４］前記基板の上に、さらに前記第３電極が配置されている、上記［２］または［３］に記載のセンサ。
［５］前記固体電解質皮膜は、イオン伝導率が１×１０－８Ｓ／ｃｍ以上である、上記［１］～［４］のいずれかに記載のセンサ。
［６］前記固体電解質皮膜は、希土類元素とジルコニウム（Ｚｒ）とを含む金属酸化物又は希土類元素とタンタル（Ｔａ）とを含む金属酸化物であって、炭素（Ｃ）の含有率が、０．５ａｔｏｍ％以上１５ａｔｏｍ％以下であり、且つ、水素（Ｈ）の含有率が２ａｔｏｍ％以上２０ａｔｏｍ％以下である無機固体電解質皮膜であって、前記半導体膜は、少なくともインジウム（Ｉｎ）を含む金属酸化物である無機半導体膜である、上記［１］～［５］のいずれかに記載のセンサ。
［７］前記固体電解質皮膜の前記露出面に、生体物質を捕捉するためのプローブ分子が固定されている、上記［１］～［６］のいずれかに記載のセンサ。
［８］前記固体電解質皮膜の前記露出面の周囲に、前記導電性液を保持するための保持部を備える、上記［１］～［７］のいずれかに記載のセンサ。
［９］上記［１］～［８］のいずれかに記載のセンサを用いた生体物質検出方法であって、
　前記固体電解質皮膜の前記露出面に生体物質を含む試験液を供給して、前記露出面に前記生体物質を捕捉させる工程と、
　前記試験液を前記導電性液に置換する工程と、
　前記第３電極と前記第１電極との間に電圧を印加すると共に、前記第１電極－前記第２電極間の電流を測定する工程と、
　前記電圧と、前記電流とに基づいて前記試験液中の生体物質の量を取得する工程と、を含む、生体物質検出方法。
　本発明によれば、検出目的物に対する選択性に優れ、かつ高感度で検出限界が低いセンサおよび生体物質検出方法を提供することが可能となる。
図１は、本発明の一実施形態に係るセンサの一例を示す平面図である。 図２は、図１のII－II’線断面図である。 図３Ａは、図１に示すセンサを用いた生体物質検出方法を説明する模式図であって、センサを図１のII－II’線に沿って見た拡大断面図である。 図３Ｂは、図３Ａの拡大図である。 図４は、本発明の一実施形態に係るセンサの別の一例を示す平面図である。 図５Ａは、図４に示すセンサを用いた生体物質検出方法を説明する模式図であって、センサを図４のＶ－Ｖ’線に沿って見た断面図である。 図５Ｂは、図５Ａの拡大図である。 図６Ａは、本発明例１および比較例１、２で測定したＶＴＧ－ＩＧ曲線である。 図６Ｂは、本発明例１および比較例１、２で測定したＶＴＧ－ＩＳＤ曲線である。 本発明例２において、プローブＤＮＡを、センサの保持部に固定化した手順を示すフロー図である。 本発明例２で測定したＶＴＧ－ＩＳＤ曲線を示すグラフである。 本発明例３で測定したＶＴＧ－ＩＳＤ曲線を示すグラフである。
　以下、本発明の一実施形態であるセンサ及び生体物質検出方法について、図面を参照しながら詳細に説明する。以下の説明で用いる図面は、本実施形態の特徴をわかりやすくするために便宜上特徴となる部分を拡大して示している場合があり、各構成要素の寸法比率などは実際とは異なっていることがある。
　図１は、本発明の一実施形態に係るセンサの一例を示す平面図であり、図２は、図１のII－II’線断面図である。
　図１及び図２に示すように、センサ１００は、基板１１と、第１電極２１と、第２電極２２と、第３電極２３と、半導体膜２４、固体電解質皮膜２５とを有する。半導体膜２４は、第１電極２１と第２電極２２とを接続する位置に配置されている。第１電極２１と第２電極２２及び半導体膜２４は、センサ片２０を形成する。センサ片２０（第１電極２１と第２電極２２と半導体膜２４）及び第３電極２３と、基板１１との間に、導電性材料膜１２と固体電解質膜１３とが積層されていて、センサ片２０及び第３電極２３が固体電解質膜１３の上に配置されている。固体電解質皮膜２５は、センサ片２０を被覆する。固体電解質皮膜２５は、外部に（上側、すなわちセンサ片２０と反対側に）露出した露出面２５ａを有する。第３電極２３は、固体電解質皮膜２５の露出面２５ａが導電性液Ｌｑと接触しているときに、導電性液Ｌｑを介して、固体電解質皮膜２５の露出面２５ａに電界を印加可能な位置に配置されるように構成されている。つまり、第３電極２３は、供給された導電性液Ｌｑを介して、固体電解質皮膜２５の露出面２５ａと電気的に接続されるように配置されている。導電性液Ｌｑは、第３電極２３から露出面２５ａに電界を印加可能なように導電性を有する液体である。導電性液Ｌｑとしては、例えば、無機塩を含む水溶液を用いることができる。無機塩は、検出目的物と固体電解質皮膜２５とに対して、使用時において実質的に不活性な物質であればよく、特に制限はない。
　固体電解質皮膜２５の露出面２５ａは、半導体膜２４に対向する位置にあることが好ましい。露出面２５ａは、検出目的物を捕捉するための捕捉物質が固定されていることが好ましい。例えば、検出目的物が生体物質である場合は、生体物質を捕捉するためのプローブ分子が固定されていてもよい。露出面２５ａと第３電極２３は、導電性液Ｌｑを保持するための保持部３０で囲われている。保持部３０の形状については限定されないが、例えば、図１、２で示されるような壁状のものであることが好ましい。
　第１電極２１は第１リード線２１ａを介して第１端子２１ｂに接続している。第２電極２２は第２リード線２２ａを介して第２端子２２ｂに接続している。第３電極２３は第３リード線２３ａを介して第３端子２３ｂに接続している。
