JP5445778B2 - Current mirror type biosensor and method of manufacturing current mirror type biosensor - Google Patents
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Description
本発明は、２つの電界効果トランジスタのペアからカレントミラー回路を構成すると共に、そのうちの１つのトランジスタで液体試料特性のセンシングを行うように構成したカレントミラー型バイオセンサ及びそのようなカレントミラー型バイオセンサの製造方法に関する。 The present invention comprises a current mirror type biosensor configured to form a current mirror circuit from a pair of two field effect transistors and to sense liquid sample characteristics with one of the transistors, and such a current mirror type biosensor. The present invention relates to a method for manufacturing a sensor.
近年、疾患の診断、薬物代謝に関する個人差の検出、または、食品若しくは環境モニタ等の目的で、ＤＮＡ、糖鎖、タンパク質等の生体関連物質の検査をするための種々の方法が開発されており、特に、電気的な信号によって生体分子（ｂｉｏｍｏｌｅｃｕｌｅ）を検出するバイオセンサの研究が進んでいる。最近では、電気的な信号の転換が速く、集積回路とＭＥＭＳ（Ｍｉｃｏｒｏ Ｅｌｅｃｔｒｏ Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ）の接続が容易であるという観点から、電界効果トランジスタ（Ｆｉｅｌｄ Ｅｆｆｅｃｔ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ、以下、「ＦＥＴ」ともいう。）を使用して生物学的な反応を検出するバイオセンサについて多くの研究がなされている。 In recent years, various methods have been developed for testing biologically relevant substances such as DNA, sugar chains, and proteins for purposes such as disease diagnosis, detection of individual differences in drug metabolism, or food or environmental monitoring. In particular, research on biosensors that detect biomolecules using electrical signals is in progress. Recently, a field effect transistor (hereinafter also referred to as “FET”) is used from the viewpoint that electrical signal conversion is fast and the connection between an integrated circuit and a MEMS (Micro Electro Mechanical System) is easy. Much research has been done on biosensors that are used to detect biological responses.
従来、ＦＥＴを用いたバイオセンサは、ＭＯＳＦＥＴからゲート電極を除去し、絶縁膜の上にイオン感応膜を被着した構造を有しており、「ＩＳＦＥＴ（Ｉｏｎ Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ＦＥＴ）」と呼ばれている。そして、イオン感応膜に酸化還元酵素、各種タンパク質、ＤＮＡ、抗原または抗体などを配置することによって、各種バイオセンサとして機能するようになっている。 Conventionally, a biosensor using an FET has a structure in which a gate electrode is removed from a MOSFET and an ion-sensitive film is deposited on an insulating film, which is called “ISFET (Ion Sensitive FET)”. . Then, by arranging an oxidoreductase, various proteins, DNA, antigen or antibody on the ion sensitive membrane, it functions as various biosensors.
具体的には、バイオセンサに用いられるＦＥＴは、シリコン基板の表面にソース電極、ドレイン電極及びゲート絶縁膜を形成し、ソース電極とドレイン電極間のゲート絶縁物表面に金属電極を有する構造となっている。この金属電極の表面には、ＤＮＡプローブとアルカンチオールが配置されている。実際に測定を行う場合には、金属電極と、金属電極の表面上に配置されたＤＮＡプローブ及びアルカンチオールと、参照電極とが測定セル内の反応溶液中に配置されるようになっており、参照電極を介して電圧が印加されると、反応溶液中に含まれるターゲットＤＮＡとＤＮＡプローブとの結合の前後で変化する絶縁ゲート電界効果トランジスタの電気特性変化、すなわち、ソースとドレインとの間を流れる電流値の変化を検出することにより、反応溶液中に含まれるターゲットＤＮＡの伸張の有無を検出することができるようになっている。 Specifically, an FET used for a biosensor has a structure in which a source electrode, a drain electrode, and a gate insulating film are formed on the surface of a silicon substrate, and a metal electrode is formed on the surface of the gate insulator between the source electrode and the drain electrode. ing. A DNA probe and alkanethiol are disposed on the surface of the metal electrode. When actually performing the measurement, the metal electrode, the DNA probe and alkanethiol arranged on the surface of the metal electrode, and the reference electrode are arranged in the reaction solution in the measurement cell, When a voltage is applied through the reference electrode, the electrical characteristics of the insulated gate field effect transistor change before and after the binding between the target DNA and the DNA probe contained in the reaction solution, that is, between the source and the drain. By detecting the change in the value of the flowing current, it is possible to detect the presence or absence of extension of the target DNA contained in the reaction solution.
上記のようなバイオセンサをさらに発展させた形態として、特許文献１（特表２００８−５０６９４３号公報）には、カレントミラー回路の一つのトランジスタをＩＳＦＥＴに設定することにより、バイオセンシング部の反応に応じた電流を検知できるようにしたカレントミラー型のバイオセンサが開示されている。
ところで、カレントミラー回路においては、入力した電流と、出力した電流とが等しくなることが理想であるが、カレントミラー回路を構成するそれぞれのトランジスタの動作特性のバラツキなどによって、必ずしも理想通りとならない。このため、従来のカレントミラー型バイオセンサにおいては、補正回路を追加するなどしてセンサで取得される検出値を補正する必要などがあり、コストアップの要因となる、という問題があった。 By the way, in a current mirror circuit, it is ideal that the input current is equal to the output current, but it is not always ideal because of variations in the operating characteristics of the transistors constituting the current mirror circuit. For this reason, in the conventional current mirror type biosensor, there is a problem that it is necessary to correct the detection value acquired by the sensor by adding a correction circuit or the like, which causes a cost increase.
本発明は以上のような課題を解決するためのものであり、請求項１に係る発明は、２つのトランジスタからなり、前記２つのトランジスタによってカレントミラー回路が構成されると共に、前記２つのトランジスタのうち、一方のトランジスタがＩＳＦＥＴとして利用され、他方のトランジスタがＩＳＦＥＴとして利用されないカレントミラー型バイオセンサにおいて、ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタにゲート電極が設けられ、前記ゲート電極に切断予定箇所が設けられていることを特徴とする。
The present invention is to solve the above-described problems, and the invention according to
また、請求項２に係る発明は、請求項１に記載のカレントミラー型バイオセンサにおいて、
前記切断予定箇所には、切り欠き部が設けられることを特徴とする。
The invention according to
The cut portion is provided with a notch.
また、請求項３に係る発明は、請求項１又は請求項２に記載のカレントミラー型バイオセンサにおいて、前記切断予定箇所が切断され、前記ゲート電極が電気的に浮遊状態とされることを特徴とする。
The invention according to claim 3 is the current mirror biosensor according to
また、請求項４に係る発明は、２つのトランジスタからなり、前記２つのトランジスタによってカレントミラー回路が構成されると共に、前記２つのトランジスタのうち、一方のトランジスタがＩＳＦＥＴとして利用され、他方のトランジスタがＩＳＦＥＴとして利用されないカレントミラー型バイオセンサにおいて、ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタのゲート電極と、ＩＳＦＥＴとして利用されないトランジスタのゲート電極との間の導通のオンオフを行うスイッチング回路部が設けられていることを特徴とする。
The invention according to claim 4 includes two transistors, and a current mirror circuit is constituted by the two transistors, and one of the two transistors is used as an ISFET, and the other transistor is In a current mirror type biosensor that is not used as an ISFET , a switching circuit unit that turns on and off conduction between a gate electrode of a transistor that is used as an ISFET and a gate electrode of a transistor that is not used as an ISFET is provided. And
また、請求項５に係る発明は、請求項１乃至請求項４のいずれかに記載のカレントミラー型バイオセンサにおいて、前記ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタは感応膜をさらに有し、前記感応膜上における所定領域に被検査物質が配置されることを特徴とする。
The invention according to claim 5 is the current mirror type biosensor according to any one of
また、請求項６に係る発明は、請求項５に記載のカレントミラー型バイオセンサにおいて、前記感応膜と接触しない探針状の参照電極を有し、前記探針状の参照電極が前記被検査物質と接触することを特徴とする。
The invention according to
また、請求項７に係る発明は、請求項５に記載のカレントミラー型バイオセンサにおいて、前記感応膜上に設けられた膜状の参照電極を有し、前記膜状の参照電極が前記被検査物質と接触することを特徴とする。 The invention according to claim 7 is the current mirror biosensor according to claim 5, further comprising a film-like reference electrode provided on the sensitive film, wherein the film-like reference electrode is the inspected object. It is characterized by contact with a substance.
また、請求項８に係る発明は、請求項１乃至請求項４のいずれかに記載のカレントミラー型バイオセンサにおいて、前記ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタは感応膜をさらに有し、前記感応膜上には被検査物質を配置する所定領域が設けられることを特徴とする。
The invention according to
また、請求項９に係る発明は、請求項８に記載のカレントミラー型バイオセンサにおいて、前記感応膜と接触しない探針状の参照電極をさらに有することを特徴とする。
The invention according to claim 9 is the current mirror biosensor according to
また、請求項１０に係る発明は、請求項８に記載のカレントミラー型バイオセンサにおいて、前記感応膜上に設けられた膜状の参照電極をさらに有することを特徴とする。
The invention according to
また、請求項１１に係る発明は、請求項５乃至請求項１０のいずれかに記載のカレントミラー型バイオセンサにおいて、前記所定領域が親水性を示すと共に、前記感応膜上における前記所定領域以外の領域に疎水性を示す領域が含まれていることを特徴とする。 The invention according to claim 11 is the current mirror biosensor according to any one of claims 5 to 10, wherein the predetermined region exhibits hydrophilicity and other than the predetermined region on the sensitive film. The region includes a region exhibiting hydrophobicity.
