CN101287986A - 场效应晶体管、具备该场效应晶体管的生物传感器及检测方法 - Google Patents

Abstract

本发明关于以碳纳米管等超细纤维体作为沟道的高灵敏度的场效应晶体管、以及使用此场效应晶体管的生物传感器。本发明的场效应晶体管包括：衬底；配置于上述衬底上的源电极以及漏电极；将上述源电极与漏电极电性连接的沟道；及使上述衬底产生因自由电子移动导致的极化的栅电极。例如，上述衬底包括：由半导体或金属构成的支持衬底、形成于上述支持衬底的第一面的第一绝缘膜，及形成于上述支持衬底的第二面的第二绝缘膜；将上述源电极、漏电极以及沟道配置于上述第一绝缘膜上；将上述栅极电极配置于上述第二绝缘膜上。

Description

场效应晶体管、具备该场效应晶体管的生物传感器及检测方法

技术领域

本发明涉及场效应晶体管。另外，本发明是关于具备此场效应晶体管的生物传感器、及使用该生物传感器对被检测物质进行检测的方法。

背景技术

场效应晶体管(以下简略记为“FET”)是一种半导体组件，其具有源电极、漏电极与栅极电极3端子，连接源电极及漏电极的沟道中流通的电流通过施加于栅电极的电压所产生的电场来控制。例如源电极及漏电极间的沟道以碳纳米管(以下简略记为“CNT”)构成的碳纳米管场效应晶体管(以下简略记为“CNT-FET”)等为人所知。

作为CNT-FET的一例，已知图1(A)及图1(B)所示(例如，参照非专利文献1)。

于图1(A)所示的CNT-FET，形成于衬底2的第一面的绝缘膜1上配置有源电极3、漏电极4以及连接这些电极的沟道，于第二面配置有与硅衬底2电性连接的栅电极5。基于栅电极的配置，将这种FET称为背栅极型场效应晶体管(以下简略记为“背栅极型FET”)。

于图1(B)所示的FET，形成于衬底2的第一面的绝缘膜1上，配置有源电极3、漏电极4以与栅极电极5。基于栅电极的配置，将这种FET称为侧栅极型场效应晶体管(以下简略记为“侧栅极(side-gate)型FET”)。

而且，利用CNT-FET的电气特性的传感器的开发是频繁地进行(参考例如专利文献1)。此等传感器是利用作为沟道的CNT的电气特性依存于结合或固定于CNT的分子辨识部位的状态变化而变化的现象，例如经由反应所诱发的CNT的电气特性的变化，以将该分子辨识部位与被检测物质的反应，作为CNT-FET的源电极与漏电极间的电流(以下称为“源极-漏极电流”)或电压(以下称为“源极-漏极电压”)的变化而检测。

【专利文献1】国际公开第2004/104568号小册子

【非专利文献1】松元和彦，《碳纳米管SET/FET的传感器应用》，电气学会电子材料研究会资料，Vol.EFM-03，No.35-44，2003.12.19，p.47-50

发明内容

发明要解决的问题

在FET中，为了控制源极-漏极电流，必须于沟道附近配置使沟道的电气特性变化的栅电极。

在背栅极型FET中，通过使衬底作为背栅电极发挥作用，可使栅电极仅隔着形成于衬底上的绝缘膜而接近沟道。因此，认为须使栅电极与衬底电性地接触。即，须使栅电极直接电性接触于具有电性传导性的衬底而配置，须尽可能提高栅电极的电位变化所造成的沟道附近的电场变化，即须尽可能提高对源极-漏极电流或源极-漏极电压的作用。

而且，在侧栅极型FET中，为了通过栅电极控制源极-漏极电流，认为须使栅电极接近沟道而配置。亦即，须使与配置有源电极、漏电极及沟道的衬底配置于同一面的栅电极，以纳米水平接近形成于源电极与漏电极间的沟道，尽可能提高对源极-漏极电流或源极-漏极电压的作用。

本发明者尝试开发一种基于新原理(源极-漏极电流的控制原理)的FET，所述新原理是，在FET中，在绝缘膜上形成源电极、漏电极及沟道，使用使形成绝缘膜的支持衬底产生因自由电子移动而导致的极化的材料，并配置栅电极，以使支持衬底产生因自由电子移动而导致的极化。

并且，本发明者在FET性能的提升以及FET对传感器的适用的研究中，发现在将FET的栅电极配置于配置有源电极、漏电极以及沟道的衬底的背面时，即使在该衬底背面形成绝缘膜，亦能控制源极-漏极电流，从而完成本发明。

同样地，本发明者发现将FET的栅电极配置于与配置有源电极、漏电极以及沟道的衬底表面相同的表面时，即使使栅电极与源电极、漏电极以及沟道某种程度地分离来进行配置，亦能控制源极-漏极电流，从而完成本发明。

另外，本发明者发现配置于与配置有源电极、漏电极以及沟道的衬底分离但以电性连接的不同衬底上的栅电极可对源极-漏极电流进行控制，从而完成本发明。

解决问题的方法

本发明的第一发明涉及以下所示的场效应晶体管(FET)。

[1]一种场效应晶体管，其包括：衬底；配置于上述衬底上的源电极以及漏电极；将上述源电极与漏电极电性连接的沟道；以及控制流于上述沟道的电流的栅电极，其中，上述沟道包含超细纤维体，上述栅电极使上述衬底产生因自由电子移动所造成的极化。

[2]按照[1]的场效应晶体管，其中，上述超细纤维体为碳纳米管。

[3]按照[1]或[2]的场效应晶体管，其中，上述衬底具有由半导体或金属构成的支持衬底、形成于上述支持衬底第一面的第一绝缘膜，以及形成于上述支持衬底第二面的第二绝缘膜，将上述源电极、漏电极以及沟道配置于上述第一绝缘膜上，并将上述栅电极配置于上述第二绝缘膜上。

[4]按照[3]的场效应晶体管，其中，上述第二绝缘膜的厚度为10nm以上。

[5]按照[1]或[2]的场效应晶体管，其中，上述衬底具有由半导体或金属构成的支持衬底、以及形成于上述支持衬底第一面的第一绝缘膜，将上述源电极、漏电极、沟道以与栅电极配置于上述第一绝缘膜，上述栅电极与上述超细纤维体的间隔为10μm以上。

[6]按照[5]的场效应晶体管，其中，上述栅电极与上述超细纤维体的间隔为100μm以上。

[7]按照[1]或[2]的场效应晶体管，进一步包括电性连接于上述衬底的第二衬底，其中，上述衬底具有由半导体或金属构成的支持衬底、形成于上述支持衬底第一面的第一绝缘膜，将上述源电极、漏电极以及沟道配置于上述第一绝缘膜上，并将上述栅电极配置于上述第二衬底的第一面上。

[8]按照[7]的场效应晶体管，其中，上述第二衬底具有由半导体或金属构成的支持衬底、以及形成于上述支持衬底的第一面的第二绝缘膜，将上述栅电极配置于上述第二绝缘膜上。

[9]按照[7]或[8]的场效应晶体管，其中，上述衬底的第二面与上述第二衬底的第二面通过导电性衬底或导电性部件电性连接。

另外，本发明涉及以下所示的生物传感器装置。

[10]一种生物传感器装置，其具备组件部，该组件部具有结合有被检测物质辨识分子的场效应晶体管，其中，上述场效应晶体管为[1]至[9]的场效应晶体管。

[11]如[10]的生物传感器装置，其中，上述组件部可装卸于生物传感器装置主体；在上述组件部安装于上述生物传感器装置主体中时，上述源电极、漏电极使电流在上述沟道中流通，在上述组件部安装于上述生物传感器装置主体中时，上述栅电极控制流通于上述沟道中的电流。

[12]一种具有[7]至[9]的场效应晶体管的生物传感器装置，其包括：具有上述衬底、源电极、漏电极以及沟道的生物传感器装置主体；以及具有上述第二衬底、栅电极以及结合于上述第二衬底或栅极电极的被检测物质辨识分子的组件部，其中，上述组件部可装卸于上述生物传感器装置主体，在上述组件部安装于上述生物传感器装置主体时，上述栅电极控制流通于上述沟道中的电流。

另外，本发明涉及以下所示的芯片。

[13]一种芯片，其包括：[11]或[12]的可装卸于上述生物传感器装置主体的组件部。

另外，本发明涉及以下所示的生物传感器装置。

[14]按照[10]至[12]的生物传感器装置，进一步包括：存储装置，其用于存储表示被检测物质的浓度与在I-V特性曲线或I-Vg特性曲线的特定点的源极-漏极电流或栅极电压的关系的检量线；以及浓度确定装置，其使用上述检量线，确定未知试样所含的被检测物质的浓度。

[15]按照[14]的生物传感器装置，其中，上述浓度确定装置包括：对被检测物质的浓度未知的试样，测定上述I-V特性曲线或I-Vg特性曲线的特定点的源极-漏极电流或栅极电压的装置；以及基于上述测定的源极-漏极电流或栅极电压，由上述检量线求出被检测物质的浓度的浓度计算装置。

[16]按照[14]或[15]的生物传感器装置，进一步包括：使用被检测物质的浓度为已知的试样来获得检量线的校准装置。

[17]按照[16]的生物传感器装置，其中，上述校准装置包括：对被检测物质的浓度已知且浓度互异的3个以上试样，分别测定I-V特性曲线或I-Vg特性曲线的特定点的源极-漏极电流或栅极电压的测定单元；以及由上述测定的源极-漏极电流或栅极电压、以及上述已知的被检测物质的浓度来计算检量线的检量线计算装置。

另外，本发明涉及以下所示的系统、生物传感器终端装置以及信息处理装置。

[18]一种被检测物质的分布检测系统，其包括：能够传送被检测物质的检测结果及检测位置信息的生物传感器终端装置，以及接收并输出上述检测结果及检测位置信息的信息处理装置；其中，上述生物传感器终端装置包括[10]至[12]或[14]至[17]的生物传感器装置。

[19]按照[18]的分布检测系统，其中，上述生物传感器终端装置不包括显示上述检测结果的显示装置。

[20]按照[18]或[19]的分布检测系统，其中，上述生物传感器终端装置进一步传送检测时刻信息，上述信息处理装置接收上述检测时刻信息，并输出接收到的检测时刻信息。

[21]按照[18]至[20]的分布检测系统，其中，上述生物传感器终端装置还传送本身的ID信息，上述信息处理装置接收上述ID信息，并输出接收到的ID信息。

[22]一种用于[18]至[21]的分布检测系统的上述生物传感器终端装置。

[23]一种用于[18]至[21]的分布检测系统的上述信息处理装置。

发明效果

本发明的FET可采用在以往的FET视为困难的各种栅电极的配置。而且，本发明的FET具有优异的电气特性。因此特别是通过对生物传感器适用本发明的FET，可提供构造自由度比以往的生物传感器高，且显示出明显优异的检测灵敏度的生物传感器。而且，本发明的生物传感器可小型化，因此亦可适用于野外检测等，在以往的生物传感器视为困难的使用场面。

附图说明

图1(A)是以往的背栅极型FET的概略图。(B)是以往的侧栅极型FET的概略图。1表示绝缘膜，2表示基板，3表示源电极，4表示漏电极，5栅电极。

图2是表示本发明的背栅极型FET的一例的图。100表示本发明的背栅电极型FET，102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，114表示栅电极。

图3是表示本发明的侧栅极型FET的一例的图。150表示本发明的侧栅极型FET，102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，114表示栅电极。

图4是表示本发明的分离栅极型FET的一例的图。200表示本发明的分离栅极型FET，102表示第一支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，202表示第二支持衬底，204表示第三绝缘膜，206表示第四绝缘膜，208表示栅电极，210表示导电性衬底，212表示超细纤维体组件部，214表示栅极组件部。

图5是表示本发明的分离栅极型FET的一例的图。300表示本发明的分离栅极型FET，102表示第一支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，202表示第二支持衬底，204表示第三绝缘膜，206表示第四绝缘膜，208表示栅电极，212表示超细纤维体组件部，214表示栅极组件部，302表示第一导电性衬底，304表示第二导电性衬底，306表示导电性部件。

图6是表示本发明的FET的衬底例子的图。400表示支持衬底，402表示第一绝缘膜，404表示第二绝缘膜。

图7是表示将试样溶液添加于本发明的FET后的状态的图，(A)为俯视图，(B)为剖面图。1表示第一绝缘膜，3表示源电极，4表示漏电极，28表示试样溶液。

图8是表示实施用于防止试样溶液影响的方法的本发明的FET的一例的图，(A)为俯视图，(B)为剖面图。1表示第一绝缘膜，3表示源电极，4表示漏电极，7表示超细纤维体，G表示空隙，L3表示电极长度，W1表示电极前端宽度，W2表示与电极探针接触的部分的宽度。

图9是表示将试样溶液添加于图8的本发明的FET后的状态的图，(A)为俯视图，(B)为剖面图。1表示第一绝缘膜，3表示源电极，4表示漏电极，7表示超细纤维体，28表示试样溶液，29表示未被试样溶液覆盖的部分。

图10(A)是表示以绝缘性保护膜保护超细纤维体的本发明的FET例子的图。(B)是表示以绝缘性保护膜保护超细纤维体与电极的连接部位的本发明的FET例子的图。7608表示支持衬底，7607表示第一绝缘膜，7609表示衬底，7610表示源电极，7611表示漏电极，7612表示超细纤维体，7613表示被检测物质辨识分子，7616表示第二绝缘膜，7803b表示栅电极，8501表示绝缘性保护膜。

图11是气相沉积法的一例的概略图。1表示支持衬底，2表示第一绝缘膜，7表示CNT，9a以及9b表示催化剂，10表示反应容器，11表示烃气体。

图12是表示通过气相沉积法并以CNT连接催化剂间的一例的图。1表示绝缘膜，7表示CNT，9a及9b表示催化剂，22a及22b表示要在后来形成的源电极及漏电极。

图13是表示用于气相沉积法的催化剂的结构的一例的图。9表示催化剂，25表示支持层，26表示中间层，27表示顶层，D表示直径，H表示总高度。

图14是表示通过气相沉积法并以CNT连接催化剂间的一例的图。1表示第一绝缘膜，7表示CNT，9a-1～9a-6以及9b-1～9b-6表示催化剂，22a及22b表示要在后来形成的源电极及漏电极。

图15是表示催化剂的配置例的图。1表示第一绝缘膜，9a-1～9a-6以及9b-1～9b-6表示催化剂，L1表示相邻催化剂之间的距离，L2表示催化剂列间距。

图16是用于说明组合气相沉积法与分散固定化法的例的图。(A)是表示通过气相沉积法形成CNT的状态的图、(B)是表示通过分散固定化法进一步提供CNT的状态的图。3表示源电极，4表示漏电极，44表示由气相沉积法形成的CNT，43表示由分散固定法固定的CNT。

图17是用于说明在分散固定化法中CNT亲和性物质选择性地固定CNT的例子的图。(A)是表示CNT亲和性物质固定CNT的例子的图、(B)是表示不固定CNT的例子的图。45a及45b表示CNT。

图18是表示本发明的背栅极型FET的I-Vg特性的图。

图19是表示本发明的背栅极型FET的I-V特性的图。

图20是表示本发明的背栅极型FET的I-Vg特性的图。

图21是表示本发明的侧栅极型FET的I-V特性的图。

图22(A)是表示栅电极与CNT的间隔为50μm时，本发明的侧栅极型FET的I-Vg特性的图、(B)是表示栅电极与CNT的间隔为1cm时的本发明的侧栅极型FET的I-Vg特性的图、(C)是表示本发明的背栅极型FET的I-Vg特性的图。

图23是表示超细纤维体组件部与栅极组件部的间隔为3mm时的本发明的分离栅极型FET的I-V特性的图。

图24是表示超细纤维体组件部与栅极组件部的间隔为3mm时的本发明的分离栅极型FET的I-Vg特性的图。

图25是表示超细纤维体组件部与栅极组件部的间隔为10mm时的本发明的分离栅极型FET的I-V特性的图。

图26是表示超细纤维体组件部与栅极组件部的间隔为10mm时的本发明的分离栅极型FET的I-Vg特性的图。

图27是表示超细纤维体组件部与栅极组件部的间隔为15mm时的本发明的分离栅极型FET的I-V特性的图。

图28是表示超细纤维体组件部与栅极组件部的间隔为15mm时的本发明的分离栅极型FET的I-Vg特性的图。

图29是表示在本发明的背栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于超细纤维体的例子的图。100表示本发明的背栅极型FET，102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，114表示栅电极，472表示被检测物质辨识分子，482表示试样溶液。

图30是表示在本发明的背栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于绝缘性保护膜的例子的图。100表示本发明的背栅极型FET，102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，114表示栅电极，472表示被检测物质辨识分子，482表示试样溶液，640表示绝缘性保护膜。

图31是表示在本发明的侧栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于第二绝缘膜的例子的图。510、520及520a表示本发明的背栅极型FET，102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，512、522、522a及522b表示栅电极，472、472a及472b表示被检测物质辨识分子，490、490a及490b表示试样溶液。

图32是表示在本发明的背栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于第二绝缘膜的其它例子的图。102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，114表示栅电极，116表示凹部侧壁，472表示被检测物质辨识分子，482表示试样溶液。

图33是表示在本发明的背栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于栅电极的例子的图。530及530a表示本发明的背栅极型FET，102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，532、532a及532b表示栅电极，472、472a及472b表示被检测物质辨识分子，490、490a及490b表示试样溶液。

图34是表示在本发明的背栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于超细纤维体的例子的图。102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，114表示栅电极，472表示被检测物质辨识分子，490表示试样溶液。

图35是表示在本发明的侧栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于绝缘性保护膜的例子的图。102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，114表示栅电极，472表示被检测物质辨识分子，490表示试样溶液，640表示绝缘性保护膜。

图36是表示在本发明的侧栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于第一绝缘膜的例子的图。102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，114表示栅电极，472表示被检测物质辨识分子，490表示试样溶液。

图37是表示在本发明的侧栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于第二绝缘膜的其它例子的图。102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，114表示栅电极，116表示凹部侧壁，472表示被检测物质辨识分子，482表示试样溶液。

图38是表示在本发明的侧栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于栅电极的例子的图。102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，114表示栅电极，472表示被检测物质辨识分子，490表示试样溶液。

图39是表示在本发明的分离栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于栅极组件部的绝缘膜的例子的图。600表示本发明的分离栅极型FET，102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，202表示第二支持衬底，204表示第三绝缘膜，206表示第四绝缘膜，472表示被检测物质辨识分子，490表示试样溶液，602表示栅电极，210表示导电性衬底，212表示超细纤维体组件部，214表示栅极组件部。

图40是表示在本发明的分离栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于栅极组件部的绝缘膜的其它例子的图。610及610a表示栅极组件部，202表示第二支持衬底，204表示第三绝缘膜，206表示第四绝缘膜，472、472a及472b表示被检测物质辨识分子，490、490a及490b表示试样溶液，612、612a及612b表示栅电极。

图41是表示在本发明的分离栅极型FET中，使被检测物质辨识分子结合于栅极组件部的栅电极的例子的图。620及620a表示栅极组件部，202表示第二支持衬底，204表示第三绝缘膜，206表示第四绝缘膜，472、472a及472b表示被检测物质辨识分子，490、490a及490b表示试样溶液，622、622a及622b表示栅电极。

图42是表示在本发明的分离栅极型FET中，有多个栅极组件部时将多种被检测物质辨识分子结合于各栅电极的例子的图。630表示本发明的分离栅极型FET，102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，202表示第二支持衬底，204表示第三绝缘膜，206表示第四绝缘膜，472a及472b表示被检测物质辨识分子，490a及490b表示试样溶液，622表示栅电极，210表示导电性衬底，212表示超细纤维体组件部，214a及214b表示栅极组件部。

图43是表示在本发明的分离栅极型FET中，使多种被检测物质辨识分子分别结合于栅极组件部的绝缘膜的例子的图。800表示本发明的分离栅极型FET，102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，202表示第二支持衬底，204表示第三绝缘膜，206表示第四绝缘膜，472a及472b表示被检测物质辨识分子，490a及490b表示试样溶液，612a及612b表示栅电极，210表示导电性衬底，212表示超细纤维体组件部，214表示栅极组件部。