　第１電極２１、第２電極２２及び第３電極２３の材料としては、金属材料及び金属酸化物を用いることができる。金属材料の例としては、白金（Ｐｔ）などの高融点金属、及びその合金を挙げることができる。金属酸化物の例としては、インジウム錫酸化物（ＩＴＯ）、酸化ルテニウム（ＲｕＯ２）を挙げることができる。第１電極２１、第２電極２２及び第３電極２３はそれぞれ、単層体であってもよいし、複数の電極材料層を積層させた複層体であってもよい。第１電極２１、第２電極２２及び第３電極２３の厚みは、例えば、５０ｎｍ以上２００ｎｍ以下の範囲内にあってもよい。第１リード線２１ａ及び第１端子２１ｂは、第１電極２１と同じ材料で、かつ同じ厚みであってもよい。第２リード線２２ａ及び第２端子２２ｂは、第２電極２２と同じ材料で、かつ同じ厚みであってもよい。第３リード線２３ａ及び第３端子２３ｂは、第３電極２３と同じ材料で、かつ同じ厚みであってもよい。
　半導体膜２４は、無機半導体膜であってもよいし、有機半導体膜であってもよい。
　無機半導体膜は、無機半導体を含む。無機半導体膜は、無機半導体のみから形成されていることが好ましい。無機半導体は、例えば、酸化インジウム（Ｉｎ２Ｏ３）、酸化亜鉛（ＺｎＯ）、Ｉｎ－Ｇａ－Ｚｎ酸化物（ＩＧＺＯ）、Ｉｎ－Ｓｎ－Ｚｎ酸化物（ＩＴＺＯ）、Ｚｎ－Ｓｎ酸化物（Ｚｎ－Ｓｎ－Ｏ）、アモルファスシリコン（α－Ｓｉ）、低温ポリシリコン（ＬＴＰＳ）及びグラフェンからなる群より選ばれる少なくとも一種の無機物を含むことが好ましい。これらの無機半導体は、一種を単独で用いてもよいし、二種を組み合わせて用いてもよい。また、無機半導体は、アモルファス相あるいはナノ結晶相であってもよい。
　有機半導体膜は、有機半導体を含む。有機半導体膜は、有機半導体のみから形成されていることが好ましい。有機半導体は、多環芳香族炭化水素もしくはチエノアセン系化合物であることが好ましい。
　多環芳香族炭化水素は、ベンゼン環を４つ以上含むことが好ましい。多環芳香族炭化水素は、アセンであることが好ましい。アセンは置換基（例えば、フェニル基）を有していてもよい。多環芳香族炭化水素の例としては、ペンタセン、ルブレンを挙げることができる。チエノアセン系化合物の例としては、ＢＴＢＴ、ＤＮＴＴ、Ｃ８－ＤＮＴＴ、Ｃ１０－ＤＮＢＯＴを挙げることができる。これらの有機半導体は、一種を単独で用いてもよいし、二種を組み合わせて用いてもよい。また、有機半導体は、アモルファス相あるいはナノ結晶相であってもよい。
　半導体膜２４は、単層体であってもよいし、複数の半導体層を積層させた複層体であってもよい。半導体膜２４の厚みは、例えば、５ｎｍ以上８０ｎｍ以下の範囲内であってもよい。半導体膜２４の長さ（第１電極２１と第２電極２２の間の距離）は、例えば５０μｍ以上２００μｍ以下である。半導体膜２４の幅（第１電極２１及び第２電極２２との接触する長さ）は、例えば、１μｍ以上１００００μｍ以下の範囲内にあってもよい。
　固体電解質皮膜２５は、プロトン導電性であってもよい。固体電解質皮膜２５は、イオン伝導率が１×１０－８Ｓ／ｃｍ以上であってもよい。固体電解質皮膜２５のイオン伝導率は１×１０－２Ｓ／ｃｍ以下であってもよい。
　固体電解質皮膜２５は、無機固体電解質皮膜であってもよいし、有機固体電解質皮膜であってもよい。
　無機固体電解質皮膜は、無機固体電解質を含む。無機固体電解質皮膜は、無機固体電解質のみから形成されていることが好ましい。無機固体電解質皮膜は、例えば、希土類元素とジルコニウム（Ｚｒ）とを含む金属酸化物、及び希土類元素とタンタル（Ｔａ）とを含む金属酸化物のうちのいずれかで形成されることができる。無機固体電解質皮膜の炭素（Ｃ）の含有率は０．５ａｔｏｍ％以上１５ａｔｏｍ％以下の範囲内にあってもよい。さらに、無機固体電解質皮膜の水素（Ｈ）の含有率は２ａｔｏｍ％以上２０ａｔｏｍ％以下の範囲内にあってもよい。無機固体電解質皮膜が上記の金属酸化物で構成され、且つ炭素（Ｃ）及び水素（Ｈ）の含有率が共に上記の範囲内であると、センサ１００が高感度となって検出限界が大幅に低くなり、また、水分等の存在下での検出の安定性が高くなる。これらの特性をより向上させる観点から、炭素（Ｃ）の含有率を１ａｔｏｍ％以上１０ａｔｏｍ％以下の範囲内とし、且つ、水素（Ｈ）の含有率を５ａｔｏｍ％以上１８ａｔｏｍ％以下の範囲内としてもよい。
　無機固体電解質皮膜は、例えば、以下の（Ａ１）～（Ａ５）のうちのいずれかで形成されることができる。
（Ａ１）ランタン（Ｌａ）とジルコニウム（Ｚｒ）とを含む金属酸化物
（Ａ２）ランタン（Ｌａ）とタンタル（Ｔａ）とを含む金属酸化物
（Ａ３）セリウム（Ｃｅ）、プラセオジム（Ｐｒ）、ネオジム（Ｎｄ）、サマリウム（Ｓｍ）、ユウロピウム（Ｅｕ）、ガドリニウム（Ｇｄ）、テルビウム（Ｔｂ）、ジスプロシウム（Ｄｙ）、ホルミウム（Ｈｏ）、エルビウム（Ｅｒ）、ツリウム（Ｔｍ）、イッテルビウム（Ｙｂ）、ルテチウム（Ｌｕ）及びイットリウム（Ｙ）からなる群から選択されるいずれかの金属元素と、ジルコニウム（Ｚｒ）またはタンタル（Ｔａ）とを含む金属酸化物
（Ａ４）ハフニウム（Ｈｆ）、ジルコニウム（Ｚｒ）及びアルミニウム（Ａｌ）からなる群から選択される少なくとも１種類の金属元素を含む金属酸化物
（Ａ５）ランタン（Ｌａ）、ハフニウム（Ｈｆ）、ジルコニウム（Ｚｒ）を含有する金属酸化物
