到晶体管1033的源极，晶体管1034的源极与低电位节点VSS连接。此外，在放大器103的输入部与输出部之间连接电阻元件1035。电阻元件1035用于将放大器103的输出信号反馈到输入部。电阻元件1035具有例如大约20ΜΩ的电阻值，例如由具有挠性以及导电性的碳浆料构成。但是，并不限于本例，电阻元件1035能够使用任意的材料来形成。此外，电阻元件1035不需要与放大器103 —体地形成，也可以作为外带电阻来具备。
[0047]图3是示意性表示放大器103的静特性的图。图3(a)表示放大器103的输入输出特性的一个例子，图3(b)表示放大器103的增益与输入电压的关系的一个例子。在此，图3(b)所示的放大器103的增益表示输出电压相对于图3(a)所示的输入输出特性中的输入电压的变化量的变化量，根据各个输入电压中的输入输出特性的切线斜率而获得。在图3的例子中，低电位节点VSS的电位被设定为-1V。
[0048]在图3(a)中，特性Cl?C4分别是将电源节点VDD的电压设为2V、1.5V、1V、0.5V时的放大器103的输入输出特性。如这些特性Cl?C4所示，放大器103具有按照电源节点VDD的电压，输出电压相对于输入电压的微小变化而发生较大的变化的过渡区域。相对于这种过渡区域中的输入电压，如图3(b)所示，得到较大的增益。放大器103的工作点被设定在这种过渡区域内。
[0049]在图3(b)中，特性Gl?G4分别是将电源节点VDD的电压设为2V、1.5V、1V、0.5V时的放大器103的增益特性。在图3(b)所示的例子中，只要电源节点VDD的电压为0.5V，就能得到400以上的增益。发明人确认到1.2mV的输入电压被放大到220mV，作为放大器103的增益，可得到183。通过使放大器103在这种工作区域工作，能够有效对地对微弱的生物体信号(输入电压)进行放大。在本实施方式中，由于使放大器103在上述工作区域工作，因此通过选择低电位节点VSS的电位，能够调整放大器103的工作点。
[0050]另外，发明人在安装于兔子心脏的前后对放大器103的静特性进行比较之后确认到，放大器103的静特性几乎没有变化。也就是说，确认到放大器103的输入输出特性几乎不受作为被检测体的生物体的环境影响。因此，能够稳定地对被检测体的生物体信号进行放大。
[0051]接下来，说明信号检测装置100的设备结构。图4是示意性表示信号检测装置100的设备结构的图。如该图所示，信号检测装置100大致由电极电路层(第I电路层)201、放大电路层(第2电路层)202、传送电路层(第3电路层)203、由各向异性导电性薄片构成的导电层204、205构成，如后述的图5所示，具有电极电路层201、放大电路层202和传送电路层203经由导电层204、205而一体地层叠成大致片状的层叠结构。在本实施方式中，构成导电层204、205的各个各向异性导电性薄片的膜厚例如约为ΙΟμπι。在本实施方式中，各向异性导电性薄片例如由在绝缘性高的粘合剂中均匀地分散了导电粒子的材料构成，能够利用在液晶显示器等电子部件中为了将电极间电连接而所使用的元件。
[0052]在此，电极电路层201是图2所示的电极101和电容器102与图1所示的信号检测器Fll?F88相对应地被排列成矩阵状的电路层。此外，放大电路层202是图2所示的放大器103被排列成矩阵状的电路层。传送电路层203是图1所示的信号传送用的晶体管Tll?Τ88被排列成矩阵状的电路层。在本实施方式中，字线WLl?WL8和位线BLl?BL8形成在传送电路层203。但是，并不限于本例，字线WLl?WL8和位线BLl?BL8也可以形成在任意的电路层。
