JP2004132981A - 集積回路化バイオセンサーとその形成法 - Google Patents

Abstract

【課題】　装置の小型化が容易であり、高感度で正確な測定が可能であり、かつ取り扱いの容易な集積回路化バイオセンサーを提供する。
【解決手段】　シリコン基板表面上にチャンネルタンパク質のチャンネルの開閉に係わる化学物質が運搬される緩衝液の流路および液溜部として微小な穴もしくは溝を形成し、チャンネルタンパク質が埋め込まれた脂質膜が、緩衝液の流路（６）中に液溜部（９）を覆うように配置され、脂質膜（７）の上方と下方にそれぞれ上部電極（１０）、下部電極（１１）が設けられたセンサー部を設け、チャンネルタンパク質（８）のチャンネルカレントを増幅するためのトランジスタ、抵抗およびコンデンサを備えた増幅回路部を前記センサー部と同一の基板上に集積する。
【選択図】　図１

Description

　この出願の発明は、集積回路化バイオセンサーとその形成法に関するものである。さらに詳しくは、この出願の発明は、装置の小型化が容易であり、かつ高感度で正確な測定が可能とされる集積回路化バイオセンサーとその形成法に関するものである。

　生命体を構成する細胞表面には種々の膜タンパク質が配置されており、細胞表面の特定サイトへの化学物質（リガンドなどの信号伝達物質）の結合や電気あるいは光の刺激（ゲートトリガー）により膜タンパク質の開口部であるチャンネルが変形し、細胞膜の外と内側の間でのイオンや化学物質の輸送（チャンネルカレント）が制御されている。上記のような制御を行うタンパク質をチャンネルタンパク質といい、図１２に示しているようにチャンネルタンパク質（８０）が脂質膜（８１）に埋め込まれた状態で存在するチャンネルとして生命機能を保っている。

　このような脂質膜（８１）とチャンネルタンパク質（８０）が固体表面に保持された構造はサポーテッドメンブレン構造と呼ばれ、これを所定のｐＨの緩衝液中におき、リガンドなどの信号伝達物質の結合に伴って流れるチャンネルカレントを検出するようにしたバイオセンサーが知られている。このようなバイオセンサーをチャンネルプロテインバイオセンサーと呼ぶことができる。このチャンネルプロテインバイオセンサーは、信号伝達物質をタンパク質の分子認識反応を利用して高い選択性で検知するようにしたバイオセンサーである。

　チャンネルプロテインバイオセンサーの構造としては、従来より、１）図１３に示しているようにサポーテッドメンブレン構造（８２）にチャンネルカレントを計測するための電極（８３）を取り付け、その電流をパッチクランプアンプと呼ばれる高感度増幅器で検出する方式のもの（Single ion channel sensitivity in suspended bilayer on micromachined supports (文献１)）や、２）サポーテッドメンブレンを直接電極の表面に貼り付け、チャンネルの開閉に伴う膜のインピーダンス変化を測定する方式のものや、さらには３）サポーテッドメンブレンをＭＯＳトランジスタのゲート上に貼り付けそのインピーダンス変化を測定する方式のものなどがある。なお３）の方式のものは２）の方式のものよりさらにチャンネルカレントを高感度に検出しようとするものである。

　しかしながら、従来の１）のサポーテッドメンブレン構造に電極を取り付け、その電極に流れる電流を増幅器で検出するバイオセンサーは、実際には、ガラス基板表面に金を蒸着しこの表面を自己組織有機単分子膜で覆いその上にチャンネルタンパク質を埋め込んだ脂質膜を載せるという素子構造を採用しており、微細加工がしにくいガラスと金を用いているために素子の小型化が容易に行えなかった。また、素子と増幅器とを一体として作ることができないことから全体として装置が大型化してしまい、しかも雑音を拾いやすいという欠点なども有していた。

　また２）や３）のバイオセンサーの構成は１）の方式のものよりは簡単ではあるが、脂質膜と電極との間に緩衝液の層がないため、チャンネルカレントを直接測定するのではなく、膜のインピーダンス変化を測定するという間接的な方法であるため、応答速度が遅く、検出誤りを起こし易いなどの問題を有していた。

