(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
液体電解質をゲートとして使用し、水素終端、酸素終端及びアミノ終端が混合されたダイヤモンド表面をチャンネルとしたｐチャンネル電界効果トランジスタ。
【請求項２】
請求項１記載のｐチャンネル電界効果トランジスタを用いて、前記液体電解質のｐＨの上昇に対し、前記アミノ終端と酸素終端の混合表面で閾値電圧が正方向にシフトすることにより、ｐＨ感応性を有することを特徴とするセンサ。
【請求項３】
請求項２記載のセンサにおいて、前記ｐＨの上昇が、２から１２であることを特徴とするセンサ。
【請求項４】
請求項２又は３記載のセンサにおいて、前記表面のアミノ終端にウレアーゼをグルタルアルデヒド（２価のアルデヒド）を介して固定し、尿素濃度の上昇によって、閾値電圧が正方向にシフトすることにより、尿素の感応性を示すようにしたことを特徴とするセンサ。
【請求項５】
請求項４記載のセンサにおいて、前記尿素濃度の上昇が、１０-6Ｍから１０-2Ｍであることを特徴とするセンサ。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ｐチャンネル電界効果トランジスタ及びそれを用いたセンサに係り、特に、化学センサ及びバイオセンサに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
本願発明者は、既に、液体電解質をゲートとして使用し、ダイヤモンドの水素終端表面をチャンネルとした電界効果トランジスタを提案している（下記特許文献１及び２参照）。
【０００３】
ところで、ウレアーゼ（酵素）の触媒作用により、尿素が加水分解し、アンモニアを発生し、ｐＨが上昇することは知られている。シリコン系イオン感応性ＦＥＴ（ＩＳＦＥＴ）では、ウレアーゼ（酵素）を保護膜兼感応膜であるシリコン窒化物上に固定し、ｐＨの変化を検出する。この場合、ウレアーゼ（酵素）の固定密度及び固定強度が検出精度を左右する。また、ウレアーゼ（酵素）とＩＳＦＥＴを分離する方法があるが、この場合には、検出感度が低下するという問題があった。
【０００４】
【特許文献１】
特許第３３１３６９６号公報（第２−４頁  図１）
【特許文献２】
特許第３３９０７５６号公報（第２−４頁  図１）
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、上記状況に鑑みて、酵素をＦＥＴチャンネル表面（ダイヤモンド表面）に直接固定することにより、酵素の感応性を向上させることができるｐチャンネル電界効果トランジスタ及びそれを用いたセンサを提供することを目的とする。
【０００６】
特に、ウレアーゼをＦＥＴチャンネル表面（ダイヤモンド表面）に直接固定することにより、尿素濃度の感応性を向上させることができるｐチャンネル電界効果トランジスタ及びそれを用いたセンサを提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記目的を達成するために、
〔１〕ｐチャンネル電界効果トランジスタにおいて、液体電解質をゲートとして使用し、水素終端、酸素終端及びアミノ終端が混合されたダイヤモンド表面をチャンネルとした。
【０００８】
〔２〕上記〔１〕記載のｐチャンネル電界効果トランジスタを用いて、前記液体電解質のｐＨの上昇に対し、前記アミノ終端と酸素終端の混合表面で閾値電圧が正方向にシフトすることにより、ｐＨ感応性を有することを特徴とする。
【０００９】
〔３〕上記〔２〕記載のセンサにおいて、前記ｐＨの上昇が、２から１２であることを特徴とする。
【００１０】