[0053]图5是表示具有层叠结构的信号检测装置100的剖面结构的一个例子的图。如该图所示，电极电路层201、放大电路层202和传送电路层203隔着由各向异性导电性薄片构成的导电层204以及导电层205而被层叠。对各个电路层进行具体说明的话，电极电路层201是形成有图2的电极101和电容器102的电路层，包括:作为具有挠性的基体的聚酰亚胺层2011 (例如膜厚为1.2 ym)、成为图2所示的电容器102的一个电极的金属层2012(例如膜厚为30nm的Al)、成为电容器102的绝缘层的AlOx/SAM层2013 (例如膜厚为4nm的AlOx+膜厚为2nm的SAM)、成为电容器102的另一个电极的金属层2014(例如膜厚为50nm的Au)、成为图2所示的电极101的导电凝胶层2015、以及与上述金属层2012连接的金属层2016 (Au)。导电凝胶层2015的膜厚为例如约为0.1mm?1mm。金属层2016在电极电路层201的下表面露出。在本实施方式中，形成电容器102的绝缘层的AlOx/SAM层2013形成为从导电凝胶层2015侧观察时密封下层侧的放大电路层202。也就是说，在本实施方式中，构成电极电路层201的部件形成对放大电路层202进行密封的密封层。
[0054]放大电路层202是形成有具有与图2的电极101电容耦合的输入部的放大器103的电路层，包括:作为具有挠性的基体的聚酰亚胺层2021 (例如膜厚为1.2 ym)、成为布线的金属层2022(例如膜厚为30nm的Al)、成为有机晶体管的栅极绝缘膜的AlOx/SAM层2023(例如膜厚为4nm的ALOx+膜厚为2nm的SAM)、成为有机晶体管的栅电极的铝层2024(例如膜厚为30nm)、成为有机晶体管的沟道形成层的有机半导体层2025(例如膜厚为30nm)、成为有机晶体管的源-漏极电极的金属层2026 (Au)、parylene层2027 (例如膜厚为2 μπι)和与布线连接的金属层2028、2029(Au)。金属层2028以及金属层2029分别在放大电路层202的下表面以及上表面露出。
[0055]传送电路层203是形成有用于读出图2的放大器103的输出信号的图1的信号传送用的晶体管Tll?T88的电路层，包括:作为具有挠性的基体的聚酰亚胺层2031 (例如膜厚为1.2 μπι)、成为有机晶体管的栅电极的铝层2032(例如膜厚为30nm)、成为有机晶体管的栅极绝缘膜的AlOx/SAM层2033 (例如膜厚为4nm的AlOx+膜厚为2nm的SAM)、成为有机晶体管的沟道形成层的有机半导体层2034 (例如膜厚为30nm)、成为有机晶体管的源-漏极电极的金属层2035 (Au)、parylene层2036(例如膜厚为2 μπι)以及与有机晶体管的源-漏极电极连接的金属层2037 (Au)。金属层2037在传送电路层203的上表面露出。
[0056]隔着导电层205来层叠传送电路层203和放大电路层202，从而形成在传送电路层203的上表面的金属层2037与形成在放大电路层202的下表面的金属层2028被电连接。在本实施方式中，经由导电层204来电连接金属层2037和金属层2028，从而例如图1所示的信号检测器Fll?F88的输出部与信号传送用的晶体管Tll?Τ88的输入部(源-漏极)被电连接。
[0057]隔着导电层204来层叠放大电路层202与电极电路层201，从而形成在放大电路层202的上表面的金属层2029与形成在电极电路层201的下表面的金属层2016被电连接。在本实施方式中，经由导电层204来电连接金属层2029与金属层2016，从而例如构成图2所不的信号检测器的放大器103的输入部与电容器102的一个电极被电连接。
[0058]此外，在图5所示的信号检测装置100的设备结构中，在形成于电极电路层201的导电凝胶层2015(电极101)与放大电路层202之间，形成有AlOx/SAM层2013作为密封放大电路层202的绝缘层，经由该绝缘层，电极101与放大器103的输入部电容耦合。具体来讲，在导电凝胶层2015 (电极101)与放大电路层202之间，形成有由金属层2012、A10x/SAM层2013和金属层2014构成的图2的电容器102，导电凝胶层2015与放大电路层202通过电容器102而电容耦合，同时通过金属层2014、AlOx/SAM层2013和金属层2012的层叠结构，相对于导电凝胶层2015，密封放大电路层202。由此，形成在放大电路层202的放大器103的输入部与形成在电极电路层201的图2的电极101电(以交流方式)连接，并且放大电路层202以及传送电路层203通过形成在电极电路层201的耐湿性出色的AlOx/SAM层2013而从导电凝胶层2015被隔离开。因此，即便使导电凝胶层2015(电极101)与被检测体接触，也能够抑制水分从被检测体向放大电路层202或者传送电路层203的侵入等的同时，检测生物体信号。因此，能够抑制由形成在放大电路层202的图1所示的信号检测器Fll?F88的各个放大器103 (图2)、和形成在传送电路层203的图1所示的信号传送用的晶体管Tll?T88构成的电子电路的故障或误动作，能够稳定地检测生物体信号。