　また、Recombinant maxi-K channels on transistor, a prototype of iono-electronic interfacing（文献２）においては、ヒト胎児腎臓細胞を用いてチャンネルカレントを測定するバイオセンサーについて記載されているが、イオンチャンネル部分に自然界の細胞（ヒト胎児腎臓細胞）をそのまま用いて細胞全体のチャンネルカレントを測定しているため、精度の低い測定しか期待できない。また自然界の細胞を用いているためその細胞の生命維持のための手間などを必要としているため取り扱いが面倒なものとなってしまっている。

　また、一方、バイオセンサーとするための加工に電子シンクロトロン放射光等を用いてエッチングによるパターン形成を行う場合には、通常、所定のパターンのコンタクトマスクを用いてパターンを基板に転写するが、従来では、コンタクトマスクの材料としてポリシリコンやアルミニウムを用いることから、エッチング終了後これを除去する際には、反応性の強い薬液を使用しなければならず、これらの薬液が基板に損傷を与えてしまうという問題があった。基板表面に有機材料や生体物質を堆積した後にマスク材料を除去するバイオセンサーの場合にはこのような問題点は無視できないものであった。このような事情から、マスク除去材の薬液による有機材料や生体物質の損傷が顕著であるため、基板や有機材料や生体物質に損傷を与えないで除去することのできるマスク材料の開発が望まれていた。
Y. Cheng, R.J.Bushby, S.D.Evans,P.F.Knowles, R.E.Miles, and S.D.Ogier, Lamgmuir vol 17, (2001) 1240-1242 Bernhard Straub et al., Nature Biotechnology Vol. 19, February 2001

　そこでこの出願の発明は、以上のとおりの従来技術の問題点を解消し、装置の小型化が容易であり、高感度で正確な測定が可能であり、かつ取り扱いの容易な集積回路化バイオセンサーと、基板はもとより基板に堆積した有機材料や生体物質にも損傷を与えることの少ない集積回路化バイオセンサーの形成法を提供することを課題としている。

　この出願の発明は、上記の課題を解決するものとして、まず第１には、シリコン基板表面上に、チャンネルタンパク質のチャンネルの開閉に係わる化学物質が運搬される緩衝液の流路と液溜部が配設されており、緩衝液の流路中には、チャンネルタンパク質が埋め込まれた脂質膜が液溜部を覆うように配置されているとともに、脂質膜の上方と下方にそれぞれ上部電極および下部電極が配設されたセンサー部が備えられており、かつチャンネルタンパク質のチャンネルカレントを増幅するための増幅回路部が、前記センサー部と同一の基板上に集積されていることを特徴とする集積回路化バイオセンサーを提供している。

　第２には、第１の発明において、シリコン基板として、Ｓｉ／ＳｉＯ₂／Ｓｉ構造を有するＳＯＩ基板を用いることを特徴とする集積回路化バイオセンサーを提供する。

　さらに、第３には、上部電極および下部電極の表面がＡｇＣｌで覆われていることを特徴とする集積回路化バイオセンサーを提供し、第４には、下部電極がＳｉ表面に金属電極が接する構造を有し、この金属電極がシリコンとの間でオーミックコンタクトとなっていることを特徴とする集積回路化バイオセンサーをも提供し、また第５には、下部電極が表面側からＡｇＣｌ／Ａｇ／Ｐｔの積層構造を有していることを特徴とする集積回路化バイオセンサーを提供する。

　また第６には、Ｓｉ基板表面あるいはその酸化物表面の一部あるいは全部が親水性の自己組織有機単分子膜で覆われ、その上に内部が疎水性で上下表面が親水性の脂質二層膜の脂質膜が堆積され、その自己組織有機単分子膜と脂質膜との間に水もしくは緩衝液の層が存在する構造を有していることを特徴とする集積回路化バイオセンサーを提供する。

　第７には、自己組織有機単分子膜が、複数種類の有機分子から構成されており、その一部の種類の有機分子は他の種類の有機分子よりも長く、先端部が疎水性を有しており、脂質膜の内部の疎水性の領域に入り込んでいる構造を有していることを特徴とする集積回路化バイオセンサーを提供する。

　第８には、チャンネルタンパク質を埋め込んだ脂質膜部分の構造として基板上に設置された板状のものに直径１μｍ以上１０００μｍ以下の穴があけられ、この穴の部分に上下から穴を挟むようにして上部および下部の脂質膜が張り合わされた構成であってかつ上部の脂質膜は上面が親水性であり下面が疎水性であって下部の脂質膜は下面が親水性であり上面が疎水性であり、これにより穴の部分において上下二層の脂質膜が疎水性相互作用によって張り合わされた構成となっていることを特徴とする集積回路化バイオセンサーを提供する。