　例えば、無機固体電解質皮膜が、ランタン（Ｌａ）とジルコニウム（Ｚｒ）とを含む金属酸化物で形成される場合（Ａ１）、ランタン（Ｌａ）とジルコニウム（Ｚｒ）との原子数比は、例えば、ランタン（Ｌａ）を１としたときにジルコニウム（Ｚｒ）が、０．４３以上２．３３以下の範囲内にあってもよく、１．００以上２．３３以下の範囲内にあってもよい。また、無機固体電解質皮膜が、ランタン（Ｌａ）とタンタル（Ｔａ）とを含む金属酸化物で形成される場合（Ａ２）、ランタン（Ｌａ）とタンタル（Ｔａ）との原子数比についても、特に限定されるものではない。さらに、無機固体電解質皮膜が上記（Ａ３）～（Ａ５）のいずれかの金属酸化物で形成される場合も、各金属元素の原子数比は、特に限定されるものではない。無機固体電解質は、アモルファス相であってもよい。
　上記金属酸化物の原子組成比は、ラザフォード後方散乱分光法（ＲＢＳ法）等を用いて、元素分析を行うことにより求めることができる。また、炭素（Ｃ）と水素（Ｈ）の含有率は、ラザフォード後方散乱分光法（Rutherford Backscattering Spectrometry：ＲＢＳ分析法）、水素前方散乱分析法（Hydrogen Forward scattering Spectrometry：ＨＦＳ分析法）、及び核反応解析法（Nuclear Reaction Analysis：ＮＲＡ分析法）を用いて元素分析を行うことにより求めることができる。
　有機固体電解質皮膜は、有機固体電解質を含む。有機固体電解質皮膜は、有機固体電解質のみから形成されていることが好ましい。有機固体電解質は、例えば、プロトン導電性であることが好ましい。有機固体電解質としては、例えば、側鎖にプロトン伝導性基を有するポリマーもしくは有機金属錯体を用いてもよい。
　側鎖にプロトン伝導性基を有するポリマーの主鎖は、例えば、炭化水素構造またはパーフルオロカーボン構造であってもよい。プロトン伝導性基は、例えば、スルホン酸基であってもよい。側鎖にプロトン伝導性基を有するポリマーとしては、パーフルオロカーボンスルホン酸であるナフィオン（登録商標）を用いることができる。
　有機金属錯体は、例えば、配位高分子であってもよい。配位高分子は、下記の式（１）で表されるオキサラト架橋配位高分子であってもよい。
　　Ｍ２（ｏｘ）３・・・・（１）
　上記の（１）において、Ｍは、２価又は３価の金属イオンを表す。Ｍが３価の金属イオンである場合、オキサラト架橋配位高分子は中性である。Ｍが２価の金属イオンを含む場合は、オキサラト架橋配位高分子はアニオン性となり、オキサラト架橋配位高分子にカウンターイオンが取り込まれていてもよい。
　上記の（１）において、ｏｘは、シュウ酸イオン（Ｃ２Ｏ４ ２－）を表す。
　有機固体電解質は、一種を単独で用いてもよいし、二種を組み合わせて用いてもよい。また、有機固体電解質は、アモルファス相あるいはナノ結晶相であってもよい。
　固体電解質皮膜２５は、単層体であってもよいし、複数の固体電解質層を積層させた複層体であってもよい。固体電解質皮膜２５の厚みは、例えば、１ｎｍ以上１００ｎｍ以下の範囲内であってもよい。
　基板１１は、例えば、絶縁性基板及び半導体基板を用いることができる。絶縁性基板の例としては、高耐熱ガラス、アルミナ（Ａｌ２Ｏ３）基板、ＳＴＯ（ＳｒＴｉＯ）基板、ＳｉＯ２／Ｓｉ基板（Ｓｉ基板上にＳｉＯ２膜を形成したもの）、Ｓｉ基板の表面にＳｉＯ２層及びＴｉ層を介してＳＴＯ（ＳｒＴｉＯ）層を形成した多層基板を挙げることができる。半導体基板の例としては、Ｓｉ基板、ＳｉＣ基板、Ｇｅ基板を挙げることができる。基板１１の厚みは、例えば、１０μｍ以上１ｍｍ以下である。
　導電性材料膜１２は、導電性材料を含む導電性材料膜である。導電性材料膜１２は、導電性材料のみから形成されていてもよい。導電性材料としては、例えば、金属材料及び金属酸化物を用いることができる。金属材料の例としては、白金（Ｐｔ）、金（Ａｕ）、銀（Ａｇ）、銅（Ｃｕ）、アルミニウム（Ａｌ）、モリブデン（Ｍｏ）、パラジウム（Ｐｄ）、ルテニウム（Ｒｕ）、イリジウム（Ｉｒ）、タングステン（Ｗ）、チタン（Ｔｉ）、及びこれらの金属の合金を挙げることができる。金属酸化物の例としては、インジウム錫酸化物（ＩＴＯ）、酸化ルテニウム（ＲｕＯ２）を挙げることができる。
　導電性材料膜１２は、単層体であってもよいし、複数の導電性材料膜を積層させた複層体であってもよい。導電性材料膜１２の厚みは、例えば、５０ｎｍ以上２００ｎｍ以下である。
　固体電解質膜１３は、プロトン導電性であってもよい。固体電解質膜１３は、イオン伝導率が１×１０－８Ｓ／ｃｍ以上であってもよい。固体電解質膜１３のイオン伝導率は１×１０－２Ｓ／ｃｍ以下であってもよい。固体電解質膜１３は、無機固体電解質膜であってもよいし、有機固体電解質膜であってもよい。無機固体電解質膜及び有機固体電解質膜の材料の例は、固体電解質皮膜２５の場合と同じである。
　固体電解質膜１３は、単層体であってもよいし、複数の固体電解質層を積層させた複層体であってもよい。固体電解質膜１３の厚みは、例えば、５０ｎｍ以上３００ｎｍ以下の範囲内であってもよい。
　保持部３０の材料は、有機物であってもよいし、無機物であってもよい。有機物の例としては、ポリイミド、エポキシ樹脂などを挙げることができる。無機物の例としては、アルミナ、シリカなどを挙げることができる。保持部３０の高さは、例えば、０．１０ｍｍ以上５ｍｍ以下の範囲内にあってもよい。保持部３０の厚みは、例えば、０．５ｍｍ以上５ｍｍ以下の範囲内にあってもよく、１ｍｍ程度であれば好ましい。