图44是表示在本发明的分离栅极型FET中，使多种被检测物质辨识分子分别结合于栅极组件部的绝缘膜的其它例子的图。900表示本发明的分离栅极型FET，102表示支持衬底，104表示第一绝缘膜，106表示第二绝缘膜，108表示源电极，110表示漏电极，112表示超细纤维体，202表示第二支持衬底，204表示第三绝缘膜，206表示第四绝缘膜，472a及472b表示被检测物质辨识分子，490a及490b表示试样溶液，612a及612b表示栅电极，302表示第一导电性衬底，304表示第二导电性衬底，306表示导电性部件，212表示超细纤维体组件部，214表示栅极组件部。

图45是结合被检测物质辨识分子的方法的说明图。50表示抗体，51表示组氨酸标签(ヒスタグ)，52表示NTA，53表示IgG结合蛋白质，54表示二价性交联试剂，55及56表示官能团。

图46是表示本发明的生物传感器装置的一例的概略图。7601表示生物传感器装置主体，7604表示显示部，7702表示组件部。

图47是表示本发明的在组件部具有背栅极型FET的生物传感器装置的一例的概略结构的剖面图。7601表示生物传感器装置主体，7602表示组件部，7603表示电源，7604表示显示部，7605表示超细纤维体组件，7607表示第一绝缘膜，7608表示支持衬底，7609表示衬底，7610表示源电极，7611表示漏电极，7612表示超细纤维体，7613表示被检测物质辨识分子，7614表示栅电极，7615表示试样溶液，7616表示第二绝缘膜。

图48(A)是表示本发明的在组件部具有侧栅极型FET的生物传感器装置的一例的概略结构的剖面图。(B)是用于(A)的生物传感器装置的芯片的俯视图。7601表示生物传感器装置主体，7602表示组件部，7603表示电源，7604表示显示部，7605表示超细纤维体组件，7607表示第一绝缘膜，7608表示支持衬底，7609表示衬底，7610表示源电极，7611表示漏电极，7612表示超细纤维体，7613表示被检测物质辨识分子，7614表示栅电极，7615表示试样溶液，7616表示第二绝缘膜，7702表示芯片，7703表示外壳，7704表示导电销。

图49(A)是表示本发明的生物传感器装置的一例的概略结构的剖面图，该生物传感器于组件部具有分离栅极型FET的栅极组件部。(B)是用于(A)的生物传感器装置的芯片的立体图。(C)是用于(A)的生物传感器装置的芯片的剖面图。7601表示生物传感器装置主体，7603表示电源，7604表示显示部，7605表示超细纤维体组件，7607表示第一绝缘膜，7608表示支持衬底，7609表示衬底，7610表示源电极，7611表示漏电极，7612表示超细纤维体，7613表示被检测物质辨识分子，7614表示栅电极，7615表示试样溶液，7616表示第二绝缘膜，7617表示第二支持衬底，7618表示第三绝缘膜，7619表示第四绝缘膜，7620表示第二衬底，7703表示外壳，7704表示导电销，7802表示组件部，7803、7803a及7803b表示导电性衬底，7804表示芯片。

图50(A)是表示本发明的生物传感器装置的其它例子的概略结构的剖面图，该生物传感器于组件部具有分离栅极型FET的栅极组件部。(B)是用于(A)的生物传感器装置的芯片的侧视图。(C)是用于(A)的生物传感器装置的芯片的剖面图。7601表示生物传感器装置主体，7603表示电源，7604表示显示部，7605表示超细纤维体组件，7607表示第一绝缘膜，7608表示支持衬底，7609表示衬底，7610表示源电极，7611表示漏电极，7612表示超细纤维体，7613表示被检测物质辨识分子，7614表示栅电极，7615表示试样溶液，7616表示第二绝缘膜，7617表示第二支持衬底，7618表示第三绝缘膜，7619表示第四绝缘膜，7703表示外壳，7802表示组件部，7803a及7803b表示导电性衬底，7804表示芯片，7901表示平板电极。

图51(A)是表示本发明的用于生物传感器装置的芯片的例的剖面图，该生物传感器于组件部具有分离栅极型FET的栅极组件部。7613表示被检测物质辨识分子，7614表示栅电极，7620表示第二衬底，7704表示导电升销，7803a表示导电性衬底，7804表示芯片，8001表示接线端子，8002表示盖子。

图52(A)是表示具有凹部的芯片的一例的立体图。(B)是表示具有凹部的芯片的一例的剖面图。(C)是表示具有凹部的芯片的其它例子的剖面图。7614表示栅电极，7704表示导电销，7803a表示导电性衬底，8001表示接线端子，8101表示具有凹部的芯片。

图53(A)是表示微板(micro plate)型的芯片的一例的立体图。(B)是表示微板型的芯片的其它例子的立体图。(C)是(B)的芯片的剖面图。7614表示栅电极，7803表示导电性衬底，8001表示接线端子，8201表示微板型芯片，8202表示插座(ソケツト)，8203表示电接触点。

图54(A)是表示具有背栅极型FET的芯片的一例的剖面图。(B)是表示具有分离栅极型FET的栅极组件部的芯片的一例的剖面图。7607表示第一绝缘膜，7608表示支持衬底，7609表示衬底，7610表示源电极，7611表示漏电极，7612表示超细纤维体，7613表示被检测物质辨识分子，7614表示栅电极，7615表示试样溶液，7617表示第二支持衬底，7618表示第三绝缘膜，7619表示第四绝缘膜，7620表示第二衬底，7703表示外壳，7704表示导电销，7803a表示导电性衬底。

图55(A)是表示笔记本PC的电池驱动的生物传感器装置的一例的图。(B)是表示电池驱动的小型生物传感器装置的一例的图。

图56是表示采用本发明的生物传感器进行镍离子检测时的I-V特性曲线的图。

图57是表示采用本发明的生物传感器进行抗HA抗体检测时的I-V特性曲线的一例的图。

图58是表示采用本发明的生物传感器进行抗HA抗体检测时的I-V特性曲线的其它例的图。

图59是表示采用本发明的生物传感器进行抗HA抗体检测时的I-V特性曲线的另一其它例的图。

图60是表示采用本发明的生物传感器进行抗HA抗体检测时的I-V特性曲线的另一其它例的图。

图61是表示采用本发明的生物传感器进行抗HA抗体检测时的I-V特性曲线的另一其它例的图。

图62是表示采用本发明的生物传感器进行抗HA抗体检测时的I-V特性曲线的另一其它例的图。

图63是表示采用本发明的生物传感器进行抗CaM抗体检测时的抗CaM抗体的稀释率与电流值的关系的特性图。

图64是表示使抗CaM抗体的浓度变化时的Id-Vg特性的图。

图65是表示由本发明的生物传感器所获得的检量线的例的图。

图66(A)是表示本发明的生物传感器为可进行测定的状态的情况的图。(B)是表示本发明的生物传感器为测定困难的状态的情况的图。1000表示结合被检测物质辨识分子的部位，1002表示被检测物质辨识分子，1004表示被检测物质。

图67是表示本发明的生物传感器装置的结构的一例的框图。1100表示生物传感器装置，1110表示生物传感器主体部，1120表示计算机，1130表示D/A变频器，212表示超细纤维体组件部，214a表示栅极组件部。

图68是表示校准功能的处理顺序的一例的流程图。

图69是表示I-Vg特性测定的处理顺序的流程图。

图70是表示拐点确定处理顺序的流程图。

图71是表示检量线确定处理顺序的流程图。

图72(A)是表示将从图64的I-Vg特性获得的数据绘制在图表上的情况的图。(B)是表示通过最小二乘法在(A)的图表中画出直线的情况的图。

图73是表示校准功能的处理顺序的一个变更例的流程图。

图74是表示本发明的生物传感器装置所具有的测定功能的处理顺序的一例的流程图。

图75是表示本发明的分布检测系统的构成的一例的概略框图。500表示分布检查系统，600表示生物传感器终端装置，700表示信息处理装置，800表示通讯线路。

图76是表示生物传感器终端装置的构成的一例的框图。600表示生物传感器终端装置，605表示对象物辨识组件部，610表示超细纤维体组件部，615表示输入部，620表示位置指定部，625表示时间指定部，630表示检测结果解析部，635表示储存部，640表示检量部数据库，645表示显示部，650表示发送部。

图77是表示信息处理装置的构成的一例的框图。700表示信息处理装置，705表示接收部，710表示输入部，715表示项目信息赋予部，720表示分布地图制作部，725表示分布解析部，730表示储存部，735表示项目信息数据库，740表示地图信息数据库，745表示分布地图数据库，750表示输出部。

图78是表示生物传感器终端装置所传送的检测数据的一例的图。

图79是表示项目信息赋予部赋予项目信息后的数据的一例的图。

图80是表示由分布地图制作部所制作的分布地图的一例的图。

图81是表示生物传感器终端装置的运行程序的流程图。

图82是表示信息处理装置的运行程序的流程图。

具体实施方式

1.本发明的场效应晶体管

本发明的FET包括：支持衬底、覆盖支持衬底的第一面的第一绝缘膜、配置于第一绝缘膜上的源电极及漏电极、作为以电性连接源电极与漏电极的沟道的超细纤维体、以及使衬底产生因自由电子移动所造成的极化，对流通于超细纤维体的电流进行控制的栅电极。

本发明的FET的第一个例子包括：支持衬底、覆盖支持衬底的第一面的第一绝缘膜、配置于第一绝缘膜上的源电极及漏电极、电性连接源电极与漏电极的沟道即超细纤维体、覆盖支持衬底的第二面的第二绝缘膜、以及配置于第二绝缘膜上的栅电极。以下，将此种FET称为“本发明的背栅极型FET”。本发明的背栅极型FET的例表示于图2。

本发明的FET的第二个例子包括：支持衬底、覆盖支持衬底的第一面的第一绝缘膜、配置于第一绝缘膜上的源电极及漏电极、电性连接源电极与漏电极的沟道即超细纤维体、以及配置于第一绝缘膜上的栅电极，上述栅电极与上述超细纤维体的间隔为10μm以上。第二例的FET可进一步包括覆盖支持衬底的第二面的第二绝缘膜。以下，将此种FET称为“本发明的侧栅极型FET”。本发明的侧栅极型FET的例表示于图3。

本发明的FET的第三例包括：支持衬底、覆盖支持衬底的第一面的第一绝缘膜、配置于第一绝缘膜上的源电极及漏电极、电性连接源电极与漏电极的沟道即超细纤维体、与支持衬底及第一绝缘膜分离且以电性连接的第二衬底、以及配置于第二衬底的第一面上的栅电极。配置于第二衬底上的栅电极是以使第一衬底产生因自由电子移动所造成的极化的方式进行配置。以下，将此种FET称为“本发明的分离栅极型FET”。另外，将具有支持衬底、第一绝缘膜、源电极及漏电极、以及超细纤维体的组件部称为“超细纤维体组件部”，将具有第二衬底以与栅极电极的组件部称为“栅极组件部”本发明的分离栅极型FET的例子表示于图4及图5。

1-1.关于衬底

本发明的FET具有衬底。隔着在衬底上形成的绝缘膜，在衬底上配置有通过作为沟道的超细纤维体而相互连接的源电极及漏电极。衬底的构造及材质并未特别限定，只要能通过对栅电极(后述)施加电压使衬底内产生因自由电子移动所造成的极化(后述)即可。衬底通常在配置有由半导体或金属构成的支持衬底、源电极、漏电极、以及沟道的面，具有使支持衬底与源电极、漏电极以及沟道电性绝缘的绝缘膜。

图6表示衬底的例子。表示于图6(A)的衬底包括：支持衬底400以及第一绝缘膜402。表示于图6(B)的衬底包括：支持衬底400、第一绝缘膜402、以及第二绝缘膜404。

支持衬底宜为半导体或金属。半导体并未特别限定，例如为硅、锗等十四族元素、砷化镓、磷化铟等III-V化合物、碲化锌等II-VI化合物等。金属并未特别限定，例如为铝或镍等。支持衬底的厚度并未特别限定，宜为0.1～1.0mm，特别宜为0.3～0.5mm。

形成于支持衬底衬底的第一面(配置有源电极、漏电极以及沟道的面)的第一绝缘膜的材质并未特别限定，可举例如氧化硅、氮化硅、氧化铝或氧化钛等的无机化合物、及丙烯酸树脂或聚醯亚胺等有机化合物。第一绝缘膜的表面可导入羟基、胺基或羧基等官能团。

第一绝缘膜的厚度并未特别限定，宜为10～1000nm，特别宜为20～500nm。若第一绝缘膜过薄，可能会有隧道电流流过。另一方面，若第一绝缘膜过厚，则使用栅电极控制源极-漏极电流可能会变得困难。

形成于支持衬底的第二面(第一面的背面)的第二绝缘膜的材质与第一绝缘膜的材质的例相同。第二绝缘膜的厚度并未特别限定，与第一绝缘膜相同地，宜为10nm以上，特别宜为20nm以上。另一方面，若为背栅极型FET或分离栅极型FET的情况，第二绝缘膜的厚度并未特别限定，但与第一绝缘膜相同地，宜为1000nm以下，特别宜为500nm以下。

支持衬底由绝缘膜覆盖的面(第一面或第二面)宜平滑。亦即，支持衬底与绝缘膜的界面宜平滑。因为若支持衬底的表面平滑，覆盖其表面的绝缘膜的可靠性提升。虽未特别限定，但支持衬底由绝缘膜覆盖的面以受研磨者为宜。支持衬底的表面平滑度可通过表面粗度测定机等来确认。

1-2.关于源电极与漏电极

源电极与漏电极配置于第一绝缘膜上。源电极与漏电极的材质并未特别限定，例如为金、铂或钛等金属。源电极与漏电极是通过在第一绝缘膜上蒸镀这些金属所形成。源电极与漏电极也可以二种或二种以上的金属形成多层结构。例如，也可将金层叠层于钛层上。蒸镀金属时，宜预先使用光刻法转印图案。

源电极与漏电极的间隔并无特别限制，通常只要2～10μm左右即可。此间隔也可进一步缩小，以使利用超细纤维体的电极间的连接更为容易。

本发明的FET可适用于生物传感器。作为其一种实施方式，被检测物质辨识分子会被结合于连接源电极与漏电极的超细纤维体上。此时，可将含有被检测物质的试样溶液添加于源电极、漏电极以及沟道上。如图7所示，所添加的试样溶液28覆盖源电极3与漏电极4时，于电流测定装置(如探测器等)的探针与电极间形成涂膜，而有无法正确测定源极-漏极电流的情形。

因此，本发明的FET的源电极与漏电极最好不要整个被所添加的试样溶液覆盖。例如，只要增大源电极与漏电极在衬底上所占的面积即可。例如，如图8及图9所示，使两电极的长度L3为500μm以上，使两电极的端部宽度W1为10μm左右，并使两电极的主体的宽度W2为150μm左右即可。如图9所示，在被检测物质的检测中，只要使测定装置的探针接触于源电极3及漏电极4的未被试样溶液28覆盖的部分即可。

1-3.关于超细纤维体

配置于第一绝缘膜上的源电极与漏电极是以超细纤维体电性连接。连接源电极与漏电极的超细纤维体作为沟道发挥作用。

超细纤维体为具有电性传导性的直径数nm的纤维体。超细纤维体并未特别限定，可举例如CNT、DNA、导电性高分子、硅纤维、硅晶须(siliconwhisker)、石墨薄片(graphene)等。其中以CNT为宜。

连接源电极与漏电极的超细纤维体为一条或多数条均可。连接源电极与漏电极的超细纤维体的状态可利用AFM加以确认。另外，于超细纤维体与衬底之间可留有空隙。

超细纤维体为CNT时，CNT为单层CNT或多层CNT的任一均可，但宜为单层CNT。另外，可将缺陷导入CNT。所谓“缺陷”，是意味着构成CNT的碳五员环或六员环开环的状态。导入缺陷的CNT据推测是呈现好不容易才连在一起的结构，但实际的结构尚未明朗。将缺陷导入CNT的方法并未特别限定，例如将CNT退火即可。

超细纤维体可由绝缘性保护膜加以保护，以避免损伤。利用绝缘性保护膜覆盖超细纤维体时，可对整个FET施行超声波洗净，或利用强酸或强碱加以洗净。另外，可藉设置保护膜以防止超细纤维体的损伤，故可显著地延长FET的寿命。

另外，超细纤维体为CNT时，CNT容易与以水为首的各种分子相互作用而使其电子状态发生变化。此电子状态的变化是以源极-漏极电流的变化显现，故有可能受到传感器态样的影响而成为噪声源。因此，也可利用绝缘性保护膜覆盖CNT的全体，以及必要时覆盖源极、漏电极的全体或一部分。藉此，可妨碍CNT与试样溶液的蒸气等相互作用，降低噪声。

绝缘性保护膜并未特别限定，例如为利用绝缘性接着剂而形成的膜或钝化膜等。绝缘性保护膜为氧化硅膜时，可容易使被检侧物质辨识分子(如抗体等)结合于绝缘性保护膜上。

图10是表示由绝缘性保护膜保护超细纤维体的本发明的背栅极型FET的一例的图。于图10(A)，超细纤维体7612的全体被绝缘性保护膜8501保护。在图10(B)，超细纤维体7612与源电极7610的连接部位以及超细纤维体7612与漏电极7611的连接部位被绝缘性保护膜8501所保护。于此情形，可使被检侧物质辨识分子7613(后述)直接结合于超细纤维体7612，故可提高作为生物传感器使用时的灵敏度，可施行一分子检测等。另一方面，由于容易受损伤的接触部位受到保护，故可达成寿命的延长及噪声的防止等。

1-4.通过超细纤维体连接源电极与漏电极的方法

源电极与漏电极可通过任意的方法以超细纤维体电性连接。于此，以超细纤维体为CNT的情形，对以超细纤维体电性连接源电极与漏电极的方法进行说明。

以CNT连接源电极与漏电极的方法并未特别限定，例如有(A)气相沉积法、(B)分散固定化法等。以下说明(A)及(B)的方法。

(A)气相沉积法

通过气相沉积法所进行的连接，是例如采用以下程序而进行。(1)于衬底上的源电极及漏电极的预定形成部位，配置催化剂；(2)将配置有催化剂的衬底，放置于作为CNT的原料的烃气体(例如甲烷气体等)的存在下，以制作CNT(此时，亦可对催化剂间施加电压)；(3)形成电极。

于图11表示通过气相沉积法所进行的连接的概略图。于图11，1表示支持衬底，2表示第一绝缘膜，9a及9b表示由铁等构成的催化剂层，10表示反应容器，11表示作为CNT的原料的烃气体。反应时的温度约为700～900℃即可。通过适当调整催化剂的材质或形状、施加电压、烃气体的种类或量等，可形成所需的CNT7。CNT7是例如长度为数μm(例如约3μm)，直径为数nm程度，成为超细的纤维状结构体。

于源电极与漏电极的预定形成部位配置催化剂的方法并未特别限定，例如利用电子射线光刻法蒸镀金属即可。催化剂为成为CNT的成长核的金属。成为催化剂的金属并未特别限定，例如为铁、镍、钴、钼、钨等过渡金属等。

图12是表示通过气相沉积法连接催化剂间的一例的图。1表示第一绝缘膜、9a及9b表示催化剂、22a及22b表示应于之后形成的源电极及漏电极、7表示所形成的CNT。由此，于衬底上的预定间隔配置一对催化剂9a和9b，从催化剂9a和催化剂9b生长CNT以连接两者。

图13是表示气相沉积法中，配置于衬底的催化剂的构造的一个实施方式的图。如图13所示，催化剂9可为支持层25、中间层26以及顶层27的三层结构。支持层25由硅等构成，可具有50nm左右的厚度。支持层26由钼、钽、钨等过渡金属构成，可具有10nm左右的厚度。顶层27由等铁、镍、钴等过渡金属构成，可具有3nm左右的厚度。催化剂9的总高度H为63nm左右即可，并且直径D为2μm左右即可。此三层构造的催化剂9可利用蒸镀或溅镀、离子镀膜等薄膜形成技术而形成。

图14是表示通过气相沉积法连接催化剂间的其它实施方式的图。于此例中，于源电极22a与漏电极22b的预定形成部位，分别形成多个催化剂9a-1、9a-2、...9a-n、以及与此等催化剂相对的9b-1、9b-2、...9b-n。由此，通过密集地设置多个催化剂对，并使CNT7生长，可使催化剂9a与催化剂9b容易连接。