　第９には、Ｓｉ基板表面あるいはその酸化物表面に先端部が疎水性である有機分子が島状成長して自己組織有機単分子膜の島を形成しており、その自己組織有機単分子膜の島が脂質膜の内部の疎水性の領域に入り込んでいることを特徴とする集積回路化バイオセンサーを提供する。

　第１０には、脂質膜、チャンネルタンパク質、液溜部、流路および電極対が複数配置されたセンサー部と、それぞれの電極対に対応した複数の増幅回路部がセンサー部と同一シリコン基板上に集積されていることを特徴とする集積回路化バイオセンサーを提供する。

　第１１には、脂質膜の上方と下方の電極対が１つの脂質膜部の面内に複数対形成されており、それぞれの電極対に対応した複数の増幅回路部が集積されており、脂質膜面内でのチャンネルカレントの分布とその時間変化が計測できることを特徴とする集積回路化バイオセンサーを提供する。

　第１２には、下部電極が所定の厚みの絶縁膜に覆われており、当該絶縁膜には上部電極との間の電流を通すための穴が設けられており、当該穴の径が、脂質二重膜の脂質膜を形成する物質が当該緩衝液内において形成するベシクルの径よりも小さいことを特徴とする集積回路化バイオセンサーを提供する。

　第１３には、集積回路化バイオセンサーの流路および液溜部を、電子シンクロトロン放射光エッチングにより形成することを特徴とする集積回路化バイオセンサーの形成法を提供する。

　第１４には、集積回路化バイオセンサーの流路、液溜部および絶縁膜の穴を、電子シンクロトロン放射光エッチングにより形成することを特徴とする集積回路化バイオセンサーの形成法を提供する。

　第１５には、絶縁膜の穴を形成する際に行う電子シンクロトロン放射光エッチングにおいて用いるエッチングマスクの厚みに所定の分布を持たせることを特徴とする集積回路化バイオセンサーの形成法を提供する。

　第１６には、電子シンクロトロン放射光エッチングの反応ガスとしてフッ素系ガスを用いることを特徴とする集積回路化バイオセンサーの形成法を提供し、第１７には、電子シンクロトロン放射光エッチングの反応ガスとしてＳＦ₆またはＸｅＦ₂を用いることを特徴とする集積回路化バイオセンサーの形成法をも提供する。

　また第１８には、電子シンクロトロン放射光エッチングの反応ガスとしてフッ素を含む化合物ガスと酸素ガスの混合ガスを用いることを特徴とする集積回路化バイオセンサーの形成法を提供する。

　第１９には、電子シンクロトロン放射光エッチングのエッチングマスク材料として酸の水溶液にて溶解しやすい金属の薄膜を用いることを特徴とする集積回路化バイオセンサーの形成法を提供する。

　第２０には、金属の薄膜としてＣｏ、Ｎｉ、Ｆｅあるいはこれらの合金を用いることを特徴とする集積回路化バイオセンサーの形成法を提供する。

　第２１には、電子シンクロトロン放射光エッチングの終了後、エッチングマスクの除去を酸の水溶液を用いて行うことを特徴とする集積回路化バイオセンサーの形成法を提供する。

　第２２には、電子シンクロトロン放射光エッチングした領域に疎水性の有機化合物を堆積し、その後Ｃｏを除去し、Ｃｏが除去された領域に親水性の有機化合物を堆積することにより、領域選択的に親水性と疎水性の領域を形成することを特徴とする集積回路化バイオセンサーの形成法をも提供する。

　以上詳しく説明したとおり、この出願の発明によって、タンパク質１つのチャンネルカレントを直接測定することができ、また基板上に電子回路をセンサー部と一体の集積回路として作製することが可能なため、増幅器部も含めると従来素子と比較して百万分の一程度に素子を小型化することができる。

　このため体内に埋め込んで病気の診断をしたり、ドラッグデリバリーを行うなどの新しい応用が開かれる。また、構造的にタンパク質１つのチャンネルカレントを直接測定できる方式であるので、センサー部と増幅回路部が一体となっていることで雑音を拾いにくいというという特性と併せて、極めて高感度かつ正確な測定を行うことが可能となる。また、複数の信号伝達物質の同時計測や脂質膜面内でのチャンネルカレントの分布など、従来のバイオセンサーではなし得なかった測定が可能となる。