　次に、センサ１００を用いた生体物質検出方法について説明する。
　図３Ａは、図１に示す生体物質検出センサを用いた生体物質検出方法を説明する模式図であって、生体物質検出センサを図１のII－II’線に沿って見た拡大断面図であり、図３Ｂは、図３Ａの拡大図である。図３Ｂにおいて、センサ１００の保持部３０の内側にある露出面２５ａには、生体物質を捕捉するためのプローブ分子１が固定されている。
　センサ１００を用いた生体物質の検出は次のようにして行われる。
　先ず、センサ１００の露出面２５ａに固定されているプローブ分子１に、検出目的の生体物質２を捕捉させる。具体的には、センサ１００の保持部３０に、生体物質２を含む試験液を注液して、固体電解質皮膜２５の露出面２５ａに試験液を供給する。これにより、検出目的の生体物質２がプローブ分子１を介して露出面２５ａに捕捉される。生体物質２は、例えば、ＤＮＡやｍＲＮＡなどの核酸である。プローブ分子１は、それら生体物質２の一部と相補的になるＤＮＡやｍＲＮＡである。
　生体物質２を露出面２５ａに捕捉させた後、試験液を導電性液Ｌｑに置換する。具体的には、先ず、露出面２５ａを洗浄液で洗浄して、例えば、プローブ分子１に捕捉されなかった生体物質（検出目的でない生体物質）、あるいは非特異的に捕捉されている生体物質等を除去する。次いで、センサ１００の保持部３０に導電性液Ｌｑを注液して、第３電極２３と露出面２５ａとを導電性液Ｌｑに接触させる。導電性液Ｌｑとしては、例えば、リン酸バッファ（ＰＢＳ）を用いることができる。これにより、第３電極２３は、導電性液体を介して露出面２５ａに電界を印加可能となる。
　次いで、第１電極２１と第２電極２２との間に電圧ＶＳＤを印加すると共に、第１電極２１と第３電極２３との間に電圧ＶＴＧを印加する。本実施形態のセンサ１００では、プローブ分子１を介して露出面２５ａに捕捉された生体物質２の電荷が作る電界が半導体膜２４に伝わることによって、半導体膜２４の電気特性が変化する。このため、第３電極２３から露出面２５ａに電圧ＶＳＤの電界を印加すると、第１電極２１と第２電極２２との間を流れる電流ＩＳＤが変化する。この電圧ＶＳＤと電流ＩＳＤと関係から、プローブ分子１に捕捉された生体物質２を定量することができ、これより試験液中の生体物質の量を取得することができる。
　センサ１００は、例えば、次のようにして製造することができる。
（１）導電性材料膜１２の成膜
　先ず基板１１（例えば、ＳｉＯ２／Ｓｉ基板）上に、導電性材料膜１２を成膜する。導電性材料膜１２の成膜方法としては、スパッタリング法を用いることができる。
（２）固体電解質膜１３の成膜
　次に、導電性材料膜１２の上に固体電解質膜１３を成膜する。固体電解質膜１３は、例えば、導電性材料膜１２の上に固体電解質膜用前駆体溶液を塗布し、得られた塗布膜を加熱することによって形成することができる。固体電解質膜用前駆体溶液としては、固体電解質膜１３を構成する固体電解質の材料が溶解もしくは分散されている液体を用いることができる。固体電解質膜用前駆体溶液の塗布方法としては、例えば、スピンコーティング法、インクジェット印刷法、ナノインプリント法などを用いることができる。塗布膜の加熱温度は、固体電解質膜用前駆体溶液の溶媒が揮発して、固体電解質膜１３が生成する温度であれば特に制限はない。
（３）半導体膜２４の成膜
　次に、固体電解質膜１３の上に、半導体膜２４を成膜する。半導体膜２４は、例えば、次のようにして成膜することができる。先ず、固体電解質膜１３の上に、フォトリソグラフィー法によってパターニングされたレジスト膜を形成する。次いで、レジスト膜が形成された固体電解質膜１３の上に半導体膜用前駆体溶液を塗布し、得られた塗布膜を加熱することによって半導体膜を形成する。その後、レジスト膜を除去する。半導体膜用前駆体溶液としては、半導体膜２４を構成する半導体の材料が溶解もしくは分散されている液体を用いることができる。半導体膜用前駆体溶液の塗布方法としては、例えば、スピンコーティング法、インクジェット印刷法、ナノインプリント法などを用いることができる。塗布膜の加熱温度は、半導体膜用前駆体溶液の溶媒が揮発して、半導体膜２４が生成する温度であれば特に制限はない。
（４）電極パターンの形成
　次に、固体電解質膜１３及び半導体膜２４の上に、電極パターン（第１電極２１、第１リード線２１ａ、第１端子２１ｂ、第２電極２２、第２リード線２２ａ、第２端子２２ｂ、第３電極２３、第３リード線２３ａ、第３端子２３ｂ）を形成する。電極パターンは、例えば、次のようにして形成することができる。先ず、固体電解質膜１３及び半導体膜２４の上に、フォトリソグラフィー法によってパターニングされたレジスト膜を形成する。次いで、レジスト膜が形成された固体電解質膜１３及び半導体膜２４の上に電極膜を形成する。その後、レジスト膜を除去する。電極膜の形成方法としては、例えば、スパッタリング法を用いることができる。
（５）固体電解質皮膜２５の成膜
