JPH0646190B2 - 半導体マルチバイオセンサ - Google Patents
半導体マルチバイオセンサInfo
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- JPH0646190B2 JPH0646190B2 JP60179615A JP17961585A JPH0646190B2 JP H0646190 B2 JPH0646190 B2 JP H0646190B2 JP 60179615 A JP60179615 A JP 60179615A JP 17961585 A JP17961585 A JP 17961585A JP H0646190 B2 JPH0646190 B2 JP H0646190B2
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Landscapes
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
- Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は半導体マルチバイオセンサに関し、特に表面に
酵素固定化膜が設けられた半導体電界効果型イオンセン
サを集積化してなる半導体マルチバイオセンサに関する
ものである。
酵素固定化膜が設けられた半導体電界効果型イオンセン
サを集積化してなる半導体マルチバイオセンサに関する
ものである。
従来、溶液中の特定のバイオセンサの一種に半導体電界
効果型イオンセンサ（Ion Sensitive Fitld Effect Tra
nsistor,以下ISFETと略す）の表面に酵素を固定化した
膜が設けられたものが知られている（宮原裕二，塩川祥
子，森泉豊栄，松岡英明，軽部征夫，鈴木周一：「半導
体技術を用いたバイオセンサ」、電子通信学会、電子部
品・材料研究会資料ＣＰＭ８１−９３，６１（１９８
１））。このISFETバイオセンサは溶液中の特定の有機
物が酵素固定化膜中で酵素の触媒作用により変化を受け
た時に生ずる膜中のイオン濃度の変化をISFETで検出す
ることにより、特定の有機物の濃度を測定するものであ
る。この選択性をもつ酵素固定化膜の例として、たとえ
ば尿素検出用としてウレアーゼ固定化膜、グルコース検
出用としてグルコースオキシダーゼ固定化膜などが知ら
れている。また、酵素固定化膜が設けられたISFETと設
けられていないISFETの出力の差を測定することによ
り、溶液の電位変化の影響を打ち消すことができ、プラ
チナや金などの金属電極を参照電極に使用することが近
年報告されている（花里（Y.Hanazato ）と塩野（S.Shi
ono ）：“Bioelectrode Using Two Hydrogen Ion Sens
itive Transistor and a Platinum Wire Pseudo Refere
nce Electrode”，プローシディング オブ ザ イン
ターナショナル ミーティング オン ケミカル セン
サズ，Proc.of the International meeting on Chemica
l Sensors,Ｐ５１３（１９８３））。
効果型イオンセンサ（Ion Sensitive Fitld Effect Tra
nsistor,以下ISFETと略す）の表面に酵素を固定化した
膜が設けられたものが知られている（宮原裕二，塩川祥
子，森泉豊栄，松岡英明，軽部征夫，鈴木周一：「半導
体技術を用いたバイオセンサ」、電子通信学会、電子部
品・材料研究会資料ＣＰＭ８１−９３，６１（１９８
１））。このISFETバイオセンサは溶液中の特定の有機
物が酵素固定化膜中で酵素の触媒作用により変化を受け
た時に生ずる膜中のイオン濃度の変化をISFETで検出す
ることにより、特定の有機物の濃度を測定するものであ
る。この選択性をもつ酵素固定化膜の例として、たとえ
ば尿素検出用としてウレアーゼ固定化膜、グルコース検
出用としてグルコースオキシダーゼ固定化膜などが知ら
れている。また、酵素固定化膜が設けられたISFETと設
けられていないISFETの出力の差を測定することによ
り、溶液の電位変化の影響を打ち消すことができ、プラ
チナや金などの金属電極を参照電極に使用することが近
年報告されている（花里（Y.Hanazato ）と塩野（S.Shi
ono ）：“Bioelectrode Using Two Hydrogen Ion Sens