　この出願の発明は上記のとおりの特徴をもつものであるが、以下にその実施の形態について説明する。

　この出願の発明の集積回路化バイオセンサーでは、前述のとおり基本的に、シリコン基板表面上に、微小な穴もしくは溝からなる、チャンネルタンパク質のチャンネルの開閉に係わる化学物質が運搬される緩衝液の流路と液溜部が配設されており、緩衝液の流路中には、チャンネルタンパク質が埋め込まれた脂質膜が液溜部を覆うように配置され、その脂質膜の上方と下方にそれぞれ上部電極および下部電極が配設されたセンサー部が備えられており、かつチャンネルタンパク質のチャンネルカレントを増幅するための増幅回路部を、流路を含むセンサー部と同一の基板上に集積していることを大きな特徴としている。

　以上のように、この出願の発明の集積回路化バイオセンサーでは素子の小型化が可能となり、増幅回路部も含めると従来素子と比較して１００万分の１程度まで小型化することができる。

　また、この出願の発明の集積回路化バイオセンサーでは、タンパク質１つのチャンネルカレントを直接測定することができる方式としていることから、センサー部と増幅回路部を一体の集積回路とすることによって雑音を拾いにくくできるという特性と併せて、極めて高感度かつ正確な測定が可能となる。また、人工細胞膜面内の電流分布も測ることも可能となる。

　センサー部、さらには増幅回路部を形成するシリコン基板としてはＳｉ／ＳｉＯ₂／Ｓｉ構造を有するＳＯＩ基板を好適に用いることができる。すなわちＳＯＩ基板を用いることによって数ピコアンペアという非常に微小なチャンネルカレントの場合にもリーク電流の少ない素子間分離を行うことが可能となる。なお、この出願での“シリコン基板”とはＳｉ基板上にＳｉＯ₂層およびＳｉ層が堆積されたＳＯＩ基板、およびＳＯＩ基板にさらにＳｉＯ₂層を堆積したものを含んだものを意味する。

　また、上部電極および下部電極の表面をＡｇＣｌで覆われた状態とすることで、電極表面の電位を一定に保つことができる。また下部電極をＳｉ表面にＰｔなどの金属電極が接する構造とし、この金属電極をＳｉとの間でオーミックコンタクトとすることで、雑音の原因となる、Ｓｉ表面と金属電極との間の接触電位をほぼ０とでき、微小なチャンネルカレントを精度よく測定することが可能となる。とくに下部電極を、表面側からＡｇＣｌ／Ａｇ／Ｐｔの積層構造とした場合に微小なチャンネルカレントを極めて精度よく測定することができる。

　またこの出願の発明の集積回路化バイオセンサーでは、センサー部の脂質膜が配置される箇所において、Ｓｉ基板表面あるいはその酸化物表面の一部あるいは全部を親水性の自己組織有機単分子膜で覆い、その上に内部が疎水性で上下表面が親水性の脂質二層膜の脂質膜を堆積し、その自己組織有機単分子膜と脂質膜との間に水もしくは緩衝液の層が存在する構造とすることにより、脂質膜と親水性の自己組織単分子膜との間に薄い水の層を介することで、脂質膜が緩衝液内で安定に存在することができる構成とすることができる。

　さらに、自己組織有機単分子膜を複数種類の有機分子から構成し、その一部の種類の有機分子が他の種類の有機分子よりも長く先端部が疎水性を有するものとすることにより、自己組織有機単分子膜の一部が脂質膜の内部の疎水性の領域に入り込んだ状態とすることができ、このようにすることで流動性の脂質膜をさらに緩衝液中で安定に保持することができる。このような自己組織単分子膜の一例としては、先端が疎水性のものとしてはオクテニルトリクロロシラン（ＯＴＳ）がある。また親水性のものとしては、オクテニルトリクロロシランを堆積後、その表面を酸化してＣＯＯＨ基にしたもの、先端がＣＯＯＣＨ₃などのアルキルエステルとなっている自己組織単分子膜を形成した後、個の部分を酸で加水分解してＣＯＯＨ期に変換したもの、あるいは、先端がアミノ基（−ＮＨ₂）となったものなどが例示されるが、同様な構造でＣＨ₂鎖を長くしたものなどほかにも各種のものが利用できる。さらに、自己組織単分子膜の中にＣＨ₂鎖が長く且つ先端部が疎水性となっており、脂質膜内部に突き刺さって流動性の脂質膜を緩衝液中で安定に保持する役目を果たすアンカー分子を混入することも可能である。このようなアンカー分子は、−ＣＨ₂鎖の長いアルキル単分子膜を用いたり、あるいは表面がＣＯＯＨ基に変換された後、先端にＯＨ基を有する長鎖分子と反応させることにより導入が可能である。