〔４〕上記〔２〕又は〔３〕記載のセンサにおいて、前記表面のアミノ終端にウレアーゼをグルタルアルデヒド（２価のアルデヒド）を介して固定し、尿素濃度の上昇により、閾値電圧が正方向にシフトすることにより、尿素の感応性を示すようにしたことを特徴とする。
【００１１】
〔５〕上記〔４〕記載のセンサにおいて、前記尿素濃度の上昇が、１０-6Ｍから１０-2Ｍであることを特徴とする。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態について詳細に説明する。
【００１３】
図１は本発明にかかる電解質溶液ゲートダイヤモンドＦＥＴの斜視図、図２はその電解質溶液ゲートダイヤモンドＦＥＴの断面図である。
【００１４】
この図において、１は多結晶ＣＶＤダイヤモンド基板、２はＰ型表面伝導層、３はソース電極（Ａｕ）、４はドレイン電極（Ａｕ）、５はソース電極（Ａｕ）３を覆うエポキシ樹脂、６はドレイン電極（Ａｕ）４を覆うエポキシ樹脂、７は電解質溶液、８はゲート電極（Ａｇ／ＡｇＣｌ参照電極）である。
【００１５】
この電解質溶液ゲートダイヤモンドバイオセンサは、従来のシリコン基板上にソース・ドレインを有するシリコンバイオセンサに比べると、安価な多結晶ＣＶＤダイヤモンド基板を用いるため低コスト化を図ることができる。
【００１６】
また、シリコンバイオセンサでは、シリコン窒化物、シリコンダイオキサイドを通してシグナルが検出されるが、保護膜、感応膜がないダイヤモンドセンサではシグナルを直接検出することができる。そのため、ダイヤモンドセンサではノイズがないシグナルの検出ができる。
【００１７】
また、本発明では、紫外線を用いて水素終端ダイヤモンド表面を改質した。
【００１８】
すなわち、酸素を入れて紫外線を照射すると、オゾンにより水素終端表面が部分的に酸化され酸素終端になる。また、基板をアンモニア溶液に入れて紫外線を照射すると、水素終端ダイヤモンド表面が部分的にアミノ終端になる。酸素終端とアミノ終端は絶縁性なので、電解質溶液ゲートＦＥＴのコンダクタンスが少し下がるが、デバイス動作への影響は少ない。
【００１９】
図３は本発明にかかるアミノ化された基板のＸＰＳ測定結果を示す図である。
【００２０】
これはアンモニア溶液の中に基板を入れて紫外線を照射することにより、アミノ終端された基板のＸＰＳ測定結果であり、図３（ａ）は炭素、図３（ｂ）は窒素、図３（ｃ）は酸素を示している。これらの図において、窒素のピークと酸素のピークが見える。このことより、アンモニア溶液中で基板に紫外線を照射すると、水素終端ダイヤモンド表面が部分的にアミノ終端、酸素終端されることがわかる。なお、これらの図において、縦軸は光電子検出強度（任意単位）、横軸は結合エネルギーである。
【００２１】
図４は本発明の実施例を示す電解質溶液ゲート酵素バイオセンサの模式図である。
【００２２】
この図において、１１は多結晶ＣＶＤダイヤモンド基板、１２はＰ型表面伝導層（水素、酸素、アミノ基により終端された基板表面）、１３はソース電極（Ａｕ）、１４はドレイン電極（Ａｕ）、１５はソース電極（Ａｕ）１３を覆うエポキシ樹脂、１６はドレイン電極（Ａｕ）１４を覆うエポキシ樹脂、１７は電解質溶液、１８はゲート電極（Ａｇ／ＡｇＣｌ参照電極）、１９は酵素、２０は基質である。
【００２３】
上記した方法で水素、酸素、アミノ基により終端された多結晶ダイヤモンド基板１１の表面チャンネル１２上で、電解質溶液ゲートＦＥＴを作製した。
【００２４】
図４に示したように、Ｐ型表面伝導層（水素終端表面の一部がアミノ終端、酸素終端された基板表面）１２には酵素１９を直接固定することができ、この酵素１９に電解質溶液１７中の基質２０を結合させることができる。
【００２５】