itive Transistor and a Platinum Wire Pseudo Refere
nce Electrode”，プローシディング オブ ザ イン
ターナショナル ミーティング オン ケミカル セン
サズ，Proc.of the International meeting on Chemica
l Sensors,Ｐ５１３（１９８３））。
本発明者らは、サファイア基板上に設けられた島状シリ
コンを用いて酵素固定化膜が設けられたISFETと失活し
た酵素固定化膜が設けられたISFETを同一チップ上に形
成し、裏面に参照電極として金電極を設けることによ
り、１チップ化されたバイオセンサを開発した（栗山
（T.Kuriyama），木村（J.Kimura），川名（Y.Kawan
a）：“An Integrated SOS／FET Biosensor”，１９８
４インターナショナル コンファレンス オン ソリッ
ド ステート デバイセズ アンド マテリアルズ，１
９８４ International Conterence on Solid State De
vices and Materials,Late News Abstracts,LC−１２−
３，pp.66〜67，（１９８４））。この１チップ化され
たバイオセンサは、絶縁性にすぐれたサァイアを基板に
使用しているため、ISFETはウエハの状態で電極部を除
き絶縁体で取り囲まれており、ウエーハを切断するだけ
でバイオセンサ素子を得ることができた。さらに、幅１
mm以下、厚さ0.5mm以下という微小なセンサとなるので
測定に要するサンプルは少量でよいという特徴を持ち、
ＩＣ製造方法により大量生産でき低価格となった。
コンを用いて酵素固定化膜が設けられたISFETと失活し
た酵素固定化膜が設けられたISFETを同一チップ上に形
成し、裏面に参照電極として金電極を設けることによ
り、１チップ化されたバイオセンサを開発した（栗山
（T.Kuriyama），木村（J.Kimura），川名（Y.Kawan
a）：“An Integrated SOS／FET Biosensor”，１９８
４インターナショナル コンファレンス オン ソリッ
ド ステート デバイセズ アンド マテリアルズ，１
９８４ International Conterence on Solid State De
vices and Materials,Late News Abstracts,LC−１２−
３，pp.66〜67，（１９８４））。この１チップ化され
たバイオセンサは、絶縁性にすぐれたサァイアを基板に
使用しているため、ISFETはウエハの状態で電極部を除
き絶縁体で取り囲まれており、ウエーハを切断するだけ
でバイオセンサ素子を得ることができた。さらに、幅１
mm以下、厚さ0.5mm以下という微小なセンサとなるので
測定に要するサンプルは少量でよいという特徴を持ち、
ＩＣ製造方法により大量生産でき低価格となった。
しかしながら、溶液中の多成分の有機物を同時に測定で
きるマルチバイオセンサを実現するためには異なる種類
の酵素固定化膜を表面に設けた複数のISFETが必要とな
るが、測定項目の増加に伴い一つのチップ上に形成され
るISFETの数が増加し、チップサイズ、特にその幅を増
大させ、微小なセンサを実現するのを困難にするという
欠点が生じた。このチップサイズの増大は上記半導体バ
イオセンサを血管中に留置して測定する場合や、注射針
内に装置して使用する場合に大きな問題となっていた。
きるマルチバイオセンサを実現するためには異なる種類
の酵素固定化膜を表面に設けた複数のISFETが必要とな
るが、測定項目の増加に伴い一つのチップ上に形成され
るISFETの数が増加し、チップサイズ、特にその幅を増
大させ、微小なセンサを実現するのを困難にするという
欠点が生じた。このチップサイズの増大は上記半導体バ
イオセンサを血管中に留置して測定する場合や、注射針
内に装置して使用する場合に大きな問題となっていた。
本発明は細長い平面形状をもった半導体基板あるいは島
状半導体層が設けられた絶縁基板上の一端部に複数の生
体関連物質が表面に設けられた半導体電界効果型イオン
センサと絶縁ゲート型電界効果トランジスタが対になっ
て設けられ、各々の半導体電界効果型イオンセンサのソ
ース領域が対応する絶縁ゲート型電界効果トランジスタ
のドレイン領域と電気的に接続されるとともに、上記複