　次に、センサ片２０（第１電極２１と第２電極２２と半導体膜２４）の上に固体電解質皮膜２５を成膜する。固体電解質皮膜２５は、例えば、次のようにして成膜することができる。先ず、第１端子２１ｂと第２端子２２ｂと第３電極２３の上にレジスト膜を形成する。次いで、固体電解質皮膜用前駆体溶液を塗布し、得られた塗布膜を加熱することによって固体電解質皮膜を形成する。その後、レジスト膜を除去する。固体電解質皮膜用前駆体溶液としては、固体電解質皮膜２５を構成する固体電解質の材料が溶解もしくは分散されている液体を用いることができる。固体電解質皮膜用前駆体溶液の塗布方法としては、例えば、スピンコーティング法、インクジェット印刷法、ナノインプリント法などを用いることができる。塗布膜の加熱温度は、固体電解質皮膜用前駆体溶液の溶媒が揮発して、固体電解質皮膜２５が生成する温度であれば特に制限はない。
　上記のセンサ１００においては、第３電極２３は基板１１の固体電解質膜１３の上に形成されているが、第３電極２３の位置はこれに限定されるものではない。第３電極２３は、固体電解質皮膜２５の露出面２５ａが導電性液Ｌｑと接触しているときに、導電性液Ｌｑを介して、固体電解質皮膜２５の露出面２５ａに電界を印加可能な位置に配置されるように構成されていれば、固体電解質膜１３の上以外の位置に配置されていてもよい。
　図４は、発明の一実施形態に係るセンサの別の一例を示す平面図であり、図５は、図４に示すセンサを用いた生体物質検出方法を説明する模式図であって、図５Ａは、センサを図４のＶ－Ｖ’線に沿って見た断面図であり、図５Ｂは、図５Ａの拡大図である。
　図４及び図５に示すセンサ１０１は、基板１１と、第１電極２１と、第２電極２２と、第３電極２３と、半導体膜２４、固体電解質皮膜２５とを有する。センサ片２０（第１電極２１と第２電極２２と半導体膜２４）と、基板１１との間に、導電性材料膜１２と固体電解質膜１３とが積層されていて、センサ片２０及び第３電極２３が固体電解質膜１３の上に配置されている。センサ１０１は、第３電極２３が基板１１から分離していて、第３電極２３の一部が保持部３０に保持された導電性液Ｌｑに浸漬されるように構成されている。これ以外の構成は、上述のセンサ１００と同じ構成とされている。このため、図４及び図５に示すセンサ１０１と上述のセンサ１００とにおいて同一又は同様の部分には同一の符号を使用し、その説明を省略する。
　センサ１０１を用いた生体物質の検出は、次のようにして行うことができる。
　先ず、上述のセンサ１００の場合と同様に、固体電解質皮膜２５の露出面２５ａに、生体物質２を含む試験液を供給して、プローブ分子１を介して露出面２５ａに生体物質２を捕捉させる。次いで、試験液を導電性液Ｌｑに置換する。
　センサ１０１の保持部３０に注液された導電性液Ｌｑに、第３電極２３の一部を浸漬させる。これにより、第３電極２３は、導電性液体を介して露出面２５ａに電界を印加可能となる。
　第１電極２１と第２電極２２とは第１電圧供給部３１に接続され、第１電極２１と第３電極２３とは第２電圧供給部３２に接続される。プローブ分子１に捕捉された生体物質２の定量は、図１～図３Ｂに示すセンサ１００の場合と同様に実施することができる。すなわち、第１電圧供給部３１を用いて、第１電極２１と第２電極２２との間に電圧ＶＳＤを印加すると共に、第２電圧供給部３２を用いて、第１電極２１と第３電極２３との間に電圧ＶＴＧを印加する。これにより、第１電極２１と第２電極２２との間を流れる電流ＩＳＤが変化する。そして、この電圧ＶＳＤと電流ＩＳＤと関係から、プローブ分子１に捕捉された生体物質２を定量することができ、これより試験液中の生体物質の量を取得することができる。
　以上のような構成とされた本実施形態のセンサ１００、１０１によれば、第１電極２１と第２電極２２との間に電圧ＶＳＤを印加すると共に、第１電極２１と第３電極２３との間に電圧ＶＴＧを印加すると、溶液及び固体電解質を通して半導体膜２４に電界が印加され、第１電極２１と第２電極２２との間を流れる電流ＩＳＤが流れる。半導体膜２４に付与される電界の強さは露出面２５ａに捕捉された生体物質２の量によって変化するため、本実施形態のセンサ１００、１０１によれば、電圧ＶＳＤと電流ＩＳＤとの関係から、露出面２５ａに捕捉された生体物質２を選択的に、かつ高感度で定量することができる。さらに、本実施形態のセンサ１００、１０１は、第１電極２１、第２電極２２及び半導体膜２４が固体電解質皮膜２５で被覆されているので、第３電極２３から試験液Ｌｑを介して固体電解質皮膜２５の露出面２５ａに電界を印加したときに、リーク電流の発生が抑えられる。このリーク電流の発生の抑制によって、リーク電流に起因する前述の不安定化を抑えることができ、またより高感度で低い検出限界で検出することが可能となる。
　本実施形態のセンサ１００、１０１において、固体電解質皮膜２５が固体電解質であることにより絶縁体や誘電体で構成するよりもより多く電荷を半導体膜に誘起することができ、電流ＩＳＤが大きく、相互コンダクタンス（ｇｍ）も大きくなる。その結果、感度が高くなり検出限界が低くなる。さらに、固体電解質皮膜２５を通して半導体膜２４の直上だけでなく、より広い範囲から生体物質２の電荷が作る電界を半導体膜２４に集めることができるので、検出目的物をより高感度で検出することが可能となり、検出限界がより低くなる。特に、固体電解質皮膜２５のイオン伝導率が１×１０－８Ｓ／ｃｍ以上である場合は、これらの効果はより顕著に観察される。
　本実施形態のセンサ１００、１０１において、固体電解質皮膜２５が、希土類元素とジルコニウム（Ｚｒ）とを含む金属酸化物又は希土類元素とタンタル（Ｔａ）とを含む金属酸化物であって、炭素（Ｃ）の含有率が、０．５ａｔｏｍ％以上１５ａｔｏｍ％以下であり、且つ、水素（Ｈ）の含有率が２ａｔｏｍ％以上２０ａｔｏｍ％以下である無機固体電解質皮膜である場合は、露出面２５ａに捕捉された生体物質２の電荷が作る電界が半導体膜２４に伝わりやすくなる。また、半導体膜２４が、少なくともインジウム（Ｉｎ）を含む金属酸化物である無機半導体膜である場合は、電界が伝わることによる電気特性の変化量が大きくなる。このため、検出目的物をさらに高感度で検出でき、検出限界がさらに低くなる。