图15是表示图14所示的态样的催化剂9a及催化剂9b的配置例的图。相邻的催化剂间的距离(例如，9a-1与9a-2的距离)L1并未特别限定，约为2μm左右即可。另外，催化剂列间的距离(9a-1、9a-2、...9a-n的列与9b-1、9b-2...9b-n的列的距离)L2并未特别限定，使其为4μm左右即可。

催化剂的实施方式、个数以及配置位置是为以CNT连接电极间的重要因素。例如，为提高电极对之间的连接率，使每一对的电极预定形成部位的催化剂数增多即可。另外，为提高导通性的良率(在一片衬底上有具导通性的电极对的比例)，将每一片衬底的电极对的数目增多即可。

电极大小(与每一对电极预定形成部位的催化剂数有关)及电极对的数目是受限于衬底大小及制造技术上的限制。于本发明者等人的预备实验中，通过设定每一片衬底的电极对的数目为24对、每一个电极预定形成部位的催化剂数为1个至3个，可使导电性的良率从20％左右最大提升至87.5％。此电极对的数目及催化剂数可于通常的光刻的安定控制限度内达成。

更具体说明通过气相沉积法，以CNT连接电极间的程序例。

首先，于反应容器内，花费15分钟，将配置有催化剂的衬底从室温加热至900℃。加热期间，使流量1000sccm(每1分钟的气体流量)的氩流入反应容器内。加热结束后，维持于900℃，使流量1000sccm的甲烷及流量500sccm的氢流入10分钟。其后，花费120分钟冷却至室温，冷却期间，使流量1000sccm的氩流入反应容器内。

以CNT连接催化剂间之后，通过蒸镀等形成源电极与漏电极。电极可由以下方法形成：将金等目标金属直接蒸镀于衬底，或蒸镀钛等其它金属后，以金等目标金属覆盖其表面。若利用后者的方法形成，可抑制电极从衬底剥离，并抑制裂痕产生。电极的宽度为10μm左右即可。

另外，可将利用气相沉积法的连接法与后述的分散固定化法组合。亦即，也可利用气相沉积法以CNT连接电极间之后，通过进一步于衬底上提供个别制造的CNT，以更确实地进行连接(提高导通性的良率)。

图16是用于说明组合利用气相沉积法的连接法与分散固定化法的情形的概略图(俯视图)。于图16(A)，3和4表示源电极和漏电极，44表示利用气相沉积法而形成(生长)的CNT。图16(B)表示由分散固定化法所提供的CNT43连接由气相沉积法所形成的CNT44之间。

(B)分散固定化法

通过分散固定化法所进行的连接，是通过将另行制造的CNT，提供至配置有、或应配置源电极及漏电极的衬底上来进行。另行制造的CNT可使用市售的CNT。此外，可使用通过电弧放电等所制造的高品质(例如缺陷少)的CNT。

本方法与气相沉积法不同，不需要高温条件(例如800～900℃)，因此不须准备昂贵的生长反应炉，且衬底等的材料选择范围扩大(可使用例如玻璃)。

然而，由于若仅随机对衬底上提供CNT，则是否连接会取决于偶然，因此难以控制。于是，在通过分散固定化法所进行的连接中，宜使用CNT亲和性物质。具体而言，以CNT亲和性物质修饰衬底的电极预定形成部位，或以CNT亲和性物质修饰形成于衬底上的电极，或者以CNT亲和性物质修饰被提供前的CNT。由于CNT亲和性物质结合于CNT，并且亦与衬底或电极结合，因此可将CNT固定于衬底或电极。通过使用CNT亲和性物质的分散固定化法所进行的连接，可提升关于导通性的良率。

CNT亲和性物质并未特别限定，可举例如显示与CNT的π-π相互作用的芳香族多环分子等。芳香族多环分子并未特别限定，例如为芘、萘、蒽、菲等芳香族碳化氢及芳香族杂环等。芳香族多环分子宜为芘。

另外，CNT亲和性物质也可为具有两个或两个以上芳香族官能团的分子。具有两个或两个以上芳香族官能团的CNT亲和性物质，由于与CNT的范德瓦尔力提高，可稳定地固定CNT。再有，具有两个或两个以上芳香族官能团的CNT亲和性物质，可依照此二个官能团的角度，选择地固定具有所希望的直径的CNT。图17表示具有二个芳香族官能团(该二官能团的结合角度θ)的分子虽固定CNT45a，但并未固定直径更大的CNT45b的情形。具有两个或两个以上的芳香族官能团的分子并未特别限定，例如由介以赖氨酸等交联2分子的芘的分子等。

另外，在CNT亲和性物质中，宜导入用来结合于衬底表面或源电极与漏电极表面的官能团。例如，于衬底表面或电极表面有氨基的情形，宜在CNT亲和性物质中导入羧基或酯基。并且，于衬底或电极表面有羧基的情形，宜在CNT亲和性物质中导入氨基。导入有羧基的CNT亲和性物质并未特别限定，例如为1-芘丁酸等。导入有酯基的CNT亲和性物质并未特别限定，例如为1-芘丁酸N-羟基丁二酰亚胺酯等。导入有氨基的CNT亲和性物质并未特别限定，例如为1-芘甲胺等。

将羧基导入衬底表面的方法并未特别限定，例如，只要以含有可变换成羧基的官能团的硅烷偶合剂处理衬底表面，将该官能团变换成羧基即可。另外，将氨基导入衬底表面的方法并未特别限定，例如，只要以胺基硅烷处理衬底表面即可。氨基硅烷并未特别限定，例如为3-氨基丙基三乙氧基硅烷(APS)等。

另外，将羧基导入电极表面的方法并未特别限定，例如，只要以硫代羧酸处理金电极的表面即可。硫代羧酸并未特别限定，例如为11-巯基十一烷酸等。另外，将胺基导入电极表面的方法并未特别限定，例如，只要以胺基硫醇处理金电极表面即可。胺基硫醇并未特别限定，例如为11-胺基十一烷醇等。

在分散固定化法所提供的CNT可为单层CNT或多层CNT中的任一种，但宜为单层CNT。所提供的CNT的平均长度通常为0.5μm以上，更好为1.0μm以上。平均长度的上限并无特别限制，只要为10μm以下即可，宜为5μm以下，更好为3μm以下。总的，CNT的长度为源电极与漏电极的间隔以上的长度为宜。CNT的平均长度可利用AFM加以测定。所提供的CNT例如为Carbon Nanotechnologies INC公司的单层CNT等。

另外，可对所提供的CNT施行酸处理。CNT的酸处理并未特别限定，例如以硫酸、硝酸或其混合物洗净CNT，再施行超声波处理即可。通过施行酸处理，可将羧基导入CNT的表面。被酸处理后的CNT由于提高其亲水性，因此，可提高在水中的分散性。因此，容易使CNT分散于水中而加以提供。

利用分散固定化法所进行的连接，例如可分类为以下[A]至[D]的实施方式。

[A](1)以CNT亲和性物质修饰衬底的源电极与漏电极的预定形成部位，(2)对经修饰的电极预定形成部位提供CNT，(3)形成源电极与漏电极。

[B](1)于衬底形成源电极与漏电极，(2)以CNT亲和性物质修饰源电极与漏电极，(3)对经修饰的源电极与漏电极提供CNT。

[C](1)以CNT亲和性物质修饰CNT，(2)于衬底形成源电极与漏电极，(3)对衬底的电极提供经修饰的CNT。

[D](1)以CNT亲和性物质修饰CNT，(2)对衬底的电极预定形成部位提供经修饰的CNT，(3)在衬底上形成源电极与漏电极。

在[A]实施方式中，为以CNT亲和性物质修饰电极预定形成部位，例如，可利用光刻法等以抗蚀剂膜遮蔽衬底上的电极预定形成部位以外的区域；将官能团(例如胺基)导入未被遮蔽的电极预定形成部位；提供具有可与被导入电极预定形成部位的官能团起反应的官能团(例如酯基)的CNT亲和性物质即可。

抗蚀剂膜的材质并未特别限定，例如为PMMA(聚甲基丙烯酸甲酯)等。抗蚀剂膜的厚度为1μm～3μm左右即可。

将胺基导入电极预定形成部位的方法并未特别限定，例如将APS等的胺基硅烷溶液滴在电极预定形成部位上，使其干燥即可。所形成的膜为APS等的缩合聚合物等，其膜厚为1nm～1μm左右即可。

CNT亲和性物质可溶解于DMF等有机溶剂而提供。具体而言，例如，将溶解于有机溶剂的CNT亲和性物质的溶液分别少量地添加于浸渍衬底的溶剂(例如水溶液)中即可。在反应后洗净的际，残留于衬底的溶剂宜利用惰性气体使其干燥而加以除去(其它实施方式亦同)。

在[A]实施方式中，为对经修饰的电极预定形成部位提供CNT，例如可通过对电极预定形成部位提供另外制造的CNT的分散液的方式进行。为对电极预定形成部位提供CNT的分散液，只要将CNT的分散液滴在衬底上或使衬底浸渍于CNT的分散液中即可。分散液的溶剂并未特别限定，例如可列举DMF等的有机溶剂或水等。经酸处理后的CNT可导入羧基等，以提高对水的分散性。故经酸处理后的CNT的提供宜利用使其分散于水性溶剂的方式施行。分散水溶液的pH为羧基的pKa(约4)以上，以7～8为宜。

CNT分散液的CNT的浓度宜为0.001mg/ml～0.1mg/ml。其浓度高于0.1mg/ml时，CNT容易凝聚，有时难以调制分散液。

通过将CNT提供至修饰部位，至少其一部分会被固定于衬底而使源电极与漏电极连接。但所提供的CNT的全部不一定会被固定于衬底的电极预定形成部位。故在CNT提供后，形成电极之前，宜洗净衬底，以除去未被固定的CNT。衬底的洗净例如可利用以溶剂(例如DMF)冲洗衬底，或在溶剂中对衬底施行超声波处理的方式施行。

在[A]实施方式中，源电极与漏电极的形成例如只要利用光刻法蒸镀金属即可。利用使用高电场的电子束或STM/AFM的局部施加电场，熔接源电极或漏电极与沟道重叠的部分，即可使电极与沟道一体化(以下同)。

另外，在[A]实施方式中，提供CNT后(更好在加以洗净后)，可使衬底上的CNT气相沉积。CNT的气相沉积例如可将已提供CNT的衬底放入气相沉积用的反应炉，进行上述的处理即可。

[A]实施方式的具体的程序如后述“具体例A”所示。

在[B]实施方式中，为在衬底形成源电极与漏电极，只要利用微影法蒸镀金属即可。

于[B]态样中，为以CNT亲和性物质修饰源电极与漏电极，例如利用金-硫醇结合在电极表面形成自组织化膜，将官能团(例如羧基或胺基)导入电极表面，并提供具有可与导入电极表面的官能团起反应的官能团(例如胺基或酯基)的CNT亲和性物质即可。为将官能团导入电极表面，例如利用具有可与电极材质起特异反应的官能团(例如硫醇基)的化合物(例如硫醇化羧酸或胺基硫醇)处理电极表面即可。

CNT亲和性物质可溶解于DMF等有机溶剂而提供。此时，必要时，也可使用促进导入电极的官能团(例如羧基)与CNT亲和性物质的官能团(例如氨基)反应的试剂(例如碳化二亚胺)。

于[B]态样中，为将CNT提供至经修饰的源电极与漏电极，只要将DMF等有机溶剂或水中分散有CNT的分散液提供至修饰部位即可。与[A]态样同样地，经酸处理的CNT宜以分散于水中方式提供。又，既可将分散液添加于衬底，也可将衬底浸渍于分散液中。

于[B]态样中，与[A]态样同样地，所提供的CNT的全部不一定会被固定于衬底，故宜在CNT提供后洗净衬底，以除去未被固定的CNT。衬底的洗净例如是以溶剂冲洗衬底，或在溶剂中对衬底施行超声波处理即可。

于[B]态样中，宜在提供CNT后(更好在加以洗净后)，在已设于衬底的电极上，进一步蒸镀金属而形成电极。在提供CNT后进一步蒸镀金属时，可使适当的源极-漏极电流(例如0.1～1.0μA左右)更稳定地流动。又，流过约0.1～1.0μA的电流的组件即使用水等洗净数次，也难以破损。

另外，于[B]实施方式中，与[A]实施方式同样地，也可在提供CNT后(更好在加以洗净后)，在衬底上气相沉积CNT。

[B]实施方式的具体程序如后述“具体例B”所示。

于[C]或[D]实施方式中，为以CNT亲和性物质修饰CNT，例如在含有CNT亲和性物质的溶液(其溶剂为乙醇等)中，添加CNT即可。以CNT亲和性物质修饰CNT时，可利用CNT亲和性物质覆盖CNT的全体表面。以CNT亲和性物质的一例的芘处理CNT而附加亲水性时，可提高在CNT的水溶液中的分散性，可使CNT更均匀地分散于衬底上。

于[C]实施方式中，修饰CNT的CNT亲和性物质宜具有用以结合于电极表面的官能团。例如，在将羧基导入电极表面的情形，只要以导入有胺基的CNT亲和性物质修饰CNT即可。

于[D]实施方式中，修饰CNT的CNT亲和性物质宜具有结合于衬底表面(最好为电极预定形成部位)的官能团。例如，在将羧基导入衬底表面的情形，只要以导入有胺基的CNT亲和性物质修饰CNT即可。

于[C]或[D]实施方式中，为对衬底或电极提供经修饰的CNT，只要将CNT的分散液滴在衬底或电极，或使衬底浸渍于CNT的分散液中即可。又，于[C]或[D]实施方式中，与[A]实施方式同样地，宜在提供CNT后洗净衬底而除去未被固定的CNT，或于衬底上气相沉积CNT亦可。另外，于[C]实施方式中，也与[B]实施方式同样地，宜在提供CNT后(更好在加以洗净后)，在已设于衬底的电极上，进一步蒸镀金属而形成电极。

[C]及[D]实施方式的具体顺序如后述“具体例C”及“具体例D”所示。

分散固定化法的具体例A

将硅衬底(支持衬底)表面的氧化硅膜(第一绝缘膜：膜厚为300nm左右即可)以50％硫酸在室温下洗净30分钟后，以水洗净。

在洗净后的氧化硅膜上，以旋转涂布法旋转涂布光抗蚀剂膜(OEPR-800)。利用光刻法将源电极与漏电极的预定形成部位的一对区域的光抗蚀剂膜除去。

在除去一对区域的光抗蚀剂膜后的衬底上，添加2％的3-氨基丙基三乙氧基硅烷。以45℃加热30分钟使溶剂蒸发，再以110℃加热5分钟。加热后，以充分的量的水加以洗净(由此将氨基导入衬底表面)。

将所得的衬底浸渍于乙醇与水的混合溶液(体积比1∶4，50ml)并加热至65℃。将1.0mg的1.0-芘丁酸N-羟基丁二醯亚胺酯溶解于20μl的二甲基甲酰胺中。将所得溶液的10μl滴在浸渍衬底的混合溶液中，在65℃使其反应1小时(由此，芘结合于衬底表面)。

将所得的衬底在115℃加热5分钟后，浸渍于DMF中，除去光抗蚀剂膜。

以硫酸与硝酸的混合溶液洗净0.5mg的单层CNT(CarbonNanotechnologies INC公司)后，使其分散于1ml的缓冲液。离心分离所得的溶液，使所得的残渣悬浮于硫酸与过氧化氢水溶液的混合溶剂中，施行超声波处理1小时。以水稀释所得的黑色溶液，使其透析至蒸馏水中而使溶液变成中性。将所得的CNT溶液(使用前需施行超声波处理)滴在上述衬底上后，放置1小时，而将CNT固定于经芘修饰的区域。将所得的衬底以DMF洗净，再以乙醇洗净。利用AC模式的AFM观测固定CNT后的区域的状态，即可确认电极预定形成部位之间是否已被CNT连接。

于所得的衬底上，制作用来形成源电极与漏电极的图案。具体方法可使用与将上述芘图案化用的方法同样的方法。利用EB蒸镀法蒸镀30nm厚的Pt膜、进而蒸镀100nm厚的Au膜，形成源电极与漏电极。两电极间的间隔为3μm左右。

分散固定化法的具体例B

在硅衬底(支持衬底)的氧化硅膜(第一绝缘膜：膜厚为300nm左右即可)上利用蒸镀形成金电极。将形成金电极后的衬底浸渍于11-巯基十一烷酸溶液(0.5mM)中，在室温放置10小时。以乙醇洗净后，喷以氮气使其干燥(由此，将羧基导入金电极表面)。

使水溶性碳化二亚胺与1-芘甲胺盐酸盐(1mM)溶解于DMF和缓冲溶液(pH8)的混合溶液(体积比1∶1)中。将上述衬底放入所得的溶液中，在35℃放置2小时。其后，以DMF与纯水洗净(藉此，使芘结合于金电极)。

洗净后，将CNT的二甲基甲酰胺溶液(0.5mg/5ml)滴在衬底上，放置10小时。其后，在DMF中以超声波洗净，以乙醇洗净后，对整个衬底喷氮气而使其干燥。

在本方法中形成于衬底上的金电极宜能充分加以蒸镀，以便可通过0.1～1.0μA左右的电流。此是为获得稳定运行的组件。源极-漏极电流过低的组件在使用中，导电性可能有变化，而失去导电性，但如使用可通以0.1μA左右的电流的组件，则即使以水等加以洗净，也可显示稳定的导电性。

分散固定化法的具体例C

将1.0mg的1.0-芘丁酸N-羟基丁二酰亚胺酯溶解于20μl的二甲基甲醯胺中。将所得的溶液添加于将0.6mg的11-胺基十一烷醇溶解的100μl的DMF中，在室温使其反应1小时。将所得的反应液添加于0.05mg/ml的酸处理后的CNT分散水溶液(500μl)中，在室温搅拌12小时。将形成金电极的衬底放入所得的溶液在室温使其反应12小时，将CNT固定于衬底。

分散固定化法的具体例D

将1-芘丁酸的DMF溶液(5mg/ml，50μl)添加于CNT的DMF分散液(0.01mg/ml，500μl)，在室温下超声波处理2小时。在所得的溶液(100μl)中加入四亚乙基二胺50μl、乙醇50μl、水25μl而得分散液。以过滤器过滤所得的分散液，以除去大量过剩的1-芘丁酸。在滤液中加入水-乙醇(1∶1)混合溶液成1ml，而得CNT分散液。将经1-芘丁酸修饰的CNT分散溶液，利用碳化二亚胺等缩合试剂等固定于经胺基硅烷化处理的电极预定形成部位。

利用分散固定化法以CNT所进行的电极间的连接方法，可通过使所提供的CNT沿着位于衬底的结晶表面的原子阶差排列，或使其藉电泳而排列于一定方向的方式，对CNT的排列进行控制。由此，可更有效率且以良好再现性地以CNT连接源电极与漏电极。

1-5.关于栅电极

如前所述，本发明的FET具有栅电极。栅电极以可通过对栅电极施加电压，使配置有源电极与漏电极的衬底产生因自由电子移动所造成的极化的方式进行配置。“因自由电子移动所造成的极化”是指通过自由电子移动于衬底内，而于衬底内分别产生偏正电荷的区域及偏负电荷的区域。由含半导体或金属的支持衬底及绝缘膜构成的衬底的情况，在具有电性传导性的支持衬底中会产生因自由电子移动所造成的极化。衬底是否已极化，可通过衬底两面的电位差的测定等来确认。

栅电极的材质并未特别限定，例如为金、铂、钛、黄铜等金属。其中尤以金为宜。此是由于金的导电性高，漏电流引起的误差小的故。栅电极是利用蒸镀此等金属所形成。

栅电极的大小并未特别限定，针对超细纤维体组件(源电极、漏电极以及作为沟道的超细纤维体)的大小决定即可。栅电极的大小若相对于超细纤维体而显得过小，有时栅电极会难以控制源极-漏极电流。例如，源电极与漏电极间的间隔为2～10μm时，栅电极的大小约为0.1mm×0.1mm以上即可。

以使衬底产生极化的方式而配置的栅电极，可分为(A)背栅电极、(B)侧栅电极、以及(C)分离栅电极的形式。

(A)关于背栅电极

此背栅电极被配置于衬底的第二绝缘膜上。由于相对于源电极、漏电极以及沟道，此栅电极是被配置于衬底的背面，故称为背栅电极。背栅电极可以直接接触第二绝缘膜的方式进行配置，亦可以与第二绝缘膜物理分离的方式进行配置。