　あるいはこの出願の発明の集積回路化バイオセンサーでは、チャンネルタンパク質を埋め込んだ脂質膜部分の構造として、基板上に設置された厚み１μｍ以上１０００μｍ以下の板状のものに直径１μｍ以上１０００μｍ以下の穴があけられ、この穴の部分に上下から穴を挟むようにして上部および下部の脂質膜が張り合わされた構成とし、かつ上部の脂質膜は上面を親水性とし下面を疎水性とし、また下部の脂質膜は下面を親水性とし上面を疎水性として、これにより穴の部分において上下二層の脂質膜の脂質膜が疎水性相互作用によって張り合わされた構成とすることも可能である。

　またあるいはこの出願の発明の集積回路化バイオセンサーのセンサー部の脂質膜が配置される箇所においては、Ｓｉ基板表面あるいはその酸化物表面に先端部が疎水性の有機分子を島状成長させて自己組織有機単分子膜の島を形成し、その自己組織有機単分子膜の島が脂質膜の内部の疎水性の領域に入り込んだ状態とすることができ、このようにすることによって、疎水性である自己組織有機単分子膜の島の先端部が、疎水性相互作用により脂質膜の内部の疎水性の領域に食い込んで、脂質膜を確実に基板上につなぎとめることができる。すなわち自己組織有機単分子膜の島がアンカーの役割を果たすのである。このような自己組織単分子膜の一例としては、たとえばオクテニルトリクロロシラン（ＯＴＳ）がある。

　なおこの出願の発明の集積回路に用いるタンパク質や脂質膜については、自然界あるいは人工的に存在するすべての脂質膜およびチャンネルタンパク質に適用することができる。

　そして、この出願の発明の集積回路化バイオセンサーは、脂質膜、チャンネルタンパク質、液溜部、流路および電極対が複数配置されたセンサー部と、それぞれの電極対に対応した複数の増幅回路部がセンサー部と同一シリコン基板上に集積されている構成とすることもでき、このような構成とすることにより複数の種類の信号伝達物質を同時に計測することが可能となる。

　さらには、この出願の発明の集積回路化バイオセンサーは、脂質膜の上方と下方の電極対を１つの脂質膜部の面内に複数対形成し、それぞれの電極対に対応して増幅回路部を集積し、脂質膜面内でのチャンネルカレントの分布とその時間変化が計測できるようにすることも可能である。このようにすることで、複数の信号伝達物質の同時計測や脂質膜面内でのチャンネルカレントの分布など従来のバイオセンサーではなし得なかった測定が可能となる。

　また下部電極を所定の厚みの絶縁膜により覆い、当該絶縁膜には上部電極との間の電流を通すための穴を設け、当該穴の径を、脂質二重膜の脂質膜を形成する物質が当該緩衝液内において形成するベシクルの径よりも小さいものとすることも可能である。ゆがみの少ない脂質二重膜の形成法としてベシクルフージョンがよく知られており、水中では脂質二重膜はマリモのような形をしており、これはベシクルと読ばれており、このベシクルを固体表面に供給し、表面で平らな二重膜を形成することをベシクルフージョンという。この場合に用いるベシクルの寸法が、電極の穴の径より小さいと、ベシクルが電極の穴の中にも入ってしまうため、絶縁膜に形成する穴はこのベシクルの径よりも小さいものとする必要がある。そして、このようにすることで、歪の少ない脂質二重膜が形成されるのである。

　またこの出願の発明の集積回路化バイオセンサーは、流路および液溜部を電子シンクロトロン放射光エッチングにより形成することができ、下部電極を絶縁膜で覆いその絶縁膜に穴を設けた場合には、流路、液溜部および絶縁膜の穴を電子シンクロトロン放射光エッチングにより形成できる。このようにすることで、シリコン基板上に側壁が垂直で底面が非常に平らな流路、液溜部を形成することができ、また絶縁膜の穴における側壁を垂直にすることができ、また穴の底面を非常に平ら（凸凹０．４ｎｍ程度）にすることができ精度の良い加工を行うことができる。

　またとくに絶縁膜の穴を形成する際に行う電子シンクロトロン放射光エッチングにおいて用いるエッチングマスクの厚みに所定の分布を持たせることで、一度の照射でエッチングとともに残った絶縁膜に厚み分布を持たせることが可能となる。

　なお、電子シンクロトロン放射光エッチングの際に反応ガスとしてフッ素系ガスを用いることができる。とくに電子シンクロとロン放射光エッチングの反応ガスとしてＳＦ₆またはＸｅＦ₂を好適に用いることができ、また放射光エッチングの反応ガスとしてフッ素を含む化合物ガスと酸素ガスの混合ガスがとくに好適に用いられる。

　電子シンクロトロン放射光エッチングのエッチングマスク材料として１０％以下の低濃度の酸水溶液にて溶解しやすい金属の薄膜を用いることができ、とくにその金属の薄膜としてＣｏ、Ｎｉ、Ｆｅあるいはこれらの合金を好適に用いることができる。

　電子シンクロトロン放射光エッチングの終了後、上記の金属薄膜からなるエッチングマスクの除去を前述のとおりの１０％以下の低濃度の塩酸、硝酸あるいはフッ酸などの酸の水溶液を用いて行うことで、エッチング時およびエッチング後のエッチングマスク除去時に、基板のみならず基板に堆積した有機材料あるいは生体物質を損傷するのを防止することができる。

　放射光エッチングした領域に疎水性の有機化合物を堆積し、その後Ｃｏを除去し、Ｃｏが除去された領域に親水性の有機化合物を堆積することにより、領域選択的に親水性と疎水性の領域を形成することも可能となる。このような親水性有機物と疎水性の有機物の領域選択的塗布はさらにその上にタンパク質を選択的に堆積することができるため、バイオセンサーなどを製造する上で基礎技術として有用なものとなる。

　以下、添付した図面に沿って、この出願の発明の実施の形態についてさらに詳しく説明する。もちろん、この発明は以下の例に限定されるものではなく、細部については様々な態様が可能であることは言うまでもない。
＜実施の形態例１＞
　図１および図２は、この出願の発明の集積回路化バイオセンサーの一例を示したものである。

　この図１の例においては、Ｓｉ基板（１）の上にＳｉＯ₂層（２）、さらにその上に活性層と呼ばれるＳｉ単結晶層（３）が堆積されており、これらＳｉ基板（１）、ＳｉＯ₂層（２）およびＳｉ単結晶層（３）の全体はＳＯＩ基板と呼ばれているものである。集積回路化バイオセンサーにＳＯＩ基板を使用する理由は、チャンネルカレントが通常、数ピコアンペアと非常に微小であるため、リーク電流の少ない素子間分離を行う必要があるためである。

　ＳＯＩ基板の上にスピンオングラス法で堆積されたＳｉＯ₂絶縁層（４）は、電子回路のメタライゼーションを行い、かつ上蓋（５）とともにバイオセンサーの流路（６）を構成している。この流路（６）には、脂質膜（７）、チャンネルタンパク質（８）が配設され、その下部には緩衝液を満たした液溜部（９）が配設されている。

　チャンネルタンパク質（８）の上方には上部電極（１０）が上蓋（５）に埋め込まれた状態で設けられており、液溜部（９）の下部には下部電極（１１）（図２参照）が設けられている。さらにその下部電極（１１）の電流を流路（６）の外部に導くためにイオン注入法により形成した高ドープ領域（１２）がＳｉ単結晶層（３）中に形成されている。そしてチャンネルカレントをＳｉＯ₂絶縁層（４）の上部に取り出すためのビアホール（１３）がＳｉＯ₂絶縁層（４）中に設けられている。

　また、図１に例示したように、ゲート電極（１４）、素子間分離のＳｉＯ₂（１５）、ソース（１６）およびドレイン（１７）によってチャンネルカレントを増幅するためのＭＯＳトランジスタが構成されている。そしてＳｉＯ₂絶縁層（４）の上部に信号を取り出すためのビアホール（１８）、（１９）、（２０）と、増幅回路の入力抵抗（２１）も設けられている。