　本実施形態のセンサ１００、１０１において、固体電解質皮膜２５の露出面２５ａに生体物質２を捕捉するためのプローブ分子１が固定されている場合は、検出目的物に対する選択性がより向上する。
　本実施形態の生体物質検出方法は、上述のセンサ１００、１０１を用いるので、検出目的物を優れた選択性で、かつ高感度で低い検出限界で検出することが可能となる。
　以上、本発明の実施形態について詳述したが、本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲内に記載された本発明の要旨の範囲内において、種々の変形・変更が可能である。
　例えば、本実施形態では、検出目的物として生体物質を例に挙げて説明したが、これに限定されるものではない。本実施形態のセンサ１００、１０１は、固体電解質皮膜２５の露出面２５ａに捕捉されることによって、半導体膜２４に電界を伝えるものであれば検出することが可能である。検出目的物としては、例えば、電荷を有するイオン性物質、露出面２５ａに捕捉されることによって電荷を生成する物質を用いることができる。検出目的物は、有機物であってもよいし、無機物であってもよい。
　また、本実施形態では、露出面２５ａに捕捉される検出目的物の選択性を向上させる構成として、固体電解質皮膜２５の露出面２５ａにプローブ分子１を固定する構成を例に挙げて説明したが、これに限定されるものではない。例えば、露出面２５ａを選択性透過膜で被覆して、選択性透過膜を透過した物質のみを露出面２５ａに捕捉させる構成としてもよい。
　また、本実施形態では、センサ片２０（第１電極２１と第２電極２２と半導体膜２４）と基板１１との間に、導電性材料膜１２と固体電解質膜１３とがこの順で積層された場合を例に挙げて説明したが、これに限定されるものではない。例えば、基板１１の上に直接センサ片２０を配置してもよい。また、センサ片２０と基板１１との間に、固体電解質膜１３のみを配置してもよい。
［本発明例１］
（導電性材料膜の成膜）
　シリコン基板上に、厚さ５００ｎｍの酸化シリコン（ＳｉＯ２）膜を形成したＳｉＯ２／Ｓｉ基板を用意した。このＳｉＯ２／Ｓｉ基板の酸化シリコン膜上に、厚さ１０ｎｍＴｉ層と、厚さ２００ｎｍのＰｔ層とを、この順でスパッタリング法により成膜してＰｔ／Ｔｉの２層構造の導電性材料膜を成膜した。
（固体電解質膜の成膜）
　次に、得られた導電性材料膜のＰｔ層の上に、ゾルゲル法により固体電解質膜を形成した。先ず、固体電解質膜用前駆体溶液としてＬａ０．３Ｚｒ０．７Ｏ溶液をスピンコーティング法により塗布して、固体電解質膜用前駆体層を形成した。次いで、その固体電解質膜用前駆体層を酸素含有雰囲気で、２５０℃で予備焼成した後、４００℃で本焼成して、厚さ２５０ｎｍのＬａ０．３Ｚｒ０．７Ｏからなる固体電解質膜を形成した。得られた固体電解質膜の炭素（Ｃ）と水素（Ｈ）の含有率を、ラザフォード後方散乱分光法、水素前方散乱分析法及び核反応解析法によりそれぞれ測定した。その結果、炭素（Ｃ）の含水率は、２．０ａｔｏｍ％、水素（Ｈ）の含有率は１０．１ａｔｏｍ％であった。また、固体電解質膜のイオン伝導率を、交流インピーダンス測定装置（バイオロジック社製、ＳＰ－３００）を用いて測定した。その結果、イオン伝導率は６．０×１０－７Ｓ／ｃｍであった。
　なお、Ｌａ０．３Ｚｒ０．７Ｏ溶液は、次のようにして調製した。
　酢酸ランタン１．５水和物とジルコニウムブトキシドとを３：７（モル比）の割合で混合し、得られた混合物をＬａ０．３Ｚｒ０．７Ｏ濃度に換算して０．２ｍｏｌ／ｋｇとなるようにプロピオン酸に溶解させた。得られた混合溶液を１１０℃のオイルバスで３０分間還流を行った後、孔径０．２μｍのメンブレンフィルターでろ過することにより、０．２ｍｏｌ／ｋｇのＬａ０．３Ｚｒ０．７Ｏ溶液を得た。
（半導体膜の成膜）
　次に、固体電解質膜の上に、半導体膜用前駆体溶液としてＩｎ２Ｏ３溶液をスピンコーティング法により塗布して、半導体膜用前駆体層を形成した。次いで、その半導体膜用前駆体層を２５０℃で本焼成して、Ｉｎ２Ｏ３からなる無機半導体膜を成膜した後、ドライエッチングによりＩｎ２Ｏ３をチャネル形状に加工した。半導体膜のサイズは、幅３００μｍ×長さ５０μｍ×厚さ２０ｎｍとした。
　なお、Ｉｎ２Ｏ３溶液は、次のようにして調製した。硝酸インジウム３水和物を、Ｉｎ２Ｏ３濃度に換算して０．２ｍｏｌ／ｋｇとなるように２－メトキシエタノールに溶解させた。得られた溶液を１１０℃のオイルバスで３０分間還流を行った後、孔径０．２μｍのメンブレンフィルターでろ過することにより、濃度が０．２ｍｏｌ／ｋｇのＩｎ２Ｏ３溶液を得た。
（第１電極および第２電極の形成）
　固体電解質膜と半導体膜の上に、フォトリソグラフィー法によって、ソース電極とドレイン電極の形状にパターニングされたレジスト膜を形成した。次いで、そのレジスト膜を形成した固体電解質膜と半導体膜の上に、厚さ５０ｎｍのＩＴＯ層と、厚さ５００ｎｍのＡｕ層とを、この順にスパッタリング法により成膜した後、レジスト膜を除去した。Ａｕ／ＩＴＯの２層構造の第１電極、第１リード線、第１端子と第２電極、第２リード線、第２端子とを形成した。第１電極と第２電極のサイズは、それぞれ幅３２０μｍ×長さ２００μｍとし、第１電極と第２電極の間隔は５０μｍとした。