背栅电极可对第二绝缘膜的一部分进行配置，亦可对第二绝缘膜的全面进行配置。于生物传感器使用本发明的FET时，若对衬底的第二面的全面设置栅电极，可使被检测物质辨识分子结合于第二绝缘膜的全面。

以往的背面型FET为由背栅电极控制源极-漏极电流，通过以使背栅电极与支持衬底(由半导体或金属构成)直接接触的方式进行配置，而获得相互作用。

另一方面，本发明者发现，未必一定需要将栅电极与支持衬底直接接触。亦即，本发明者发现即使于栅电极与支持衬底之间设置绝缘膜，亦可控制源极-漏极电流。可认为由于对栅电极施加电压后，于支持衬底(由半导体或金属构成)产生因支持衬底内的自由电子的存在所造成的极化，通过此极化而得以控制源极-漏极电流。由自由电子移动所造成的极化，虽然也包含电容结合的要因，亦不排除其它要因。

(B)关于侧栅电极

侧栅电极被配置于衬底的第一绝缘膜上。由于相对于源电极、漏电极以及沟道，此电极是被配置于衬底的相同面，故称为侧栅电极。侧栅电极可以直接接触第一绝缘膜的方式进行配置，亦可以与第一绝缘膜物理分离的方式进行配置。

配置于衬底的相同面上的侧栅电极与超细纤维体的间隔，在本发明的FET中可为10μm以上，并可进一步为100μm以上，更可为1mm以上。上限并无特别限制，但为数cm以下。“栅电极与超细纤维体的间隔”是指彼此的最短距离。

一般认为，以往的侧栅极型FET为通过栅电极控制源极-漏极电流，必须于侧栅电极与源电极、漏电极以及沟道之间获得直接的相互作用。因此，于以往的侧栅极型FET，尽可能缩短侧栅电极与沟道间的间隔(最长1μm左右)。

另一方面，本发明者发现，未必需要使侧栅电极与源电极、漏电极以及沟道接近。可认为由于即使侧栅电极与源电极、漏电极及沟道被设置于同一绝缘膜上，对栅电极施加电压后，在该绝缘膜下的支持衬底(由半导体或金属构成)产生因支持衬底内的自由电子的存在所造成的极化，可藉此极化控制源极-漏极电流。极化虽然也包含电容结合的要因，亦不排除其它要因。

如后述，本发明的侧栅极型FET可适用于生物传感器。于此情形，侧栅电极有时会结合有被检测物质辨识分子，并有试样溶液滴于其上。于本发明的侧栅极型FET，因能增大侧栅电极与源电极、漏电极以及沟道间的间隔，可防止超细纤维体组件被试样溶液污染。

(C)关于分离栅电极

分离栅电极被配置于与配置有源电极、漏电极以及沟道的衬底分离且以电性连接的第二衬底上。第二衬底可为：具有由半导体或金属构成的支持衬底以及形成于支持衬底的至少一面的绝缘膜的衬底；或由绝缘体构成的衬底，但宜为前者的衬底。

配置有栅电极的第二衬底与配置有源电极、漏电极以及沟道的衬底分离。配置有源电极、漏电极以及沟道的衬底与配置有栅电极的第二衬底的间隔并未特别限定，可为3mm以上，或可为10mm以上，亦可进一步为15mm以上，或更多。

如前所述，配置有栅电极的第二衬底与配置有源电极、漏电极以及沟道的衬底是以电性连接。以电性连接是指，例如(a)衬底与第二衬底被载置于相同的导电性衬底，或(b)衬底与第二衬底分别被载置于不同的导电性衬底，并以导电性部件连接各个导电性衬底。(a)方式的例示于图4，(b)方式的例示于图5。

导电性衬底并未特别限定，例如为蒸镀有金薄膜的玻璃衬底或黄铜等材料构成的衬底等。导电性部件并未特别限定，例如为铜线等的导电性金属线等。

如后述，本发明的分离栅极型FET有时会适用于生物传感器。于此情形，本发明的分离栅极型FET由于可将配置有源电极、漏电极以及沟道的衬底与配置有栅电极的第二衬底分离，构造上的自由度较高。因此，本发明的分离栅极型FET可对实用性高的生物传感器的制造做出贡献。

1-6.本发明的场效应晶体管的特性

图18是表示本发明的背栅极型FET的特性的图，是表示将源极-漏极电压固定于1V时，对栅电极施加的电压(以下称为“栅极电压”)(Vgate)与源极-漏极电流(Isd)的关系(以下称为“I-V特性”)的图(以下称为“I-V特性曲线”)。在用于侦测的FET中，支持衬底为厚度500μm的硅衬底，第一绝缘膜及第二绝缘膜为厚度300nm的氧化硅，超细纤维体为单层CNT，源电极与漏电极的面积分别为0.20～0.25mm²，衬底的面积为1cm²(1cm×1cm)。并且，利用AFM可确认到有数条CNT连接源电极与漏电极。如图18所示，本发明的FET于栅极电压为-20V～-5V之间时，可观察到数百nA级左右的源极-漏极电流。

并且，本发明的FET是对沟道(超细纤维体)上的电荷(严密说来为“电子状态”)的变化、或沟道与源电极及漏电极的电位(严密说来为“化学电位(chemical potential)”)差的变化，源极-漏极电流会敏感地变化。通过改变配置于衬底的栅电极的电位，诱发此等变化，对于栅电极的电气状态变化，源极-漏极电流会敏感地变化。其理由未必明确，但可推测由于在本发明的衬底构造中，与覆盖由半导体等构成的支持衬底表面的绝缘膜相接的界面会依栅电极的电气状态变化，通过支持衬底存在自由电子所造成的极化效果及经由绝缘膜的电容结合，而诱发沟道部的变化。

亦即，推测若由于栅极电压，对绝缘膜所覆盖的支持衬底施加有强电场，则与绝缘膜的界面附近的支持衬底内的载体的密度分布会依存于电极与支持衬底间的电位差而变化。此是由以下酌见所支持。

在n型半导体的MOS(metal-oxide semiconductor：金属-氧化物半导体)二极管中，由于若降低金属电位，则半导体内的自由电子会远离边界面，耗尽层变厚，因此金属与半导体间的电容变小。然而，由于若进一步降低金属电位，在n型半导体与氧化物的边界面会产生p型MOS反型层，因此电容再度变大(以上参考例如岩波，理化学辞典，第五版，p.1380)。“耗尽层”是指于半导体的pn接合面或MOS构造的半导体内部，几乎不存在自由电子或空穴的薄层。耗尽层的厚度是依施加电压而敏感地变化。

此外，“MOS反型层”是指对半导体表面，经由绝缘膜(含有氧化物等)而附以金属膜时，由于表面附近的许多载体被推往半导体内部，而于表面出现的传导型与内部相反的层。反型层的厚度亦依施加电压而变化。

亦即，支持衬底与绝缘膜的界面由于栅极电压而如可变电容二极管般地动作，其是相当于由于栅极电压，支持衬底的耗尽层或反型层的厚度变化。

因此，若被检测物质辨识分子结合于栅电极、超细纤维体、栅电极与绝缘膜的界面、或超细纤维体附近的绝缘膜表面，则于栅电极、源电极、漏电极及沟道附近的耗尽层或反型层，会产生被检测物质辨识分子在支持衬底内的影像电荷(image charge)(出现界面状态)。由此，栅电极与源电极间的电容(以下称为“栅极-源极间电容”)、栅电极与漏电极间的电容(以下称为“栅极-漏极间电容”)与栅极电极与沟道间的电容(以下称为“栅极-沟道间电容”分别变化。由此，沟道的电位产生变化，其结果源极-漏极电流变化。

亦即，由半导体等构成的支持衬底与覆盖支持衬底的绝缘膜的界面是由于栅极电压，而如可变电容二极管般地动作，即，支持衬底内的耗尽层或反型层的厚度变化。而且，因应于耗尽层或反型层的厚度而产生影像电荷，由于产生的影像电荷，沟道的电位及沟道上的电荷变化，源极-漏极电流变化。

若根据上述假说，本发明的FET是于某阈值以上的电场施加于衬底内时，源极-漏极电流的变化对于沟道的电位或沟道上的电荷的变化会增大，而且作为生物传感器，可使组件上的分子所引起的电子状态变化反映于沟道。亦即，作为生物传感器，可通过源极-漏极电流的变化，高灵敏度地检测组件上的分子间相互作用(例如抗原抗体反应或酶反应等)。

而且，若根据上述假说，可预测一种新的I-V特性及I-Vg特性(栅极电压与源极-漏极电流的关系)，其是利用支持衬底与绝缘膜的界面附近所产生的自由电子移动所造成的极化(形成反型层)。实际上，本发明的FET可获得后述的新特性，显示出与以往的FET及CNT-FET不同的动作。

于此，如上述，“反型层”是指在对半导体表面，经由绝缘层而附以金属膜(电极)的情况下，于半导体表面施加高电场时，具有为了抵销其的相反电荷，在半导体内的表面附近(边界区域)被诱发的层，其是于自由电子移动所造成的极化中，于支持衬底与绝缘膜的界面附近产生。

以下，表示使用CNT作为超细纤维体的本发明的FET的I-V特性曲线与I-Vg特性曲线。

首先，表示本发明的背栅极型FET(示于图2)的I-V特性曲线与I-Vg特性曲线。在用于检测的FET中，衬底为厚度500μm的硅衬底，第一绝缘膜及第二绝缘膜为厚度300nm的氧化硅，衬底的面积为1cm²(1cm×1cm)，超细纤维体为单层CNT，源电极与漏电极的间隔为5μm，栅电极的面积为100mm²。并且，利用AFM可确认到有数条CNT连接源电极与漏电极。

图19是表示本发明的背栅极型FET的I-V特性曲线的一例的图。图20是表示本发明的背栅极型FET的I-Vg特性曲线的一例的图。于图20，曲线a为将源极-漏极电压设定为-1V时的特性曲线，曲线b为将源极-漏极电压设定为+1V时的特性曲线。

接着，表示本发明的侧栅极型FET(示于图3)的I-V特性曲线与I-Vg特性曲线。在用于侦测的FET中，支持衬底为厚度500μm的硅衬底，第一绝缘膜及第二绝缘膜为厚度300nm的氧化硅，衬底的面积为1cm²(1cm×1cm)，超细纤维体为单层CNT，源电极与漏电极的间隔为5μm，栅电极的面积为0.25mm²。并且，利用AFM可确认到有数条CNT连接源电极与漏电极。

图21是表示本发明的侧栅极型FET的I-V特性曲线的一例的图。图22(A)及图22(B)是表示使栅电极与CNT间的间隔分别为50μm、1cm的本发明的侧栅极型FET的I-Vg特性曲线的一例的图。另外，将使用背栅电极所获得的I-Vg特性曲线示于图22(C)。此等是皆使用相同CNT进行测定。

示于图22的I-Vg特性曲线未见有较大变化。因此，可知即使将栅电极与CNT间的距离改变，晶体管的电气特性不会改变。

接着，表示本发明的分离栅极型FET(示于图4)的I-V特性曲线与I-Vg特性曲线。在用于侦测的FET中，衬底与第二衬底的支持衬底皆为厚度500μm的硅衬底，覆盖衬底及第二衬底的双面的绝缘膜皆为厚度300nm的氧化硅，衬底与第二衬底的面积皆为1cm²(1cm×1cm)，超细纤维体为单层CNT，源电极与漏电极的间隔为5μm，栅电极的面积为0.1mm²。并且，利用AFM可确认到有数条CNT连接源电极与漏电极。

图23及图24是表示使衬底与第二衬底间的间隔为3mm的本发明的分离栅极型FET的I-V特性曲线与I-Vg特性曲线的一例的图。图25及图26是表示使衬底间的间隔为10mm的本发明的分离栅极型FET的I-V特性曲线与I-Vg特性曲线的一例的图。图27及图28是表示使衬底间的间隔为15mm的本发明的分离栅极型FET的I-V特性曲线与I-Vg特性曲线的一例的图。

示于图23、图25以及图27的I-V特性曲线未见有特别变化。同样地，示于图24、图26以及图28的I-Vg特性曲线未见有特别变化。因此，可知即使将衬底与第二衬底间的间隔改变，作为FET的电气特性不会改变。

将本发明的FET适用于生物传感器时，若有分子附着于栅电极或超细纤维体(例如CNT)等，则超细纤维体的电子状态会间接或直接地产生变化。可从此时产生的源极-漏极电流的变化，检测出所附着的分子。另外，有时可从对栅电极或超细纤维体进行分子修饰时的电流变化，检测出修饰分子，或检测出修饰分子与其它分子的反应。尤其于以抗体(或抗原)对栅电极或超细纤维体进行修饰的情形，由于可利用抗原抗体反应检测出特定抗原(抗体)，可藉此方法超高灵敏度且快速地对感染症的病毒及细菌等微生物进行检测。

1-7.本发明的场效应晶体管的用途

本发明的FET可用于任意用途。例如，本发明的FET可用于集成电路、pH计、生物传感器等，但宜用于生物传感器。用于生物传感器时，本发明的FET宜结合有与被检测物质起反应的被检测物质辨识分子。

2.使用本发明的FET的生物传感器

如前所述，本发明的FET可适用于生物传感器。使用本发明的FET的生物传感器(以下称为“本发明的生物传感器”)具有本发明的FET、以及可与被检测物质相互作用(例如结合等)的被检测物质辨识分子。此时，被检测物质辨识分子宜结合于本发明的FET。

被检测物质辨识分子并未特别限定，例如为抗体、抗原、酶、受体、核酸、细胞、微生物等。并且，被检测物质并未特别限定，例如为抗体、抗原、微生物(病毒、细菌等)、化学物质(残留农药等)等。

本发明的生物传感器基于由被检测物质与被检测物质辨识分子相互作用所产生的源极-漏极电流或源极-漏极电压的变化，对被检测物质进行检测。源极-漏极电流的变化例如可由I-V特性曲线或I-Vg特性曲线加以确认。I-V特性曲线是表示使栅极电压一定时的源极-漏极电流与源极-漏极电压的关系的曲线。并且，I-Vg特性曲线是表示使源极-漏极电压一定时的源极-漏极电流与栅极电压的关系的曲线。

本发明的生物传感器为进行检测动作需通电。因此，如后述，本发明的生物传感器宜采进一步具有电源或电力取得装置的生物传感器装置的方式。

2-1.关于结合被检测物质辨识分子的部位

于本发明的生物传感器，被检测物质辨识分子结合于本发明的FET的部位并未特别限定，例如有连接源电极与漏电极的超细纤维体、保护超细纤维体的绝缘性保护膜、衬底的第二绝缘膜、栅电极等。

以下表示使被检测物质辨识分子结合于本发明的FET的例子。

图29至图33是表示将被检测物质辨识分子结合于本发明的背栅极型FET的例的图。

图29是表示将被检测物质辨识分子结合于超细纤维体的例的图。于此例中，由于被检测物质辨识分子直接结合于作为沟道的超细纤维体，可提高检测灵敏度。

图30是表示将被检测物质辨识分子结合于绝缘性保护膜的例的图。于此例中，由于试样溶液不会直接接触超细纤维体，可减少噪声。

图31是表示将被检测物质辨识分子结合于第二绝缘膜的例的图。于此例中，由于可洗净衬底的第二面而不会损伤到超细纤维体，易于再利用。另外，由于可将被检测物质辨识分子结合于衬底的第二面全体，故可结合较多的被检测物质辨识分子。

图31(A)是表示于以不与第二绝缘膜接触的方式配置背栅电极的情形，使被检测物质辨识分子结合于第二绝缘膜的例的图。图31(B)及图31(C)是表示于以与第二绝缘膜接触的方式配置背栅电极的情形，使被检测物质辨识分子结合于第二绝缘膜的例的图。试样溶液接触(图31(C))或不接触(图31(B))背栅电极均可。图31(D)是表示于第二绝缘膜上配置有多个背栅电极的情形，使多种被检测物质辨识分子分别结合于第二绝缘膜的例的图。

图32是表示于衬底的第二面上形成凹部，使被检测物质辨识分子结合于位于该凹部的底部的第二绝缘膜的例的图。凹部的侧壁的材质并未特别限定，例如为氧化硅等。于此例中，可藉调整凹部的容积，以提供一定量的试样溶液。且所添加的试样溶液不易散失，可稳定地保持于结合有被检测物质辨识分子的部位。

图32(A)及图32(B)是表示使背栅电极作为凹部的盖发挥功能的例的图。图32(C)是表示将背栅电极配置于凹部的侧壁上的例的图。图32(D)是表示将背栅电极配置于凹部的侧壁侧部的例的图。图32(E)是表示将背栅电极配置于凹部外的第二绝缘膜上的例的图。

图33是表示将被检测物质辨识分子结合于栅电极的例的图。于此例中，由于可洗净衬底的第二面而不会损伤到超细纤维体，易于再利用。

图33(A)是表示于配置一个背栅电极的情形，使被检测物质辨识分子结合于背栅电极的例的图。图32(B)是表示于配置多个背栅电极的情形，使多种被检测物质辨识分子分别结合于不同的背栅电极的例的图。

图34至图38是表示将被检测物质辨识分子结合于本发明的侧栅极型FET的例的图。

图34是表示将被检测物质辨识分子结合于超细纤维体的例的图。于此例中，由于被检测物质辨识分子直接结合于作为沟道的超细纤维体，可提高检测灵敏度。

图35是表示将被检测物质辨识分子结合于绝缘性保护膜的例的图。于此例中，由于试样溶液不会直接接触超细纤维体以及电极，故可提供高灵敏度传感器。

图35(A)是表示将被检测物质辨识分子结合于保护超细纤维体组件的绝缘性保护膜的例的图。图35(B)是表示将被检测物质辨识分子结合于保护超细纤维体组件与栅极电极的绝缘性保护膜的例的图。

图36是表示于以与第二绝缘膜接触的方式配置侧栅电极的情形，使被检测物质辨识分子结合于第二绝缘膜的例的图。试样溶液接触(图36(A))或不接触(图36(B))侧栅电极均可。

图37是表示于衬底的第二面上形成凹部，使被检测物质辨识分子结合于位于该凹部的底部的第二绝缘膜的例的图。凹部的侧壁的材质并未特别限定，例如为氧化硅等。于此例中，可使试样溶液确实地位于结合有被检测物质辨识分子部位(即，凹部内)。

图38是表示将被检测物质辨识分子结合于栅电极的例的图。

图39至图44是表示将被检测物质辨识分子结合于本发明的分离栅极型FET的例的图。若为包含本发明的分离栅极型FET的生物传感器，被检测物质辨识分子宜结合于栅极组件部。

图39是表示于以不与绝缘膜接触的方式配置分离栅电极的情形，使被检测物质辨识分子结合于绝缘膜的例的图。

图40是表示于以与绝缘膜接触的方式配置分离栅电极的情形，使被检测物质辨识分子结合于绝缘膜的例的图。试样溶液接触(图40(A))或不接触(图40(B))分离栅电极均可。图40(C)是表示于配置多个分离栅电极的情形，使多种被检测物质辨识分子分别结合于绝缘膜的例的图。

图41是表示将被检测物质辨识分子结合于栅电极的例的图。图41(A)是表示于配置一个分离栅电极的情形，使被检测物质辨识分子结合于分离栅电极的例的图。图41(B)是表示于配置多个分离栅电极的情形，使多种被检测物质辨识分子分别结合于不同的分离栅电极的例的图。

图42(B)是表示于配置多个栅极组件部的情形，使多种被检测物质辨识分子分别结合于不同的分离栅电极的例的图。

图43是表示使超细纤维体组件部与栅极组件部隔着导电性衬底而配置，且于栅极组件部上配置多个分离栅电极的情形，使多种被检测物质辨识分子分别结合于绝缘膜的例的图。于此例中，可容易将栅极组件部从超细纤维体组件部取下。因此，对于一超细纤维体组件部，可装换多个栅极组件部。