数の半導体電界効果型イオンセンサが共通のドレイン領
域を持ちこのドレイン領域が上記基板上の他端部に延長
されて電極が設けられ、また上記複数の絶縁ゲート型電
効果トランジスタが共通のソース領域を持ちこのソース
領域が上記基板上の他端に延長されて電極が設けられ、
更に上記複数の絶縁ゲート型電極効果トランジスタのゲ
ート電極がそれぞ絶縁体で覆われ上記基板上の他端に延
長され電極が設けられていることを特徴とする半導体バ
イオセンサである。
状半導体層が設けられた絶縁基板上の一端部に複数の生
体関連物質が表面に設けられた半導体電界効果型イオン
センサと絶縁ゲート型電界効果トランジスタが対になっ
て設けられ、各々の半導体電界効果型イオンセンサのソ
ース領域が対応する絶縁ゲート型電界効果トランジスタ
のドレイン領域と電気的に接続されるとともに、上記複
数の半導体電界効果型イオンセンサが共通のドレイン領
域を持ちこのドレイン領域が上記基板上の他端部に延長
されて電極が設けられ、また上記複数の絶縁ゲート型電
効果トランジスタが共通のソース領域を持ちこのソース
領域が上記基板上の他端に延長されて電極が設けられ、
更に上記複数の絶縁ゲート型電極効果トランジスタのゲ
ート電極がそれぞ絶縁体で覆われ上記基板上の他端に延
長され電極が設けられていることを特徴とする半導体バ
イオセンサである。
本発明によれば、複数のISFETを一つのチップ上に集積
化しても、ドレイン領域が共通で、またそれぞれのISFE
Tに接続されたMISFETのソース領域が共通であるため素
子面積の大きな増加はない。また、ＭＩＳＦＥＴのそれ
ぞれのゲート電圧をコントロールすることにより、ＭＩ
ＳＦＥＴがスイッチとして働く。例えば、所望のＩＳＦ
ＥＴの出力を取り出すために、このＩＳＦＥＴと接続さ
れたＭＩＳＦＥＴのゲート電圧をＭＩＳＦＥＴが十分な
電流を流すことができる値、例えば５Ｖにし、他のＩＳ
ＦＥＴと接続されたＭＩＳＦＥＴのゲート電圧をＭＩＳ
ＦＥＴのしきい電圧以下の値、例えば５Ｖにすればよ
い。この場合、所望のＩＳＦＥＴと接続されたＭＩＳＦ
ＥＴはオン状態になり、その他のＭＩＳＦＥＴはオフ状
態になっている。このようにＭＩＳＦＥＴをスイッチと
して使うことにより、所望のＩＳＦＥＴだけに電流を流
し出力を取り出すことができるため、スイッチの切り替
えによって、本発明の半導体マルチバイオセンサは、溶
液中の複数の成分を独立して測定することができる。
化しても、ドレイン領域が共通で、またそれぞれのISFE
Tに接続されたMISFETのソース領域が共通であるため素
子面積の大きな増加はない。また、ＭＩＳＦＥＴのそれ
ぞれのゲート電圧をコントロールすることにより、ＭＩ
ＳＦＥＴがスイッチとして働く。例えば、所望のＩＳＦ
ＥＴの出力を取り出すために、このＩＳＦＥＴと接続さ
れたＭＩＳＦＥＴのゲート電圧をＭＩＳＦＥＴが十分な
電流を流すことができる値、例えば５Ｖにし、他のＩＳ
ＦＥＴと接続されたＭＩＳＦＥＴのゲート電圧をＭＩＳ
ＦＥＴのしきい電圧以下の値、例えば５Ｖにすればよ
い。この場合、所望のＩＳＦＥＴと接続されたＭＩＳＦ
ＥＴはオン状態になり、その他のＭＩＳＦＥＴはオフ状
態になっている。このようにＭＩＳＦＥＴをスイッチと
して使うことにより、所望のＩＳＦＥＴだけに電流を流
し出力を取り出すことができるため、スイッチの切り替
えによって、本発明の半導体マルチバイオセンサは、溶
液中の複数の成分を独立して測定することができる。
以下本発明の一実施例について図面を参照して詳細に説
明する。第１図は本発明の一実施例を示す半導体マルチ
バイオセンサの平面図で、細長いサファイア基板上の島
状の単結晶シリコン膜一端に酵素固定化膜で覆われたIS
FETとゲート電極を持つMOSFETの対が複数形成され、こ
れらの対をなすISFETのソース領域とMOSFETのドレイン
領域は共通領域をなし、また複数のISFETは共通のドレ
イン領域を持ちこのドレイン領域がサファイア基板上の
他端に延長され金属電極２４が形成され、複数のMOSFET
は共通のソース領域を持ちこのソース領域がサファイア
基板上の他端に延長され金属電極２２が形成されてい
る。さらに、MOSFETのゲート電極はそれぞれ絶縁体に覆
われてサファイア基板上の他端に延長され金属電極２０
が形成されている。第２ａ図，第２ｂ図，第２ｃ図は、
それぞれ第１図の一点鎖線ａ−ａ′，ｂ−ｂ′，ｃ−
ｃ′における断面図で、ISFET及びMOSFETがｎチャネル
形の場合、１はサファイア基板、２は高不純物濃度ｎ形