また、請求項１２に係る発明は、請求項５乃至請求項７請求項１０のいずれかに記載のカレントミラー型バイオセンサにおいて、前記所定領域が細胞接着性を示すと共に、前記感応膜上における前記所定領域以外の領域に細胞接着阻害性を示す領域が含まれていることを特徴とする。 The invention according to claim 12 is the current mirror biosensor according to any one of claims 5 to 7, wherein the predetermined region exhibits cell adhesiveness and the region on the sensitive membrane. A region other than the predetermined region includes a region showing cell adhesion inhibition.
また、請求項１３に係る発明は、請求項１乃至請求項１２のいずれかに記載のカレントミラー型バイオセンサにおいて、カレントミラー回路を構成するトランジスタのペアが複数設けられると共に、それぞれのトランジスタのペアのうち１つのトランジスタをＩＳＦＥＴとして利用することを特徴とする。
The invention according to claim 13 is the current mirror biosensor according to any one of
また、請求項１４に係る発明は、２つのトランジスタからなり、前記２つのトランジスタによってカレントミラー回路が構成されると共に、前記２つのトランジスタのうち、一方のトランジスタがＩＳＦＥＴとして利用され、他方のトランジスタがＩＳＦＥＴとして利用されないカレントミラー型バイオセンサの製造方法であって、ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタのゲート電極には切断予定箇所を設ける工程と、前記カレントミラー回路に電流を流して電気特性を取得する工程と、前記切断予定箇所を切断する工程と、を含むことを特徴とする。 The invention according to claim 14 includes two transistors, and a current mirror circuit is configured by the two transistors, and one of the two transistors is used as an ISFET, and the other transistor is A method of manufacturing a current mirror type biosensor that is not used as an ISFET, the step of providing a cut-off portion in the gate electrode of a transistor used as an ISFET, and the step of acquiring an electrical characteristic by passing a current through the current mirror circuit And a step of cutting the planned cutting portion.
本発明のカレントミラー型バイオセンサにおいては、ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタのゲート電極には切断予定箇所が設けられ、このゲート電極を利用して予めカレントミラー回路に電流を流して電気特性を取得することで、カレントミラー回路の電気特性をテストすることが可能であるので、本発明のカレントミラー型バイオセンサによれば、補正回路などを追加する必要がなく、コストを抑制しつつ、高い精度での検出を行うことが可能となる。 In the current mirror type biosensor of the present invention, the gate electrode of a transistor used as an ISFET is provided with a scheduled cutting portion, and the gate electrode is used to flow an electric current through a current mirror circuit in advance to acquire electrical characteristics. Therefore, according to the current mirror type biosensor of the present invention, it is possible to test the electrical characteristics of the current mirror circuit. Can be detected.
本発明のカレントミラー型バイオセンサにおいては、カレントミラー回路を構成する２つの電界効果トランジスタを有するものであるが、２つのトランジスタのうち、一方はＩＳＦＥＴとして利用し、他方は通常のＦＥＴとして利用する。本発明のカレントミラー型バイオセンサで測定を行う実使用時においては、ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタのゲート電極は不要なものとなるが、一方で、カレントミラー回路に電流を流して電気特性をテストする上では、ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタにもゲート電極を設けておく必要がある。 The current mirror type biosensor of the present invention has two field effect transistors constituting a current mirror circuit, but one of the two transistors is used as an ISFET and the other is used as a normal FET. . The gate electrode of a transistor used as an ISFET is not necessary in actual use when measuring with the current mirror type biosensor of the present invention. On the other hand, a current is passed through the current mirror circuit to test the electrical characteristics. Therefore, it is necessary to provide a gate electrode also for a transistor used as an ISFET.
そこで、本発明のカレントミラー型バイオセンサにおいては、カレントミラー回路の電気的特性をテストするまではＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタにもゲート電極を設けるようにしておき、テスト後にはゲート電極を独立させることで、電気的に浮遊状態（電位的にフローティングの状態）とする。このために、ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタのゲート電極には切断予定箇所を予め設けておき、テスト後は、この切断予定箇所を切断することでゲート電極を電気的に浮遊状態とする。 Therefore, in the current mirror biosensor of the present invention, a gate electrode is also provided in a transistor used as an ISFET until the electrical characteristics of the current mirror circuit are tested, and the gate electrode is made independent after the test. Thus, an electrically floating state (potentially floating state) is obtained. For this purpose, a predetermined cut location is provided in advance in the gate electrode of a transistor used as an ISFET, and after the test, the planned cut location is cut to bring the gate electrode into an electrically floating state.
以下、本発明の実施の形態を図面を参照しつつ説明する。以下の図１及び図２は、カレントミラー回路の電気特性テスト前のカレントミラー型バイオセンサ１００を示しており、図３乃至図６はカレントミラー回路の電気特性テストが済み、センサとして利用可な状態のカレントミラー型バイオセンサ１００を示している。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. 1 and 2 below show a current
図１は本発明の第１実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト前）の構造の概略を示す図である。図１（Ａ）はカレントミラー型バイオセンサ（テスト前）を上面側から見た図であり、図１（Ｂ）は図１（Ａ）におけるＸ−Ｘ’断面を模式的に示す図で
ある。また、図２は本発明の第１実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト前）の回路構成を示す図である。
FIG. 1 is a diagram schematically showing the structure of a current mirror type biosensor (before a test) according to the first embodiment of the present invention. FIG. 1A is a view of a current mirror type biosensor (before a test) as viewed from the upper surface side, and FIG. 1B is a view schematically showing a cross section taken along line XX ′ in FIG. . FIG. 2 is a diagram showing a circuit configuration of the current mirror type biosensor (before the test) according to the first embodiment of the present invention.
図３は本発明の第１実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト済み、実使用中）の構造の概略を示す図である。図３（Ａ）はカレントミラー型バイオセンサ（テスト済み、実使用中）を上面側から見た図であり、図３（Ｂ）は図３（Ａ）におけるＸ−Ｘ’断面を模式的に示す図である。また、図４は本発明の第１実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト済み、実使用中）の回路構成を示す図である。また、図５は本発明の第１実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト済み）の使用状況を示す斜視図である。 FIG. 3 is a diagram showing an outline of the structure of the current mirror type biosensor (tested and in actual use) according to the first embodiment of the present invention. FIG. 3A is a view of a current mirror type biosensor (tested and in actual use) viewed from the upper surface side, and FIG. 3B is a schematic view taken along the line XX ′ in FIG. FIG. FIG. 4 is a diagram showing a circuit configuration of the current mirror type biosensor (tested and actually used) according to the first embodiment of the present invention. FIG. 5 is a perspective view showing a usage state of the current mirror type biosensor (tested) according to the first embodiment of the present invention.
本発明に係るカレントミラー型バイオセンサ１００は、センサ上側に設けられた所定領域に、細胞、ＤＮＡ、糖鎖、タンパク質などの生体関連物質を含む被検査液体Ｆを配置し、その電気的特性を取得するものであり、図１に示すカレントミラー型バイオセンサ１００は、トップゲートボトムコンタクトの構造を有するものである。なお、本実施形態では、センサ上側の所定領域に被検査液体Ｆを配置する例に基づいて説明するが、カレントミラー型バイオセンサ１００で測定可能な物質は液体に限らず、気体、固体やジェルなどの被検査物質も含まれる。
The current
本発明に係るカレントミラー型バイオセンサ１００は、第１の電界効果トランジスタと、これとは異なる第２の電界効果トランジスタとを基本の構成としており、センサ内の配線によって、第１及び第２の２つの電界効果トランジスタのペアからカレントミラー回路が構成されるようになっている。また、第１電界効果トランジスタ、第２電界効果トランジスタのいずれか一方が被検査液体の電気的特性をセンシングするためのＩＳＦＥＴとして利用され、他方が通常のＦＥＴとして利用される（すなわちＩＳＦＥＴとしては利用されない）ようになっている。ＩＳＦＥＴとして利用される電界効果トランジスタにおいては、センサ実使用時には不要となるが、カレントミラー回路の電気特性テストには必要となるテスト用ゲート電極１１７が設けられる。
The current
以下、各図の左側に位置するトランジスタを第１電界効果トランジスタ、右側に位置するトランジスタを第２電界効果トランジスタと定義して説明する。 Hereinafter, the transistor located on the left side of each figure is defined as a first field effect transistor, and the transistor located on the right side is defined as a second field effect transistor.