（固体電解質皮膜の成膜）
　第１端子と第２端子との上にレジスト膜を形成した後、固体電解質皮膜用前駆体溶液としてＬａ０．３Ｚｒ０．７Ｏ溶液をスピンコーティング法により塗布して、固体電解質皮膜用前駆体層を形成した。次いで、その固体電解質皮膜用前駆体層を酸素含有雰囲気で、２５０℃で予備焼成した後、４００℃で本焼成して、厚さ２０ｎｍのＬａ０．３Ｚｒ０．７Ｏからなる固体電解質皮膜を成膜し後、レジスト膜を除去した。得られた固体電解質皮膜の炭素（Ｃ）と水素（Ｈ）の含有率を、ラザフォード後方散乱分光法、水素前方散乱分析法及び核反応解析法によりそれぞれ測定したところ、炭素（Ｃ）の含水率は、２．０ａｔｏｍ％、水素（Ｈ）の含有率は１０．１ａｔｏｍ％であった。
　こうして、積層板の固体電解質膜の上に、第１電極、第２電極および半導体膜、並びにそれらを被覆する固体電解質皮膜が成膜されたセンサ（図４に示すセンサ）を作製した。
［比較例１］
　固体電解質皮膜を成膜しなかったこと以外は、本発明例１と同様にしてセンサを作製した。
［比較例２］
　固体電解質皮膜の代わりに、フォトレジスト（ＴＳＭＲ、東京応化工業株式会社製）を用いて、レジスト皮膜を成膜したこと以外は、本発明例１と同様にしてセンサを作製した。
［評価］
　本発明例１で作製したセンサは、半導体膜を被覆している固体電解質皮膜の周囲に、保持部（５ｍｍ×１０ｍｍ）を形成した。比較例１で作製したセンサは、半導体膜の周囲の第１電極および第２電極に保持部（５ｍｍ×１０ｍｍ）を形成した。比較例２で作製したセンサは、半導体膜の周囲のフォトレジスト皮膜極に保持部（５ｍｍ×１０ｍｍ）を形成した。
　センサの保持部に、導電性液として０．０１ｘのリン酸バッファ（ＰＢＳ）を注液した。次いで、センサの保持部のＰＢＳに第３電極を浸漬し、第１電極と第３電極との間に電圧ＶＴＧを印加しながら、第３電極を流れた電流値ＩＧと第１電極と第２電極との間を流れたＩＳＤを測定した。電圧ＶＴＧを０．２Ｖから０．８Ｖまで変化させ、ＶＴＧ－ＩＧ曲線とＶＴＧ－ＩＳＤ曲線とを得た。ＶＴＧ－ＩＧ曲線を図６Ａに、ＶＴＧ－ＩＳＤ曲線を図６Ｂに示す。
　図６Ａのグラフから、第１電極、第２電極および半導体膜が固体電解質皮膜で被覆されている本発明例１のセンサ及び第１電極、第２電極および半導体膜がレジスト皮膜で被覆されている比較例２のセンサは、電圧ＶＴＧの増加による電流値ＩＧの変化量がほとんど見られないことがわかる。これに対して、第１電極、第２電極および半導体膜が固体電解質皮膜で被覆されていない比較例１のセンサは、電圧ＶＴＧの増加によっても電流値ＩＧが上昇することがわかる。電流値ＩＧは、第１電極から第２電極に流れる電流が、第３電極にリークしたリーク電流値である。したがって、図６Ａのグラフから、本発明例１のセンサは、比較例１のセンサと比較して、顕著にリーク電流の発生が抑制されていることがわかる。
　また、図６Ｂのグラフから、本発明例１のセンサは、比較例１のセンサと比較して、各電圧ＶＴＧでの電流値ＩＳＤが大きく、また電圧ＶＴＧの増加による電流値ＩＳＤの変化量が大きいことがわかる。例えば、電圧ＶＴＧを０．８Ｖとしたきの電流値ＩＳＤは、比較例１のセンサが３１０μＡであるのに対して、本発明例１のセンサは４８０μＡと約１．５倍も高い。よって、本発明例１のセンサは、比較例１のセンサと比較して、ｇｍが高く、高感度な測定が可能となる。一方、比較例２のセンサは、比較例１のセンサと比較して、各電圧ＶＴＧでの電流値ＩＳＤが低いことから、比較例１のセンサと比較して、ｇｍが低く、感度も低いことがわかる。
［本発明例２］
　本発明例１で作製したセンサを用いて、大腸菌を次のようにして検出した。
（プローブＤＮＡの固定）
　センサの半導体膜を被覆している固体電解質皮膜の周囲に壁部を設けて保持部（５ｍｍ×１０ｍｍ）を形成した。次いで、センサの保持部内の露出面に、プローブＤＮＡ（プローブ分子）として大腸菌の１６ｓ－ｒＲＮＡの一部と相補性を持つＤＮＡを固定化した。プローブＤＮＡの配列を、下記の表１に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　プローブＤＮＡは、図７に示す手順に従って、センサの保持部内に固定化した。
　先ず、保持部内（固体電解質皮膜２５）に、３－アミノプロピルトリエトキシシラン（ＡＰＴＥＳ）を結合させた。次いで、ＡＰＴＥＳのアミノ基とグルタルアルデヒドの一方のアルデヒド基とを反応させて、ＡＰＴＥＳとグルタルアルデヒドを結合した。そして最後に、グルタルアルデヒドの他方のアルデヒド基とプローブＤＮＡとを反応させて、プローブＤＮＡ１００ｎｍｏｌ／Ｌを固定した。
（試験液の調製）
　大腸菌と濃度１質量％のドデシル硫酸ナトリウム（ＳＤＳ）水溶液とを混合して、試験液を調製した。試験液中の大腸菌は、細胞壁ならびに核酸分解酵素が破壊されて、ＤＮＡとｍＲＮＡが遊離している。試験液としては、大腸菌濃度が１０．１×１０４ｃｅｌｌ／μＬのものを調製した。
（大腸菌の検出）
　センサの保持部に、試験液２μＬを滴下し、室温で５分間、インキューベートした。次いで、センサの保持部から試験液を除去し、その保持部に純水を注液して、固体電解質皮膜の露出面を洗浄した。その後、その保持部に導電性液として０．０１×リン酸バッファ（ＰＢＳ）を注液して、試験液を０．０１×ＰＢＳに置換した。