图44是表示以导电性部件电性连接超细纤维体组件部与栅极组件部，且于栅极组件部上配置多个分离栅电极的情形，使多种被检测物质辨识分子分别结合于绝缘膜的例的图。

2-2.关于结合被检测物质辨识分子的方法

如前所述，于本发明的生物传感器，被检测物质辨识分子宜结合于本发明的FET。

以下，对使被检测物质辨识分子结合于衬底、栅电极或超细纤维体的四种方法进行说明。尤其，以被检测物质辨识分子为抗体的情形为例加以说明。

第1方法是使用组氨酸标签融合辨识分子作为被检测物质辨识分子的方法。作为其一例，使用图45说明将组氨酸标签融合抗体结合于超细纤维体(CNT)的方法。也可利用同样方法使组氨酸标签融合抗体结合于衬底与栅极电极。

首先，通过基因操作制作融合组氨酸标签51的抗体50。其次，以芘直接修饰FET的超细纤维体。使NTA52结合于经修饰的超细纤维体。此后，将含过渡金属离子(镍离子或钴离子等)的溶液滴在超细纤维体上，与结合于超细纤维体的NTA52形成配位化合物。再滴下含融合了组氨酸标签51的抗体50的溶液，通过以如图45(A)所示，使抗体50结合于超细纤维体。如此被结合的抗体50对结合面具有一定的取向性。

使NTA52固定于衬底的绝缘膜时，以硅烷偶合剂处理绝缘膜等方法有效。另外，使NTA52固定于栅电极(金属)时，将硫醇基附加于NTA52的N-马来醯亚胺基等方法有效。如此被结合的抗体50对结合面具有一定的定向性。

第2方法是于被检测物质辨识分子为IgG型抗体的情形，使用蛋白质A、蛋白质G、蛋白质L或这些的IgG结合域的方法。在此所述的抗体，包含具有与抗原的特异结合能的单链抗体等。

组合蛋白质A、蛋白质G、或其IgG键合特性的融合蛋白质的蛋白质A/G具有结合于IgG型免疫球蛋白的Fc区域的能力。蛋白质L具有结合于IgG型免疫球蛋白的轻链的κ链的能力。此等均与其它蛋白质同样地，具有容易附着于金表面的特性。

利用此等特性，使蛋白质A、蛋白质G、蛋白质A/G、蛋白质L或具有此等的IgG结合区域的重组蛋白质53(以下又称“IgG结合蛋白质”)直接附着于金所制作的栅电极；使作为被检测物质辨识分子使用的IgG型抗体50结合于所附着的IgG结合蛋白质53时，即可使抗体50在某种程度上取向。但在此第2方法中，IgG结合蛋白质53会随机结合于电极，故有不能获得充分定向性的可能(参照图45(B))。

第3方法是通过于IgG结合蛋白质附加组氨酸标签，经由NTA-Ni与组氨酸标签而使IgG结合蛋白质结合，与第1方法同样地使被检测物质辨识分子(抗体)取向的方法。另外，通过附加组氨酸标签，在栅电极以外，也可使被检测物质辨识分子(抗体)定向于绝缘膜或超细纤维体。

以下，参照图45(C)说明使附加组氨酸标签的IgG结合蛋白质结合于绝缘膜的方法。也可利用同样方法使其结合于超细纤维体与栅极电极。

首先，利用基因操作制作附加组氨酸标签51的IgG结合蛋白质53。在IgG结合蛋白质53中，考虑抗体结合部位的位置而设定组氨酸标签的附加部位时，可提高抗体的定向性。其次，以硅烷偶合剂处理绝缘膜，使NTA52结合于经修饰的衬底；将含过渡金属离子(镍离子或钴离子等)的溶液滴在衬底上，与固定于衬底上的NTA52形成配位化合物；再滴下含附加组氨酸标签51的IgG结合蛋白质53的溶液，藉以将IgG结合蛋白质53固定于绝缘膜。使作为被检测物质辨识分子使用的IgG型抗体50结合于固定后的IgG结合蛋白质53时，如图45(C)所示，即可使抗体具有取向性。

第4方法如图45(D)所示，是使被检测物质辨识分子，经由具有分别与官能团(各可相同或相异)形成共价键的二个官能团55、56的二价交联试剂54而结合于绝缘膜、栅电极或超细纤维体的方法。二价交联试剂54包含二个官能团55、56、结合此的聚乙二醇等的亲水性聚合物链或烷基链等的疏水性链。官能团55、56的例中，包含一方与氨基，另一方与硫醇基分别形成共价键的基。

例如，结合于绝缘膜时，1)使被检测物质辨识分子(抗体50)与二价交联试剂54反应后，利用透析等除去未反应的二价交联试剂；使经硅烷偶合剂处理的衬底绝缘膜与被检测物质辨识分子-二价交联试剂复合体反应而予以固定。或者，2)使经硅烷偶合剂处理的衬底绝缘膜面与二价交联试剂54反应；再使被检测物质辨识分子(抗体50)反应而予以固定。

在图45(A)所示的使用NTA的方法中，由于利用基因操作调制被附加组氨酸标签的被检测物质辨识分子，其调制需要数个月单位的时间。被检测物质辨识分子为抗体时，为调制附加组氨酸标签的抗体，产生目标抗体的杂交瘤为必要。然而杂交瘤的取得通常相当困难，要自行制作需要莫大的劳力。因此，于图45(C)所示的使用IgG结合蛋白质53的方法中，一旦制作附加此等组氨酸标签的蛋白质，即可适用IgG型抗体，故可在短时间检测各种被检测物质。又，如图45(D)所示，在利用二价交联试剂54的方法中，由于不需要用以将组氨酸标签导入的基因操作，故可更迅速地调制被检测物质辨识分子。

另外，使用抗体作为被检测物质辨识分子时，在利用NTA的方法中，虽难以使用多克隆抗体，但在利用二价交联试剂的固定化法中，却可使用多克隆抗体，故可期待提高作为生物传感器的灵敏度及精度。又，在二价交联试剂中，在二个官能团55、56之间存在着亲水性聚合物链及疏水性链，故可降低检测时的背景噪声。

2-3.关于具有可装卸的组件部的生物传感器装置

本发明的生物传感器装置可具备可装卸于生物传感器装置主体并具有被检测物质辨识分子的组件部。组件部被安装于生物传感器装置主体时，组件部内的电极(源电极、漏电极以与栅极电极的任一个或多个)以电性连接，而能够进行检测动作。

图46是表示具有可装卸的组件部的本发明的生物传感器装置的一例的概略图。如图46所示，组件部宜被芯片化。

于图46，生物传感器装置包括生物传感器装置主体7601以及包括被检测物质辨识分子的组件部7702。生物传感器装置主体7601具备显示检测结果的显示部7604。

生物传感器装置主体通常具备电源，但也可设置D/A转换器以利用外部电源，或通过USB接口从外部获得电力。并且，生物传感器装置主体可设置接口进行外部输出，以代替于显示部显示检测结果。另外，生物传感器装置主体可设置暂时存储检测结果的存储装置。由此，生物传感器装置主体通过无线传送装置传送检测结果，可在统计中心等集中管理检测结果。

可装卸于生物传感器装置主体的组件部至少具有被检测物质辨识分子及FET，并宜具有(A)结合有被检测物质辨识分子的本发明的背栅极型FET，(B)结合有被检测物质辨识分子的本发明的侧栅极型FET，以及(C)本发明的分离栅极型FET的结合有被检测物质辨识分子的栅极组件部中的任一个。以下，说明各实施方式。

(A)在组件部中具有本发明的背栅极型FET的生物传感器装置

在本实施方式中，生物传感器装置主体具备电源以及显示部。电源可由从外部取得电力的外部电力取得单元代替。另外，可使显示部进行外部输出。

在本实施方式中，组件部具有本发明的背栅极型FET以及结合于本发明的背栅极型FET的被检测物质辨识分子。用于组件部的本发明的背栅极型FET可采上述的背栅极型FET的各个态样。组件部被安装于生物传感器装置主体时，可对组件部内的源电极、漏电极以与栅极电极与生物传感器装置主体内的电源进行电性连接。

如前所述，被检测物质辨识分子结合于本发明的背栅极型FET的部位，为超细纤维体、绝缘性保护膜(有的时候)、第二绝缘膜、栅电极等，但宜为第二绝缘膜。其是因即使于结合有被检测物质辨识分子的部位添加试样溶液，可防止超细纤维体被污染。另外，具有可洗净结合有被检测物质辨识分子的部位，而不会对超细纤维体造成损伤的优点。

栅电极可以直接接触第二绝缘膜的方式进行配置，亦可与第二绝缘膜分离配置。被检测物质辨识分子结合于第二绝缘膜时，栅电极宜与第二绝缘膜分离配置。另外，栅电极与第二绝缘膜分离配置时，栅电极的大小以可覆盖第二绝缘膜的全面的大小为宜。其是因能使被检测物质辨识分子结合于第二绝缘膜的全面的缘故。如前所述，栅电极为一个或多个均可。

图47是表示于组件部具有本发明的背栅极型FET的生物传感器装置的一例的图。于图47，生物传感器装置包括生物传感器装置主体7601以及被配置于生物传感器装置主体上的组件部7602。

生物传感器装置主体7601具备电源7603以及显示部7604。

组件部7602可自由装卸于生物传感器装置主体7601中，并包括衬底7609、超细纤维体7605、栅电极7614以及被检测物质辨识分子7613。

衬底7609由支持衬底7608、以及第一绝缘膜7607及第二绝缘膜7616构成。另外，超细纤维体组件7605由配置于第一绝缘膜7607上的源电极7610及漏电极7611，以及以电性连接源电极7610与漏电极7611的超细纤维体7612构成。源电极7610与漏电极7611于组件部7602被安装在生物传感器装置主体7601时，与电源7603连接使电压可受控制。

于衬底7609的第二绝缘膜7616上，结合有与被检测物质起特异反应的被检测物质辨识分子7613。以与结合有被检测物质辨识分子的第二绝缘膜7616垂直分离的方式配置栅电极7614。另外，栅电极7614于组件部7602被安装在生物传感器装置主体7601时，与电源7603连接使电压可受控制。图47表示试样溶液7615存在于第二绝缘膜7616与栅电极7614之间的状态。

为以如图47所示的生物传感器装置对被检测物质进行检测，将试样溶液7615滴在第二绝缘膜7616上(视情况使其干燥)，将配置有栅电极7614的组件部7602安装在生物传感器装置主体7601，对源电极、漏电极以与栅极电极施加电压即可。藉此，例如由第二绝缘膜7616上的分子间相互作用引起组件部7602的源极-漏极电流的变化。将该变化显示于显示部7604。

(B)于组件部具有本发明的侧栅极型FET的生物传感器装置

在本实施方式中，生物传感器装置主体具备电源以及显示部。电源可由从外部取得电力的外部电力取得装置代替。另外，可使显示部进行外部输出。

在本实施方式中，组件部具有本发明的侧栅极型FET以及结合于本发明的侧栅极型FET的被检测物质辨识分子。用于组件部的本发明的侧栅极型FET可采上述的侧栅极型FET的各个实施方式。组件部被安装于生物传感器装置主体时，可对组件部内的源电极、漏电极以与栅极电极与生物传感器装置主体内的电源进行电性连接。

如前所述，被检测物质辨识分子结合于本发明的侧栅极型FET的部位，为超细纤维体、绝缘性保护膜(有的时候)、栅电极等，但宜为栅电极。若被检测物质辨识分子被限制于电极上，则由于其影像电荷仅产生于电极内，而变得难以与其它电极内的影像电荷进行干扰。

栅电极可以直接接触第一绝缘膜的方式进行配置，亦可与第二绝缘膜分离配置。被检测物质辨识分子结合于栅电极时，栅电极宜以与第二绝缘膜直接接触的方式进行配置。如前所述，栅电极为一个或多个均可。

图48是表示于组件部具有本发明的侧栅极型FET的生物传感器装置的一例的图。于图48(A)，生物传感器装置包括生物传感器装置主体7601以及被配置于生物传感器装置主体的上部的组件部7602。生物传感器装置主体7601具备电源7603以及显示部7604。

组件部7602可自由装卸于生物传感器装置主体7601，并包括衬底7609、超细纤维体7605、多个栅电极7614以及被检测物质辨识分子7613。

衬底7609由支持衬底7608、第一绝缘膜7607及第二绝缘膜7616构成。另外，超细纤维体组件7605由配置于第一绝缘膜7607上的源电极7610及漏电极7611，以及以电性连接源电极7610与漏电极7611的超细纤维体7612构成。源电极7610与漏电极7611以与栅极电极7614于组件部7602被安装在生物传感器装置主体7601时，与电源7603连接使电压可受控制。

于配置于第一绝缘膜7607上的栅电极7614上，结合有分别与被检测物质起特异反应的被检测物质辨识分子7613。此时，结合于栅电极7614的被检测物质辨识分子7613可相互不同。由此，可从一个试样溶液7615检测出多种被检测物质。图48(A)表示试样溶液7615存在于多个栅电极7614上的状态。

为以如图48(A)所示的生物传感器装置对被检测物质进行检测，将试样溶液7615滴在栅电极7614上(视情况使其干燥)，将组件部7602安装在生物传感器装置主体7601，并对各组件施加电压即可。藉此，例如由栅电极7614的分子间相互作用引起组件部7605的源极-漏极电流的变化。将该变化显示于显示部7604。

图48(B)是表示图48(A)所示的生物传感器装置的组件部7602的一例的图。组件部7602宜被芯片化。图48(B)是图48(A)的生物传感器装置的芯片7702的俯视图。

芯片7702具有外壳7703及收容于其内部的组件部7602。组件部7602具有互相邻接配置的4个栅电极7614、源电极7610及漏电极7611、以及超细纤维体。各个栅电极7614被固定于盒7703侧部的导电销7704接合连接。

通过将滴有试样溶液(视情况使其干燥)的芯片7702使导电销7704朝下以安装在生物传感器装置主体7601，与各个电极连接的导电销7704被连接于装置主体7601的电源7603。

如图48(B)所示，4个栅电极7614的端部均邻接配置成位在中心部，通过于其中心部滴下试样溶液，可一次进行多项目的检测。同样地，使栅电极的各个形成扇状，且将栅电极的集合大致配置成圆形亦可。

(C)于组件部具有本发明的分离栅极型FET的栅极组件部的生物传感器装置

在本实施方式中，生物传感器装置主体具备电源、显示部以及本发明的分离栅极型FET的超细纤维体组件部。电源可由从外部取得电力的外部电力取得单元代替。另外，可使显示部进行外部输出。超细纤维体组件部内的源电极、漏电极以及沟道与电源电性连接。

在本实施方式中，组件部具有本发明的分离栅极型FET的栅极组件部以及结合于栅极组件部的被检测物质辨识分子。用于组件部的栅极组件部可采上述的栅极组件部的各个实施方式。组件部被安装在生物传感器装置主体时，组件部内的栅电极与生物传感器装置主体内的电源电性连接，第二衬底可与生物传感器装置主体内的超细纤维体组件部的衬底电性连接。

如前所述，被检测物质辨识分子结合于本发明的分离栅极型FET的栅极组件部的部位，为栅电极、第二衬底的第一面(配置有栅电极的面)的绝缘膜等，但宜为栅电极。若被检测物质辨识分子被限制于电极上，则由于其影像电荷仅产生于电极内，而变得难以与其它电极内的镜像电荷进行干涉。并且，如后述，使栅电极为多个，并分别结合有各自不同的被检测物质辨识分子，由此可进行多项目的检测。

栅电极可以直接接触第二衬底的方式进行配置，亦可与第二衬底分离配置。如前所述，栅电极为一个或多个均可。

图49以及图50是表示于组件部具有栅极组件部的生物传感器装置的一例的图。

于图49(A)，生物传感器装置包括生物传感器装置主体7601以及被配置于生物传感器装置主体的上部的组件部7802。

生物传感器装置主体7601具备电源7603、显示部7604以及超细纤维体组件部7801。

超细纤维体组件部7801包括衬底7609以及超细纤维体7605，被载置于导电性衬底7803b。衬底7609由支持衬底7608、第一绝缘膜7607及第二绝缘膜7616构成。另外，超细纤维体组件7605由配置于第一绝缘膜7607上的源电极7610及漏电极7611，以及以电性连接源电极7610与漏电极7611的超细纤维体7612构成。源电极7610与漏电极7611被连接于电源7603，使电压受控制。

组件部7802可自由装卸于生物传感器装置主体7601，具有第二衬底7620、多个栅电极7614以及被检测物质辨识分子7613，并被载置于导电性衬底7803a。另外，第二衬底7620由第二支持衬底7617、位于第二支持衬底7617的第一面上的第三绝缘膜7618、以及位于第二支持衬底7617的第二面上的第四绝缘膜7619构成。栅电极7614于组件部7802被安装在生物传感器装置主体7601时，与电源7603连接使电压可受控制。另外，组件部7802被安装于生物传感器装置主体7601时，可经由导电性衬底7803a、7803b电性连接于超细纤维体组件部7801。

在配置于第三绝缘膜7618上的栅电极7614上，结合有分别与被检测物质起特异反应的被检测物质辨识分子7613。此时，结合于栅电极7614的被检测物质辨识分子7613可相互不同。由此，可从一个试样溶液7615检测出多种被检测物质。图49(A)表示试样溶液7615存在于多个栅电极7614上的状态。

为以如图49(A)所示的生物传感器装置对被检测物质进行检测，将试样溶液7615滴在栅电极7614上(视情况使其干燥)，将组件部7802安装在生物传感器装置主体7601，并对各组件施加电压即可。藉此，例如由栅电极7614的分子间相互作用引起超细纤维体组件部7801的源极-漏极电流的变化。将该变化显示于显示部7604。

在图49(A)所示的生物传感器装置中，超细纤维体组件部7801与包含在组件部7802内的栅极组件部分离，被配置于生物传感器装置主体7601内。由于组件部7802对于生物传感器装置主体7601为可自由装卸，因此超细纤维体组件部7801不受物理及化学的负担。因此，可显著地延长超细纤维体组件部7801的寿命。因此，对超细纤维体组件部7801的特性进行一次侦测，并预先制作该超细纤维体组件部7801独自的检量线，由此可从检量线对未知的试样检测出被检测物质的浓度。使用一超细纤维体组件部7801，并可以每次交换被检测物质辨识组件部7802的方式进行被检测物质的检测，因此可长期使用超细纤维体组件部7801且将被检测物质辨识组件部7802用完即丢弃。

超细纤维体组件部7801于生物传感器装置主体7601内的位置并未特别限定，只要在将组件部7802安装时，超细纤维体组件部7801的导电性衬底7803b与组件部7802的导电性衬底7803a以电性连接即可。例如，可将超细纤维体组件部7801以导电性衬底7803b朝向上方的状态配置于生物传感器装置主体7601的上部，则安装组件部7802时，导电性衬底7803b与导电性衬底7803a相接触而连接(参照图43的分离栅极型FET)。

图49(B)以及图49(C)是表示图49(A)所示的生物传感器装置的组件部7802的一例的图。组件部7802宜被芯片化。图49(B)及图49(C)分别为图49(A)的生物传感器装置的芯片7804的侧视图及剖面图。

芯片7804包含盒7703及收容于其内部的组件部7802。组件部7802具有互相邻接配置的4个栅电极7614，且被载置于导电性衬底7803。各个栅电极7614被固定于外壳7703侧部的导电销7704接合连接，导电性衬底7803被其它的导电销7704连接。

通过使导电销7704朝下，将滴有试样溶液(依情况将此干燥)的芯片7804安装于生物传感器装置主体7601，则各个导电销7704与生物传感器装置主体7601的电源7603及载置有超细纤维体组件部7801的导电性衬底7803b连接。

如图49(B)所示，4个栅电极7614的端部均邻接配置成位在中心部，通过于其中心部滴下试样溶液，可一次进行多项目的检测。同样地，使栅电极的各个形成扇状，且将栅电极的集合大致形成圆形亦可。关于此将后述。

图50所示的生物传感器装置由生物传感器装置主体7601以及被配置于生物传感器装置主体的内部的组件部7802构成。生物传感器装置主体7601具有超细纤维体组件部7801、电源7603以及显示部7604这一点与示于图49的生物传感器装置相同。于图50所示的生物传感器装置，通过将组件部7802朝箭头A方向移动，可自由装卸于生物传感器装置主体7601。

组件部7802被安装于生物传感器装置主体7601时，栅电极7614与电源7603电性连接，导电性衬底7803a与超细纤维体组件部7801的导电性衬底7803b电性连接。