カレントミラー型バイオセンサ１００には、電流入力端子１０１、電流出力端子１０２、参照電極接続用端子１０３、接地端子１０４の４つの端子が設けられており、これらにより外部構成との電気接続を可能としている。
The current
電流入力端子１０１は、センサ内においては、第１電界効果トランジスタの第１ドレイン電極１１１と参照電極接続用端子１０３、第２電界効果トランジスタのゲート電極１１４、テスト用ゲート電極１１７（テスト前）と導通するようになっている。この電流入力端子１０１には不図示の定電流源が接続され、電流Ｉｉｎを流すように利用される。
In the sensor, the
また、電流出力端子１０２は、センサ内においては、第２電界効果トランジスタの第２ドレイン電極１１２と導通するようになっている。本発明に係るカレントミラー型バイオセンサ１００は、図２に示すようなカレントミラー回路が組まれていることから、この電流出力端子１０２には、電流入力端子１０１にＩｉｎが流れると、電流Ｉｏｕｔが流れるようになっている。被検査液体Ｆの電気的特性は、所定の電流Ｉｉｎを電流入力端子１０１に流したとき、電流出力端子１０２にどのような電流Ｉｏｕｔが流れるかによって解析されるようになっている。
The
参照電極接続用端子１０３は、センサ内においては、第１電界効果トランジスタの第１
ドレイン電極１１１、第２電界効果トランジスタのゲート電極１１４と導通するようになっている。この参照電極接続用端子１０３には、例えば、探針状の参照電極１１５が接続されるようになっており、参照電極１１５は被検査液体Ｆ中に挿通された状態で、被検査液体Ｆと電気的に導通させるようにして利用される。
The reference
The
ＩＳＦＥＴにおける参照電極１１５は、通常のＦＥＴではゲート電極に相当する電極であるが、ＩＳＦＥＴにおいては、この参照電極１１５は、被検査液体Ｆの電気的特性を、感応膜１４０などを介して、第１ドレイン電極１１１−ソース電極１１３間の半導体膜１２０に伝達させるための機能を果たす。センサ実使用状態を示す図４における第１電界効果トランジスタの回路図は、このような参照電極１１５と被検査液体Ｆとの関係を模式的に示したものである。
The
接地端子１０４は、センサ内においてはソース電極１１３と導通するようになっている。この接地端子１０４はグランドと接続するために利用される。なお、本発明においては、ソース電極１１３を接地して、第１ドレイン電極１１１、第２ドレイン電極１１２を電流の入力側電極として利用する例について説明するが、ドレイン電極を接地するようにして、２つのソース電極を設けて、これらのソース電極を入力側電極として利用するように構成してもよい。
The
ＩＳＦＥＴとして利用される第１電界効果トランジスタには、切断予定箇所Ｃを備えるテスト用ゲート電極１１７が設けられており、カレントミラー回路の電気特性テストが済むとセンサとして実使用可能とするようにこの切断予定箇所Ｃが適当な方法によって切断されるようになっている。切断予定箇所Ｃの切断方法としては、センサ外部から照射されるレーザーによって溶断させる方法や、物理的にセンサを積層方法から打ち抜く方法など適当な方法を適宜用いることができる。
The first field effect transistor used as an ISFET is provided with a
テストが実施された後には、テスト用ゲート電極１１７を電気的に浮遊状態とするために、テスト用ゲート電極１１７は他の導通部位と切り離されるが、この目的で利用される切断予定箇所Ｃとしては、（１）カレントミラー型バイオセンサ１００の積層方向において、半導体膜１２０と重なっていないこと、及び（２）切断予定箇所Ｃの切断により、センサとして利用する際に必要な導通（例えば、電流入力端子１０１とスルーホールＴＨ１との間の導通など）を妨げないこと、を満足する位置に設けられている必要がある。切断予定箇所Ｃは、上記のような条件を満足する位置に設けられていればよく、ある程度の位置的な自由度を有するものである。
After the test is performed, the
図１（Ａ）に示すテスト前のテスト用ゲート電極１１７の切断予定箇所Ｃは、カレントミラー回路の電気特性テスト後においては、図３（Ａ）に示すように切断されるようになっている。また、これを回路図的に見ると、図２に示すテスト前のテスト用ゲート電極１１７は、テスト後は切断予定箇所Ｃで切断され、電気的にフローティングの状態となるので、図４に示すように回路上は存在しないようになる。
The planned cutting position C of the
次に、本発明に係るカレントミラー型バイオセンサ１００の積層構造について説明する。なお、各端子については図１（Ｂ）に示されていないが、各端子は適当な周知の方法によってセンサ内に組み込まれるようになっている。
Next, the laminated structure of the current
基材１１０は、半導体膜１２０、第１ドレイン電極１１１、第２ドレイン電極１１２、ソース電極１１３を積層することが可能な材料で形成されたものであれば特に限定されるものではない。具体的には、ガラス等の無機材料、ＰＥＮまたはＰＥＴなどのプラスチック（ポリエステル樹脂、ポリエチレン樹脂、ポリプロピレン樹脂、ＡＢＳ樹脂、ナイロン、アクリル樹脂、フッ素樹脂、ポリカーボネート樹脂、ポリウレタン樹脂、メチルペンテ
ン樹脂、フェノール樹脂、メラミン樹脂、エポキシ樹脂、塩化ビニル樹脂）で代表される有機材料を挙げることができる。本実施形態においては基材１１０の形状を平板としたが、基材１１０の形状はこれに限定されず、例えば、平膜、フィルム、多孔質膜等の平坦な形状や、シリンダ、スタンプ、マルチウェルプレート、マイクロ流路等の立体的な形状を採用することもできる。フィルムを使用する場合、その厚さは特に制限されないが、通常１μｍ〜１ｍｍ程度である。
The
半導体膜１２０は、第１ドレイン電極１１１、第２ドレイン電極１１２、ソース電極１１３を覆うようにして基材１１０上に積層されて形成されている。この半導体膜１２０は、基ゲート絶縁膜１３０を積層することが可能な材料で形成されたものであれば特に限定されるものではない。
The
具体的には、半導体膜１２０は、ＩｎＭＺｎＯ（Ｍはガリウム（Ｇａ）、アルミニウム（Ａｌ）、鉄（Ｆｅ）のうち少なくとも１種）を主成分とするアモルファス酸化物によって形成される。特に、ＭがＧａであるＩｎＧａＺｎＯ系のアモルファス酸化物が好ましい。また、このＩＧＺＯを主成分とする半導体膜１２０には、必要に応じて、Ａｌ、Ｆｅ、Ｓｎ等を構成元素として加えたものであってもよい。ＩＧＺＯ半導体膜など半導体膜１２０は、室温から１５０℃程度の低温での製膜が可能であることから、耐熱性に乏しいプラスチック基板やガラス基板に対して好ましく適用できる。
Specifically, the
また、半導体膜１２０は、酸化物亜鉛（ＺｎＯ）を主成分とする酸化物半導体から形成されていてもよい。また、このＺｎＯを主成分とする半導体膜１２０には、真性の酸化物亜鉛の他に、必要に応じて、リチウム（Ｌｉ）、ナトリウム（Ｎａ）、窒素（Ｎ）及び炭素（Ｃ）等のｐ型ドーパント及びホウ素（Ｂ）、アルミニウム（Ａｌ）、ガリウム（Ｇａ）、インジウム（Ｉｎ）等のｎ型ドーパントがドーピングされた酸化亜鉛及びマグネシウム（Ｍｇ）、ベリリウム（Ｂｅ）などがドーピングされた酸化亜鉛を加えたものであってもよい。さらに、半導体膜１２０は、錫を添加した酸化インジウム（インジウム錫オキサイド：ＩＴＯ）、インジウム亜鉛オキサイド（ＩＺＯ）または酸化マグネシウム（ＭｇＯ）などの酸化物半導体から形成されていてもよい。
The
なお、半導体膜１２０の膜圧は、諸条件により適宜選択されることが可能であって、特に、２０ｎｍ〜１００ｎｍ程度が好ましい。
Note that the film pressure of the
半導体膜１２０における第１ドレイン電極１１１、ソース電極１１３との間の領域（I
）は第１電界効果トランジスタのチャンネル領域（I）として、また、半導体膜１２０に
おけるソース電極１１３、第２ドレイン電極１１２との間の領域（I I）は第２電界効果
トランジスタのチャンネル領域（II）として、それぞれ機能する。
A region between the
) Is the channel region (I) of the first field effect transistor, and the region (II) between the
基材１１０平面上において、第１ドレイン電極１１１、ソース電極１１３、第２ドレイン電極１１２は、積層方向に対して垂直となる水平方向で、所定の間隔をもって配置されるようにして形成されている。これら第１ドレイン電極１１１、ソース電極１１３、第２ドレイン電極１１２は、半導体膜１２０とのオーミック接触が得られるものであれば特に限定されるものではない。具体的には、インジウム錫オキサイド（ＩＴＯ）、酸化亜鉛（ＺｎＯ）、酸化スズ（ＳｎＯ2）などの導電性のものから形成される。
On the plane of the
なお、第１ドレイン電極１１１、ソース電極１１３、第２ドレイン電極１１２の膜圧は、諸条件により適宜選択されることが可能であって、特に、２０ｎｍ〜２００ｎｍ程度が好ましい。
Note that the film pressures of the
ゲート絶縁膜１３０は、半導体膜１２０、第１ドレイン電極１１１、ソース電極１１３
、第２ドレイン電極１１２を覆うように、半導体膜１２０、第１ドレイン電極１１１、ソース電極１１３、第２ドレイン電極１１２上に積層される。また、このゲート絶縁膜１３０は、層間絶縁膜１３５を積層することが可能な材料で形成されたものであれば特に限定されるものではない。具体的には、絶縁性の観点から、酸化珪素（ＳｉＯ2）、窒化珪素
（ＳｉＮｘ）、窒化酸化珪素（ＳｉＯｘＮｙ）などのシリコン酸化物若しくはシリコン窒化物から形成される。特に、本実施形態のゲート絶縁膜１３０には、酸化珪素を用いるのが好ましい。なお、ゲート絶縁膜１３０の膜圧は、諸条件により適宜選択可能であって、特に、５０ｎｍから１μｍ程度が好ましい。
The
The
ゲート電極１１４やテスト用ゲート電極１１７は、ゲート絶縁膜１３０上に積層可能なものであれば特に限定されるものではないが、テスト用ゲート電極１１７の切断予定箇所Ｃを、カレントミラー回路の電気特性のテストを行った後に、ＹＡＧレーザーなどのレーザーの照射によって溶断する場合には、アルミニウムなどの材質で構成することが好ましい。
The
層間絶縁膜１３５は、ゲート電極１１４やテスト用ゲート電極１１７やゲート絶縁膜１３０を覆うようにして積層されるものであり、ポリイミドなどの有機系絶縁膜や、酸化珪素などの無機系絶縁膜のいずれも用いることが可能である。この層間絶縁膜１３５は、感応膜１４０を積層することが可能な材料で形成されたものであれば特に限定されるものではない。
The
感応膜１４０は、ゲート絶縁膜１３０及び層間絶縁膜１３５の上に積層され、被検査液体Ｆ中に含まれるサンプル、すなわち、細胞、ＤＮＡ、糖鎖、タンパク質などの生体関連物質を配置可能なものによって形成される。特に、感応膜１４０は、半導体膜１２０における第１電界効果トランジスタのチャンネル領域（I）の上に、被検査液体Ｆに含まれる
生体関連物質が配置されるための所定領域を有している。感応膜１４０上にはスリット状凹部１４５が形成されており、被検査液体Ｆが前記所定領域に滞留しやすい構造となっている。
The
また、感応膜１４０は、イオン感応膜であって、シリコン酸化膜（ＳｉＯ2）、シリコ
ン窒化膜（ＳｉＮ4）、タンタル酸化膜（Ｔａ2Ｏ5）または酸化アルミニウム膜（Ａｌ2Ｏ3）によって形成される。これらのイオン感応膜を測定したいイオン種に応じて適宜採用
すればよい。また必要に応じて、ＤＮＡタンパク質、糖鎖を固定化する為の表面修飾がなされていてもよい。
The
隔壁１５０は、感応膜１４０上であってスリット状凹部１４５の周囲に形成されており、水溶液または培養液などの被検査液体Ｆを感応膜１４０上に滞留させるように積層方向に対して所定の高さを有している。隔壁１５０は、スリット状凹部１４５外に被検査液体Ｆを漏出させないための材料で形成されたものであれば、特に限定されるものではない。具体的には、ガラス、プラスチックまたは金属によって形成されている。このように、本発明に係るカレントミラー型バイオセンサ１００は、隔壁１５０によって感応膜１４０上の被検査液体Ｆをスリット状凹部１４５の所定領域に滞留させることができるので、的確に被検査液体Ｆ中の生体関連物質の電気的特性を検出することができる。
The