　次いで、センサの保持部のＰＢＳに第３電極を浸漬し、第１電極と第３電極との間に電圧ＶＴＧを印加しながら、第１電極と第２電極との間を流れたＩＳＤを測定した。電圧ＶＴＧを０．２Ｖから０．８Ｖまで変化させ、ＶＴＧ－ＩＳＤ曲線を得た。その結果を、図８に示す。また、センサの保持部に、試験液を滴下せずに、０．０１×ＰＢＳを注液して同様にＶＴＧ－ＩＳＤ曲線を得た。その結果を、図８に示す。
　図８のグラフから、電圧ＶＴＧの増加による電流値ＩＳＤの変化量は、試験液の大腸菌数によって変動することがわかる。大腸菌を含まない０．０１×ＰＢＳを用いた場合と比較して、大腸菌数を含む試験液を用いた場合は電圧ＶＴＧの増加による電流値ＩＳＤの変化量が顕著に低減することがわかる。
［本発明例３］
　本発明例１で作製したセンサを用いて、ＤＮＡの測定感度を次のようにして評価した。本発明例２と同様にして、センサの保持部内の露出面に、プローブＤＮＡとして大腸菌の１６ｓ－ｒＲＮＡの一部と相補性を持つＤＮＡを固定化した。保持部内の露出面の面積は、２１ｍｍ２（７ｍｍ×３ｍｍ）であった。次いで、センサの保持部に、大腸菌ＤＮＡの濃度が０．０４７μｇ／ｍＬの試験液２μＬを滴下し、室温で１０分間、インキューベートした。次いで、センサの保持部から試験液を除去し、その保持部に純水を注液して、固体電解質皮膜の露出面を洗浄した。その後、その保持部に導電性液として０．０１×ＰＢＳを注液して、試験液を０．０１×ＰＢＳに置換した。
　次いで、本発明例２と同様に、センサの保持部のＰＢＳに第３電極を浸漬し、第１電極と第３電極との間に電圧ＶＴＧを印加しながら、第１電極と第２電極との間を流れたＩＳＤを測定した。同様に大腸菌ＤＮＡの濃度が０μｇ／ｍＬの試験液（ブランク）を用いて行った。その結果を、図９に示す。
　図９のグラフから、大腸菌ＤＮＡの濃度が０μｇ／ｍＬの試験液（ブランク）を用いた場合と、大腸菌ＤＮＡの濃度が０．０４７μｇ／ｍＬの試験液を用いた場合とで、各ＶＴＧのＩＳＤの値が異なっていることから、本発明例１で作製したセンサは、大腸菌ＤＮＡの検出限界が０．０４７μｇ／ｍＬよりも低いことがわかる。
　本発明は、検出目的物に対する選択性に優れ、かつ高感度で検出限界が低いセンサおよび生体物質検出方法を提供することができる。
　１　プローブ分子
　２　生体物質
　１１　基板
　１２　導電性材料膜
　１３　固体電解質膜
　２１　第１電極
　２２　第２電極
　２３　第３電極
　２４　半導体膜
　２５　固体電解質皮膜
　２５ａ　露出面
　３０　保持部
　３１　第１電圧供給部
　３２　第２電圧供給部
　１００、１０１　センサ

Claims (9)

  1. 　第１電極、第２電極、第３電極、前記第１電極と前記第２電極とを接続する半導体膜、前記第１電極と前記第２電極と前記半導体膜とを被覆する固体電解質皮膜を有し、
    　前記固体電解質皮膜は、外部に露出する露出面を有し、
    　前記第３電極は、前記固体電解質皮膜の前記露出面が導電性液と接触しているときに、前記導電性液を介して、前記固体電解質皮膜の前記露出面に電界を印加可能な位置に配置されるように構成されている、センサ。
  2. 　前記第１電極、前記第２電極および前記半導体膜が、一つの基板の上に配置されている、請求項１に記載のセンサ。
  3. 　前記第１電極、前記第２電極および前記半導体膜と前記基板との間に、導電性材料膜と固体電解質膜とが積層されていて、前記第１電極、前記第２電極および前記半導体膜が、前記固体電解質膜の上に配置されている、請求項２に記載のセンサ。
  4. 　前記基板の上に、さらに前記第３電極が配置されている、請求項２または３に記載のセンサ。
  5. 　前記固体電解質皮膜は、イオン伝導率が１×１０－８Ｓ／ｃｍ以上である、請求項１～４のいずれか１項に記載のセンサ。
  6. 　前記固体電解質皮膜は、希土類元素とジルコニウム（Ｚｒ）とを含む金属酸化物又は希土類元素とタンタル（Ｔａ）とを含む金属酸化物であって、炭素（Ｃ）の含有率が、０．５ａｔｏｍ％以上１５ａｔｏｍ％以下であり、且つ、水素（Ｈ）の含有率が２ａｔｏｍ％以上２０ａｔｏｍ％以下である無機固体電解質皮膜であって、前記半導体膜は、少なくともインジウム（Ｉｎ）を含む金属酸化物である無機半導体膜である、請求項１～５のいずれか１項に記載のセンサ。
  7. 　前記固体電解質皮膜の前記露出面に、生体物質を捕捉するためのプローブ分子が固定されている、請求項１～６のいずれか１項に記載のセンサ。
  8. 　前記固体電解質皮膜の前記露出面の周囲に、前記導電性液を保持するための保持部を備える、請求項１～７のいずれか１項に記載のセンサ。
  9. 　請求項１～８のいずれか１項に記載のセンサを用いた生体物質検出方法であって、
    　前記固体電解質皮膜の前記露出面に生体物質を含む試験液を供給して、前記露出面に前記生体物質を捕捉させる工程と、
    　前記試験液を前記導電性液に置換する工程と、
    　前記第３電極と前記第１電極との間に電圧を印加すると共に、前記第１電極－前記第２電極間の電流を測定する工程と、
    　前記電圧と、前記電流とに基づいて前記試験液中の生体物質の量を取得する工程と、を含む、生体物質検出方法。
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