ISFETドレイン領域、３は高不純物濃度ｎ形ISFETソース
（MOSFETドレイン）領域、４は高不純物濃度ｎ形MOSFET
ソース領域、５及び６はｐ形半導体シリコン層、７は導
電性ポリシリコン、８は酸化シリコン膜、９は窒化シリ
コン膜、１０は金電極、１１はポリシリコンのゲート用
金属電極、１２及び１３は酵素固定化膜で、たとえば１
２はグルコースオキシダーゼ固定化膜、１３はウレアー
ゼ固定化膜、１４は半導体アース用高不純物濃度ｐ形シ
リコン層でISFETとMOSFETのｐ形半導体シリコン層５，
６と電気的に接続されている。一つのチップ上に複数種
類の酵素固定化膜が形成されており、このセンサを用い
ることにより試料中の複数の基質を検出することが可能
となる。
明する。第１図は本発明の一実施例を示す半導体マルチ
バイオセンサの平面図で、細長いサファイア基板上の島
状の単結晶シリコン膜一端に酵素固定化膜で覆われたIS
FETとゲート電極を持つMOSFETの対が複数形成され、こ
れらの対をなすISFETのソース領域とMOSFETのドレイン
領域は共通領域をなし、また複数のISFETは共通のドレ
イン領域を持ちこのドレイン領域がサファイア基板上の
他端に延長され金属電極２４が形成され、複数のMOSFET
は共通のソース領域を持ちこのソース領域がサファイア
基板上の他端に延長され金属電極２２が形成されてい
る。さらに、MOSFETのゲート電極はそれぞれ絶縁体に覆
われてサファイア基板上の他端に延長され金属電極２０
が形成されている。第２ａ図，第２ｂ図，第２ｃ図は、
それぞれ第１図の一点鎖線ａ−ａ′，ｂ−ｂ′，ｃ−
ｃ′における断面図で、ISFET及びMOSFETがｎチャネル
形の場合、１はサファイア基板、２は高不純物濃度ｎ形
ISFETドレイン領域、３は高不純物濃度ｎ形ISFETソース
（MOSFETドレイン）領域、４は高不純物濃度ｎ形MOSFET
ソース領域、５及び６はｐ形半導体シリコン層、７は導
電性ポリシリコン、８は酸化シリコン膜、９は窒化シリ
コン膜、１０は金電極、１１はポリシリコンのゲート用
金属電極、１２及び１３は酵素固定化膜で、たとえば１
２はグルコースオキシダーゼ固定化膜、１３はウレアー
ゼ固定化膜、１４は半導体アース用高不純物濃度ｐ形シ
リコン層でISFETとMOSFETのｐ形半導体シリコン層５，
６と電気的に接続されている。一つのチップ上に複数種
類の酵素固定化膜が形成されており、このセンサを用い
ることにより試料中の複数の基質を検出することが可能
となる。
例えば幅0.6mm，長さ５mm，厚さ0.4mmのチップ上に設け
られた３個のISFETを用いその内の１個を参照用ISFETと
して酵素を含まない膜を表面に形成し、他の２個のISFE
T上にそれぞれグルコースオキシダーゼ固定化膜１２、
ウレアーゼ固定化膜１３を形成することにより、グルコ
ースと尿素を測定できる１チップバイオセンサが実現で
きた。この場合、３個のISFETは対応するMOSFETのゲー
ト電極の電圧を変化させることにより逐次導通し、それ
ぞれのISFETの出力を独立して測定した後、参照用ISFET
の出力と他のISFETの出力の差を求めることにより、サ
ファイア基板の裏面の金電極に起因する試料溶液の電位
ドリフトをキャンセルできた。これは、サファイア基板
の裏面の金電極を測定対象の液体の電位を決める参照電
極として使用する場合、金電極と液体の間の電圧は変動
するが、所望のＩＳＦＥＴの出力と参照用ＩＳＦＥＴの
出力の差を測定すると、液体の電圧変動は両方のＩＳＦ
ＥＴに同じゲート電圧の変動として働き、差動主力の測
定では打ち消されるためである。本発明による半導体マ
ルチバイオセンサは更にISFETの数を増加し多項目化し
ても、センサの幅及び厚さは変わらず血管内に留置した
り、注射針の中に装置するセンサとして非常に適してい
る。
られた３個のISFETを用いその内の１個を参照用ISFETと
して酵素を含まない膜を表面に形成し、他の２個のISFE
T上にそれぞれグルコースオキシダーゼ固定化膜１２、
ウレアーゼ固定化膜１３を形成することにより、グルコ
ースと尿素を測定できる１チップバイオセンサが実現で
きた。この場合、３個のISFETは対応するMOSFETのゲー
ト電極の電圧を変化させることにより逐次導通し、それ
ぞれのISFETの出力を独立して測定した後、参照用ISFET
の出力と他のISFETの出力の差を求めることにより、サ
ファイア基板の裏面の金電極に起因する試料溶液の電位