本実施形態のカレントミラー型バイオセンサ１００は、上述のような構成を有することによって、被検査液体Ｆに含まれるサンプル、すなわち、細胞、ＤＮＡ、糖鎖、タンパク質などの生体関連物質を感応膜１４０上に配置させることができるようになっている。
The current
被検査液体Ｆを図示するように感応膜１４０に滞留させた上で、探針状の参照電極１１５を被検査液体Ｆ中にセットして、電流入力端子１０１に接続した定電流源により電流Ｉ
ｉｎを適宜流すようにする。すると、所定の電流Ｉｉｎを電流入力端子１０１に流したとき、電流出力端子１０２に電流Ｉｏｕｔが流れるので、これによりＩｉｎ−Ｉｏｕｔ特性を取得して、もって被検査液体Ｆ中の生体関連物質の電気的特性を解析する。このような解析によって、被検査液体Ｆに含まれる生体関連物質の種別、量等を特定することができるようになっている。
After the liquid F to be inspected is retained in the
Make in flow as appropriate. Then, when a predetermined current Iin is supplied to the
以上、本発明のカレントミラー型バイオセンサ１００においては、ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタのテスト用ゲート電極１１７には切断予定箇所Ｃが設けられ、このテスト用ゲート電極１１７を利用して予めカレントミラー回路に電流を流して電気特性を取得することで、カレントミラー回路の電気特性をテストすることが可能であるので、本発明のカレントミラー型バイオセンサ１００によれば、補正回路などを追加する必要がなく、コストを抑制しつつ、高い精度での検出を行うことが可能となる。
As described above, in the current
次に、本発明の他の実施形態について説明する。図６は本発明の第２実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト前）の構造の概略を示す図であり、図７は本発明の第２実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト前）の回路構成を示す図である。また、図８は本発明の第２実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト済み、実使用中）の構造の概略を示す図であり、図９は本発明の第２実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト済み、実使用中）の回路構成を示す図である。 Next, another embodiment of the present invention will be described. FIG. 6 is a diagram schematically showing the structure of a current mirror biosensor (before testing) according to the second embodiment of the present invention, and FIG. 7 is a diagram showing the current mirror biosensor (testing) according to the second embodiment of the present invention. It is a figure which shows the circuit structure of the front. FIG. 8 is a diagram showing an outline of the structure of a current mirror biosensor (tested and in actual use) according to the second embodiment of the present invention, and FIG. 9 is a current diagram according to the second embodiment of the present invention. It is a figure which shows the circuit structure of a mirror type | mold biosensor (tested and actually used).
本発明の第１実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００においては、第１電界効果トランジスタ、第２電界効果トランジスタのうち、第１電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用し、これにテスト用ゲート電極１１７を設けるものであったが、第２実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００においては、第２電界効果トランジスタを被検査液体Ｆの電気的特性をセンシングするためのＩＳＦＥＴとして利用し、これにテスト用ゲート電極１１７を設け、第１電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用する（すなわちＩＳＦＥＴとしては利用しない）ように構成されるものである。なお、その他の構成は、第１実施形態と同一であり、同一部材に対しては同一の符号を付している。
In the
以上のような第２実施形態によっても、先の実施形態と同様の効果を享受することが可能である。 Also according to the second embodiment as described above, it is possible to receive the same effect as the previous embodiment.
次に、本発明の他の実施形態について説明する。図１０は本発明の第３実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサの構造の概略を示す図である。この図１０は、第１実施形態における図１（Ｂ）に相当するものである。 Next, another embodiment of the present invention will be described. FIG. 10 is a diagram showing an outline of the structure of a current mirror type biosensor according to the third embodiment of the present invention. FIG. 10 corresponds to FIG. 1B in the first embodiment.
本実施形態が第１実施形態と異なる点は、第３実施形態においては、感応膜１４０上において、親水性・疎水性を付与する処理がなされている点である。その他の構成については、第１実施形態と同一であるので、同一部材に対しては同一の符号を付してその説明を省略する。
The present embodiment is different from the first embodiment in that, in the third embodiment, a treatment for imparting hydrophilicity / hydrophobicity is performed on the
すなわち、第３実施形態においては、感応膜１４０上の所定領域に対しては親水性を付与する処理が施され親水性領域１４１が形成されると共に、感応膜１４０上における前記所定領域以外の領域に対しては疎水性を付与する処理が施され疎水性領域１４２が形成される。このような各処理が施されているため、本実施形態によれば、感応膜１４０上の被検査液体Ｆをスリット状凹部１４５の所定領域に確実に滞留させることができるようになり、より的確に被検査液体Ｆ中の生体関連物質の電気的特性を検出することができるようになる。
That is, in the third embodiment, a treatment for imparting hydrophilicity is performed on a predetermined region on the
第３実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００においては、感応膜１４０上の所定領域は、親水性を発揮するための物質が塗布等によって形成され、親水性領域１４１とされる。一方、感応膜１４０上に形成された領域であって、被検査液体Ｆを滞留させるための所定領域の外周に沿った領域は、疎水性を発揮するための物質が塗布等によって形成され、疎水性領域１４２とされる。
In the current
所定領域は、感応膜１４０が親水性の物質によって形成されている場合に、他の物質を用いることなく、感応膜１４０の物質そのものによって代替することができる。また、所定領域は、上記に代えて、感応膜１４０の表面へ親水性の物質の塗布等、または、低親水性若しくは親水性を有する物質の塗布及びＵＶ照射等によって形成されてもよい。
When the
疎水性領域１４２は、該当する感応膜１４０の表面の領域に疎水性の物質の塗布等、または、有機物などの疎水性を有する物質の塗布及び四フッ化メタンガスのプラズマを用いてプラズマ処理を行うことによって形成されている。例えば、本実施形態においては、親水性を有するシリコン酸化膜（ＳｉＯ2）によって感応膜１４０が形成されている場合に
は、親水性領域１４１としては、当該シリコン酸化膜そのものによって形成し、疎水性領域１４２に相当する領域にレジストなどの有機物を塗布してプラズマ処理を行うことによって当該疎水性領域１４２を形成するようになっている。
The
本実施形態のようにカレントミラー型バイオセンサ１００の感応膜１４０上において、親水性・疎水性を付与する処理がなされていると、使用状況によっては、被検査液体Ｆを感応膜１４０に滞留させるための隔壁１５０などの部材を不要とすることも可能となるので、製造コストを抑制することが可能となる。
When processing for imparting hydrophilicity / hydrophobicity is performed on the
また、第３実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００によっても、これまで説明してきた実施形態が享受する効果と同様のものを享受することが可能である。
Also, the
なお、第３実施形態においては、第１電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用する例につき説明したが、第３実施形態においても、第１電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用するようにしてもよい。 In the third embodiment, the first field effect transistor is used as an ISFET and the second field effect transistor is used as a normal FET. However, in the third embodiment, the first field effect transistor is also used. May be used as a normal FET, and the second field effect transistor may be used as an ISFET.
次に、本発明の他の実施形態について説明する。図１１は本発明の第４実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサの構造の概略を示す図である。この図１１は、第１実施形態における図１（Ｂ）に相当するものである。 Next, another embodiment of the present invention will be described. FIG. 11 is a diagram showing an outline of the structure of a current mirror type biosensor according to the fourth embodiment of the present invention. FIG. 11 corresponds to FIG. 1B in the first embodiment.
