JP3867510B2 - バイオセンサおよびその製造方法 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は半導体電界効果トランジスタを利用したバイオセンサとその使用方法に関する。バイオセンサはイオンセンサ、酵素センサ、ＤＮＡセンサ、抗原・抗体センサ、タンパク質センサなどとして、特に医用分野への応用が期待されている。
【０００２】
【従来の技術】
従来の電界効果型半導体バイオセンサは通常のＭＯＳ ＦＥＴからゲート電極を除去し、ゲート絶縁膜の上にイオン感応膜を被着した構造であり、特にイオンを検出するバイオンセンサはＩＳＦＥＴ(Ｉｏｎ Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ＦＥＴ)と呼ばれている。図８はＩＳＦＥＴの従来例の説明図である。図において、８１はシリコン（Ｓｉ）基板、８１Ｓはソース、８１Ｄはドレイン、８２は分離絶縁膜、８３はゲート絶縁膜、８４はイオン感応膜である。ここで、イオン感応膜に酸化還元酵素、各種タンパク質、ＤＮＡ、抗原抗体などを固定化することにより、各種バイオセンサとして適用可能となる。
【０００３】
しかし、バルクシリコンを用いたＩＳＦＥＴはセンサチップ断面が電解質中に露出するのを防ぐために、樹脂などで封止する必要があった。小さなＩＳＦＥＴを封止するのは困難で信頼性が低下するという問題があった。また、光や熱によるリーク電流が大きくなるため、正確な測定が困難であった。
【０００４】
これら、バルクシリコンを用いたＩＳＦＥＴの問題点に対し、シリコンオンインシュレータ（ＳＯＩ）構造のＩＳＦＥＴが提案されたが、そもそもＳＯＩ基板が高価なためセンサ自体の価格も高くなり、使い捨てセンサなどの応用には適さなかった。これに対し、ポリシリコンＴＦＴ構造を用いた半導体層としてガラス基板上に作製してできるポリシリコンＩＳＦＥＴが特公平５−４９１８７公報で提案されている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
従来構造のＩＳＦＥＴは素子毎のしきい値電圧Ｖｔｈの違いや温度特性などにより、参照電極への印可電圧をその都度調整する必要があり、手間がかかるという不具合があった。特にポリシリコンＴＦＴ構造のＩＳＦＥＴは、その他の構造を用いたＩＳＦＥＴに較べ、（１）電解質に半導体層が露出しないため、リーク電流が抑えられ、信頼性が高い、（２）ポリシリコン内ではキャリアライフタイムが短いため光照射によるトランジスタ特性への影響が小さい、（３）ガラス基板を用いているため安価にセンサを製造できる、など優れた特徴があるが、しきい値電圧のバラツキが一般的に大きい傾向にある。即ち、センサ感度バラツキが大きくなるという問題があった。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するために、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、基板と、前記基板上に形成され、ソース領域とドレイン領域とを有する第１の半導体膜と、前記基板上に形成された第２の半導体膜と、前記第１の半導体膜及び前記第２の半導体膜を被う第1の絶縁膜と、前記第1の半導体膜に対応して、前記第１の絶縁膜上に設けられた第１のゲート電極と、前記第２の半導体膜に対応して、前記第１の絶縁膜上に設けられた第２のゲート電極と、前記第１のゲート電極を覆う第２の絶縁膜と、前記第２の絶縁膜に形成された第１のコンタクト孔を介して前記ソース領域と接続されたソース電極と、前記第２の絶縁膜に形成された第２のコンタクト孔を介して前記ドレイン領域と接続されたドレイン電極と、前記第２のゲート電極上に形成されたイオン感応膜と、を備え、前記第２の半導体膜はバックゲートとして用いられる。
【０００７】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、前記半導体膜は不純物をイオン注入されたポリシリコン膜であることを特徴とする。
【０００８】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、前記半導体膜はアモルファスシリコン膜であることを特徴とする。
【０００９】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、前記基板はガラス基板、プラスチ
ック基板または有機高分子材料のいずれかからなることを特徴とする。
【００１１】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサの製造方法によれば、基板上の所定の領域にバックゲートを形成する工程と、前記基板及び前記バックゲート上に第1の絶縁膜を形成する工程と、前記第1の絶縁膜上に半導体膜を形成する工程と、前記半導体膜上に第２の絶縁膜を形成する工程と、前記半導体膜の所定の領域にイオン注入することによりソース／ドレイン領域を形成する工程と、前記半導体膜のチャネル領域上の前記第２の絶縁膜を除去する工程と、前記半導体膜のチャネル領域上及び前記第２の絶縁膜上に第３の絶縁膜を形成する工程と、前記半導体膜のチャネル領域上の前記第３の絶縁膜上にイオン感応膜を形成する工程と、を備えたバイオセンサの製造方法。
また、本発明の一態様に係るバイオセンサの製造方法によれば、前記バックゲートを形成する工程は、前記基板上に金属膜を形成する工程と、前記金属膜をパターニングする工程と、を備え、前記パターニングはウェットエッチングによって行われることを特徴とする。
また、本発明の一態様に係るバイオセンサの製造方法によれば、基板上に半導体膜を形成する工程と、前記半導体膜をパターニングして第1の半導体膜領域と第２の半導体膜領域とを形成する工程と、前記第1の半導体膜領域及び第２の半導体膜領域上に第１の絶縁膜を形成する工程と、前記第1の半導体膜領域のチャネル領域上及び第２の半導体膜領域を覆うようにゲート電極を形成する工程と、前記第1の絶縁膜上及び前記ゲート電極上に第２の絶縁膜を形成する工程と、前記第２の半導体膜領域上の前記第２の絶縁膜を除去し、前記第２の半導体膜領域上の前記ゲート電極の一部が露出する第１の開口部を形成する工程と、前記第２の絶縁膜及び前記第１の開口部を覆うように第３の絶縁膜を形成する工程と、前記第１の開口部内の前記第３の絶縁膜を除去し、前記第２の半導体膜領域上の前記ゲート電極の一部が露出する第２の開口部を形成する工程と、前記第２の開口部によって露出する前記第２の半導体膜領域上の前記ゲート電極上にイオン感応膜を形成する工程と、を備える。
また、本発明の一態様に係るバイオセンサの製造方法によれば、前記基板はガラス基板、プラスチック基板または有機高分子材料のいずれかからなることを特徴とする。
【００１２】
【発明の実施の形態】
（１）第１の実施の形態
次に本発明のＩＳＦＥＴ型バイオセンサを図面を参照して説明する。図１は本願発明の第一の実施の形態を説明するための平面図と断面図である。ここで、図１（ａ）の平面図に記すＡ−Ｂで切断した断面図が図１（ｂ）である。
【００１３】
この実施例では、グルコースセンサが作製された場合を例にとってそのセンサの構造について説明する。図１（ａ）および図１（ｂ）に示すように、ガラス基板１１上にバックゲート１２としてのポリシリコン層もしくはメタル層がパターニングして形成され、そのバックゲート１２の上にはゲート絶縁膜としての酸化シリコン膜１３が形成され、その上に半導体層としてのポリシリコン層１４が形成されている。さらに、前記ポリシリコン層１４の両端にはＩＳＦＥＴのソース領域としてのＮ型ポリシリコン層１５及びドレイン領域としてのＮ型ポリシリコン層１６が設けられている。
【００１４】
そして、Ｎ型ポリシリコン層１５、１６を含むポリシリコン層１４を被うように酸化シリコン膜１７が設けられている。尚、同酸化シリコン膜１７の一部、即ち、イオン感応領域である前記ポリシリコン層１４のチャネル領域上の酸化シリコン膜１７は除去されている。さらに、この酸化シリコン膜１７上には保護絶縁膜としての窒化シリコン膜１８が形成されている。前記ポリシリコン層１４のチャネル領域と直接接する窒化シリコン膜１８はイオン感応領域として利用される。
したがって、ここではグルコースを測定するため、グルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）が固定された酵素固定化膜１９が前記窒化シリコン膜１８のイオン感応領域上に形成されている。ＩＳＦＥＴ全体が前記窒化シリコン膜１８で被われているので、ピンホールなどは少なく信頼性が高い。また、同一チップ上に複数のセンサを同時に作製するマルチセンサ構造とした場合でも、各センサ間のリーク電流が小さく抑えられるため、精度の高い測定が可能となる。
【００１５】
ここで、前記ポリシリコン層１４のチャネル領域上の窒化シリコン膜１８はＩＳＦＥＴのゲート絶縁膜として利用されるので、その厚さはＩＳＦＥＴとしての適切な感度が得られるための適度な厚さとしている。また、窒化シリコン膜のみを用いるのではなく、酸化シリコン膜を積層して用いてもよい。なお、図示していないが、Ｎ型ポリシリコン層１５及び１６には酸化シリコン膜１７に開口されたコンタクト孔を通してそれぞれの電極に接続される。
【００１６】
ここで示した実施例に用いられたガラス基板は、パイレックスガラスまたは石英ガラスでもよい。また、半導体層としてポリシリコン層を用いたが、アモルファスシリコンを用いてもよい。さらに、保護絶縁膜とゲート絶縁膜としての窒化シリコン膜は他に、タンタルオキサイド膜や酸化アルミニウム膜などでも同様の効果が得られる。
【００１７】
次に、第一の実施の形態で説明したＩＳＦＥＴ型バイオセンサの製造方法を図２〜図６に基づいて説明する。図２はＩＳＦＥＴ型バイオセンサの製造工程断面図である。図２に示すように、ガラス基板１１上にＣＶＤ法を用いて例えばバックゲートとしてのクロム膜１２を、例えば膜厚２０００Ａ厚に成膜し、その後パターニングする。このとき、後の工程でポリシリコン膜を成膜する時にクロム膜エッジで切れないようにウエットエッチングを用いて、クロム膜の断面形状が台形状になることが望ましい。もしくは、塗布ガラスを用いて平坦化してもよい。
次に、図３に示すように、前記クロム膜をバックゲートとして機能させるために、ＣＶＤ法で例えば１０００Ａ厚の酸化シリコン膜１３を成膜する。その後、ＣＶＤ法でアモルファスシリコン膜１４を成膜し、これをポリシリコン化するために、ＸｅＣｌなどを含む励起ガスから発生するエキシマレーザ光が基板全面に照射する。このレーザ照射により前記アモルファスシリコン膜１４はポリシリコン膜１４になる。次に図４に示すように、保護絶縁膜としての酸化シリコン膜１７を膜厚４０００Ａで形成し、ソース及びドレイン領域を形成するために、フォトレジストをマスクとしてリンを含む不純物イオンを注入する。このようにして、ソース及びドレインとしてのＮ型ポリシリコン層１５、１６が形成される。その後、前記ポリシリコン層１４のチャネル領域上の酸化シリコン膜をゲート絶縁膜として適切な厚さになるよう、フォトレジストをマスクとしてエッチングする。
そして、図示していないが、Ｎ型ポリシリコン層１５、１６には酸化シリコン膜に開口されたコンタクト孔を通してそれぞれ電極としてのアルミ膜が形成され、パターニングされる。この次に、図５に示すように、保護絶縁膜及びゲート絶縁膜としての窒化シリコン膜１８を成膜する。この窒化シリコン膜１８はＩＳＦＥＴのゲート絶縁膜として使われるので、ＩＳＦＥＴとして所望の感度となるよう適切な膜厚に設定される。
【００１８】
次に、図６に示すように、ＩＳＦＥＴのイオン感応領域以外、即ち、チャネル部以外の領域をフォトレジストでマスクするようパターニングした後、グルコースオキシダーゼ、アルブミン水溶液、グルタールアルデヒドの混合液が基板全面に塗布される。前記混合液が固化した後、アセトン中で前記フォトレジストを除去することによって、固定化酵素膜１９がＩＳＦＥＴのチャネル領域上に形成される。
【００１９】
以上のような工程により、バックゲートを有するポリシリコンＴＦＴ構造のＩＳＦＥＴ型バイオセンサが作製される。
【００２０】
（２）第２の実施の形態
次に第２の実施の形態について、図７を参照にして説明する。図７（ａ）の平面図に記すＡ−Ｂで切断した断面図が図７（ｂ）である。第１の実施例と異なるのは、イオン感応領域を半導体層としてのポリシリコン層のチャネル部上部ではなく、ゲート絶縁膜を介したゲート電極の上部に直接イオン感応領域を設けていることと、バックゲートは前記半導体層の前記チャネル部下部ではなく、前記ゲート電極の下部に設けたことである。この構造のＩＳＦＥＴの作製工程は第１の実施例の場合とほぼ同じであるが、第１の実施例で必要であったバックゲートを形成する工程が不要となる。即ち、第２の実施例においては、高濃度にイオン注入されたポリシリコン層がバックゲートとして機能させることが可能である。また、固定化酵素膜の形成方法も第１の実施例と同様の作製方法でよい。
【００２１】
本実施例のＩＳＦＥＴ型バイオセンサを用いて、バックゲートによりチャネル電位を調整して、センサとしての感度を調整する。
【００２２】
この実施例による作製方法であれば、工程数がより少なくて済む。また、バックゲート、ゲート、チャネル間の結合容量の設定範囲も拡がるため、ＩＳＦＥＴとしての感度設計が容易となり、感度調整範囲が拡がる。
【００２３】
以上の実施の形態で説明したバイオセンサは、ポリシリコンＴＦＴを用いたＩＳＦＥＴのイオン感応膜に酵素固定化膜を形成した構造のものである。しかし、本発明では、さらに、この構造に限るのではなく、ポリシリコン膜はアモルファスシリコン膜でも同様の効果を得る。
【００２４】
また、以上の実施の形態においては、ポリシリコンＴＦＴ構造のＩＳＦＥＴをガラス基板上に形成しているが、プラスチック基板や他の高分子材料基板上に形成しても同様の効果を得る。
【００２５】
また、この実施の形態では、固定化酵素膜としてグルタールオキシダーゼを固定化したグルコースセンサについて説明したが、他の酵素についても適用可能である。さらに、本発明の主旨は、イオン感応膜に形成するものとして酵素に限るものでなく、他のタンパク質同士の反応を検出するタンパク質センサとして用いてもよいし、核酸同士の反応を検出するＤＮＡセンサとして用いてもよいし、抗原抗体反応を検出する抗体センサとしても同様の効果を得る。
【００２６】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、前記バックゲートは前記チャネル領域の下層に位置するため、特別にバックゲートを配置する面積を必要としない。
【００２７】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、前記バックゲートは前記ゲート電極の下部に配置されるため、前記ゲート電極に対する結合容量を任意に設定できる。
【００２８】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、前記バックゲートに印加する電圧を変化させることにより、前記チャネル領域の電位もしくはゲート電極の電位を調整できるので、イオンセンサの感度を調節することができる。
【００２９】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、ポリシリコンＴＦＴのイオン感応領域における僅かな界面電位変化にともなって、ポリシリコンＴＦＴに流れる電流が大きく変化するので、イオンセンサとしての感度向上とダイナミックレンジの拡大が図られる。また、ポリシリコンＴＦＴはトランジスタ特性が高性能であるため、センサ素子だけでなく回路を構成することができ、ＣＰＵ、メモリ、増幅回路などをセンサチップに同時に作り込んだインテリジェントセンサを作製可能である。
【００３０】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、安価で大量生産に適したバイオセンサを得ることができる。
【００３１】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、焼却廃棄が容易な「使い捨て」に適したバイオセンサを得ることができる。また、柔らかい（フレキシブルな）センサが得られるので、例えばセンサを体内に移植して健康状態をモニターする用途にも適している。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第一の実施の形態を説明するＩＳＦＥＴ型バイオセンサの平面図及び断面図である。
【図２】本発明の第一の実施の形態の製造工程を説明する断面図である。
【図３】本発明の第一の実施の形態の製造工程を説明する断面図である。
【図４】本発明の第一の実施の形態の製造工程を説明する断面図である。
【図５】本発明の第一の実施の形態の製造工程を説明する断面図である。
【図６】本発明の第一の実施の形態の製造工程を説明する断面図である。
【図７】本発明の第二の実施の形態を説明するＩＳＦＥＴ型バイオセンサの平面図及び断面図である。
【図８】従来例の説明図である。
【符号の説明】
１１ ガラス基板
１２ バックゲート
１３ ゲート絶縁膜
１４ ポリシリコン層
１５ ソース
１６ ドレイン
１７ 酸化シリコン膜
１８ 窒化シリコン膜
１９ イオン感応膜
【発明の属する技術分野】
本発明は半導体電界効果トランジスタを利用したバイオセンサとその使用方法に関する。バイオセンサはイオンセンサ、酵素センサ、ＤＮＡセンサ、抗原・抗体センサ、タンパク質センサなどとして、特に医用分野への応用が期待されている。
【０００２】
【従来の技術】
従来の電界効果型半導体バイオセンサは通常のＭＯＳ ＦＥＴからゲート電極を除去し、ゲート絶縁膜の上にイオン感応膜を被着した構造であり、特にイオンを検出するバイオンセンサはＩＳＦＥＴ(Ｉｏｎ Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ＦＥＴ)と呼ばれている。図８はＩＳＦＥＴの従来例の説明図である。図において、８１はシリコン（Ｓｉ）基板、８１Ｓはソース、８１Ｄはドレイン、８２は分離絶縁膜、８３はゲート絶縁膜、８４はイオン感応膜である。ここで、イオン感応膜に酸化還元酵素、各種タンパク質、ＤＮＡ、抗原抗体などを固定化することにより、各種バイオセンサとして適用可能となる。
【０００３】
しかし、バルクシリコンを用いたＩＳＦＥＴはセンサチップ断面が電解質中に露出するのを防ぐために、樹脂などで封止する必要があった。小さなＩＳＦＥＴを封止するのは困難で信頼性が低下するという問題があった。また、光や熱によるリーク電流が大きくなるため、正確な測定が困難であった。
【０００４】
これら、バルクシリコンを用いたＩＳＦＥＴの問題点に対し、シリコンオンインシュレータ（ＳＯＩ）構造のＩＳＦＥＴが提案されたが、そもそもＳＯＩ基板が高価なためセンサ自体の価格も高くなり、使い捨てセンサなどの応用には適さなかった。これに対し、ポリシリコンＴＦＴ構造を用いた半導体層としてガラス基板上に作製してできるポリシリコンＩＳＦＥＴが特公平５−４９１８７公報で提案されている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
従来構造のＩＳＦＥＴは素子毎のしきい値電圧Ｖｔｈの違いや温度特性などにより、参照電極への印可電圧をその都度調整する必要があり、手間がかかるという不具合があった。特にポリシリコンＴＦＴ構造のＩＳＦＥＴは、その他の構造を用いたＩＳＦＥＴに較べ、（１）電解質に半導体層が露出しないため、リーク電流が抑えられ、信頼性が高い、（２）ポリシリコン内ではキャリアライフタイムが短いため光照射によるトランジスタ特性への影響が小さい、（３）ガラス基板を用いているため安価にセンサを製造できる、など優れた特徴があるが、しきい値電圧のバラツキが一般的に大きい傾向にある。即ち、センサ感度バラツキが大きくなるという問題があった。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するために、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、基板と、前記基板上に形成され、ソース領域とドレイン領域とを有する第１の半導体膜と、前記基板上に形成された第２の半導体膜と、前記第１の半導体膜及び前記第２の半導体膜を被う第1の絶縁膜と、前記第1の半導体膜に対応して、前記第１の絶縁膜上に設けられた第１のゲート電極と、前記第２の半導体膜に対応して、前記第１の絶縁膜上に設けられた第２のゲート電極と、前記第１のゲート電極を覆う第２の絶縁膜と、前記第２の絶縁膜に形成された第１のコンタクト孔を介して前記ソース領域と接続されたソース電極と、前記第２の絶縁膜に形成された第２のコンタクト孔を介して前記ドレイン領域と接続されたドレイン電極と、前記第２のゲート電極上に形成されたイオン感応膜と、を備え、前記第２の半導体膜はバックゲートとして用いられる。
【０００７】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、前記半導体膜は不純物をイオン注入されたポリシリコン膜であることを特徴とする。
【０００８】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、前記半導体膜はアモルファスシリコン膜であることを特徴とする。
【０００９】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、前記基板はガラス基板、プラスチ
ック基板または有機高分子材料のいずれかからなることを特徴とする。
【００１１】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサの製造方法によれば、基板上の所定の領域にバックゲートを形成する工程と、前記基板及び前記バックゲート上に第1の絶縁膜を形成する工程と、前記第1の絶縁膜上に半導体膜を形成する工程と、前記半導体膜上に第２の絶縁膜を形成する工程と、前記半導体膜の所定の領域にイオン注入することによりソース／ドレイン領域を形成する工程と、前記半導体膜のチャネル領域上の前記第２の絶縁膜を除去する工程と、前記半導体膜のチャネル領域上及び前記第２の絶縁膜上に第３の絶縁膜を形成する工程と、前記半導体膜のチャネル領域上の前記第３の絶縁膜上にイオン感応膜を形成する工程と、を備えたバイオセンサの製造方法。
また、本発明の一態様に係るバイオセンサの製造方法によれば、前記バックゲートを形成する工程は、前記基板上に金属膜を形成する工程と、前記金属膜をパターニングする工程と、を備え、前記パターニングはウェットエッチングによって行われることを特徴とする。
