(57)【要約】【課題】 血糖値測定を例にとっても、採血による分析は被験者に対して苦痛を伴う。そのため非侵襲型医療診断技術、装置への要望が多い。しかし従来のシリコン（Si）デバイスは、生体との反応性が極めて高いため  唾液や体液などとの接触型半導体デバイスとして用いることはできなかった。本発明の目的は  抗原抗体反応を利用した非侵襲型半導体センサーを提供することである。【解決手段】  酸、アルカリに対してきわめて安定なSiC半導体基板を用い、抗原抗体反応に働く  接触型半導体センサーとして活用するものである。【選択図】        図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
半導体材料であるSiC基板表面に  金または硫黄原子との共有結合を行う金属(金等金属)を成膜し、前記SiC下層面に  Al等金属を堆積させて電極としたSiCショットキーデバイスを構築し、前記金等金属成膜上にSAMs(自己組織化単分子膜)を形成させ、SAMsに接触する抗原抗体である検体により、前記金等金属成膜と前記Aｌ等金属電極との間における電気的変化を見ることにより  検体の分析を行う構造体及び分析方法。
【請求項２】
前記金等金属薄膜は  レーザーアブレーション技術を用いて、金等金属を2nm以下の微粒子化し、前記SiC基板上に成膜させ、膜の厚さは2nm以上で100nm以下とすることを特徴とする構造体及び分析方法。
【請求項３】
前記SAMｓを前記金等金属成膜上に構築するためには、前記SAMsをエタノールに溶融させたのち、金等金属を成膜した前記SiC基板ごと浸漬させる。前記SAMsの末端には、カルボキシル基、アミノ基等が抗体として存在していることを特徴とする構造体及び分析方法。
【請求項４】
請求項３で示した抗体はタンパク質、多糖類であることを特徴とする構造体及び分析方法。
【請求項５】
請求項１〜４により構成された半導体接触型バイオセンサー。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、半導体接触型バイオセンサーに関するものである。
【背景技術】
【０００２】
従来、抗原抗体反応を利用したセンシングは、水溶液中で測定対象物質と感応基を競合反応させ、発色物質を添加し、吸光度測定を行う手法、クロマトグラフィー技術を用いるものなどが開発されてきている。これらは、大型機器を用い、測定にも長時間を要する。
【０００３】
しかし、これらは、大型機器を用い、測定にも長時間を要するという欠点があった。
【特許文献１】特開２００４−１０８８１３号公報
【特許文献２】特開２００４−２６９５３２号公報
【特許文献３】特開２００３−３２２６５３号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
血糖値測定を例にとっても、採血による分析は被験者に対して苦痛を伴う。そのため非侵襲型医療診断技術、装置への要望が多い。しかし従来のシリコン（Si）デバイスは、生体との反応性が極めて高いため唾液や体液などとの接触型半導体デバイスとして用いることはできなかった。
本発明は、上記従来の実情に鑑みてなされたものであって、抗原抗体反応を利用した非侵襲型半導体センサーを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明は、酸、アルカリに対してきわめて安定なSiC半導体基板を用い、抗原抗体反応に働く接触型半導体センサーとして活用するものである。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００６】
本発明について、以下、実施例により説明する。
【実施例１】
【０００７】
図１は、本発明の基本的構造の図であって、１はSiC基板、２は金、3はポリペプチド、４は応答物質、５は電流計、６は電圧計である。
１のSiC基板上に、２の金を堆積させる。この時、SiC基板及び金は、３のポリペプチド
官能基の高さが10nm以下であるため、±２nmの凹凸以下にする必要がある（図２：ＡＭ
Ｆ像）。３のポリペプチド官能基は２の金と共有結合する。SiC基板とは反応しない。４の
検出したい応答物質が３に接近もしくは吸着すると、３と４の間で電荷の移動が生じ、３
の４が反応した側と２の金との間に電位差が発生する。この電位差は１と２の間に存在す
るショットキー内蔵電位を変化させる。それは５の電流計で６の電圧を計測することによ
って、図３に示すようにショットキーダイオード応答特性が７から８に変化することによ
って観測できる。