ドリフトをキャンセルできた。これは、サファイア基板
の裏面の金電極を測定対象の液体の電位を決める参照電
極として使用する場合、金電極と液体の間の電圧は変動
するが、所望のＩＳＦＥＴの出力と参照用ＩＳＦＥＴの
出力の差を測定すると、液体の電圧変動は両方のＩＳＦ
ＥＴに同じゲート電圧の変動として働き、差動主力の測
定では打ち消されるためである。本発明による半導体マ
ルチバイオセンサは更にISFETの数を増加し多項目化し
ても、センサの幅及び厚さは変わらず血管内に留置した
り、注射針の中に装置するセンサとして非常に適してい
る。
本発明は一実施例に示したサファイア基板上の島状シリ
コン層に形成されたISFET及びMOSFETに限られずスピネ
ルや石英等他の絶縁基板上のシリコン層を用いたり、ま
たバルクシリコンウェーハを用いたISFET及びMOSFETに
も適用される。
コン層に形成されたISFET及びMOSFETに限られずスピネ
ルや石英等他の絶縁基板上のシリコン層を用いたり、ま
たバルクシリコンウェーハを用いたISFET及びMOSFETに
も適用される。
生体関連物質としては、種々の酵素を用いることができ
る。例えば、尿素検出用に酵素としてウレアーゼを用い
ることができ、このウレアーゼは、アルブミンなどの蛋
白質の膜中にグルタルエアルデヒドのような架橋剤を用
いて固定することにより、酵素固定化膜としてＩＳＦＥ
Ｔの検出部表面に形成される。また、グルコース検出用
には、酵素として、グルコースオキシダーゼを用いるこ
とができる。更に、生体関連物質としては、上記の酵素
に限られず、免疫反応を起こす抗体や抗原を用いること
ができる。例えば、ホルモンを検出する場合、そのホル
モンと特異的な免疫反応を起こす抗体が、ＩＳＦＥＴの
検出部に疎水性膜を利用して固定化される。逆に、ある
抗体、例えば、免疫グロブリン（ＩｇＧと略す）を検出
する場合は、ＩｇＧと特異的な免疫反応を起こす抗原
が、ＩＳＦＥＴの検出部に形成される。また、種々のイ
オン感応膜をISFET上に設けることも可能である。
る。例えば、尿素検出用に酵素としてウレアーゼを用い
ることができ、このウレアーゼは、アルブミンなどの蛋
白質の膜中にグルタルエアルデヒドのような架橋剤を用
いて固定することにより、酵素固定化膜としてＩＳＦＥ
Ｔの検出部表面に形成される。また、グルコース検出用
には、酵素として、グルコースオキシダーゼを用いるこ
とができる。更に、生体関連物質としては、上記の酵素
に限られず、免疫反応を起こす抗体や抗原を用いること
ができる。例えば、ホルモンを検出する場合、そのホル
モンと特異的な免疫反応を起こす抗体が、ＩＳＦＥＴの
検出部に疎水性膜を利用して固定化される。逆に、ある
抗体、例えば、免疫グロブリン（ＩｇＧと略す）を検出
する場合は、ＩｇＧと特異的な免疫反応を起こす抗原
が、ＩＳＦＥＴの検出部に形成される。また、種々のイ
オン感応膜をISFET上に設けることも可能である。
さらに、多項目化を進める場合、ゲート電極の数が増加
し、ゲート電極７に外部から電圧を印加するためのリー
ド線３０も増加するが、第３図に示すように基板上の他
端に通常のデコーダ回路３２を内蔵することにより、少
ないリード線で多数のゲート電極をコントロールするこ
とも可能である。
し、ゲート電極７に外部から電圧を印加するためのリー
ド線３０も増加するが、第３図に示すように基板上の他
端に通常のデコーダ回路３２を内蔵することにより、少
ないリード線で多数のゲート電極をコントロールするこ
とも可能である。
本発明によれば、ISFETの数が増加してもISFETのドレイ
ン領域及びソース領域の占める面積がほとんど増加せ
ず、微小な半導体マルチバイオセンサが実現できる。
ン領域及びソース領域の占める面積がほとんど増加せ
ず、微小な半導体マルチバイオセンサが実現できる。
第１図は本発明による半導体マルチバイオセンサの一実
施例を示す平面図で、第２ａ図，第２ｂ図，第２ｃ図は
それぞれ第１図の一点鎖線ａ−ａ′，ｂ−ｂ′，ｃ−
ｃ′における断面図である。第３図は本発明の他の実施
例を示す平面図でデコーダ回路が内蔵された半導体マル
チバイオセンサである。 １……サファイア基板、２……高不純物濃度ｎ形ISFET
ドレイン領域、３……高不純物濃度ｎ形ISFETソース（M
OSFETドレイン）領域、４……高不純物濃度ｎ形MOSFET
ソース領域、５及び６……ｐ形半導体シリコン層、７…
…導電性ポリシリコン、８……酸化シリコン膜、９……
