生物传感器的制造方法
【技术领域】
[0001 ]本发明有关于生物传感器。
【背景技术】
[0002]近年来，关于生物传感器，已公开了能够对活细胞进行非侵入性分析的技术(例如专利文献1)。在专利文献1中，公开了一种生物传感器，其具有的构造为:在检测负电荷的物理特性变化的检测表面，覆盖了会与唾液酸试样(细胞本身或源自细胞的糖链)键结的苯硼酸基。
[0003]现有技术文献
[0004]专利文献
[0005]专利文献1:特开2010-107496号公报
【发明内容】
[0006]发明所欲解决的课题
[0007]然而，前述专利文献1中所记载的生物传感器虽然没有侵入到细胞等，但进行细胞采集的过程仍不能说并未侵入人体。即，期待可以更减轻对人体造成负担的生物传感器，例如以基于泪液、汗液、唾液等检测出检测目标物质的生物传感器。顺便一提，令人担忧的是，在泪液等之中，除了作为检测目标物质的葡萄糖外，也含有白蛋白等蛋白质，该蛋白质会成为干扰噪声而使测量敏感度下降。
[0008]本发明目的为提供一种生物传感器，其能够以非侵入性地采集得到的人体试样为根据进行分析。
[0009]用以解决课题的手段
[0010]本发明相关的生物传感器，具有与检测目标物质键结的识别物质，以及因上述识别物质的电荷而带电的电极，上述生物传感器的特征为:具有抑制非检测目标物质附着至上述识别物质或上述电极中至少一方的抑制物质；上述识别物质与上述电极接触；上述抑制物质是由分子链较上述识别物质长的高分子化合物所形成;通过上述识别物质及上述抑制物质，在上述电极表面形成自组单层分子膜;检测因上述检测目标物质与上述识别物质键结而产生的上述电极的电荷密度的变化。
[0011]又，本发明相关的生物传感器，具有与检测目标物质键结的识别物质，以及因上述识别物质的电荷而带电的电极，上述生物传感器的特征为:具有抑制非检测目标物质附着至上述识别物质或上述电极中至少一方的抑制物质；具有设置于上述电极上且以上述识别物质所形成的薄膜、及形成于上述薄膜上且含有上述抑制物质的一层或二层以上的抑制物质层;检测因上述检测目标物质与上述识别物质键结而产生的上述电极的电荷密度的变化。
[0012]又，本发明相关的生物传感器，具有与检测目标物质键结的识别物质，以及因上述识别物质的电荷而带电的电极，上述生物传感器的特征为:具有抑制非检测目标物质附着至上述识别物质或上述电极中至少一方的抑制物质；上述识别物质与上述抑制物质键结；检测因上述检测目标物质与上述识别物质键结而产生的上述电极的电荷密度的变化。
[0013]发明效果
[0014]根据本发明，通过抑制物质，能够抑制非检测目标物质与识别物质键结、或附着至电极表面等，因而能使测量敏感度进一步向上提升。因此，生物传感器可基于非侵入性地从人体采集得到的试样而更准确地测得葡萄糖浓度。
【附图说明】
[0015]图1为实施例1的生物传感器的整体结构的示意图。
[0016]图2为实施例1的生物传感器中的识别区的结构示意图。
[0017]图3为表示实施例1生物传感器的葡萄糖浓度与栅极电压(gatevoltage)变化的关系的曲线图。
[0018]图4为实施例2的生物传感器中识别区的结构示意图。
[0019]图5为实施例2的修改例的生物传感器中的识别区的结构示意图。
[0020]图6为实施例2的生物传感器中的识别区的说明用示意图。
[0021]图7为表示实施例2的生物传感器的葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系(1)的曲线图。
[0022]图8为表示实施例2的生物传感器的葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系(2)的曲线图。
[0023]图9为表示实施例2的生物传感器的葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系(3)的曲线图。
[0024]图10为表示实施例2的生物传感器的葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系(4)的曲线图。