本実施形態が第１実施形態と異なる点は、第４実施形態においては、感応膜１４０上において、細胞接着性・細胞接着阻害性を付与する処理がなされている点である。その他の構成については、第１実施形態と同一であるので、同一部材に対しては同一の符号を付してその説明を省略する。
The present embodiment is different from the first embodiment in that, in the fourth embodiment, a process for imparting cell adhesion and cell adhesion inhibition is performed on the
すなわち、第４実施形態においては、感応膜１４０上の所定領域に対しては細胞接着性を付与する処理が施し細胞接着性領域１４３が形成されると共に、感応膜１４０上における前記所定領域以外の領域に対しては細胞接着阻害性を付与する処理が施され細胞接着阻害性領域１４４が形成される。このような各処理が施されているため、本実施形態によれば、感応膜１４０上における生体関連物質を含む被検査液体Ｆを、スリット状凹部１４５の所定領域に確実に滞留させることができるようになり、より的確に被検査液体Ｆ中の生体関連物質の電気的特性を検出することができるようになる。
That is, in the fourth embodiment, a predetermined region on the
本実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００においては、感応膜１４０上の
所定領域には細胞の接着性を有する細胞接着性領域１４３が形成され、前記所定領域以外の領域には、細胞の接着を阻害する細胞接着阻害性領域１４４が形成される。
In the
すなわち、第４実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００においては、感応膜１４０上の所定領域は、細胞を接着させる強度の高い物質によって形成されている細胞接着性領域１４３とされる。一方、感応膜１４０上に形成された領域であって、被検査液体Ｆを滞留させるための所定領域の外周に沿った領域は、細胞の接着を阻害する細胞接着阻害性領域１４４とされる。
That is, in the
なお、「細胞接着性」とは、細胞を接着する強度、すなわち細胞の接着しやすさを意味するとともに、細胞接着性領域１４３とは、細胞接着性が良好な領域を意味し、細胞接着阻害性領域１４４とは、細胞の接着性が悪い領域を意味する。したがって、細胞接着性領域１４３と細胞接着阻害性領域１４４とがパターン化された基板上に細胞が含まれた被検査液体Ｆを滞留させると、細胞接着性領域１４３には細胞が接着するが、細胞接着阻害性領域１４４には細胞が接着しないため、細胞接着性領域１４３、すなわち、所定領域に細胞がパターン状に配列されることになる。
“Cell adhesion” means the strength of cell adhesion, that is, the ease of cell adhesion, and the
また、細胞接着性は、接着しようとする細胞によって異なる場合もあるため、細胞接着性が良好とは、ある種の細胞に対する細胞接着性が良好であることを意味する。したがって、感応膜１４０上には、複数種の細胞に対する複数の細胞接着性領域１４３が存在する場合、すなわち細胞接着性が異なる細胞接着性領域１４３が２水準以上存在する場合もある。
In addition, since cell adhesion may vary depending on the cells to be adhered, good cell adhesion means that cell adhesion to certain types of cells is good. Accordingly, there may be a case where there are a plurality of cell
具体的には、細胞接着性領域１４３は、炭素酸素結合を有する有機化合物を含む細胞接着阻害性の親水性膜に酸化処理及び／または分解処理を施して細胞接着性とした膜で形成されている。この細胞接着性領域１４３は、感応膜１４０の表面全体に炭素酸素結合を有する有機化合物を含む細胞接着阻害性の親水性膜を形成し、次いで、細胞の接着が望まれる所定領域に対して酸化処理及び／または分解処理を施すことにより当該領域に細胞接着性を付与して細胞接着性領域１４３に改変する。なお、前記処理を施さない部分は細胞接着阻害性領域１４４である。
Specifically, the
また、細胞接着性領域１４３は、炭素酸素結合を有する有機化合物を低密度で含む親水性膜で形成されていてもよい。この場合には、細胞接着性領域１４３は、炭素酸素結合を有する有機化合物を高密度で含む親水性膜が細胞接着阻害性を有するのに対して、前記化合物を低密度で含む親水性膜は細胞接着性を有することを利用したものである。なお、感応膜１４０の表面に前記化合物が結合しやすい第一領域と結合しにくい第二領域とを設け、該感応膜１４０の表面に前記化合物の膜を形成すると、第一領域は細胞接着阻害性領域１４４となり、第二領域は細胞接着性領域１４３となる。
The cell
一方、細胞接着阻害性領域１４４は、炭素酸素結合を有する有機化合物により形成される親水性膜により形成される。当該親水性膜は、水溶性や水膨潤性を有する、炭素酸素結合を有する有機化合物を主原料とする薄膜であり、酸化される前は細胞接着阻害性を有し、酸化及び／または分解された後は細胞接着性を有しているものであれば特に限定されない。この炭素酸素結合とは、炭素と酸素との間に形成される結合を意味し、単結合に限らず二重結合であってもよい。炭素酸素結合としてはＣ−Ｏ結合、Ｃ（＝Ｏ）−Ｏ結合、Ｃ＝Ｏ結合が挙げられる。
On the other hand, the cell adhesion-inhibiting
また、主原料としては、水溶性高分子、水溶性オリゴマー、水溶性有機化合物、界面活性物質、両親媒性物質等が挙げられ、これらが相互に物理的または化学的に架橋し、感応膜１４０と物理的または化学的に結合することにより親水性膜となる。具体的な水溶性高
分子材料としては、ポリアルキレングリコール及びその誘導体、ポリアクリル酸及びその誘導体、ポリメタクリル酸及びその誘導体、ポリアクリルアミド及びその誘導体、ポリビニルアルコール及びその誘導体、双性イオン型高分子、多糖類、等を挙げることができる。分子形状は、直鎖状、分岐を有するもの、デンドリマー等を挙げることができる。より具体的には、ポリエチレングリコール、ポリエチレングリコールとポリプロピレングリコールの共重合体、例えば、Ｐｌｕｔｏｎｉｃ Ｆ１０８、Ｐｌｕｔｏｎｉｃ Ｆ１２７、ポリ（Ｎ−イソプロピルアクリルアミド）、ポリ（Ｎ−ビニル−２−ピロリドン）、ポリ（２−ヒドロキシエチルメタクリレート）、ポリ（メタクリロイルオキシエチルフォスフォリルコリン）、メタクリロイルオキシエチルフォスフォリルコリンとアクリルモノマーの共重合体、デキストラン、及びヘパリンが挙げられるがこれらに限定されない。具体的な水溶性オリゴマー材料や水溶性低分子化合物としては、アルキレングリコールオリゴマー及びその誘導体、アクリル酸オリゴマー及びその誘導体、メタクリル酸オリゴマー及びその誘導体、アクリルアミドオリゴマー及びその誘導体、酢酸ビニルオリゴマーの鹸化物及びその誘導体、双性イオンモノマーからなるオリゴマー及びその誘導体、アクリル酸及びその誘導体、メタクリル酸及びその誘導体、アクリルアミド及びその誘導体、双性イオン化合物、水溶性シランカップリング剤、水溶性チオール化合物等を挙げることができる。より具体的には、エチレングリコールオリゴマー、（Ｎ−イソプロピルアクリルアミド）オリゴマー、メタクリロイルオキシエチルフォスフォリルコリンオリゴマー、低分子量デキストラン、低分子量ヘパリン、オリゴエチレングリコールチオール、エチレングリコール、ジエチレングリコール、トリエチレングリコール、テトラエチレングリコール、２−［メトキシ（ポリエチレンオキシ）−プロピルトリメトキシシラン、及びトリエチレングリコール−ターミネイティッド−チオールが挙げられるがこれらには限定されない。
The main raw materials include water-soluble polymers, water-soluble oligomers, water-soluble organic compounds, surfactants, amphiphiles, etc., which are physically or chemically cross-linked with each other, and the
なお、親水性膜は、処理前は高い細胞接着阻害性を有し、酸化処理及び／または分解処理後は弱い細胞接着性を示すものであることが望ましい。また、親水性膜の平均厚さは、０．８ｎｍ〜５００μｍが好ましく、０．８ｎｍ〜１００μｍがより好ましく、１ｎｍ〜１０μｍがより好ましく、１．５ｎｍ〜１μｍが最も好ましい。平均厚さが０．８ｎｍ以上であれば、タンパク質の吸着や細胞の接着において、基板表面の親水性薄膜で覆われていない領域の影響を受けにくいため好ましい。また、平均厚さが５００μｍ以下であればコーティングが比較的容易である。 In addition, it is desirable that the hydrophilic film has a high cell adhesion inhibitory property before the treatment and exhibits a weak cell adhesion property after the oxidation treatment and / or the decomposition treatment. The average thickness of the hydrophilic film is preferably 0.8 nm to 500 μm, more preferably 0.8 nm to 100 μm, more preferably 1 nm to 10 μm, and most preferably 1.5 nm to 1 μm. If the average thickness is 0.8 nm or more, it is preferable because protein adsorption and cell adhesion are not easily affected by the region not covered with the hydrophilic thin film on the substrate surface. Moreover, if the average thickness is 500 μm or less, coating is relatively easy.
以上のようなカレントミラー型バイオセンサ１００は、細胞接着性領域１４３に生体関連物質を結集させて細胞接着阻害性領域１４４に生体関連物質を存在させないことによって、電気的特性を検出する際に、細胞接着性領域１４３以外に存在する生体関連物質の影響を排除することができるとともに、細胞接着性領域１４３に接着された生体関連物質における電気的特性を的確に検出することができる。
The
また、本実施形態のようにカレントミラー型バイオセンサ１００の感応膜１４０上において、細胞接着性・細胞接着阻害性を付与する処理がなされていると、使用状況によっては、被検査液体Ｆを感応膜１４０に滞留させるための隔壁１５０などの部材を不要とすることも可能となるので、製造コストを抑制することが可能となる。
In addition, when processing for imparting cell adhesion and cell adhesion inhibition is performed on the
また、第４実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００によっても、これまで説明してきた実施形態が享受する効果と同様のものを享受することが可能である。
Also, the
なお、第４実施形態においては、第１電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用する例につき説明したが、第４実施形態においても、第１電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用するようにしてもよい。 In the fourth embodiment, an example in which the first field effect transistor is used as an ISFET and the second field effect transistor is used as a normal FET has been described. However, in the fourth embodiment, the first field effect transistor is also used. May be used as a normal FET, and the second field effect transistor may be used as an ISFET.
次に、本発明の他の実施形態について説明する。図１２は本発明の第５実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト済み、実使用中）の構造の概略を示す図である。図１２（Ａ）は第５実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサを上面側から見た図であり、図１２（Ｂ）は図１２（Ａ）におけるＸ−Ｘ’断面を模式的に示す図である。また、図１３は本発明の第５実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト済み、実使用中）の回路構成を示す図である。 Next, another embodiment of the present invention will be described. FIG. 12 is a diagram showing an outline of the structure of a current mirror type biosensor (tested and in actual use) according to the fifth embodiment of the present invention. FIG. 12A is a view of the current mirror biosensor according to the fifth embodiment as viewed from the upper surface side, and FIG. 12B is a view schematically showing the XX ′ cross section in FIG. It is. FIG. 13 is a diagram showing a circuit configuration of a current mirror type biosensor (tested and actually used) according to the fifth embodiment of the present invention.