[0059]此外，在图5所示的信号检测装置100的设备结构中，对于用于经由形成在传送电路层203的信号传送用的晶体管Tll?T88而读取形成在放大电路层202的图2的放大器103的输出信号Sout的布线(未图示)而言，也可以被引出到与放大电路层202所处的传送电路层203的上表面侧(传送电路层203的一面侧)相反的一侧的传送电路层203的下表面侧(另一面侧)。在本实施方式中，上述布线也可以在传送电路层203的外周区域被引出到该传送电路层203的下表面侧(另一面侧)。此外，在本实施方式中，也可以是所有的布线被引出到传送电路层203的下表面侧。由此，能够防止被从信号检测装置100引出到外部的布线与被检测体的接触。
[0060]在此，除去导电凝胶层2015后，电极电路层201的膜厚约为2 μπι。
[0061]此外，放大电路层202、传送电路层203的各自的膜厚包含parylene层时约为4 μ m。此外，如上所述，导电层204、205各自的膜厚约为10 μ m。因此，若将导电凝胶层2015的膜厚设为0.1mm，则从电极电路层201到传送电路层203的膜厚的总值约为130 μπι。因此，具有上述的设备结构的信号检测装置100整体形成为膜厚极薄的片状，具有高的挠性。此外，形成在电极电路层201的电容器、分别形成在放大电路层202以及传送电路层203的晶体管等各电路元件也具有挠性。此外，形成在各电路层的金属层是例如使用CVD法来形成的薄膜，具有较高的挠性。此外，构成导电凝胶层2015 (电极101)的后述的导电凝胶具有极其出色的生物体适合性和挠性。另外，从与被检测体相连的导电凝胶层2015隔离开放大电路层202的AlOx/SAM层2013在耐湿性方面很出色。因此，将上述的电极电路层201、放大电路层202、传送电路层203、导电层204、205层叠而具备的信号检测装置100具有高的挠性和耐湿性，具备适合于生物体环境中的信号检测的特性。发明人作为与信号检测装置100的挠性有关的评价值而确认到IkPa弱的杨氏模量。因此，本实施方式的信号检测装置100比被称为具有匹敌食品的嘌呤的IkPa?1kPa的杨氏模量的大脑更柔软。因此，例如，能够使信号检测装置100密接在大脑回间沟内，也能够有效地检测占据大脑产生的信号的大多数的大脑回间沟内的活动信号。
[0062]这样，在本实施方式中，在放大电路层202被电极电路层201与传送电路层203夹持的状态下，层叠电极电路层201、放大电路层202和传送电路层203。此外，在本实施方式中，电极电路层201与传送电路层203也可以具有相互相等的弯曲刚性。根据这种层叠结构，形成有放大器103的放大电路层202位于信号检测装置100的弯曲的中性轴(neutralaxis)附近。因此，在将片状的信号检测装置100安装于被检测体时，能够尽可能地缩小因该信号检测装置100沿着被检测体的表面形状弯曲而产生的应力的影响。因此，相对于片状信号检测装置100的弯曲，能够使放大器103的电特性稳定化，能够稳定地检测被检测体的信号。
[0063]另外，虽然在图5中进行了省略，但在信号检测装置100的层叠结构的侧端部，也通过电极电路层201所形成的密封层而成为了放大电路层202被密封的构造。
[0064][动作的说明]
[0065]接下来，参照图6，说明所述图2所示的信号检测器的基本动作。在本实施方式中，作为被检测体，使用兔子的心脏，具备图2的信号检测器的图1的信号检测装置100被安装到兔子心脏的表面。此外，关于构成图2的信号检测器的放大器103的工作点，通过调整低电位节点VSS的电位，预先设