図５は本発明の実施例を示す部分的にアミノ終端、酸素終端された水素終端ダイヤモンド基板のｐＨ感応性を示す図（その１）であり、図５（ａ）はゲート・ソース間電圧ＶGSが−０．７Ｖの場合のドレイン・ソース間電圧ＶDSに対するドレイン・ソース間電流ＩDSの特性図、図５（ｂ）はドレイン・ソース間電圧ＶDSが−０．１Ｖの場合のゲート・ソース間電圧ＶGSに対するドレイン・ソース間電流ＩDSの特性図である。
【００２６】
これらの場合、ｐＨ２−１２の間でｐＨ感応性を示した。
【００２７】
図６は本発明の実施例を示す部分的にアミノ終端、酸素終端された水素終端ダイヤモンド基板のｐＨ感応性を示す図（その２）であり、この図において、横軸はｐＨを、縦軸は閾値電圧〔Ｖ〕を示している。
【００２８】
これらの図から、部分的にアミノ終端、酸素終端された水素終端ダイヤモンド基板は、ｐＨ感応性を有することが分かる。
【００２９】
図７は本発明の実施例を示すウレアーゼがアミノ終端されたダイヤモンド表面に固定された溶液ゲート酵素バイオセンサの模式図、図８はそのアミノ終端されたダイヤモンド表面での作用を示す模式図である。
【００３０】
これらの図において、２１は多結晶ＣＶＤダイヤモンド基板、２２は水素終端、酸素終端、アミノ終端が混在したダイヤモンド表面、２３はソース電極（Ａｕ）、２４はドレイン電極（Ａｕ）、２５はソース電極（Ａｕ）２３を覆うエポキシ樹脂、２６はドレイン電極（Ａｕ）２４を覆うエポキシ樹脂、２７は尿素（ウレア）溶液、２８はゲート電極、２９は固定されたウレアーゼ、３０はグルタルアルデヒド、３１はアミノ基である。
【００３１】
図８（ａ）に示すように、水素終端、酸素終端、アミノ終端が混在したダイヤモンド表面２２上にグルタルアルデヒドＯＨＣ（ＣＨ2 ）3 ＣＨＯ３０を作用させて処理すると、図８（ｂ）に示すように、水素終端、酸素終端、アミノ終端が混在したダイヤモンド表面２２上のアミノ基３１にグルタルアルデヒド３０が固定される。そこへ、ウレアーゼ２９を作用させると、図８（ｃ）に示すように、グルタルアルデヒド３０にウレアーゼ２９のアミノ基３１が結合する。つまり、水素終端、酸素終端、アミノ終端が混在したダイヤモンド表面２２にウレアーゼ２９を固定できる。
【００３２】
図９は本発明の実施例を示すダイヤモンドウレアセンサのウレア濃度特性図（その１）であり、図９（ａ）はゲート・ソース間電圧ＶGSが−０．７Ｖの場合のドレイン・ソース間電圧ＶDSに対するドレイン・ソース間電流ＩDSの特性図、図９（ｂ）はドレイン・ソース間電圧ＶDSが−０．１Ｖの場合のゲート・ソース間電圧ＶGSに対するドレイン・ソース間電流ＩDSの特性図である。
【００３３】
図１０は本発明の実施例を示すダイヤモンドウレアセンサのウレア濃度特性図（その２）であり、図１０（ａ）は尿素の化学的作用（分解）の説明図、図１０（ｂ）は尿素のセンシング特性図であり、横軸に尿素濃度（Ｍ）、縦軸に閾値電圧Ｖth（Ｖ）を示している。
【００３４】
図９に示したように、ウレアーゼが固定されているダイヤモンド電解質溶液ゲートＦＥＴでは、尿素濃度が増加するとドレイン電流は増加し、閾値電圧は正方向にシフトする。
【００３５】
図１０（ａ）に示すように、尿素は水の中でウレアーゼに分解される。その分解過程で、アルカリ性のアンモニア酸と酸性の炭酸が発生する。アルカリ性のアンモニア酸は酸性の炭酸より強いため、ダイヤモンド表面のｐＨが上がる。ｐＨが増加すると、ダイヤモンド電解質溶液ゲートＦＥＴのドレイン電流も増加する。
【００３６】
このように、本発明のダイヤモンドウレアセンサは、そのｐＨ変化を検出する酵素センサである。図１０（ｂ）に示すように、閾値電圧のシフトは約３０ｍＶ／ｄｅｃａｄｅである。１０-6Ｍから１０-2Ｍまで尿素濃度を増加すると、閾値電圧は正方向に約０．１Ｖシフトし、３０ｍＶ／ｄｅｃａｄｅの尿素濃度感応性を示した。