第５実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００が、第１実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００と異なる点は、第１電界効果トランジスタと第２電界効果トランジスタのペアからなるカレントミラー回路が２組設けられており、それぞれの組のいずれかの電界効果トランジスタがＩＳＦＥＴとして利用される点である。そこで、第５実施形態における１組目のカレントミラー回路を構成する部材であって、第１実施形態の部材と同一の部材に対してはサフィックスａを付加し示すこととし、第５実施形態における２組目のカレントミラー回路を構成する部材であって、第１実施形態の部材と同一の部材に対してはサフィックスｂを付加し示すこととする。
The
第５実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００においては、２組のカレントミラー回路の構成の中で、第１電界効果トランジスタがＩＳＦＥＴとして利用され、第２電界効果トランジスタが通常のＦＥＴとして利用される構成となっている。２つの第１電界効果トランジスタに対応して、感応膜１４０上には、２つのスリット状凹部１４５が形成されており、被検査液体Ｆが前記所定領域に滞留しやすい構造となっている。これにより、被検査液体Ｆ中の生体関連物質の電気的特性を検出することができるようになる。
In the
半導体膜などを基板上に製膜しトランジスタを構成するときには、製膜条件、製膜位置などの相違によって、製膜により構成されるトランジスタの特性にバラツキが発生することがある。しかしながら、第５実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００においては、２つのトランジスタをＩＳＦＥＴとして利用することにより、例えトランジスタの特性にバラツキがあったとしても、２つのトランジスタの平均的な特性に基づいた値を検出することが可能となる。このように第５実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００によれば、トランジスタのバラツキに起因する検出値のバラツキを低減することが可能となるのである。
When a transistor is formed by depositing a semiconductor film or the like on a substrate, variations in characteristics of the transistor formed by film formation may occur due to differences in film forming conditions, film forming positions, or the like. However, in the
なお、第５実施形態においては、２つのカレントミラー回路構成中、第１電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用する例につき説明したが、第５実施形態においても、第１電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用するようにしてもよい。 In the fifth embodiment, the example in which the first field effect transistor is used as an ISFET and the second field effect transistor is used as a normal FET in two current mirror circuit configurations has been described. In this case, the first field effect transistor may be used as a normal FET, and the second field effect transistor may be used as an ISFET.
また、第５実施形態においても、先の実施形態と同様に、感応膜１４０上において、親水性・疎水性を付与する処理を行うようにしてもよいし、或いは、細胞接着性・細胞接着阻害性を付与する処理を行うようにしてもよい。
Also in the fifth embodiment, as in the previous embodiment, a treatment for imparting hydrophilicity / hydrophobicity may be performed on the
次に、本発明の上記実施形態の変形例について説明する。図１４は本発明に係るカレントミラー型バイオセンサを模式的に示した図である。 Next, a modification of the above embodiment of the present invention will be described. FIG. 14 schematically shows a current mirror type biosensor according to the present invention.
図１４におけるＣは、いずれかがＩＳＦＥＴである第１電界効果トランジスタと第２電界効果トランジスタのペアからなるカレントミラー回路を示している。図１４（Ａ）は前記カレントミラー回路が１つバイオセンサ内に設けられている第１実施形態などの場合を示している。また、図１４（Ｂ）は前記カレントミラー回路が２つバイオセンサ内に設けられている第５実施形態などの場合を示している。前述したように、図１４（Ｂ）に示す
ように、カレントミラー回路の数を増やすことによって、トランジスタのバラツキに起因する検出値のバラツキを低減することが可能となる。
C in FIG. 14 indicates a current mirror circuit composed of a pair of a first field effect transistor and a second field effect transistor, either of which is an ISFET. FIG. 14A shows the case of the first embodiment in which one current mirror circuit is provided in the biosensor. FIG. 14B shows the case of the fifth embodiment in which two current mirror circuits are provided in the biosensor. As described above, as shown in FIG. 14B, by increasing the number of current mirror circuits, it is possible to reduce variations in detection values due to transistor variations.
上記のようなトランジスタのバラツキに基づく障害をさらに解消しようとする場合、例えば、図１４（Ｃ）に示すように前記カレントミラー回路の数を４つにすることでこれを行うことが可能となる。これによれば、図１４（Ｂ）に示すものよりトランジスタのバラツキに起因する検出値のバラツキを低減可能となる。 In order to further eliminate the obstacle based on the transistor variation as described above, for example, this can be achieved by using four current mirror circuits as shown in FIG. . According to this, it is possible to reduce the variation of the detection value caused by the variation of the transistor than that shown in FIG.
このように、本発明に係るカレントミラー型バイオセンサ１００においては、センサ内に複数の前記カレントミラー回路を設けることも好ましい実施形態であることがわかる。
Thus, in the current
次に、本発明の他の実施形態について説明する。図１５は本発明の第６実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト前）の構造の概略を示す図である。図１５（Ａ）は第６実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサを上面側から見た図であり、図１５（Ｂ）は図１５（Ａ）におけるＸ−Ｘ’断面を模式的に示す図である。また、図１６は本発明の第６実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト前）の回路構成を示す図である。 Next, another embodiment of the present invention will be described. FIG. 15 is a diagram schematically showing the structure of a current mirror type biosensor (before testing) according to the sixth embodiment of the present invention. FIG. 15A is a view of the current mirror type biosensor according to the sixth embodiment as viewed from the upper surface side, and FIG. 15B is a view schematically showing the XX ′ cross section in FIG. It is. FIG. 16 is a diagram showing a circuit configuration of a current mirror type biosensor (before the test) according to the sixth embodiment of the present invention.
図１７は本発明の第６実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト済み、実使用中）の構造の概略を示す図である。図１７（Ａ）は第６実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサを上面側から見た図であり、図１７（Ｂ）は図１７（Ａ）におけるＸ−Ｘ’断面を模式的に示す図である。また、図１８は本発明の第６実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト済み、実使用中）の回路構成を示す図である。 FIG. 17 is a diagram schematically showing the structure of a current mirror type biosensor (tested and in actual use) according to a sixth embodiment of the present invention. FIG. 17A is a view of the current mirror type biosensor according to the sixth embodiment as viewed from the upper surface side, and FIG. 17B is a diagram schematically showing the XX ′ cross section in FIG. It is. FIG. 18 is a diagram showing a circuit configuration of a current mirror type biosensor (tested and actually used) according to the sixth embodiment of the present invention.
第１実施形態などにおける参照電極１１５は、参照電極接続用端子１０３に接続された探針状のもので、この探針状参照電極１１５を被検査液体Ｆ中に挿通させた状態で、被検査液体Ｆと電気的に導通させるようにして利用されるものであった。
The
これに対して、第６実施形態における参照電極１１５は、予め感応膜１４０上に設けられた膜状のものであり、隔壁１５０内に被検査液体Ｆが満たされると、参照電極１１５は被検査液体Ｆと接触して、電気的に導通するように構成されている。図１８における第１電界効果トランジスタの回路図は、このような膜状の参照電極１１５と被検査液体Ｆとの関係を模式的に示したものである。
On the other hand, the
以上のような構成であるために、第６実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００には、参照電極接続用端子１０３が設けられていない。また、第６実施形態における参照電極１１５は、スルーホールＴＨ０を介して感応膜１４０上に引き出させるようになっている。なお、その他の構成は、第１実施形態と同一であり、同一部材に対しては同一の符号を付している。
Because of the configuration as described above, the reference
第６実施形態における参照電極１１５は、導通膜で形成されたものであれば特に限定されるものではない。具体的には、アルミニウム（Ａｌ）、インジウム錫オキサイド（ＩＴＯ）、酸化亜鉛（ＺｎＯ）、酸化スズ（ＳｎＯ2）などの導通性のものから形成される。
The
上記のような膜状の参照電極１１５が予め設けられた第６実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００によれば、測定のためのセッティングなどが簡便となるために、バイオセンサによる測定プロセスの効率アップを図ることが可能となる。
According to the current
なお、第６実施形態においては、第１電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用する例につき説明したが、第６実
施形態においても、第１電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用するようにしてもよい。
In the sixth embodiment, the first field effect transistor is used as an ISFET and the second field effect transistor is used as a normal FET. However, in the sixth embodiment, the first field effect transistor is also used. May be used as a normal FET, and the second field effect transistor may be used as an ISFET.
また、第６実施形態においても、先の実施形態と同様に、感応膜１４０上において、親水性・疎水性を付与する処理を行うようにしてもよいし、或いは、細胞接着性・細胞接着阻害性を付与する処理を行うようにしてもよい。
Also in the sixth embodiment, as in the previous embodiment, a treatment for imparting hydrophilicity / hydrophobicity may be performed on the
また、第６実施形態においても、先の実施形態と同様に、バイオセンサ内にもうけるカレントミラー回路の数を２つ以上とすることも可能である。 Also in the sixth embodiment, as in the previous embodiment, the number of current mirror circuits provided in the biosensor can be two or more.
次に、本発明の他の実施形態について説明する。図１９は本発明の第７実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト前）の上面図である。 Next, another embodiment of the present invention will be described. FIG. 19 is a top view of a current mirror type biosensor (before the test) according to the seventh embodiment of the present invention.