[0025]图11为实施例3的修改例的生物传感器中识别区的结构示意图。
[0026]图12为表示实施例3的生物传感器的葡萄糖浓度与栅极电压变化的关系的曲线图。
[0027]主要组件符号说明
[0028]10生物传感器
[0029]12A、12B、12C、12D识别区
[0030]14FET(检测区)
[0031 ]16电极
[0032]28栅极绝缘膜
[0033]30金属电极
[0034]31导线
[0035]38识别物质
[0036]39,41抑制物质
[0037]40葡萄糖(检测目标物质)
[0038]42蛋白质(非检测目标物质)
[0039]44载体
[0040] 46薄膜
[0041 ] 47抑制物质层。
【具体实施方式】
[0042]以下，参照附图详细说明本发明的实施例。
[0043]1.实施例1
[0044](1-1)整体结构
[0045]图1所示的生物传感器10，具有识别区12A及作为检测区的场效应晶体管(FET:Field Effect Transistor)14。生物传感器10，在识别区12A中识别试样中所含的作为检测目标物质的葡萄糖，通过在FET14中将识别所得的信息转换成电信号，检测出试样中的葡萄糖浓度。此处的试样是以非侵入性方式采集而得到的试样，即血液以外的生物体液，可列举有汗液、泪液、唾液等。在这些试样中，除了葡萄糖之外，尚包含有非检测目标物质，例如白蛋白等蛋白质。
[0046]识别区12A具有电极16及设置在电极16上的受体20A。在本实施例中，识别区12A是在电极16的一侧的表面上设置圆筒状的壁以形成有容器18，且在此容器18内容纳着识别物质及抑制物质。电极16可由金形成，也可由银、铜等形成。受体20A是由含有识别物质与抑制物质的自组单层分子膜(561;1^-48861111316(1 Mono layers: SAMs)所形成。通常，SAMs即指在固体与液体的交界面或固体与气体的交界面处，有机分子会自发性地互相聚集，自发性地形成单层分子膜的有机薄膜。
[0047]识别物质具有能够与试样中所含的葡萄糖键结的功能。除了可使用苯硼酸以外，也可使用如其衍生物(例如具有乙烯基的苯硼酸等)、葡萄糖键结蛋白(GBP)及其衍生物等来作为识别物质。举例而言，苯硼酸与葡萄糖键结时，会产生负电荷。
[0048]抑制物质抑制属于非检测目标物质的如白蛋白等蛋白质，不让其产生与苯硼酸键结或附着至电极16表面等现象。在本实施例中，抑制物质是由高分子化合物所形成。高分子化合物除了可使用分子链较识别物质长的寡聚乙二醇以外，也能使用例如聚乙二醇等。
[0049]如图2所示，识别物质38及抑制物质39—边的尾端吸附在电极16—侧的表面上，因而形成了SAMs。将巯基(-SH)、双硫基(-S-S-)等导入识别物质38及抑制物质39，令其成为巯基或双硫基的衍生物。这些巯基或双硫基的衍生物可在金、银、铜等金属表面上形成高密度的薄膜。举例而言，导入有巯基的苯硼酸，会形成如金-硫等强键结。识别物质38的另一边的尾端则会与葡萄糖键结。抑制物质39的另一边的尾端则会与非检测目标物质产生特异性键结。
[0050]FET14具有在半导体基板22表面上形成的源极24与漏极26，以及在半导体基板22、源极24与漏极26上形成的栅极绝缘膜28(图1KFET14可以使用n-MOS或p-MOS。在栅极绝缘膜28上方，形成了金属电极30。金属电极30通过导线31而与电极16电性连接。金属电极30可由金、银、铜等形成。
[0051 ] 半导体基板22可由硅、镓、砷、铟锡氧化物(ΙΤ0)、铟镓锌氧化物(IGZ0)、铟锌氧化物(ΙΖ0)等形成，也可使用有机半导体、碳半导体(例如碳纳米管、石墨烯半导体、钻石半导体等)。栅极绝缘膜28可由二氧化硅(Si02)、氮化硅(Si3N4) (SiNx)、五氧化二钽(Ta205)、三氧化二铝(A1203)等氧化物或氮化物形成。
[0052]源极24与漏极26的形成，是以电性连接电源34及电流计36，而测量由源极24流向漏极26的漏极电流。一旦栅极绝缘膜28上的电荷密度有变化，漏极电流会大幅度地变化。即