窒化シリコン膜、１０……金電極、２０，２２，２４…
…金属電極、１２……グルコースオキシダーゼ固定化
膜、１３……ウレアーゼ固定化膜、１４……高不純物濃
度ｐ形シリコン層。
施例を示す平面図で、第２ａ図，第２ｂ図，第２ｃ図は
それぞれ第１図の一点鎖線ａ−ａ′，ｂ−ｂ′，ｃ−
ｃ′における断面図である。第３図は本発明の他の実施
例を示す平面図でデコーダ回路が内蔵された半導体マル
チバイオセンサである。 １……サファイア基板、２……高不純物濃度ｎ形ISFET
ドレイン領域、３……高不純物濃度ｎ形ISFETソース（M
OSFETドレイン）領域、４……高不純物濃度ｎ形MOSFET
ソース領域、５及び６……ｐ形半導体シリコン層、７…
…導電性ポリシリコン、８……酸化シリコン膜、９……
窒化シリコン膜、１０……金電極、２０，２２，２４…
…金属電極、１２……グルコースオキシダーゼ固定化
膜、１３……ウレアーゼ固定化膜、１４……高不純物濃
度ｐ形シリコン層。
Claims (1)
- 【請求項１】細長い平面形状をもった半導体基板あるい
は島状半導体層が設けられた絶縁基板上の一端部に複数
の生体関連物質が表面に設けられた半導体電界効果型イ
オンセンサと絶縁ゲート型電界効果トランジスタが対に
なって設けられ、各々の半導体電界効果型イオンセンサ
のソース領域が対応する絶縁ゲート型電界効果トランジ
スタのドレイン領域と電気的に接続されるとともに、上
記複数の半導体電界効果型イオンセンサが共通のドレイ
ン領域を持ちこのドレイン領域が上記基板上の他端部に
延長されて電極が設けられ、また上記複数の絶縁ゲート
型電効果トランジスタが共通のソース領域を持ちこのソ
ース領域が上記基板上の他端に延長されて電極が設けら
れ、更に上記複数の絶縁ゲート型電極効果トランジスタ
のゲート電極がそれぞ絶縁体で覆われて上記基板上の他
端に延長され電極が設けられていることも特徴とする半
導体マルチバイオセンサ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60179615A JPH0646190B2 (ja) | 1985-08-14 | 1985-08-14 | 半導体マルチバイオセンサ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60179615A JPH0646190B2 (ja) | 1985-08-14 | 1985-08-14 | 半導体マルチバイオセンサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6239756A JPS6239756A (ja) | 1987-02-20 |
| JPH0646190B2 true JPH0646190B2 (ja) | 1994-06-15 |
Family
ID=16068848
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60179615A Expired - Lifetime JPH0646190B2 (ja) | 1985-08-14 | 1985-08-14 | 半導体マルチバイオセンサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0646190B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4669213B2 (ja) | 2003-08-29 | 2011-04-13 | 独立行政法人科学技術振興機構 | 電界効果トランジスタ及び単一電子トランジスタ並びにそれを用いたセンサ |
| FR2938703B1 (fr) * | 2008-11-20 | 2011-04-22 | Commissariat Energie Atomique | Procede de realisation d'une puce de detection d'elements biologiques |
-
1985
- 1985-08-14 JP JP60179615A patent/JPH0646190B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6239756A (ja) | 1987-02-20 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |