JP2002296228A - バイオセンサ - Google Patents
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Abstract
イオセンサを提供する。 【解決手段】有機高分子材料からなる基板11上に形成
されたポリシリコンTFT14を用いた電界効果型のバ
イオセンサ。
Description
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。
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、ISFE
T(Ion Sensitive FET)と呼ばれて
いる。図24は電界効果型半導体イオンセンサの従来例
の説明図である。図24において、241はシリコン
(Si)基板、241Sはソース、241Dはドレイ
ン、242は分離絶縁膜、243はゲート絶縁膜、24
4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、抗原や抗体などを
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。
ET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IS
FETを封止するのは困難であり、封止できたとしても
信頼性が低下するという問題があった。
OI)型のISFETや、ガラス基板上にポリシリコン
層を半導体層として形成したISFETなどが提案され
ている。即ち、これらの構造はトランジスタが絶縁体で
囲まれた構造となっているため、リーク電流が発生しに
くく、特別な封止作業が不要である。
しての応用には、センサ素子の保存やメンテナンスを考
慮して、1組のセンサ素子による測定を1回限りとす
る、いわゆる「使い捨て型」(ディスポーザブル)のバ
イオセンサが開発されている。これらの応用としてポリ
シリコンTFTなどの薄膜デバイスをISFETとして
バイオセンサに用いることが考えられるが、これらのデ
バイスはガラス基板の上に形成されるのが一般的で、セ
ンサを使い捨てとするには高価である。また、焼却廃棄
する場合にはガラス破片が残り問題となる。
であり、その目的は、製造コストを低くでき、且つ、使
い捨て型センサに適したバイオセンサを提供することを
目的とする。
めに、請求項1に記載の発明においては、有機高分子材
料からなる基板上に形成されたTFTを用いた電界効果
型のバイオセンサとすることを特徴とする。
求項1に記載のバイオセンサにおいて、前記TFTのゲ
ート電極はイオン感応領域および対向電極を有すること
を特徴とする。
求項2に記載の発明において、前記対向電極に印加する
電圧を変化させて前記ゲート電極の電位を調整すること
により、感度を調節することを特徴とする。
分子材料よりなる基板上に形成したTFTを用いた電界
効果型のバイオセンサにおいて、基板上に第1の絶縁膜
を介して前記TFTが形成された半導体層と、同半導体
層のチャネル領域に対向し且つ同チャネル領域と離れて
第1の絶縁膜内に埋め込まれたゲート電極と、同半導体
層上に第2の絶縁膜を介してイオン感応領域とを有する
ことを特徴とする。
求項4に記載のバイオセンサにおいて、前記ゲート電極
に印加する電圧を変化させてチャネル領域の電位を調整
することにより、感度を調節することを特徴とする。
FTはポリシリコンよりなることを特徴とする、前記請
求項1乃至5に記載のバイオセンサ。
FTはアモルファスシリコンよりなることを特徴とす
る、前記請求項1乃至5に記載のバイオセンサ。
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。ここでは、グルコースセンサの場合について説明
する。図1(a)および図1(b)に示すように、プラ
スチック基板11上には接着層12及び中間層13が積
層され、その上にはシリコン酸化膜13a、ISFET
として機能するポリシリコン層14が形成されている。
ポリシリコン層14の両端にはドレイン及びソースとし
てのN型ポリシリコン層15及び16が形成されてい
る。そして、前記ポリシリコン層14及びポリシリコン
層15、16を被うように保護絶縁膜としてのシリコン
膜13b及び17が設けられている。さらに、表面保護
膜としてのシリコン窒化膜(Si3N4)はセンサ表面
全体を被っている。尚、前記ポリシリコン層14のチャ
ネル部、即ち、イオン感応領域部分の前記酸化シリコン
膜17は除去されており、前記シリコン窒化膜18と前
記ポリシリコン層14は直接接している。N型ポリシリ
コン層15及び16には、シリコン酸化膜13b及び1
7に開口されたコンタクト孔を通してそれぞれの電極に
接続されている。グルコースを測定するためのグルコー
スオキシダーゼ(GOD)が固定された固定化酵素膜1
9が前記シリコン窒化膜上のイオン感応領域に設けられ
ている。本実施例では、ISFET全体が前記シリコン
窒化膜により被われているため、ピンホールなどが少な
く信頼性が高い。また、マルチセンサ構造とした場合で
もセンサ間のリーク電流が小さく抑えられる。ここで、
シリコン窒化膜18をゲート絶縁膜として用いたが、タ
ンタルオキサイド膜や、酸化アルミニウム膜でもよい。
作製する方法として、例えば特開平10−125931
に開示されている方法に基づいて、第一の実施例で説明
したISFET型バイオセンサの製造方法を図2〜図1
3を用いて説明する。
ば石英基板)20上に分離層21(例えばLPCVD法
に形成されたアモルファスシリコン層)と中間層13
(例えば、SiO2膜)アモルファスシリコン層14と
を積層形成し、続いて、アモルファスシリコン層の全面
に上方からレーザ照射し、アニールを施す。これによ
り、アモルファスシリコンは再結晶化してポリシリコン
層14となる。
ーザアニールにより得られたポリシリコン層14をパタ
ーニングして、ポリシリコンの島を形成する。
リコンのアイランドを被う絶縁膜としてのシリコン酸化
膜13bを、例えばCVD法により形成する。
ストをマスクとして、リン不純物のイオン注入を行う。
これによって、N型もしくはP型のポリシリコン層が形
成され、ソース、ドレインとなる。
17を形成し、選択的にコンタクトホール52を形成し
た後、アルミ電極53を形成する。
ン感応領域61だけが露出するように、表面のシリコン
酸化膜17の一部をレジストをマスクとしてエッチング
する。その後、表面全体を被うように、表面保護膜及び
ISFET型バイオセンサのゲート絶縁膜としてのシリ
コン窒化膜18を成膜する。このようにして形成された
ポリシリコン層14を含むデバイス層をここでは被転写
層54とよぶ。
層54の表面上に接着層としての水溶性接着剤81を塗
布し、次に、その水溶性接着剤層81を介して、被転写
層54を一次転写体82に貼り付ける。続いて、前記水
溶性接着剤81が熱硬化であれば熱を加えて硬化させ、
前記一次転写体82と被転写層54とを接着(接合)す
る。そして、ガラス基板20の裏面から、例えば、Xe
−Clエキシマレーザ光を照射する。これにより、分離
層21の層内及び/又は界面において剥離を生じせしめ
る。
引き剥がす。
り除去する。これにより、被転写層54が一次転写体8
2に転写されたことになる。
転写された被転写層54の下面、即ち中間層13aの下
面、に接着層12を介して、二次転写体11を接着す
る。二次転写体としては、各種合成樹脂が挙げられる。
例えば、熱可塑性樹脂、熱硬化性樹のいずれでもよく、
例えば、ポリエチレン、ポリプロピレンなどでもよい。
ここで、接着層を構成する接着剤の例としては、反応硬
化型接着剤、熱硬化型接着剤、紫外線硬化型接着剤等の
光硬化型接着剤、嫌気硬化接着剤等の各種硬化型接着剤
が挙げられる。接着剤の組成としては、例えば、エポキ
シ系、アクリレート系、シリコーン系などいかなるもの
でもよい。同接着層の形成は例えば塗布法によりなされ
る。
の場合、光透過性の二次転写体の外側から光を照射する
ことにより、二次転写体と薄膜デバイス層の下面が接合
される。
前記水溶性接着層81と第一転写体54とが接着してい
る界面を水と接触させる。これにより、水溶性接着剤が
溶融し、被転写層54の上面であるシリコン窒化膜18
と一次転写体とが分離する。同シリコン窒化膜18の表
面に付着した水溶性接着剤を除去することにより、合成
樹脂基板11上に形成した薄膜デバイスが得られる。
イオン感応領域以外、即ち、酵素固定化膜が形成される
領域以外の領域がマスクされるようにフォトレジストを
パターニングし、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。前記混合液が固定した後、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
113がISFETのチャネル領域上部、即ち、イオン
感応領域61に形成される。以上の工程により、合成樹
脂基板上に形成されたISFET型のバイオセンサが得
られる。
される被転写層を二度転写するものであったが、第二の
実施の形態では同被転写層を一度のみ転写するものであ
る。ここでは、第二の実施の形態のバイオセンサの製造
方法について図14から図23に基づき説明する。
上に分離層21(例えばLPCVD法に形成されたアモ
ルファスシリコン層)と中間層13a(例えば、SiO
2膜)及びアモルファスシリコン層14とを積層形成
し、続いて、アモルファスシリコン層の全面に上方から
レーザ照射し、アニールを施す。これにより、アモルフ
ァスシリコンは再結晶化してポリシリコン層14とな
る。
レーザアニールにより得られたポリシリコン層14をパ
ターニングして、ポリシリコンの島を形成する。
シリコンの島を被うゲート絶縁膜13bを、例えば、C
VD法により形成する。次に、ポリシリコンあるいはメ
タル等からなるゲート電極161を形成する。前記ゲー
ト電極161をパターニングし、フォトレジスト162
をマスクとしてリン不純物のイオン注入を行う。これに
よって、N型ポリシリコン層が形成され、ソース及びド
レインの各領域が形成される。
膜170を形成し、選択的にコンタクトホール171を
形成した後、アルミ電極172を形成する。このように
して形成されたポリシリコン層を含むデバイス層をここ
では被転写層173とよぶ。
173の表面に接着層としての水溶性接着剤181を塗
布し、次に、その水溶性接着剤層181を介して、被転
写層173を一次転写体182に貼り付ける。続いて、
前記水溶性接着剤が熱硬化であれば熱を加えて硬化さ
せ、前記一次転写体182と被転写層173を接着(接
合)する。
の裏面から、例えば、Xe−Clエキシマレーザ光を照
射する。これにより、分離層21の層内及び/又は界面
において剥離を生じせしめる。
を引き剥がす。
1をエッチングにより除去する。これにより、被転写層
173は一次転写体182に転写されたことになる。
コンTFT層からなる被転写層173が接合された一次
転写体182を反転させ、チャネル領域、即ちイオン感
応領域が露出するようにシリコン酸化膜13aをエッチ
ングする。
に、基板全体を被うように表面保護およびISFETの
ゲート絶縁膜としてのシリコン窒化膜231を成膜す
る。そして、イオン感応領域以外、即ち、酵素固定化膜
が形成される領域以外の領域がマスクされるようにフォ
トレジストをパターニングし、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。前記混合液が固定した後、ア
セトン中で前記フォトレジストを除去する。即ち、固定
化酵素膜232がISFETのチャネル領域上部、即
ち、イオン感応領域に形成される。以上の工程により、
図23に示すような合成樹脂基板上にISFET型のバ
イオセンサが作製される。
る構造のISFETを説明したが、ゲート電極を有しな
い構造のISFETとしてもよい。
膜としてグルタールオキシダーゼを固定したグルコース
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上に形
成するものとして酵素に限るものではなく、タンパク質
同士の反応を検出するタンパク質センサ、核酸同士の反
応を検出する核酸センサ、抗原抗体反応を検出する抗体
センサなどへ適用しても同様の効果を得る。
記載のバイオセンサによれば、前記基板は有機高分子材
料よりなるため、廃棄する場合は容易に焼却可能なバイ
オセンサが得られる。すなわち、ディスポーザブルなバ
イオセンサとして利用できる。また、フレキシブル且つ
割れにくい材料であるため、例えば体内にバイオセンサ
を移植して使用する場合でも、体内に設置し易く、安全
に利用できる。
れば、性能の高いポリシリコンTFTから構成された回
路を同一基板上のISFET以外の場所に同時に作製可
能なので、センサ、周辺回路、CPUなどを含む信号処
理回路をセンサチップに作り込む事ができる。また、I
SFETセンサ自体を小さく作れるので、多数のセンサ
を同一チップ内に作製する応用にも適している。
サによれば、バックゲートに印加する電圧を変化させる
ことにより、ポリシリコンTFT素子自体のしきい値電
圧バラツキによるISFETの感度バラツキが調整可能
となる。
れば、安価で大量生産に向いたバイオセンサを得ること
ができる。
T型バイオセンサの平面図及び断面図である。
る断面図である。
る断面図である。
る断面図である。
る断面図である。
る断面図である。
る断面図である。
る断面図である。
る断面図である。
する断面図である。
する断面図である。
する断面図である。
する断面図である。
する断面図である。
する断面図である。
する断面図である。
する断面図である。
する断面図である。
する断面図である。
する断面図である。
する断面図である。
する断面図である。
ET型バイオセンサの断面図である。
Claims (7)
- 【請求項1】有機高分子材料からなる基板上に形成され
たTFTを用いた電界効果型のバイオセンサ。 - 【請求項2】前記請求項1に記載のバイオセンサにおい
て、前記TFTのゲート電極はイオン感応領域および対
向電極を有することを特徴とするバイオセンサ。 - 【請求項3】前記請求項2に記載の発明において、前記
対向電極に印加する電圧を変化させて前記ゲート電極の
電位を調整することにより、感度を調節することを特徴
とするバイオセンサ。 - 【請求項4】有機高分子材料よりなる基板上に形成した
TFTを用いた電界効果型のバイオセンサにおいて、基
板上に第1の絶縁膜を介して前記TFTが形成された半
導体層と、同半導体層のチャネル領域に対向し且つ同チ
ャネル領域と離れて第1の絶縁膜内に埋め込まれたゲー
ト電極と、同半導体層上に第2の絶縁膜を介してイオン
感応領域とを有することを特徴とするバイオセンサ。 - 【請求項5】前記請求項4に記載のバイオセンサにおい
て、前記ゲート電極に印加する電圧を変化させてチャネ
ル領域の電位を調整することにより、感度を調節するこ
とを特徴とするバイオセンサ。 - 【請求項6】前記TFTはポリシリコンよりなることを
特徴とする、前記請求項1乃至5に記載のバイオセン
サ。 - 【請求項7】前記TFTはアモルファスシリコンよりな
ることを特徴とする、前記請求項1乃至5に記載のバイ
オセンサ。
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- 2001-03-30 JP JP2001101310A patent/JP3835195B2/ja not_active Expired - Fee Related
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