图50(B)及图50(C)分别为图50(A)的生物传感器装置的芯片7804的立体图及剖面图。芯片7804包含盒7703及收容于其内部的组件部7802。组件部7802具有互相邻接配置的4个栅电极7614，且被载置于导电性衬底7803a。栅电极7614的各个连接于形成在盒7703侧部的平板电极7901。而且，导电性衬底7803a连接于其它平板电极7901。

若使平板电极7901向前，将滴有试样溶液7615(依情况将此干燥)的芯片7804插入装置主体7601而安装，则平板电极7901分别可与装置主体7601的电源7603及超细纤维体组件部7801的导电性衬底7803b连接。

如图50(B)所示，4个栅电极7614的端部均邻接配置成位在中心部，通过于其中心部滴下试样溶液，可一次进行多项目的检测。而且，使栅电极的各个形成扇状，且将栅电极的集合大致形成圆形亦可。于任一情况，所有栅电极7614与并联配置于盒的一方端部的平板电极7901是连接，从栅电极7614往端部平板电极7901的布线路径宜为所有栅电极7614的集合的外侧。通过采取此种路径，可使多个栅电极7614的端部在彼此邻接的中心位置附近更接近。

[关于芯片]

如图49以及图50所示，本发明的生物传感器亦可包括：可自由装卸于生物传感器装置主体且具有本发明的分离栅极型FET的栅极组件部的芯片7804。图51是表示芯片7804的例的图。可于栅电极滴下试样溶液以对被检测物质进行检测。

于图51(A)，芯片7804具有导电性衬底7803a、栅电极7614以及结合于栅电极7614的被检测物质辨识分子7613。芯片7804内的导电性衬底7803a以与栅极电极7614经由导电销7704电性连接于装置主体的连接端子8001。

表示于图51(A)的芯片7804可具有多个栅电极7614。于此情形，使各自不同的被检测物质辨识分子7613结合于多个栅电极7614，并对各个栅电极7614施加电压，由此可进行一受检样品多项目的检测。

于图51(B)，芯片7804具有栅电极7614以及结合于栅电极7614的被检测物质辨识分子7613。导电性衬底7803a被配置于生物传感器装置主体。芯片7804内的导电性衬底7803a以与栅极电极7614经由导电销7704与装置主体的连接端子8001连接。于此例中，由于导电性衬底7803a被配置于生物传感器装置主体，故可降低芯片7804的制造成本。

于图51(C)，芯片7804具有导电性衬底7803a、以及结合于第二衬底7613的被检测物质辨识分子7613。栅电极7614被配置于生物传感器装置主体的覆盖芯片7804的盖8002。

于图51(D)，芯片7804具有导电性衬底7803a、以及结合于第二衬底7620的被检测物质辨识分子7613。栅电极7614以位于芯片7804的侧方的方式被配置于生物传感器装置主体。

如图51所示的芯片的例是以采用微量吸管等滴下少量的试样溶液为前提，其具有平面状的形状。因此，在试样溶液量多的情况下，试样溶液可能从芯片溢出而污染周围。在试样溶液量多的情况下，宜使芯片形状不成为平面而成为凹状。

图52是表示具有凹状的形状的芯片的例的图。图52(A)是表示具有凹状的形状的芯片的一例的侧视图，图52(B)以及图52(C)是表示具有凹状的形状的芯片的例的剖面图。

在图52(A)中，芯片8101具有凹部。凹部的底部配置有4个栅电极7614，于其下隔着塑料等的绝缘板而设有导电性衬底7803a。导电性衬底7803a可如图52(B)所示地设于芯片8101，亦可如图52(C)所示地设于生物传感器装置主体。

不同的被检测物质辨识分子分别结合于栅电极7614。为对被检测物质进行检测，例如可对一栅电极7614施加电压，并测定源极-漏极电流即可。通过对4个栅电极7614的各个进行相同的测定，可进行一受检样品多项目的检测。

通过将示于图52(A)的芯片的各个栅电极7614依序连接于一超细纤维体组件部，可对不同的检测对象物依序进行检测。另外，通过将各个栅电极7614分别同时连接于多个超细纤维体组件部，可同时对多种被检测物质进行检测。

由于具有凹部的芯片可将试样溶液稳定地留在栅极组件部上，因此可特别适宜适用在屋外或临床的场所所用的可搬型生物传感器装置。并且，通过对芯片附以刻度，即使不使用微量吸管，仍可添加一定量的试样。而且，通过给芯片设置盖，可抑制试样蒸发，通过以该盖对试样溶液施加压力，可减低噪声。

而且，芯片亦可为微板(microplate)型的芯片。微板型的芯片可实现多受检样品多项目的检测。图53是表示微板型芯片的例的图。

图53(A)是表示24孔微板型的芯片的一例的侧视图。在图53(A)中，于芯片8201的各孔的底部，设置4个栅电极，于其下隔着塑料等的绝缘膜而设有导电性衬底。各栅电极及导电性衬底分别电性连接于导电销。通过将芯片8201插入生物传感器装置主体的插槽8202，各栅电极会与生物传感器装置主体内的电源电性连接，各导电性衬底可与超细纤维体组件部的导电性衬底电性连接。

图53(B)是表示24孔微板型的芯片的其它例的立体图。如图53(B)所示，若于芯片8201的侧面，设置与生物传感器装置主体的电性连接部8203，则可将芯片8201插入生物传感器装置主体的侧部。

图53(C)是表示图53(B)所示的芯片8201内的布线的一例的剖面图。由于栅电极7614必须分别于不同时间施加电压，因此全部均需要各自的电路。另一方面，导电性衬底7803b若具有1个共通电路即可。

位于24孔微板型的芯片8210的各孔的4个栅电极7614，结合有各自不同的被检测物质辨识分子7613。为对被检测物质进行检测，例如可对一栅电极7614施加电压，并测定源极-漏极电流即可。通过对各个栅电极进行此测定，可分别对24受检样品(analyte)进行4项目的检测。

另外，将各个栅电极7614依序连接于一超细纤维体组件部，可对不同的被检测物质依序进行检测。另外，通过将各个栅电极7614分别同时连接于多个超细纤维体组件部，可同时对多种被检测物质进行检测。

微板型的芯片的孔数以与栅极电极的数目可适当选择。例如，若欲增加检测项目数，使每一孔的栅电极数增加即可。于此情形，例如通过使用6孔微板而非24孔，可扩大底面积。另外，若欲增加受检样品(検体)数，例如使用更多孔数的微板(例如96孔微板)即可。

此外，在图53中，导电性衬底7803a包含于微板中，但若为各孔的正下方，则位于生物传感器装置主体侧亦无妨。

而且，芯片亦可具有作为微沟道的流槽(flow cell)，通过泵等而被供有试样溶液。于此情况，被检测物质辨识分子是结合于流槽内部表面。通过使用具有流槽的辨识芯片，可建构称为μ-TAS(Micro Total Analysis System：微全分析系统)的集成化检测系统。

图54(A)是表示包含设有流槽的本发明的背栅极型FET的芯片的一例的图。被检测物质辨识分子7613是结合于构成流槽的上面的第二绝缘膜7616。于此例中表示通过泵等试样溶液供给单元(未图示)，从图左侧对流槽内连续供给试样溶液7615的状况。试样溶液7615的供给量是通过试样溶液供给单元来调整，因此使用者不须以微量吸管等测量试样溶液7615的量，只要对试样溶液供给单元供给充分的试样溶液7615即可。

图54(B)表示包含设有流槽的本发明的分离栅极型FET的栅极组件部的芯片的一例的图。被检测物质辨识分子7613是结合于位在流槽的底面的多个栅电极7614上。于此例中，可对多个项目进行检测。

此外，亦可组合μ-TAS及液相色谱仪(liquid chromatography)。例如可对以液相色谱仪的柱进行处理后的级份，进行通过UV所进行检测及通过本发明的生物传感器装置所进行的检测。如此，若使用μ-TAS，可将同一试样导引至其它检测装置或复合装置的其它检测部位，对多种被检测物质连续进行检测。并且，若使用μ-TAS，亦可进行经时性检测。

如上述，本发明的生物传感器可从源极-漏极电流的变化，来检测被检测物质。此检测所需的源极-漏极电流通常可为μA级。因此，不使用半导体参数分析器等昂贵机器，即能以泛用测试器程度(数百nA)的测定灵敏度，获得充分的检测灵敏度。因此，可制作以笔记本型PC的电池驱动的生物传感器装置(参考图55(A))或以小型电池驱动的小型生物传感器装置(参考图55(B))等。并且，由于不需要特殊检查装置，因此可小型化至行动电话尺寸。

2-4.利用本发明的生物传感器的检测

如前所述，利用本发明的生物传感器(装置)，可检测被检测物质。本发明的生物传感器从通过结合于被检测物质辨识分子所产生的源极-漏极电流或源极-漏极电压的变化，来检测被检测物质。

以下表示检测程序的概略例。在此概略例中，说明使用溶液作为试样的情形。

(1)将试样溶液添加于生物传感器的结合有被检测物质辨识分子的部位。例如，可添加于结合有被检测物质辨识分子的衬底的背面(第二绝缘膜上)。若试样溶液中含有被检测物质，就会发生被检测物质与被检测物质辨识分子的相互作用(例如抗原抗体反应)。

(2)所添加的试样溶液中所含的溶剂(例如水)会影响源极-漏极电流，故有可能发生检测噪声。作为降低该噪声的方法，例如有以下方法。

(2-a)利用蒸发除去所添加的试样溶液。利用蒸发的除去方法并未特别限定，例如只要利用氮气等的吹气，或利用加热器、热电变换组件(派耳帖组件)等施行即可。在利用吹气的蒸散中，最好一面略微接触，一面缓慢使其蒸散而使其呈现均匀的薄膜状。因此，虽然亦可使用一般喷雾罐进行喷雾，但有时较难控制气体的量和流出量。

(2-b)冷却所添加的试样溶液。此时，宜以冻结使其绝缘化。冷却的方法并未特别限定，例如利用热电变换组件(派耳帖组件)或液态氮等施行即可。

(3)使栅电极接触添加有试样溶液的部位，以使FET通电(宜于蒸散或冷却试样溶液之后)。而后，测定I-V特性或I-Vg特性。

现简单说明通过本发明的生物传感器所进行的检测法及检测结果。具体而言，将说明(A)作为2价离子的镍离子的检测，(B)抗血凝素(以下简略记为“HA”)抗体的检测，(C)抗钙调素(以下简略记为“CaM”)抗体的检测。在上述的任一情形中，皆表示使用本发明的背栅极型FET的例。

用于以下的检测例(A)至(C)的本发明的背栅极型FET具有如图31(A)所示的结构。在用于侦测的FET中，支持衬底为厚度500μm的硅衬底，第一绝缘膜及第二绝缘膜为厚度300nm的氧化硅，衬底的面积为1cm²(1cm×1cm)，超细纤维体为单层CNT，源电极与漏电极的间隔为5μm，与栅电极接触的第二绝缘膜的面积为1cm²。并且，利用AFM可确认到有数条CNT连接源电极与漏电极。

(A)镍离子的检测

首先，将所准备的背栅极型FET衬底的第二面(没有配置源电极、漏电极以及沟道的面)的氧化硅膜表面(1cm²)，以吡喃溶液及乙醇洗净而使其干燥。接着，将3μl的(S810)巯丙基三甲氧基硅烷滴在此氧化硅膜表面而在180℃加热2小时。冷却至30℃后，以同温度利用50mM的二硫苏糖醇(DTT)处理1小时以上之后，以水洗净。

在此，将连接于半导体参数分析器的探针，连接于源电极与漏电极而测定I-V特性。将栅极电压设定为0V，求出I-V特性曲线(显示源极-漏极电流与源极-漏极电压的关系)。

其次，将利用10mM磷酸缓冲液(pH6.5)调制的N-马来酰亚胺-NTA溶液(1mg/ml)叠层于上述氧化硅膜表面，在室温静置1小时。其后，以水洗净，以氮气使其干燥(干燥至目视时无水滴为止)。在此，与上述同样地，求出I-V特性曲线。

再将50μl的NiCl2溶液(50mM)滴在上述氧化硅膜表面。静置15分钟后，以水洗净，以氮气使其干燥(干燥至目视时无水滴为止)。在此，与上述同样地，求出I-V特性曲线。

在图56中表示这些结果。在图56中，“di”为NTA结合前的I-V特性曲线，“nta”为NTA结合后的I-V特性曲线，“ni”为含镍离子的溶液滴下后的I-V特性曲线。如图56所示，可知于任一情况，随着源极-漏极电压上升，源极-漏极电流上升。而且，于任一情况，于源极-漏极电压为0V的附近，源极-漏极电流的变化少，观察到半导体的性质。并且，可知“ni”相较于“nta”，其源极-漏极电流上升。因此，可知镍离子可通过结合NTN以作为被检测物质辨识分子的本发明的生物传感器来检测。而且亦暗示不仅止于镍离子，关于显示出与NTA的相互作用的2价离子(锌离子或钴离子等)亦可检测。

(B)抗血凝素抗体的检测

首先准备作为被检测物质辨识分子来使用的抗体辨识分子的重组血球凝聚素(以下简略记为“rHA”)蛋白质。具体而言，是C端附加组氨酸球蛋白的重组HA蛋白质，尝试在各种水平(1-220，1-250，1-290，1-320；数字表示一次排列上的氨基酸残基的序号)表现被截短(truncate)的蛋白质。

将对应各位准的rHA蛋白质表达质粒导入293T细胞。利用单克隆抗体E2/3、多克隆抗体，确认可在细胞内表达rHA蛋白质。另外，利用Western印迹法确认在上清液中分泌有rHA蛋白质。

被大量表达者为rHA_1-290及rHA_1-220。分别以NTA-Ni2+管柱精制上清液中的分泌物。以ELISA、Western印迹确认含有目标rHA蛋白质的级份而将其分级。以PBS透析区份物而得rHA蛋白质。rHA_1-290及rHA_1-220中，rHA_1-220不与单克隆抗体反应，故使用rHA_1-290作为被检测物质辨识分子。

另一方面，将抗HA抗体(E2/3)的杂交瘤培养上清原液分别稀释成1×10^-5，1×10^-6，1×10^-7，1×10^-8，1×10^-10获得稀释液。

与上述的镍离子的检测的情形同样地，将N-马来醯亚胺-NTA结合于所准备的背栅极型FET衬底的第二面，并以NiCl₂处理。在此，与上述同样地，求出I-V特性曲线(但使栅极电压为-20V)。

于此添加上述的各个抗HA抗体稀释液(50μl)，在25℃静置15分钟后，以水洗净，以氮气使其干燥(干燥至目视时无水滴为止)。在此，与上述同样地，求出I-V特性曲线(但使栅极电压为-20V)。

其次，在经NiCl₂处理的衬底的第二面，添加如上述所获得的rHA1-290(1.9μg/ml；50μl)并固定。在此，与上述同样地，求出I-V特性曲线(但使栅极电压为-20V)。

于固定rHA_1-290的衬底的第二面，添加上述的各稀释液(50μl)，在25℃静置15分钟后，以水洗净，以氮气使其干燥(干燥至目视时无水滴为止)。在此，与上述同样地，求出I-V特性曲线(但使栅极电压为-20V)。

所得的I-V特性曲线如图57至图62所示。

于图57表示以NiCl₂处理衬底的第二面时的I-V特性曲线(虚线)，以及于经NiCl₂处理的衬底的第二面固定rHA_1-290时的I-V特性曲线(实线)。

于图58表示以NiCl₂处理衬底的第二面后，添加1×10^-10的稀释液时的I-V特性曲线(虚线)，以及于经NiCl₂处理的衬底的第二面固定rHA_1-290后，添加5×10^-5的稀释液时的I-V特性曲线(实线)。

于图59表示以NiCl₂处理衬底的第二面后，添加1×10^-8的稀释液时的I-V特性曲线(虚线)，以及于经NiCl₂处理的衬底的第二面固定rHA_1-290后，添加5×10^-8的稀释液时的I-V特性曲线(实线)。

于图60表示以NiCl2处理衬底的第二面后，添加1×10^-7的稀释液时的I-V特性曲线(虚线)，以及于经NiCl₂处理的衬底的第二面固定rHA_1-290后，添加5×10^-7的稀释液时的I-V特性曲线(实线)。

于图61表示以NiCl₂处理衬底的第二面后，添加1×10^-6的稀释液时的I-V特性曲线(虚线)，以及于经NiCl₂处理的衬底的第二面固定rHA_1-290后，添加5×10^-6的稀释液时的I-V特性曲线(实线)。

于图62表示以NiCl₂处理衬底的第二面后，添加1×10^-5的稀释液时的I-V特性曲线(虚线)，以及于经NiCl₂处理的衬底的第二面固定rHA_1-290后，添加5×10^-5的稀释液时的I-V特性曲线(实线)。

如图57至图62所示，于源极-漏极电压为0～1V的情况，无关于固定在衬底的第二面的rHA_1-290的有无，源极-漏极电流几乎未见有差距。另一方面，可知从源极-漏极电压超过1V处开始，若有固定于衬底背面的rHA_1-290，则电流值急遽上升。由此可知于稀释度高的区域，亦能检测抗HA抗体。

(C)抗钙调素抗体的检测

关于抗CaM抗体，示出独立的两个例子的检测结果。

首先准备作为被检测物质辨识分子来使用的抗体辨识分子的重组CaM(以下简略记为“rCaM”)蛋白质。

将包含大鼠CaM基因cDNA的DNA区段插入表达载体pBAD/gIII(Invitrogen公司制)的Sacl-Xbal位点来构建rCaM表达载体。将建构的表现载体导入大肠菌LMG194株，获得rCaM表现克隆(clone)。将所获得的克隆接种于2ml的LB/氨苄青霉素培养基以后培养一晚

将所获得的培养液的5ml接种于LB/氨苄青霉素培养基，以37℃进行震荡培养使OD600成为0.5。其后，加入L-阿拉伯糖使最终浓度成为0.02％，然后再以37℃进行4小时的震荡培养。

然后从所得的培养物进行离心集菌，以原始结合缓冲液(Native BindingBuffer)(Invitrogen公司制)使其悬浮，进行超声波粉碎，使用ProbondTM纯化系统(Invitrogen公司制)进行部分纯化。再使用HiLoad26/60Superdex75pg(AmershamBioscience公司制)，进行纯化使之达到SDS/PAGE均匀，获得于C端导入组氨酸标签的rCaM蛋白质。

另一方面，使用PBS制作抗CaM单克隆抗体6D4，1F11及2D1(SIGMA公司制)的混合液的稀释液。稀释系列(dilution series)为各抗CaM单克隆抗体原液的1×10^-11、1×10^-10、1×10^-9、1×10^-8、1×10^-7、1×10^-6、1×10^-5、1×10^-4。

与上述的镍离子的检测的情形同样地，将N-马来酰亚胺-NTA结合于所准备的背栅极型FET衬底的第二面，并以NiCl₂处理。在此，与上述同样地，求出I-V特性曲线(但使栅极电压为-20V)。

于经NiCl₂处理的第二面，添加PBS中的rCaM蛋白质(12μg/ml；50μl)并固定。在此，与上述同样地，求出I-V特性曲线(但使栅极电压为-20V)。

于固定rCaM蛋白质的衬底，添加上述的抗CaM单克隆抗体的各稀释液(50μl)，在25℃静置15分钟后，以水洗净，以氮气使其干燥(干燥至目视时无水滴为止)。在此，与上述同样地，求出I-V特性曲线(但使栅极电压为-20V)。

另一方面，作为对照，于固定rCaM蛋白质的衬底，添加仔牛血清蛋白(BSA)(34mg/ml；50μl)，在25℃静置15分钟后，以水洗净，以氮气使其干燥(干燥至目视时无水滴为止)。在此，与上述同样地，求出I-V特性曲线(但使栅极电压为-20V)。

于图63表示所获得的I-V特性曲线个别的源极-漏极电压为1.5V时的源极-漏极电流。于图63，“Ni”表示以NiCl₂处理时的源极-漏极电流，“CaM”表示固定rCaM蛋白质时的源极-漏极电流，“BSA”表示添加作为对照的仔牛血清蛋白时的源极-漏极电流，“10^-11～10^-4”表示添加各浓度的抗体稀释液的源极-漏极电流。