【００３７】
なお、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の趣旨に基づいて種々の変形が可能であり、これらを本発明の範囲から排除するものではない。
【００３８】
【発明の効果】
以上、詳細に説明したように、本発明によれば、以下のような効果を奏することができる。
【００３９】
（Ａ）酵素をＦＥＴチャンネル表面（ダイヤモンド表面）に直接固定することにより、酵素濃度の感応性を向上させることができる。
【００４０】
（Ｂ）尿素濃度の簡便な測定は、健康医療で重要である。特に、腎機能の指標として臨床検査に使用される血中尿素の測定などに有用である。
【００４１】
（Ｃ）食品検査、特に牛乳中の尿素検査の簡便化を図ることできる。
【００４２】
（Ｄ）生化学分析における微量尿素（μＭ）の測定が可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明にかかる電解質溶液ゲートダイヤモンドＦＥＴの斜視図である。
【図２】本発明の実施例を示す電解質溶液ゲートダイヤモンドＦＥＴの断面図である。
【図３】本発明にかかるアミノ化された基板のＸＰＳ測定結果を示す図である。
【図４】本発明の実施例を示す電解質溶液ゲート酵素バイオセンサの模式図である。
【図５】本発明の実施例を示す部分的にアミノ終端、酸素終端された水素終端ダイヤモンド基板のｐＨ感応性を示す図（その１）である。
【図６】本発明の実施例を示す部分的にアミノ終端、酸素終端された水素終端ダイヤモンド基板のｐＨ感応性を示す図（その２）である。
【図７】本発明の実施例を示すウレアーゼがアミノ終端されたダイヤモンド表面に固定された溶液ゲート酵素バイオセンサの模式図である。
【図８】本発明の実施例を示すウレアーゼがアミノ終端されたダイヤモンド表面での作用を示す模式図である。
【図９】本発明の実施例を示すダイヤモンドウレアセンサのウレア濃度特性図（その１）である。
【図１０】本発明の実施例を示すダイヤモンドウレアセンサのウレア濃度特性図（その２）である。
【符号の説明】
１，１１，２１    多結晶ＣＶＤダイヤモンド基板
２，１２    Ｐ型表面伝導層
３，１３，２３    ソース電極（Ａｕ）
４，１４，２４    ドレイン電極（Ａｕ）
５，１５，２５    ソース電極（Ａｕ）を覆うエポキシ樹脂
６，１６，２６    ドレイン電極（Ａｕ）を覆うエポキシ樹脂
７，１７    電解質溶液
８，１８，２８    ゲート電極（Ａｇ／ＡｇＣｌ参照電極）
１９    酵素
２０    基質
２２    水素終端、酸素終端、アミノ終端が混在したダイヤモンド表面
２７    尿素（ウレア）溶液
２９    ウレアーゼ
３０    グルタルアルデヒド
３１    アミノ基
【図１】
0003657591.tif 000002
【図２】
0003657591.tif 000003
【図３】
0003657591.tif 000004
【図４】
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【図５】
0003657591.tif 000006
【図６】
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【図７】
0003657591.tif 000008
【図８】
0003657591.tif 000009
【図９】
0003657591.tif 000010
【図１０】
0003657591.tif 000011