また、本発明の一態様に係るバイオセンサの製造方法によれば、基板上に半導体膜を形成する工程と、前記半導体膜をパターニングして第1の半導体膜領域と第２の半導体膜領域とを形成する工程と、前記第1の半導体膜領域及び第２の半導体膜領域上に第１の絶縁膜を形成する工程と、前記第1の半導体膜領域のチャネル領域上及び第２の半導体膜領域を覆うようにゲート電極を形成する工程と、前記第1の絶縁膜上及び前記ゲート電極上に第２の絶縁膜を形成する工程と、前記第２の半導体膜領域上の前記第２の絶縁膜を除去し、前記第２の半導体膜領域上の前記ゲート電極の一部が露出する第１の開口部を形成する工程と、前記第２の絶縁膜及び前記第１の開口部を覆うように第３の絶縁膜を形成する工程と、前記第１の開口部内の前記第３の絶縁膜を除去し、前記第２の半導体膜領域上の前記ゲート電極の一部が露出する第２の開口部を形成する工程と、前記第２の開口部によって露出する前記第２の半導体膜領域上の前記ゲート電極上にイオン感応膜を形成する工程と、を備える。
また、本発明の一態様に係るバイオセンサの製造方法によれば、前記基板はガラス基板、プラスチック基板または有機高分子材料のいずれかからなることを特徴とする。
【００１２】
【発明の実施の形態】
（１）第１の実施の形態
次に本発明のＩＳＦＥＴ型バイオセンサを図面を参照して説明する。図１は本願発明の第一の実施の形態を説明するための平面図と断面図である。ここで、図１（ａ）の平面図に記すＡ−Ｂで切断した断面図が図１（ｂ）である。
【００１３】
この実施例では、グルコースセンサが作製された場合を例にとってそのセンサの構造について説明する。図１（ａ）および図１（ｂ）に示すように、ガラス基板１１上にバックゲート１２としてのポリシリコン層もしくはメタル層がパターニングして形成され、そのバックゲート１２の上にはゲート絶縁膜としての酸化シリコン膜１３が形成され、その上に半導体層としてのポリシリコン層１４が形成されている。さらに、前記ポリシリコン層１４の両端にはＩＳＦＥＴのソース領域としてのＮ型ポリシリコン層１５及びドレイン領域としてのＮ型ポリシリコン層１６が設けられている。
【００１４】
そして、Ｎ型ポリシリコン層１５、１６を含むポリシリコン層１４を被うように酸化シリコン膜１７が設けられている。尚、同酸化シリコン膜１７の一部、即ち、イオン感応領域である前記ポリシリコン層１４のチャネル領域上の酸化シリコン膜１７は除去されている。さらに、この酸化シリコン膜１７上には保護絶縁膜としての窒化シリコン膜１８が形成されている。前記ポリシリコン層１４のチャネル領域と直接接する窒化シリコン膜１８はイオン感応領域として利用される。
したがって、ここではグルコースを測定するため、グルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）が固定された酵素固定化膜１９が前記窒化シリコン膜１８のイオン感応領域上に形成されている。ＩＳＦＥＴ全体が前記窒化シリコン膜１８で被われているので、ピンホールなどは少なく信頼性が高い。また、同一チップ上に複数のセンサを同時に作製するマルチセンサ構造とした場合でも、各センサ間のリーク電流が小さく抑えられるため、精度の高い測定が可能となる。
【００１５】
ここで、前記ポリシリコン層１４のチャネル領域上の窒化シリコン膜１８はＩＳＦＥＴのゲート絶縁膜として利用されるので、その厚さはＩＳＦＥＴとしての適切な感度が得られるための適度な厚さとしている。また、窒化シリコン膜のみを用いるのではなく、酸化シリコン膜を積層して用いてもよい。なお、図示していないが、Ｎ型ポリシリコン層１５及び１６には酸化シリコン膜１７に開口されたコンタクト孔を通してそれぞれの電極に接続される。
【００１６】
ここで示した実施例に用いられたガラス基板は、パイレックスガラスまたは石英ガラスでもよい。また、半導体層としてポリシリコン層を用いたが、アモルファスシリコンを用いてもよい。さらに、保護絶縁膜とゲート絶縁膜としての窒化シリコン膜は他に、タンタルオキサイド膜や酸化アルミニウム膜などでも同様の効果が得られる。
【００１７】
次に、第一の実施の形態で説明したＩＳＦＥＴ型バイオセンサの製造方法を図２〜図６に基づいて説明する。図２はＩＳＦＥＴ型バイオセンサの製造工程断面図である。図２に示すように、ガラス基板１１上にＣＶＤ法を用いて例えばバックゲートとしてのクロム膜１２を、例えば膜厚２０００Ａ厚に成膜し、その後パターニングする。このとき、後の工程でポリシリコン膜を成膜する時にクロム膜エッジで切れないようにウエットエッチングを用いて、クロム膜の断面形状が台形状になることが望ましい。もしくは、塗布ガラスを用いて平坦化してもよい。