如图63所示，可知随着抗CaM抗体的浓度上升(10^-11～10^-8)，源极-漏极电流上升。但若抗CaM抗体的浓度成为一定以上(亦即比10^-8高)，则未确认到与源极-漏极电流的关连。

而且，如图63所示，即使添加BSA，仍未见到源极-漏极电流的变化。因此，可知能特异检测抗CaM抗体。

于图63亦表示使用ELISA法的抗CaM抗体的检测结果。使用5μg/ml的rCaM溶液100μl，使rCaM吸附固定于微量滴定盘的各个槽(well)中。将上述一次抗体的混合液稀释为各稀释率，放入各个槽中，静置1小时后，以PBST(含0.2％Triton X-100的PBS)洗净，接着于各个槽加入稀释5000倍的二次抗体(HRP标记抗小鼠IgG抗体)，再度静置1小时，以PBST洗净后，以TMB发色剂产生具有450nm的吸收波长的反应产物，测定吸光度。

如图63所示可知，相较于ELISA法中抗CaM抗体的检测限度(10^-6稀释液)，本发明的检测法具有40万倍的检测灵敏度。

于图64表示使抗体原液的稀释率变化时的I-Vg特性。(a)是使抗体原液的稀释率为10-10时的I-Vg特性曲线，(b)是使抗体原液的稀释率为10^-9时的I-Vg特性曲线，(c)是使抗体原液的稀释率为10-5时的I-Vg特性曲线。此外，图63的检测结果及图64的检测结果是分别通过独立的实验所获得。可知若抗体原液的稀释率上升，源极-漏极电流会上升。

3.关于本发明的被检测物质的浓度测定

本发明的生物传感器可为了测定被检测物质的浓度而使用。于测定浓度的情况，宜进而具有：(1)存储表示被检测物质的浓度与特定特性值的关系的检量线的存储装置；及(2)使用上述检量线，确定未知试样所含的被检测物质的浓度的浓度确定装置。“特定特性值”只要是与该浓度为1对1的关系的值即可。

本发明者发现I-V特性曲线(表示使栅极电压一定时的源极-漏极电流与源极-漏极电压的关系的曲线)、或I-Vg特性曲线(表示使源极-漏极电压一定时的源极-漏极电流与栅极电压的关系的曲线)的特定值是与试样浓度具有明确的相关关系。因此，于“特定特性值”的例中，包含I-V特性曲线或I-Vg特性曲线的特定值。于“I-Vg特性曲线的特性值”的例中，包含I-Vg特性曲线的拐点的源极-漏极电流或栅极电压。

图65是表示试样中的被检测物质的浓度、与通过本发明的生物传感器而从该试样求出的I-Vg特性曲线的拐点的源极-漏极电流的关系的图的例。如图65所示，试样浓度的对数值可能与该电流值呈比例关系。可将此比例关系的区域作为检量线使用。

而且，若被检测物质的浓度超过一定值，则上述浓度与上述电流值会不成比例。此是由于如图66所示，相对于结合在生物传感器的被检测物质辨识分子的数目，被检测物质的浓度过高。

用以测定浓度的生物传感器宜具备根据上述检量线决定浓度的浓度确定装置。浓度确定装置宜包含：针对未知试样测定“特定特性值”的装置；及对存储的检量线，适用此测定的“特定特性值”，以算出浓度的装置。

于用以测定浓度的生物传感器，亦可进而具备求出检量线的校准装置。校准装置使用浓度互异的3以上的已知试样(被检测物质的浓度为已知的试样)来求出检量线。即，针对3种试样，分别求出浓度及“特定特性值”，从其等获得检量线。

在图67是表示用以测定被检测物质的浓度的生物传感器装置的一例的图。在图67中，生物传感器1100具有：生物传感器主体部1110、计算机1120及D/A(数字/模拟)转换器1130。于生物传感器主体部1110，包含已结合被检测物质辨识分子的本发明的FET。于此，包含本发明的分离栅极型FET。

计算机1120是例如以个人计算机(PC)或专用计算器等构成。D/A转换器1130具有将数字信号转换为模拟信号，将模拟信号转换为数字信号的功能。来自计算机1120的数字信号是通过D/A转换器1130转换为模拟信号，并控制对生物传感器主体部1110的施加电压(栅极电压、源极-漏极电压)。而且，生物传感器主体部1110的漏极电流(源极-漏极电流)的值是由D/A转换器1130输入至计算机1120。

计算机1120具有CPU、内存及显示部(未图示)，具有决定检量线的校准功能及测定未知试样的测定功能。在未知试样的测定中，进行未知试样中标的的浓度测定。

图67是说明有关生物传感器装置1100的校准功能。

图68是表示校准功能的处理程序的一例的流程图。此流程图是作为控制程序而存储于计算机1120的内存，并由CPU来执行。

首先，在步骤S2000中，测定I-Vg特性(源极-漏极电流与栅极电压的关系)。例如滴下具有已知稀释率的试样后，将源极-漏极电压固定于特定值(例如-1V)，于特定范围内(例如-10V至+10V)，使栅极电压各变化特定值(例如0.1V)，每次均测定、记录源极-漏极电流(Isd)。藉此，获得对某1个稀释率的I-Vg特性。使用图69，于后面叙述有关I-Vg特性测定处理。

接着，于步骤S2100，决定在步骤S2000所获得的I-Vg特性的拐点。此拐点为I-Vg特性的特征点的一，其是源极-漏极电流对栅极电压的变化的拐点。此拐点为I-Vg特性中变化最激烈(梯度最大)的部分，由于此部分在动态范围中特性变化最大，因此预测对变化会显示出最敏感的检测结果。使用图70，于后面叙述有关拐点确定处理。

接着，于步骤S2200，判断是否变更稀释率。此判断是按照使用者所进行的手动操作，或按照来自μ-TAS的系统的信号来进行。亦即，由于为了确定检量线，须于图上标绘3个以上的点，因此必须对分别已知稀释率且互异的3个以上的试样，进行测定I-Vg特性并决定拐点的处理。因此，于此步骤S2200，判断对预定的所有已知试样是否已结束处理。此判断结果为变更稀释率的情况(S2200：YES)是判断存在有未处理的已知试样，并回到步骤S2000，对该未处理的已知试样进行上述一连串的处理，不变更稀释率的情况(S2200：NO)是判断不存在未处理的已知试样，并前进至步骤S2300。

在步骤S2300中，根据步骤S2000～步骤S2200的处理结果，决定检量线，结束本流程。使用图71，于后面叙述有关检量线决定处理。

接下来说明I-Vg特性测定处理(步骤S2000)。

图69是表示I-Vg特性测定处理的程序的一例的流程图。此流程图是作为控制程序而存储于计算机1120的内存，并由CPU来执行。

在步骤S2010中，将稀释率为已知的试样滴于生物传感器主体部1110的特定位置。此处理可由使用者以手动操作或通过μ-TAS自动进行。

接着，于步骤S2020，判断是否开启开关。开关的开启操作可由使用者以手动操作或通过μ-TAS自动进行。开启开关后(S2020：YES)，判断试样已滴下，前进至下一个步骤S2030。

在步骤S2030中，将源极-漏极电压(Vsd)设定为特定值(例如，-1V)。

在步骤S2040中，将栅极电压(Vg)设定为初始值(例如，-10V)。

在步骤S2050中，对分别设定的源极-漏极电压与栅极电压的源极-漏极电流(Isd：以下仅记为“I”)进行测定，并存储(记录)于内存。

在步骤S2060中，改变栅极电压。具体而言，例如于当前的栅极电压加上0.1V以更新栅极电压的值(Vgn+1＝Vgn+0.1)。

在步骤S2070中，判断是否结束处理。具体而言，例如对更新后的栅极电压是否超出特定范围，亦即，作为一例，于-10V至+10V的范围内，使栅极电压各变化0.1V时，判断更新后的栅极电压是否为10.1V以上。作为其判断结果，更新后的栅极电压超出特定范围时(S2070：YES)，回到图68的主流程图，结束本流程。另一方面，更新后的栅极电压未超出特定的范围时(S2070：NO)，返回步骤S2050，测定并纪录更新后的栅极电压的源极-漏极电流。

接下来说明拐点确定处理(步骤S2100)。

图70是表示拐点确定处理的程序的一例的流程图。此流程图是作为控制程序而存储于计算机1120的内存，并由CPU来执行。

首先，于步骤S2110，对于步骤S2000所得的I-Vg特性，对每个栅极电压(Vg)算出其微分值(dl/dVg)。

接着，于步骤S2120，从在步骤S2110所算出的微分值中选择最大值。

然后，于步骤S2130，将与在步骤S2120所选择的最大值对应的位置视为拐点，将此拐点的电流值(源极-漏极电流)存储(记录)于内存后，回到图68的主流程图，结束本流程。

接下来说明检量线确定处理(步骤S2300)。

图71是表示检量线确定处理的程序的一例的流程图。此流程图是作为控制程序而存储于计算机1120的内存，并由CPU来执行。

于步骤S2310对图进行标绘。亦即，将于步骤S2000至步骤S2300所得的3个以上与不同稀释率对应的拐点的电流值(源极-漏极电流)，标绘于以横轴为稀释率，以纵轴为电流值的图上。

于步骤S2320确定关系式。具体而言，例如根据步骤S2310的标绘结果，于图的线性区域内，通过最小二乘法画出直线。亦即，决定y＝ax+b的是数a、b。于此，x为稀释率，y为拐点的电流值(源极-漏极电流)。此直线(y＝ax+b)为检量线。

例如于图64所示的I-Vg特性(使CaM抗原的浓度变化时的I-Vg特性)，以(a)所示的稀释率(对数值)为-10时的拐点的电流值(×10^-6)为2.7，以(b)所示的稀释率(对数值)为-9时的拐点的电流值(×10^-6)为2.6，以(c)所示的稀释率(对数值)为-5时的拐点的电流值(×10^-6)为2.4。若于图上标绘此结果(参考图72(A))，通过最小二乘法画出直线，则可获得检量线(参考图72(B))。

为了补偿测定结果的偏差，对各稀释率的拐点的电流值亦可为平均值。此平均值是通过对各稀释率，重复多次处理，取其平均而获得。

由此，确定以线性区域作为动态范围的检量线，结束本流程。

图73是表示校准功能的处理程序的一变更例的流程图。本变更例是将I-Vg特性确定处理(步骤S2000)以及拐点确定处理(步骤S2100)的处理程序的一部分变更的例子。于本变更例中，如图73所示，将步骤S2140以及步骤S2150插入图69所示的流程图。

步骤S2010至步骤S2050是与图69所示的流程图的各个步骤相同，故省略其说明。但，本变更例是使用具体的数值例进行说明。亦即，于步骤S2030，将源极-漏极电压(Vsd)设定为-1V，于步骤S2040，将栅极电压(Vg)设定为初始值的-10V。

于步骤S2140，求出以步骤S2050测定的源极-漏极电流(I)的微分值(dI/dVg)。具体而言，由于栅极电压的增加部分(dVg)为一定值(0.1V)，因此求出前次测定值与本次测定值的差分(dI)，计算dI/dVg。

于步骤S2150，从至今算出的微分值(dI/dVg)中选择最大值，根据选择的最大值，更新记录对应于此最大值的位置(拐点)的电流值。于此，最大值的选择是例如比较当前最大值与本次算出的微分值而进行。

步骤S2060至步骤S2070是与图69所示的流程图的各个步骤相同，故省略其说明。但，本变更例是使用具体的数值例进行说明。亦即，于步骤S2060，于当前的栅极电压加上0.1V以更新栅极电压的值，于步骤S2070，判断更新后的栅极电压是否为10.1V以上。

接下来，说明图67所示的生物传感器装置1100的测定功能。

图74是表示测定功能的处理程序的一例的流程图。此流程图是作为控制程序而存储于计算机1120的内存，并由CPU来执行。

于步骤S3000，对未知的试样进行I-Vg特性的测定。此步骤S3000，由于与图68所示的流程图的步骤S2000相同，故省略其说明。

于步骤S3100，决定于步骤S3000所得的I-Vg特性的拐点，特定该拐点的电流值(源极-漏极电流)。此步骤S3100，由于与图68所示的流程图的步骤S2100相同，故省略其说明。

然后，于步骤S3200，使用预先决定的检量线决定未知试样的浓度。具体而言，通过将于步骤S3100所特定的拐点的电流值y代入表示检量线的关系式y＝ax+b(已确定系数a、b)以求出未知试样的稀释率x，基于求得的稀释率决定浓度。

然而，对其他的未知试样进行测定时，重复步骤S3000至步骤S3200的处理即可。

由此，根据本发明的生物传感器装置，不仅止于未知试样中的被检测物质的有无，亦可同时对浓度进行检测。

此外，于动态范围未涵盖试样浓度的情况，例如浓度非常高而超过动态范围的情况，可预先准备数个已稀释的试样，使用多受检样品用的生物传感器装置来确定浓度。

而且，计算机1120可将获得的数据(例如I-Vg特性、拐点、检量线、试样的有无及浓度等)显示于显示部。

4.关于被检测物质的分布检测系统

如上述，本发明的生物传感器(装置)可用于检测被检测物质或其浓度，亦可进而用于检测被检测物质的分布。

本发明的生物传感器是检测灵敏度高，且可缩短检测所需时间。而且，本发明的生物传感器可小型化，亦可通过电池(battery)驱动。通过组合此等特征，可适宜作为用以在户外进行检测的传感器使用。“在户外进行检测”并未特别限定，其意味在野外进行感染症病毒等的检测等。

本发明的对象物分布检测系统包含生物传感器终端装置及信息处理装置。此生物传感器终端装置使用本发明的生物传感器。

生物传感器终端装置具有通信功能，其是用以传送由本发明的生物传感器所获得的被检测物质的检测结果(包含被检测物质的浓度信息等)、及其检测位置的信息。除了被检测物质的检测结果及位置信息以外，生物传感器终端装置还可具有用以传送检测时刻的信息的通信功能。此通信功能宜为无线通信功能。上述信息的传送对象为信息处理装置(后述)。

对象物分布检测系统包含1或2以上的生物传感器终端装置。若具有2以上的生物传感器终端装置，可根据从其等传送至信息处理装置的信息，产生有用的数据。分布检测系统包含2以上的生物传感器终端装置的情况，宜对各个赋予ID，该生物传感器终端装置亦宜具有用以传送ID信息的通信功能。

对象物分布检测系统所包含的信息处理装置可接收从上述生物传感器终端装置传送的信息，并且可输出该信息。“输出信息”意味例如于地图表示上述检测结果或检测时刻等，但并未特别限定。

于以下，说明对象物分布检测系统的一例。图75是表示分布检测系统的一例的构成的概略框图。图75所示的对象物分布检测系统500是由1台以上的生物传感器终端装置600及信息处理装置700所构成，此等装置由通信线路800连结。生物传感器终端装置600是于上述生物传感器装置进而具备通信功能等的装置，其调查特定场所(例如养鸡场等)有无被检测物质的存在及浓度，获得的数据是经由通信线路800传至信息处理装置700。

信息处理装置700为例如具备通信功能的计算机或工作站等，具有运算处理装置(CPU)、内存、输出入装置、存储装置等。于存储装置搭载有用以使信息处理装置700发挥功能的程序，于内存上装载此程序并由CPU执行，从而实现信息处理装置700。信息处理装置700接受从生物传感器终端装置600送来的数据，处理、解析该数据，并输出检测对象物的分布地图等解析结果。

通信线路800不限于有线、无线、专用线路、交换线路，若生物传感器终端装置600可与信息处理装置700建立对话，对信息处理装置700传送信息即可。通信线路800亦可如因特网，经由网关组合多个网络来实现。而且，关于其连接，亦可不直接连接于主干(backbone)，而通过PPP连接等进行暂时连接。此外，通信线路800亦包含固定架设专用线路、不使用交换机的网络。

图76是表示生物传感器终端装置600的构成的框图。生物传感器终端装置600具有：对象物辨识组件部605、超细纤维体组件部610、输入部615、位置特定部620、时刻特定部625、检测结果解析部630、存储部635、检量线数据库640、显示部645及传送部650。

对象物辨识组件部605为结合有被检测物质辨识分子的部位，使被检测物质辨识分子与被检测物质(检测对象物)间产生分子间相互作用。已产生分子间相互作用的情况(于试样溶液中存在被检测物质的情况)，以对象物辨识组件部605的被检测物质辨识分子所修饰的部分(栅电极或衬底等)的电子状态产生变化，此变化传到电性连接的超细纤维体组件部6 1 0。试样溶液中没有被检测物质的情况，不会产生上述电子状态的变化。关于对象物辨识组件部605的构成，已说明各种实施方式，但于此不特别限定使用任何实施方式。

如上述说明，超细纤维体组件部610是将从对象物辨识组件部605传送的电子状态的变化，作为源极-漏极电流的变化而检测。电子状态未变化的情况(于试样溶液中无被检测物质的情况)，不会产生此电流变化。

此外，对象物辨识组件部605与超细纤维体组件部610的关系为背栅极型、侧栅极型、分离栅极型的任一均可。

输入部615是使用者输入各功能的ON/OFF(开启/关闭)，或对检测数据输入数据名等属性数据时的输入接口。

位置特定部620是特定出测定地点。此可由使用者以手动输入位置信息，但亦可考虑利用全球定位系统(Global Positioning System：以下简略称为“GPS”)。此情况则于位置特定部620组入GPS接收系统即可。

时刻特定部625是特定出检测时刻或数据传送时的传送时刻。于此，特定到的时刻是作为时刻信息而附加于检测数据或传送数据。此可由使用者输入，但亦可通过装入时钟(石英钟或电波钟等)来实现。此外，于位置特定部620若使用GPS，由于从GPS卫星接收位置特定信息的同时，亦接收时刻信息，因此不附加特别功能即可特定出时刻。

检测结果解析部630是对超细纤维体组件部610所获得的原始数据进行各种处理。例如于检量线数据库640内的检量线数据对照原始数据(检测到的电流值等)，计算试样溶液中的检测对象物的浓度。除此的外，于多受检样品多项目检测的情况，亦可考虑针对各受检样品、各项目汇总数据并进行解析。

存储部635是存储为了使生物传感器终端装置600发挥功能的程序或于生物传感器终端装置600内产生的信息。

检量线数据库640是储存超细纤维体组件部610的检量线数据。超细纤维体组件部610的超细纤维体的特性是依各组件而不同，因此检测对象物的浓度变化与源极-漏极电流(电压)值变化的关系亦依各超细纤维体组件而不同。因此，于检量线数据库640储存生物传感器终端装置600内的超细纤维体组件部610固有的检量线数据。于1台生物传感器终端装置内有多个超细纤维体组件部的情况，分别区别超细纤维体组件部，储存各个的检量线数据的全部。此外，基于检量线的浓度计算在生物传感器终端装置600内进行，或在信息处理装置700内进行均可。

显示部645是显示生物传感器终端装置600的执行状态或于生物传感器终端装置600产生的信息。此外，不须对使用者显示此等信息的情况，没有显示部645亦可。

传送部650是将检测数据传送至信息处理装置700。此时，传送的检测数据为处理前的原始数据或处理后的数据均可。

图77是表示信息处理装置700的构成的框图。信息处理装置700具有：接收部705、输入部710、项目信息赋予部715、分布地图制作部720、分布解析部725、存储部730、项目信息数据库735、地图信息数据库740、分布地图数据库745及输出部750。

接收部705接收生物传感器终端装置600所传送的检测数据。

输入部710是使用者输入信息处理装置700的各功能的ON/OFF(开启/关闭)，或对对象物分布地图等数据，以手动输入数据名等时的输入接口。

项目信息赋予部715是对生物传感器终端装置600所送来的检测数据，赋予项目信息。

于此，为了说明上述项目信息赋予部715的功能，现对有关生物传感器终端装置600所传送的检测数据及通过项目信息赋予部715所进行项目信息赋予后的数据进行说明。

图78为生物传感器终端装置600所传送的检测数据的一例。于此，设想在C养鸡场进行禽流感调查的情况，以生物传感器终端装置600，将检测数据汇总为各检测项目后再传送。此外，检测数据的样式不限定于此。

“终端装置”栏为生物传感器终端装置的号码(或名称)。生物传感器终端装置600分别被赋予各自不同的号码，于数据传送时会自动写入此信息。

“养鸡场名”栏为调查的养鸡场的名称。若有其次所示的“场所”栏，此项目非特别需要，但为了容易理解调查对象，仍以设有此项目为宜。此栏是使用者从生物传感器终端装置的输入部615以手动输入。