第１実施形態などにおけるテスト用ゲート電極１１７には幅方向（図１９のＸ−Ｘ’の方向）の長さが一定のものが用いられていたが、第７実施形態におけるテスト用ゲート電極１１７には幅方向の長さが一部短くなったものが用いられる。テスト用ゲート電極１１７における幅方向の短い部分を切断予定箇所Ｃとする。すなわち、第７実施形態におけるテスト用ゲート電極１１７には、切り欠き部１１８が設けられるようになっている。なお、その他の構成は、第１実施形態と同一であり、同一部材に対しては同一の符号を付している。
The
以上のような構成であるために、第７実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ１００においては、センサ内のカレントミラー回路のテストの後にテスト用ゲート電極１１７の切断予定箇所Ｃを切断する際に、切り欠き部１１８の分、レーザーを走査させる必要がなくなるので、より簡便にテスト用ゲート電極１１７の切断作業を実施することが可能となる。
Because of the configuration as described above, in the
なお、第７実施形態においては、第１電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用する例につき説明したが、第７実施形態においても、第１電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用するようにしてもよい。 In the seventh embodiment, the example in which the first field effect transistor is used as an ISFET and the second field effect transistor is used as a normal FET has been described. However, in the seventh embodiment, the first field effect transistor is also used. May be used as a normal FET, and the second field effect transistor may be used as an ISFET.
また、第７実施形態においても、先の実施形態と同様に、感応膜１４０上において、親水性・疎水性を付与する処理を行うようにしてもよいし、或いは、細胞接着性・細胞接着阻害性を付与する処理を行うようにしてもよい。
Also in the seventh embodiment, similarly to the previous embodiment, a treatment for imparting hydrophilicity / hydrophobicity may be performed on the
また、第７実施形態においても、先の実施形態と同様に、バイオセンサ内にもうけるカレントミラー回路の数を２つ以上とすることも可能である。 Also in the seventh embodiment, as in the previous embodiment, the number of current mirror circuits provided in the biosensor can be two or more.
また、第７実施形態においても、先の実施形態と同様に、膜状の参照電極を設けるように構成することも可能である。 Also in the seventh embodiment, it is possible to provide a film-like reference electrode as in the previous embodiment.
次に、本発明の他の実施形態について説明する。図２０は本発明の第８実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサの上面図である。図２１は本発明の第８実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサの回路構成を示す図である。 Next, another embodiment of the present invention will be described. FIG. 20 is a top view of a current mirror type biosensor according to an eighth embodiment of the present invention. FIG. 21 is a diagram showing a circuit configuration of a current mirror biosensor according to the eighth embodiment of the present invention.
これまで説明した実施形態においては、テスト用ゲート電極１１７は、カレントミラー回路のテスト後に切断されて、電気的なフローティング状態とされるものであった。これに対して、本実施形態は、オンオフを行うスイッチング回路部１０６がバイオセンサ内に設けられており、カレントミラー回路のテストを行うときにはスイッチング回路部１０６
をオン状態としてテスト用ゲート電極１１７と他の導電部との間を導通させるようにするが、カレントミラー型バイオセンサ１００によって測定を行う実使用時においてはスイッチング回路部１０６をオフ状態として、テスト用ゲート電極１１７を電気的に浮遊状態とさせるようにしている。また、スイッチング回路部１０６のオンオフを制御するためのスイッチング回路制御用端子１０７が設けられている。
In the embodiments described so far, the
Is turned on so that the
本実施形態は、上記のような構成であるため、テスト用ゲート電極１１７を切断するための工程が不要となり、製造工程が簡略化される。
Since this embodiment is configured as described above, a process for cutting the
なお、第８実施形態においては、第１電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用する例につき説明したが、第８実施形態においても、第１電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用するようにしてもよい。 In the eighth embodiment, the first field effect transistor is used as an ISFET and the second field effect transistor is used as a normal FET. However, in the eighth embodiment, the first field effect transistor is also used. May be used as a normal FET, and the second field effect transistor may be used as an ISFET.
また、第８実施形態においても、先の実施形態と同様に、感応膜１４０上において、親水性・疎水性を付与する処理を行うようにしてもよいし、或いは、細胞接着性・細胞接着阻害性を付与する処理を行うようにしてもよい。
Also, in the eighth embodiment, similarly to the previous embodiment, a treatment for imparting hydrophilicity / hydrophobicity may be performed on the
また、第８実施形態においても、先の実施形態と同様に、バイオセンサ内にもうけるカレントミラー回路の数を２つ以上とすることも可能である。 Also in the eighth embodiment, as in the previous embodiment, the number of current mirror circuits provided in the biosensor can be two or more.
また、第８実施形態においても、先の実施形態と同様に、膜状の参照電極を設けるように構成することも可能である。 Also in the eighth embodiment, it is possible to provide a film-like reference electrode as in the previous embodiment.
次に、本発明の他の実施形態について説明する。図２２は本発明の第９実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサの構造の概略を示す図である。この図２２は、第１実施形態における図１（Ｂ）に相当するものである。 Next, another embodiment of the present invention will be described. FIG. 22 is a diagram schematically showing the structure of a current mirror type biosensor according to the ninth embodiment of the present invention. FIG. 22 corresponds to FIG. 1B in the first embodiment.
本実施形態のカレントミラー型バイオセンサ１００は、第１実施形態のソース電極及び第１、第２ドレイン電極における構造に、コプレーナ型を適用した点に特徴がある。
The
本実施形態のカレントミラー型バイオセンサ１００は、図２２に示すように、基材１１０、基材１１０上に、領域（０）にわたって積層された半導体膜２２０と、半導体膜２２０に形成された第１ドレイン側拡散領域２２１、ソース側拡散領域２２２、第２ドレイン側拡散領域２２３と、第１ドレイン側拡散領域２２１と接続される第１ドレイン電極２１１と、ソース側拡散領域２２２と接続されるソース電極２１３と、第２ドレイン側拡散領域２２３と接続される第２ドレイン電極２１２と、半導体膜２２０を覆うように積層される絶縁膜２３０と、絶縁膜２３０上に積層されたゲート電極２１４、テスト用ゲート電極２１７と、ゲート絶縁膜２３０上に積層される感応膜２４０と、感応膜２４０上に形成され、当該感応膜２４０上にサンプルが含まれる水溶液または培養液などの被検査液体Ｆを滞留させるための隔壁２５０と、を有している。
As shown in FIG. 22, the
第１ドレイン側拡散領域２２１、ソース側拡散領域２２２、第２ドレイン側拡散領域２２３などの各拡散領域は、半導体に対してプラズマ処理（例えば、水素プラズマ、アルゴンプラズマ）の所定の処理を行うことによって低抵抗化することによって形成される。また、第１ドレイン側拡散領域２２１、ソース側拡散領域２２２、第２ドレイン側拡散領域２２３は絶縁膜２３０中に形成されたコンタクトホールを介して各電極３０と電気的に結合される。
Each diffusion region such as the first drain
以上のような第９実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサにおいては、ＩＳＦＥ
Ｔとして利用されるトランジスタのテスト用ゲート電極２１７には切断予定箇所Ｃが設けられ、このテスト用ゲート電極２１７を利用して予めカレントミラー回路に電流を流して電気特性を取得することで、カレントミラー回路の電気特性をテストすることが可能であるので、本発明のカレントミラー型バイオセンサによれば、補正回路などを追加する必要がなく、コストを抑制しつつ、高い精度での検出を行うことが可能となる。
In the current mirror biosensor according to the ninth embodiment as described above, ISFE is used.
The
なお、第９実施形態においては、第１電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用する例につき説明したが、第９実施形態においても、第１電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用するようにしてもよい。 In the ninth embodiment, an example in which the first field effect transistor is used as an ISFET and the second field effect transistor is used as a normal FET has been described. However, in the ninth embodiment, the first field effect transistor is also used. May be used as a normal FET, and the second field effect transistor may be used as an ISFET.
また、第９実施形態においても、先の実施形態と同様に、感応膜１４０上において、親水性・疎水性を付与する処理を行うようにしてもよいし、或いは、細胞接着性・細胞接着阻害性を付与する処理を行うようにしてもよい。
In the ninth embodiment, as in the previous embodiment, a treatment for imparting hydrophilicity / hydrophobicity may be performed on the
また、第９実施形態においても、先の実施形態と同様に、バイオセンサ内にもうけるカレントミラー回路の数を２つ以上とすることも可能である。 Also in the ninth embodiment, as in the previous embodiment, the number of current mirror circuits provided in the biosensor can be two or more.
また、第９実施形態においても、先の実施形態と同様に、膜状の参照電極を設けるように構成することも可能である。 Also in the ninth embodiment, it is possible to provide a film-like reference electrode as in the previous embodiment.
また、第９実施形態においても、先の実施形態と同様に、テスト用ゲート電極２１７に切り欠き部を設けるように構成することも可能である。
Also in the ninth embodiment, similarly to the previous embodiment, the
次に、本発明の他の実施形態について説明する。図２３は本発明の第１０実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサ（テスト前）の構造の概略を示す図である。図２３（Ａ）はカレントミラー型バイオセンサ（テスト前）を上面側から見た図であり、図２３（Ｂ）は図２３（Ａ）におけるＡ−Ａ’断面を模式的に示す図である。 Next, another embodiment of the present invention will be described. FIG. 23 is a diagram schematically showing the structure of a current mirror type biosensor (before testing) according to the tenth embodiment of the present invention. FIG. 23A is a view of a current mirror type biosensor (before the test) as viewed from the upper surface side, and FIG. 23B is a view schematically showing a cross section taken along the line AA ′ in FIG. .