次に、図３に示すように、前記クロム膜をバックゲートとして機能させるために、ＣＶＤ法で例えば１０００Ａ厚の酸化シリコン膜１３を成膜する。その後、ＣＶＤ法でアモルファスシリコン膜１４を成膜し、これをポリシリコン化するために、ＸｅＣｌなどを含む励起ガスから発生するエキシマレーザ光が基板全面に照射する。このレーザ照射により前記アモルファスシリコン膜１４はポリシリコン膜１４になる。次に図４に示すように、保護絶縁膜としての酸化シリコン膜１７を膜厚４０００Ａで形成し、ソース及びドレイン領域を形成するために、フォトレジストをマスクとしてリンを含む不純物イオンを注入する。このようにして、ソース及びドレインとしてのＮ型ポリシリコン層１５、１６が形成される。その後、前記ポリシリコン層１４のチャネル領域上の酸化シリコン膜をゲート絶縁膜として適切な厚さになるよう、フォトレジストをマスクとしてエッチングする。
そして、図示していないが、Ｎ型ポリシリコン層１５、１６には酸化シリコン膜に開口されたコンタクト孔を通してそれぞれ電極としてのアルミ膜が形成され、パターニングされる。この次に、図５に示すように、保護絶縁膜及びゲート絶縁膜としての窒化シリコン膜１８を成膜する。この窒化シリコン膜１８はＩＳＦＥＴのゲート絶縁膜として使われるので、ＩＳＦＥＴとして所望の感度となるよう適切な膜厚に設定される。
【００１８】
次に、図６に示すように、ＩＳＦＥＴのイオン感応領域以外、即ち、チャネル部以外の領域をフォトレジストでマスクするようパターニングした後、グルコースオキシダーゼ、アルブミン水溶液、グルタールアルデヒドの混合液が基板全面に塗布される。前記混合液が固化した後、アセトン中で前記フォトレジストを除去することによって、固定化酵素膜１９がＩＳＦＥＴのチャネル領域上に形成される。
【００１９】
以上のような工程により、バックゲートを有するポリシリコンＴＦＴ構造のＩＳＦＥＴ型バイオセンサが作製される。
【００２０】
（２）第２の実施の形態
次に第２の実施の形態について、図７を参照にして説明する。図７（ａ）の平面図に記すＡ−Ｂで切断した断面図が図７（ｂ）である。第１の実施例と異なるのは、イオン感応領域を半導体層としてのポリシリコン層のチャネル部上部ではなく、ゲート絶縁膜を介したゲート電極の上部に直接イオン感応領域を設けていることと、バックゲートは前記半導体層の前記チャネル部下部ではなく、前記ゲート電極の下部に設けたことである。この構造のＩＳＦＥＴの作製工程は第１の実施例の場合とほぼ同じであるが、第１の実施例で必要であったバックゲートを形成する工程が不要となる。即ち、第２の実施例においては、高濃度にイオン注入されたポリシリコン層がバックゲートとして機能させることが可能である。また、固定化酵素膜の形成方法も第１の実施例と同様の作製方法でよい。
【００２１】
本実施例のＩＳＦＥＴ型バイオセンサを用いて、バックゲートによりチャネル電位を調整して、センサとしての感度を調整する。
【００２２】
この実施例による作製方法であれば、工程数がより少なくて済む。また、バックゲート、ゲート、チャネル間の結合容量の設定範囲も拡がるため、ＩＳＦＥＴとしての感度設計が容易となり、感度調整範囲が拡がる。
【００２３】
以上の実施の形態で説明したバイオセンサは、ポリシリコンＴＦＴを用いたＩＳＦＥＴのイオン感応膜に酵素固定化膜を形成した構造のものである。しかし、本発明では、さらに、この構造に限るのではなく、ポリシリコン膜はアモルファスシリコン膜でも同様の効果を得る。
【００２４】
また、以上の実施の形態においては、ポリシリコンＴＦＴ構造のＩＳＦＥＴをガラス基板上に形成しているが、プラスチック基板や他の高分子材料基板上に形成しても同様の効果を得る。
【００２５】
また、この実施の形態では、固定化酵素膜としてグルタールオキシダーゼを固定化したグルコースセンサについて説明したが、他の酵素についても適用可能である。さらに、本発明の主旨は、イオン感応膜に形成するものとして酵素に限るものでなく、他のタンパク質同士の反応を検出するタンパク質センサとして用いてもよいし、核酸同士の反応を検出するＤＮＡセンサとして用いてもよいし、抗原抗体反応を検出する抗体センサとしても同様の効果を得る。
【００２６】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、前記バックゲートは前記チャネル領域の下層に位置するため、特別にバックゲートを配置する面積を必要としない。
【００２７】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、前記バックゲートは前記ゲート電極の下部に配置されるため、前記ゲート電極に対する結合容量を任意に設定できる。
【００２８】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、前記バックゲートに印加する電圧を変化させることにより、前記チャネル領域の電位もしくはゲート電極の電位を調整できるので、イオンセンサの感度を調節することができる。