“场所”栏是用以特定出调查场所的信息。例如于此情况，使用GPS输入纬度及经度的信息即可。此信息为用以制作分布地图所必须，但如“养鸡场名”栏，若使用者另外输入可特定出场所的信息，则无此栏亦可。

“年月日”及“时刻”栏是用以特定出调查时点的信息。此信息是为了得知分布范围的经时性变化所必须。

“取样数”栏为表示受检样品数的信息。此是可由使用者从生物传感器终端装置的输入部615以手动输入，或自动检测芯片上的受检样品数，自动填入此栏。

“项目1、项目2、...、项目135”栏为各检测项目的检测结果。例如于此，若对H1N1、H1N2、...、H15N9的流感病毒的135亚型进行调查，则1次检查为100受检样品、135项目。在图78中，100受检样品中的5受检样品是对项目37显示出阳性。此时，此栏名称亦可分别填有具体的检测项目“H1N1、H1N2、...、H1N9”。于此情况，项目37相当于H5N1。然而，不须对使用者告知检测结果的情况，或以不告知为宜的情况，此栏名称是如图78的“项目1、项目2、...、项目135”，仅止于赋予临时号码(ID信息)。于此，于其次的图79的说明中叙述有关赋予临时号码的优点。

图79是表示信息处理装置700的项目信息赋予部715已赋予项目信息后的数据的一例。于此，表示汇总来自10台生物传感器终端装置的信息的结果。从“终端装置”至“取样数”栏是与图78相同。

项目“H1N1、H1N2、...、N15N9”是项目信息赋予部715对图78的项目“项目1、项目2、...、项目135”的临时号码(ID信息)的每一个，置换为实际的项目内容者。如此，于生物传感器终端装置600，仅对检测项目的各项目赋予临时号码(ID信息)，信息处理装置700的项目信息赋予部715根据临时号码(ID信息)赋予项目信息，其具有以下优点。

第一个优点为使用者不会得知检测结果。例如针对如禽流感，依检查结果，可能会对养鸡业者造成甚大经济损失，或对周围居民的生活造成甚大影响的事项进行调查的情况，使用者未必需要当场知道检测结果。依情况，可能对检测结果进行不当行为。因此，通过如上述，将检查项目设为临时号码，使用者无法得知检测结果，因此可防止此问题。

第二个优点为容易变更检测项目。例如关于如上述135项目，结果得知今后的调查仅调查H5型及H7型的18项目(H5N1～H5N9、H7N1～H7N9)即可。于此情况，将芯片从100受检样品、135项目用，置换为100受检样品、18项目用，但若以生物传感器终端装置600来赋予项目信息，于每次变更芯片时，必须于所有生物传感器终端装置600变更项目信息。然而，若于生物传感器终端装置600无论使用任何芯片的情况，均仅止于按照特定规则赋予临时号码(ID信息)，信息处理装置700的项目信息赋予部715赋予对应于临时号码(ID信息)的项目信息，则伴随于芯片变更的项目信息变更，仅将信息处理装置700的项目信息数据库735内的数据变更1次即完成。

如此，项目信息赋予部715是对从生物传感器终端装置600送来的检测数据赋予项目信息。

分布地图制作部720是根据检测数据及地图信息数据库740内的地图信息来制作分布地图。例如通过组入地理信息系统(Geographic InformationSystem：以下简略记为“GIS”)，可制作分布地图。

图80为分布地图的一例。于此，根据图79的资料，标示出特定时刻的H5N1型病毒的分布。“×”为第一通报地点的C养鸡场，将距离C养鸡场30km以内的养鸡场A～J作为调查对象，并表示于地图。“★”及“☆”为调查对象的养鸡场，“★”表示病毒阳性，“☆”表示病毒阴性。而且，于各标记的邻侧记有养鸡场名及病毒阳性的受检样品比例(阳性受检样品数/100受检样品)。此外，图80是表示显示出养鸡场名或病毒阳性的受检样品比例等的情况，但可应需要将检测对象物的浓度等接收自生物传感器终端装置600的信息全部显示出来。

如此，通过实时制作分布地图，可获得许多有用资料。例如于最初的调查制作图80的地图的情况，可知E养鸡场比第一通报地点的C养鸡场病毒感染率高，可推测E养鸡场为感染源。而且，即使接近E养鸡场的B养鸡场或H养鸡场尚未受病毒感染，但远离E养鸡场的I养鸡场已感染病毒，可知感染扩大路径具有指向性(地图右下；东南方向)。当然，仅以此数据无法特定，但此可作为由于I养鸡场附近有阔叶树林，因此病毒通过栖息于森林的野鸟而扩散的一假说而成立。

分布解析部725分析分布的经时性变化。例如于各特定时间，调查各养鸡场，如图80将各病毒感染率绘图(mapping)，可获得经时性的分布地图。分布解析部725解析此经时性分布地图，以仿真将来的感染扩大路径或其范围推测等。

存储部730是存储使信息处理装置700发挥功能的程序或信息处理装置700所产生的数据。

项目信息数据库735是储存项目信息赋予部715对送来的检测数据赋予项目信息时所需的项目信息。

地图信息数据库740是储存分布地图制作部720制作对象物分布地图时，作为基础的地图信息(例如数字的轮廓地图(outline map)等)。

分布地图数据库745是储存分布地图制作部720所制作的对象物分布地图。

输出部750是输出检测对象分布地图等在信息处理装置700产生的数据。例如可考虑输出至连接于外部的监视器或打印机，或输出至以因特网等连接的其它计算机等。

其次，使用图81及图82所示的流程图，说明具有上述构成的对象物分布检测系统500的动作。

首先，使用图81所示的流程图，说明生物传感器终端装置600的动作。

在步骤S4000中，使用者调制试样，并且使用位置特定部620、时刻特定部625、输入部615，输入有关取得试样的时刻及场所的信息等属性信息。输入的属性信息存储于存储部635。

在步骤S4100中，使用者将在步骤S1000调制的试样溶液，滴加于对象物辨识组件部605。

在步骤S4200中，对象物辨识组件部605及超细纤维体组件部610检测试样溶液中是否有检测对象物。对象物辨识组件部605及超细纤维体组件部610对各电极施加电压。其次，超细纤维体组件部610是测定由于对象物辨识组件部605的分子间相互反应(例如抗原抗体反应)所引起的超细纤维体组件部610的源极-漏极电流的变化。超细纤维体组件部610将电流变化测定值交付检测结果解析部630。

在步骤S4300中，检测结果解析部630从电流变化测定值，算出试样溶液中的检测对象物的有无及其浓度。如上述，电流变化测定值仅表示超细纤维体组件部的电压与电流的相关关系，无法直接得知试样溶液中是否有检测对象物。因此，检测结果解析部630将电流变化测定值对照储存于检量线数据库640的检量线数据，算出检测对象物的有无及其浓度。检测结果解析部630将算出结果交付传送部650。

在步骤S4400中，传送部650制作用以传送至信息处理装置700的检测数据。传送部650是对步骤S4300所算出的算出结果，赋予在步骤S4000输入的位置信息及时刻信息等属性信息，制作包含信息处理装置700在制作分布地图上所需的所有数据的检测数据。

在步骤S4500中，传送部650对信息处理装置700，传送在步骤S4400制作的检测数据。

其次，使用图82所示的流程图，说明信息处理装置700全体的动作。

在步骤S5000中，接收部705接受从生物传感器终端装置600送来的检测数据。接收的数据是交付至项目信息赋予部715。

在步骤S5100中，项目信息赋予部715根据储存于项目信息数据库735的项目信息，对检测数据被赋予临时号码的项目赋予项目信息。被赋予项目信息的检测数据是交付至存储部730。其结果，于存储部730备齐从各地传送来的检测数据。

在步骤S5200中，分布地图制作部720制作检测对象物分布地图。分布地图制作部720读出储存于存储部730的检测数据中的目标时间的检测数据。而且，分布地图制作部720从地图信息数据库740，读出调查对象区域的地图。而且，分布地图制作部720制作某特定时间的检测对象物分布地图。制成的检测对象物分布地图储存于分布地图数据库745。

于步骤S5300中，分布解析部725解析检测对象物的分布。于此，例如进行感染范围的特定或今后的感染范围及感染路径的预测等。

于步骤S5400中，输出部750输出解析结果。于此所谓解析结果不仅是步骤S5300的解析结果，亦包含于步骤S5200所制作的分布地图等。

[使用设想例]

以禽流感的发生例，举例说明本发明的被检测对象物的分布检测系统的使用所设想的事例。本使用设想例仅为提案，并未依据现在的日本法律。当然，本发明的对象物分布检测系统的使用目的及使用方法等不限定于此。

(1)发生禽流感的疑似例

地方自治体等特定机关，收到在C养鸡场，有许多鸡观察到神经症状(脖子弯曲、没有精神等)、呼吸器官症状、消化系统症状(下痢、食欲减退等)等全身症状，或羽毛凌乱或产卵数降低等轻微症状的报告。

(2)特定周边设施

特定机关以收到报告的C养鸡场为中心，指定半径30km以内有大量鸟类的设施(养鸡场、动物园等)。此可不使用关于本发明的系统，但亦可使用关于本发明的信息处理装置内的地图信息数据。以下，举例说明指定的设施均为养鸡场的情况。

(3)现场检测病毒

特定机关的职员将本发明的生物传感器终端装置，带至上述(2)所特定到的各设施，确认有无禽流感病毒。

首先，在指定时刻，从各鸡舍(养鸡场的情况)收集100个鸡粪。高价鸡的情况，亦可区别每1只而收集。此时，使用生物传感器终端装置的时刻特定功能及位置特定功能，记录收集时刻及收集场所信息。

当场将收集的试样(鸡粪)，放入装有缓冲液的附盖试管，充分摇晃而制作悬浮液。将悬浮液静置片刻，仅取出上澄液(supernatant)而作为试样溶液。

在本发明的生物传感器终端装置的禽流感病毒检测用多受检样品用板上，滴加获得的试样溶液。禽流感病毒检测用多受检样品用板为例如图53的多受检样品用板，于各个槽的底部固定对禽流感病毒的各种抗体作为被检测物质辨识分子。于此，若如图53(C)所示使用多受检样品多项目的板，则不仅能以一次的检测来得知有无禽流感病毒，而且连其亚型均可得知。

试样溶液滴下后，静置10分钟，使抗原抗体反应进行。10分钟后，取得各取样的电流特性。例如取得I-Vg特性，特定出取得检量线时的电压的电流值。在有别于此，另外使用I-Vg特性曲线的拐点而取得检量线的情况，则特定出试样溶液的I-Vg曲线的拐点的电流值。

将获得的电流值对照检量线，特定出试样溶液中的被检测物质(各亚型的禽流感病毒)的浓度，产生检测数据。

(4)数据传送

对检测数据(禽流感病毒的有无及试样溶液中的浓度)，附加位置信息、时刻信息等属性信息后，传送至特定机关内部的信息处理装置。于此所传送的检测数据是例如为图78所示。此外，为了防止检测结果的不当处理，在此不显示检测结果。

(5)制作分布地图

信息处理装置接收上述(2)所特定出的来自各设施的检测资料，根据接收的检测资料，制作禽流感病毒的分布地图。于此所制作的分布地图是例如为图80所示。于此分布地图不仅标示有无病毒，亦可追加标示发现受检样品数或试样溶液中的被检测物质的浓度等信息。

(6)经时性检查的继续及今后预测

于各特定时间重复上述(3)～(5)的过程，制作各特定时间的分布地图。于前次检查有新检测到病毒的养鸡场的情况，以该养鸡场为中心，再以半径30km的区域作为检查对象。

通过如此经时地进行检查，可经时地得知分布变化的状况，可预测今后病毒分布的扩大范围。同样地，可能亦可预测感染路径。例如若发现乌鸦等野鸟多的森林的位置与感染养鸡场的位置有任何关系，则可推测感染路径为野鸟。

而且，由于可迅速得知病毒的正确分布范围，因此可正确区别已受病毒感染而应处分所有鸡的鸡舍，与未受病毒感染，即使将鸡肉及鸡蛋出货，危险性仍低的鸡舍，可抑制经济损失(由特定政府机关制作判断基准)。

本发明的对象物分布检测系统亦可用于人流感的预测。东亚地区的流感病毒据知是由从俄国东北部飞来的鸭类所携带。因此，通过关于本发明的对象物分布检测系统，于鸭类飞至东亚地区前，于俄国东北部各地的湖沼，从鸭类粪便等特定出流感病毒的亚型并且绘图，藉此可预测该年流行的流感病毒的亚型。藉此，可适当准备疫苗。由于若采以往手法，此分析需要数周，因此无法实现流感病毒的亚型或流行时期的实时预报。

上述手法不仅对流感，对所有感染症的流行，均可特定出其发生源，实现今后的预报。

而且，本发明的对象物分布检测系统亦可用于预测海洋微生物的增减。生物传感器不须通过人来使其动作，可安装于浮标等，定时使定点信息集中至中心。藉此，不仅可预测红潮等，还可实现贝毒、诺瓦克病毒(Norovirus)等的实时绘图(real-time mapping)，并根据其进行预测。此种信息对渔民是极为重要的信息。

而且，本发明的对象物分布检测系统亦可对伴随于农药喷洒的残留农药的检测。于以往手法，获得检查结果时，农作物多半已进入加工阶段。然而，通过使用关于本发明的对象物分布检测系统，可迅速将残留农药的检测结果集中至卫生所等特定机关，亦可立即制作残留农药地图。并且，如此将检测结果绘图，不仅可针对农家本身喷洒的农药，对于土壤中的PCB、来自相邻农家的农药、来自邻接道路的废气、附近工厂的煤烟等由周围所带来的准同农药的化学物质，亦可特定出其分布及排放源。

而且，本发明的对象物分布检测系统可通过集中人口密集地区周边的杉林等的花粉检测结果、风向、风量、气温等地区数据，以提供实时的花粉信息及花粉预报。

而且，本发明的对象物分布检测系统亦可对生化恐怖活动使用。特别由于本发明的生物传感器终端装置可进行多项目检测，因此可迅速特定出原因物质或生物，制作其分布地图。此种迅速集中信息，可对周边地区传送的系统是与海啸预报一样极为重要。

本申请案是根据2005年6月14日申请的日本特愿2005-174404、2005年6月14日申请的日本特愿2005-174408、2005年8月17日申请的日本特愿2005-237002及2005年8月31日申请的日本特愿2005-252506而主张优先权。该等申请案的专利说明书所载的内容全部被引用于本专利说明书。

工业利用性

本发明的FET具有优异的电气特性。因此特别通过适用于生物传感器，可提供比以往的生物传感器显示出明显优异的检测灵敏度的生物传感器。而且，本发明的生物传感器可小型化，因此亦可适用于野外检测等，在以往的生物传感器视为困难的使用场面。

Claims (23)

1.一种场效应晶体管，其包括：

衬底，

配置于上述衬底上的源电极以及漏电极，

将上述源电极与漏电极电性连接的沟道，以及

控制在上述沟道中流通的电流的栅电极；

其中，上述沟道包含超细纤维体；

上述栅电极使上述衬底产生由自由电子移动所导致的极化。

2.按照权利要求1所述的场效应晶体管，其中，

上述超细纤维体为碳纳米管。

3.按照权利要求1所述的场效应晶体管，其中，

上述衬底具有：由半导体或金属构成的支持衬底、形成于上述支持衬底第一面上的第一绝缘膜，以及形成于上述支持衬底第二面上的第二绝缘膜；

上述源电极、漏电极以及沟道配置于上述第一绝缘膜上；

上述栅电极配置于上述第二绝缘膜上。

4.按照权利要求3所述的场效应晶体管，其中，

上述第二绝缘膜的厚度为10nm以上。

5.按照权利要求1所述的场效应晶体管，其中，

上述衬底具有：由半导体或金属构成的支持衬底、以及形成于上述支持衬底第一面上的第一绝缘膜；

上述源电极、漏电极、沟道以与栅电极配置于上述第一绝缘膜上；

上述栅电极与上述超细纤维体的间隔为10μm以上。

6.按照权利要求5所述的场效应晶体管，其中，

上述栅电极与上述超细纤维体的间隔为100μm以上。

7.按照权利要求1所述的场效应晶体管，其还包括电性连接于上述衬底的第二衬底；

其中，上述衬底具有：由半导体或金属构成的支持衬底、以及形成于上述支持衬底第一面上的第一绝缘膜；

上述源电极、漏电极以及沟道配置于上述第一绝缘膜上；

上述栅电极配置于上述第二衬底的第一面上。

8.按照权利要求7所述的场效应晶体管，其中，

上述第二衬底具有：由半导体或金属构成的支持衬底、以及形成于上述支持衬底第一面上的第二绝缘膜；

上述栅电极配置于上述第二绝缘膜上。

9.按照权利要求7所述的场效应晶体管，其中，

上述衬底的第二面与上述第二衬底的第二面通过导电性衬底或导电性部件电性连接。

10.一种生物传感器装置，其具备组件部，该组件部包含结合有被检测物质辨识分子的场效应晶体管；其中，

上述场效应晶体管为权利要求1所述的场效应晶体管。

11.按照权利要求10所述的生物传感器装置，其中，

上述组件部可在生物传感器装置主体中装卸；

在上述组件部安装于上述生物传感器装置主体中时，上述源电极和漏电极使电流在上述沟道中流通；

在上述组件部安装于上述生物传感器装置主体中时，上述栅电极控制在上述沟道中流通的电流。

12.一种包含权利要求7所述的场效应晶体管的生物传感器装置，其包括：

生物传感器装置主体，其具有上述衬底、源电极、漏电极以及沟道；以及

组件部，其具有上述第二衬底、栅电极以及结合于上述第二衬底或栅电极上的被检测物质辨识分子；

其中，上述组件部可在上述生物传感器装置主体中装卸；

在上述组件部安装于上述生物传感器装置主体中时，上述栅电极控制在上述沟道中流通的电流。

13.一种芯片，其包括：权利要求11或12所述的可在上述生物传感器装置主体中装卸的组件部。

14.按照权利要求10所述的生物传感器装置，进一步包括：

存储装置，其用于存储表示被检测物质浓度与在I-V特性曲线或I-Vg特性曲线的特定点处的源极-漏极电流或栅极电压的关系的检量线；以及

浓度确定装置，其使用上述检量线，确定未知试样所含的被检测物质浓度。

15.按照权利要求14所述的生物传感器装置，其中，上述浓度确定装置包括：

对被检测物质浓度未知的试样，测定上述I-V特性曲线或I-Vg特性曲线的特定点处的源极-漏极电流或栅极电压的装置；以及

基于上述测定的源极-漏极电流或栅极电压，通过上述检量线求出被检测物质浓度的浓度计算装置。

16.按照权利要求14所述的生物传感器装置，进一步包括：

使用被检测物质浓度已知的试样来获得检量线的校准装置。

17.按照权利要求16所述的生物传感器装置，其中，上述校准装置包括：

测定装置，其用于对被检测物质浓度已知且浓度互异的3个以上试样，分别测定在I-V特性曲线或I-Vg特性曲线的特定点处的源极-漏极电流或栅极电压；以及

检量线计算装置，其通过上述测定的源极-漏极电流或栅极电压、以及上述已知的被检测物质浓度，计算检量线。

18.一种被检测物质的分布检测系统，其包括：

能够传送被检测物质的检测结果及检测位置信息的生物传感器终端装置，以及

接收并输出上述检测结果及检测位置信息的信息处理装置；

其中，上述生物传感器终端装置包括权利要求10的生物传感器装置。

19.按照权利要求18所述的分布检测系统，其中，

上述生物传感器终端装置不包括显示上述检测结果的显示装置。

20.按照权利要求18所述的分布检测系统，其中，

上述生物传感器终端装置还传送检测时刻信息；

上述信息处理装置接收上述检测时刻信息，并输出接收到的检测时刻信息。

21.按照权利要求18所述的分布检测系统，其中，

上述生物传感器终端装置还传送本身的ID信息；

上述信息处理装置接收上述ID信息，并输出接收到的ID信息。

22.一种用于权利要求18所述的分布检测系统的上述生物传感器终端装置。

23.一种用于权利要求18所述的分布检测系统的上述信息处理装置。

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