本実施形態のカレントミラー型バイオセンサ１００は、金属酸化物半導体を用いて構成した点に特徴がある。
The current
本実施形態のカレントミラー型バイオセンサ１００は、図２３に示すように、ｐ型シリコン基板３２０と、ｐ型シリコン基板３２０上に構成されるｎ型半導体形成領域３２１、ｎ型半導体形成領域３２２、ｎ型半導体形成領域３２３などの各ｎ型半導体形成領域と、ｐ型シリコン基板３２０上に積層されるゲート絶縁膜３３０と、ゲート絶縁膜３３０上に積層されるゲート電極３１４、テスト用ゲート電極３１７と、ゲート絶縁膜３３０、ゲート電極３１４、テスト用ゲート電極３１７上に積層される層間絶縁膜３３５と、コンタクトホールを介してｎ型半導体形成領域３２１と導通する第１ドレイン電極３１１と、コンタクトホールを介してｎ型半導体形成領域３２２と導通するソース電極３１３と、コンタクトホールを介してｎ型半導体形成領域３２３と導通する第２ドレイン電極３１２と、第１ドレイン電極３１１、第２ドレイン電極３１２、ソース電極３１３、層間絶縁膜３３５上に積層される保護層３３９と、保護層３３９上に積層される感応膜３４０と、感応膜３４０上に形成され、当該感応膜３４０上にサンプルが含まれる水溶液または培養液などの被検査液体Ｆを滞留させるための隔壁（不図示）と、を有している。
As shown in FIG. 23, the current
ｐ型シリコン基板３２０上のｎ型半導体形成領域３２１、ｎ型半導体形成領域３２２、ｎ型半導体形成領域３２３などの各ｎ型半導体形成領域は不純物注入によって構成され、ｎ型半導体形成領域３２１とｎ型半導体形成領域３２２との間の領域は、第１電界効果トランジスタチャンネル領域（I）として機能し、ｎ型半導体形成領域３２２とｎ型半導体
形成領域３２３との間の領域は、第２電界効果トランジスタチャンネル領域（II）として機能する。
Each of the n-type semiconductor formation regions such as the n-type
また、ゲート絶縁膜３３０としてはＳｉＯ2などのドライ酸化膜が、また、層間絶縁膜
３３５にはＳｉＯ2などのウエット酸化膜が、また、保護層３３９としてはＳｉ3Ｎ4など
の材質が用いられる。
Further, a dry oxide film such as SiO 2 is used as the
以上のような第１０実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサにおいては、ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタのテスト用ゲート電極３１７には切断予定箇所Ｃが設けられ、このテスト用ゲート電極３１７を利用して予めカレントミラー回路に電流を流して電気特性を取得することで、カレントミラー回路の電気特性をテストすることが可能であるので、本発明のカレントミラー型バイオセンサによれば、補正回路などを追加する必要がなく、コストを抑制しつつ、高い精度での検出を行うことが可能となる。
In the current mirror type biosensor according to the tenth embodiment as described above, the
なお、第１０実施形態においては、第１電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用する例につき説明したが、第１０実施形態においても、第１電界効果トランジスタを通常のＦＥＴとして利用し、第２電界効果トランジスタをＩＳＦＥＴとして利用するようにしてもよい。 In the tenth embodiment, the first field effect transistor is used as an ISFET and the second field effect transistor is used as a normal FET. However, in the tenth embodiment, the first field effect transistor is also used. May be used as a normal FET, and the second field effect transistor may be used as an ISFET.
また、第１０実施形態においても、先の実施形態と同様に、感応膜１４０上において、親水性・疎水性を付与する処理を行うようにしてもよいし、或いは、細胞接着性・細胞接着阻害性を付与する処理を行うようにしてもよい。
Also, in the tenth embodiment, similarly to the previous embodiment, a treatment for imparting hydrophilicity / hydrophobicity may be performed on the
また、第１０実施形態においても、先の実施形態と同様に、バイオセンサ内にもうけるカレントミラー回路の数を２つ以上とすることも可能である。 Also in the tenth embodiment, as in the previous embodiment, the number of current mirror circuits provided in the biosensor can be two or more.
また、第１０実施形態においても、先の実施形態と同様に、膜状の参照電極を設けるように構成することも可能である。 Also in the tenth embodiment, a film-like reference electrode can be provided as in the previous embodiment.
また、第１０実施形態においても、先の実施形態と同様に、テスト用ゲート電極３１７に切り欠き部を設けるように構成することも可能である。
Also in the tenth embodiment, similarly to the previous embodiment, the
図１４は本発明の第１実施形態に係るカレントミラー型バイオセンサの構成に基づくシミュレーション結果を示す図である。図１４（Ａ）はｐＨを０〜１０まで変化させたときの、入力電量Ｉｉｎと出力電流Ｉｏｕｔとの関係を示す図であり、図１４（Ｂ）はＩｉｎが２０μＡである時の、ｐＨ変化に伴う出力電流Ｉｏｕｔの変化を示す図である。例えば、図１４（Ｂ）によれば、０〜１０まで変化を７μＡ幅の出力電流の変化によって検出することが可能であることがわかる。 FIG. 14 is a diagram showing a simulation result based on the configuration of the current mirror type biosensor according to the first embodiment of the present invention. FIG. 14A is a diagram showing the relationship between the input electric energy Iin and the output current Iout when the pH is changed from 0 to 10, and FIG. 14B is a pH change when Iin is 20 μA. It is a figure which shows the change of the output current Iout accompanying with. For example, according to FIG. 14B, it can be seen that a change from 0 to 10 can be detected by a change in the output current having a width of 7 μA.
以上、本発明のカレントミラー型バイオセンサにおいては、ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタのゲート電極には切断予定箇所が設けられ、このゲート電極を利用して予めカレントミラー回路に電流を流して電気特性を取得することで、カレントミラー回路の電気特性をテストすることが可能であるので、本発明のカレントミラー型バイオセンサによれば、補正回路などを追加する必要がなく、コストを抑制しつつ、高い精度での検出を行うことが可能となる。 As described above, in the current mirror biosensor of the present invention, the gate electrode of a transistor used as an ISFET is provided with a portion to be cut, and electric current is supplied to the current mirror circuit in advance by using this gate electrode. Since it is possible to test the electrical characteristics of the current mirror circuit by acquiring, according to the current mirror type biosensor of the present invention, it is not necessary to add a correction circuit or the like, and the cost is suppressed while being high. It is possible to perform detection with accuracy.
１００・・・カレントミラー型バイオセンサ
１０１・・・電流入力端子
１０２・・・電流出力端子
１０３・・・参照電極接続用端子
１０４・・・接地端子
１０６・・・スイッチング回路部
１０７・・・スイッチング回路制御用端子
１１０・・・基材
１１１・・・第１ドレイン電極
１１２・・・第２ドレイン電極
１１３・・・ソース電極
１１４・・・ゲート電極
１１５・・・参照電極
１１７・・・テスト用ゲート電極
１１８・・・切り欠き部
１２０・・・半導体膜
１３０・・・ゲート絶縁膜
１３５・・・層間絶縁膜
１４０・・・感応膜
１４１・・・親水性領域
１４２・・・疎水性領域
１４３・・・細胞接着性領域
１４４・・・細胞接着阻害性領域
１４５・・・スリット状凹部
１５０・・・隔壁
２１０・・・基材
２２０・・・半導体膜
２１１・・・第１ドレイン電極
２１２・・・第２ドレイン電極
２１３・・・ソース電極
２１４・・・ゲート電極
２１５・・・参照電極
２１７・・・テスト用ゲート電極
２２１・・・第１ドレイン側拡散領域
２２２・・・ソース側拡散領域
２２３・・・第２ドレイン側拡散領域
２３０・・・絶縁膜
２４０・・・感応膜
２４５・・・スリット状凹部
２５０・・・隔壁
３１１・・・第１ドレイン電極
３１２・・・第２ドレイン電極
３１３・・・ソース電極
３１４・・・ゲート電極
３１７・・・テスト用ゲート電極
３２０・・・ｐ型シリコン基板
３２１・・・ｎ型半導体形成領域
３２２・・・ｎ型半導体形成領域
３２３・・・ｎ型半導体形成領域
３３０・・・ゲート絶縁膜
３３５・・・層間絶縁膜
３３９・・・保護層
３４０・・・イオン感応膜
３４５・・・スリット状凹部
Ｓ・・・バイオセンシングエリア
Ｆ・・・被検査液体
ＴＨ（ｎ）・・・スルーホール
（I）・・・第１電界効果トランジスタチャンネル領域
（II）・・・第２電界効果トランジスタチャンネル領域
DESCRIPTION OF
Claims (14)
ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタにゲート電極が設けられ、前記ゲート電極に切断予定箇所が設けられていることを特徴とするカレントミラー型バイオセンサ。 In a current mirror type biosensor comprising two transistors, a current mirror circuit is constituted by the two transistors, and one of the two transistors is used as an ISFET and the other transistor is not used as an ISFET. ,
A current mirror type biosensor characterized in that a gate electrode is provided in a transistor used as an ISFET, and a portion to be cut is provided in the gate electrode.
ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタのゲート電極と、ＩＳＦＥＴとして利用されないトランジスタのゲート電極との間の導通のオンオフを行うスイッチング回路部が設けられていることを特徴とするカレントミラー型バイオセンサ。 In a current mirror type biosensor comprising two transistors, a current mirror circuit is constituted by the two transistors, and one of the two transistors is used as an ISFET and the other transistor is not used as an ISFET. ,
A current mirror type biosensor characterized in that a switching circuit portion for turning on and off conduction between a gate electrode of a transistor used as an ISFET and a gate electrode of a transistor not used as an ISFET is provided.
ＩＳＦＥＴとして利用されるトランジスタのゲート電極には切断予定箇所を設ける工程と、
前記カレントミラー回路に電流を流して電気特性を取得する工程と、
前記切断予定箇所を切断する工程と、を含むことを特徴とするカレントミラー型バイオセンサの製造方法。 A current mirror biosensor comprising two transistors, wherein a current mirror circuit is constituted by the two transistors, and one of the two transistors is used as an ISFET and the other transistor is not used as an ISFET. A manufacturing method comprising:
A step of providing a scheduled cutting position in a gate electrode of a transistor used as an ISFET;
Obtaining electric characteristics by passing a current through the current mirror circuit;
A method of manufacturing a current mirror type biosensor, comprising the step of cutting the portion to be cut.
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