【００２９】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、ポリシリコンＴＦＴのイオン感応領域における僅かな界面電位変化にともなって、ポリシリコンＴＦＴに流れる電流が大きく変化するので、イオンセンサとしての感度向上とダイナミックレンジの拡大が図られる。また、ポリシリコンＴＦＴはトランジスタ特性が高性能であるため、センサ素子だけでなく回路を構成することができ、ＣＰＵ、メモリ、増幅回路などをセンサチップに同時に作り込んだインテリジェントセンサを作製可能である。
【００３０】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、安価で大量生産に適したバイオセンサを得ることができる。
【００３１】
また、本発明の一態様に係るバイオセンサによれば、焼却廃棄が容易な「使い捨て」に適したバイオセンサを得ることができる。また、柔らかい（フレキシブルな）センサが得られるので、例えばセンサを体内に移植して健康状態をモニターする用途にも適している。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第一の実施の形態を説明するＩＳＦＥＴ型バイオセンサの平面図及び断面図である。
【図２】本発明の第一の実施の形態の製造工程を説明する断面図である。
【図３】本発明の第一の実施の形態の製造工程を説明する断面図である。
【図４】本発明の第一の実施の形態の製造工程を説明する断面図である。
【図５】本発明の第一の実施の形態の製造工程を説明する断面図である。
【図６】本発明の第一の実施の形態の製造工程を説明する断面図である。
【図７】本発明の第二の実施の形態を説明するＩＳＦＥＴ型バイオセンサの平面図及び断面図である。
【図８】従来例の説明図である。
【符号の説明】
１１ ガラス基板
１２ バックゲート
１３ ゲート絶縁膜
１４ ポリシリコン層
１５ ソース
１６ ドレイン
１７ 酸化シリコン膜
１８ 窒化シリコン膜
１９ イオン感応膜
Claims (7)
- 基板と、
前記基板上に形成され、ソース領域とドレイン領域とを有する第１の半導体膜と、
前記基板上に形成された第２の半導体膜と、
前記第１の半導体膜及び前記第２の半導体膜を被う第1の絶縁膜と、
前記第1の半導体膜に対応して、前記第１の絶縁膜上に設けられた第１のゲート電極と、
前記第２の半導体膜に対応して、前記第１の絶縁膜上に設けられた第２のゲート電極と、
前記第１のゲート電極を覆う第２の絶縁膜と、
前記第２の絶縁膜に形成された第１のコンタクト孔を介して前記ソース領域と接続されたソース電極と、
前記第２の絶縁膜に形成された第２のコンタクト孔を介して前記ドレイン領域と接続されたドレイン電極と、
前記第２のゲート電極上に形成されたイオン感応膜と、
を備え、
前記第２の半導体膜はバックゲートとして用いられるバイオセンサ。 - 前記半導体膜は不純物をイオン注入されたポリシリコン膜であることを特徴とする請求項１記載のバイオセンサ。
- 前記半導体膜はアモルファスシリコン膜であることを特徴とする請求項１記載のバイオセンサ。
- 前記基板はガラス基板、プラスチック基板または有機高分子材料のいずれかからなることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１に記載のバイオセンサ。
- 基板上の所定の領域にバックゲートを形成する工程と、
前記基板及び前記バックゲート上に第1の絶縁膜を形成する工程と、
前記第1の絶縁膜上に半導体膜を形成する工程と、
前記半導体膜上に第２の絶縁膜を形成する工程と、
前記半導体膜の所定の領域にイオン注入することによりソース／ドレイン領域を形成する工程と、
前記半導体膜のチャネル領域上の前記第２の絶縁膜を除去する工程と、
前記半導体膜のチャネル領域上及び前記第２の絶縁膜上に第３の絶縁膜を形成する工程と、
前記半導体膜のチャネル領域上の前記第３の絶縁膜上にイオン感応膜を形成する工程と、
を備えたバイオセンサの製造方法。 - 前記バックゲートを形成する工程は、
前記基板上に金属膜を形成する工程と、
前記金属膜をパターニングする工程と、
を備え、
前記パターニングはウェットエッチングによって行われることを特徴とする請求項５に記載のバイオセンサの製造方法。 - 前記基板はガラス基板、プラスチック基板または有機高分子材料のいずれかからなることを特徴とする請求項５または６に記載のバイオセンサの製造方法。
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