【実施例２】
【０００８】
図4は、本発明の接触型のセンサーを作成した図で、本図に示す溝構造（５〜５０nm）
をSiC半導体基板上に形成し、その溝構造中に金とポリペプチド官能基を設けるものであ
る。本図中の1〜６は、実施例１と同じである。実施例１の場合と同様にしてショットキ
ーダイオード応答特性が７から８に変化することによって観測できる（図５）。
【実施例３】
【０００９】
本発明で用いた試料について説明する。まず、基板となる材料として、半導体材料である
SiCを用いた。用いたSiC基板については、表１に示す。ＳＡＭとする材料としてカルボ
キシル基末端ジスルフィド型ＳＡＭ試薬を用いた。
ここでＳＡＭとは、自己組織化によって形成した単分子層をいう。自己組織化する分子は、
3つの部分から構成され、第1の部分は表面原子と反応する結合性官能基であり、この部
分が表面の特定部分に吸着分子を固定する。第2の分子は、アルキル鎖であり分子同士の
配向は主としてこの鎖間のファンデルワース力によって決まる。通常、第3の部分が機能
性官能基である。
【００１０】
【表１】
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【００１１】
基板前処理方法を、表２に記載した目的を目的とするSiCショットキー接合ダイオード型ｐＨセンサーの概略図を図６に示す。まず、研磨により鏡面平坦化した基板（subsutrate）にＡｌ電極を作製する。作製方法は、タングステンの抵抗加熱による真空蒸着法を用いた。
蒸着時の到達真空度は、２．０×１０−６Ｔｏｒｒである。次にレーザーアブレーション法によりＡｕを基板epi面に堆積させた。ＫｒＦエキシマレーザー（λ＝２４８nm、τ＝２０ns）を用いて１0ＨｚでＡuターゲットに18000shots照射した。
【００１２】
Ａu堆積面にＳＡＭを配向させる方法はについて述べる。ＳＡＭ作製には、特殊な装置を
必要とせず、チオール溶液中に基板を浸漬するだけで容易に単分子膜を構築できる。これ
はＳＡＭ末端のＳ原子とSiC上のＡuとが選択的に共有結合するためである。本実施例で
は、チオール溶液として1mlのＧＲエタノールを用い、4.0mg（１０μＭ）のＳＡＭ試薬
を溶液中に溶解させ、濃度を10ｍＭとした。溶液中に基板を浸漬させて、室温で約１８時
間保管し、基板にＳＡＭを配向させた。
【００１３】
【表２】
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【００１４】
レーザーアブレーション法によりSiC表面上に成膜したＡu薄膜の表面粗さを評価するための抵抗加熱式蒸着法によるＡu薄膜と表面粗さについてＡＭＦ（原子間力顕微鏡）による表面観察結果を比較する。図７にレーザーアブレーション法によってSiC表面上に成膜したＡu薄膜の表面ＡＭＦ像を示す。比較のため図8に抵抗加熱式蒸着法によるによってSiC表面上に成膜したＡu薄膜の表面ＡＭＦ像を示す。図７と図8を比較するとレーザーアブレーション法を用いたＡu薄膜の方が成膜したＡu薄膜の表面の平坦度がすぐれていることがわかる。
【００１５】
レーザーアブレーション法で成膜したＡu薄膜にＳＡＭが結合していることをオージ
ェ電子分光法（ＡＥＳ）を用いて評価した。表３にＡＥＳ測定条件を示す。図9にオ
ージェ電子分光法測定微分スペクトルを示す。レーザーアブレーション法で成膜したＡu薄膜にＳＡＭが成長していることがわかる。
【００１６】
【表３】
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【００１７】
上記の数式において、表に示したように、Ｉはランプの放射光量、Ｘは観測面と受光面
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】本発明の基本的構造の図
【図２】ＡＭＦ像
【図３】ショットキーダイオード応答特性
【図４】本発明の接触型のセンサーを作成した図
【図５】ショットキーダイオード応答特性
【図６】SiCショットキー接合ダイオード型ｐＨセンサーの概略図
【図７】レーザーアブレーション法によってSiC表面上に成膜したＡu薄膜の表面ＡＭＦ像
【図８】抵抗加熱式蒸着法によるによってSiC表面上に成膜したＡu薄膜の表面ＡＭＦ像
【図９】オージェ電子分光法測定微分スペクトル
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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