　次に図２（ａ），（ｂ）に例示した要部拡大図に基づいてセンサー機能を発揮する上で集積回路化バイオセンサーの心臓部と言えるタンパク質を集積した部分について説明すると、Ｐｔ薄膜（２２）、Ａｇ薄膜（２３）並びにＡｇＣｌ薄膜（２４）が配置され、表面が親水性の自己組織有機単分子膜（２５）も配置されている。そして、この自己組織有機単分子膜（２５）に結合する先端部が疎水性の長鎖の有機分子であるアンカー分子（２６）が脂質膜（７）の中に食い込んで脂質膜（７）を安定に保持する役割を果たしている。

　また、図２（ｂ）においては、脂質膜（７）を安定に保持する方法として、アンカー分子ではなく、厚み１μｍ以上１０００μｍ以下の板状物質（４２）に直径１μｍ以上１０００μｍ以下の穴をあけ、この穴の部分に上下から穴を挟むようにして上部および下部の脂質膜（７）を張り合わせる構成であって、かつ、上部の脂質膜は上面を親水性とし下面を疎水性とし、下部の脂質膜は下面を親水性とし上面を疎水性として、これにより、穴の部分において上下二層の脂質膜（７）が疎水性相互作用によって張り合わされた構成となっている。なお、この板状物質（４２）はスペーサ（４３）によりシリコン基板に取付固定されている。

　板状物質（４２）の材料としては、Ｓｉ、石英、ＳｉＯ₂、テフロン（登録商標）などのプラスチックスあるいはセラミックスなどが挙げられるが、表面が親水性材料の場合は、自己組織単分子膜の塗布などにより表面を疎水性にしておく必要がある。またこの構成の場合は単に脂質膜を安定に保持するということ以外に、脂質膜（７）を保持する板状物質（４２）と下のシリコン基板部とを切り離せる構造となっているので、脂質膜（７）およびチャンネルタンパク質（８）が劣化した場合、これを容易に交換できるという利点がある。

　また図２（ｃ）に示すように、基板表面がＳｉＯ₂絶縁層（４）のときに、アンカーとして先端部が疎水性の有機分子であるオクテニルトリクロロシラン（ＯＴＳ）を島状成長させた自己組織有機単分子膜の島を形成し、その自己組織有機単分子膜の島を、脂質膜の内部の疎水性の領域に入れ込んだ。具体的にはＯＴＳの１０ｍＭの四塩化炭素溶液に、ＳｉＯ₂絶縁層（４）を４２０秒浸すと図３（ａ）に示すような島状のＯＴＳの自己組織単分子膜（４５）が得られた。その後、フッ酸でＳｉＯ₂絶縁層（４）の表面を数〜数十Åほどエッチングし（図３（ｂ）参照）、島状のＯＴＳの自己組織有機単分子膜（４５）の根本を親水性とし、その表面全体にＬＢ膜法あるいはベシクル溶融法で脂質二重膜（ＤＰＰＣ：Dipalmitoyl phosphatidylcholine）（７）を堆積したところ、図２（ｃ）に示すように島状のＯＴＳの自己組織有機単分子膜（４５）の先端がアンカーとして脂質二重膜（７）を固定し、ＳｉＯ₂絶縁層（４）と脂質二重膜（７）の間には薄い水の層（４６）のある構造が自己組織的に得られた。このような構造を形成するのに、自己組織有機単分子膜（４５）や脂質二重膜（７）の材料としてＯＴＳやＤＰＰＣに限る必要はなく、それぞれ、先端が疎水性の自己組織有機単分子膜を形成するもの、および脂質二重膜を形成するものであればどのようなものでもこのような構造を形成することは可能である。また、上記の説明では、ＯＴＳを自己組織的に島状成長をしたものを用いるとしたが、平面に均一に成長したＯＴＳ膜をリソグラフィの手法により、所定のパタン形状にしたものをアンカーとして用いても同様の効果が得られることは自明である。

　以上の図１および図２（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に例示した集積回路化バイオセンサーの動作原理を説明すると、まず、図２（ａ）、（ｂ）に示しているように、チャンネルタンパク質（８）は脂質膜（７）に埋め込まれ、それらが緩衝液の中に浸されているため、チャンネルとしての生命機能を長時間維持できるようにされている。

　チャンネルタンパク質（８）と反応するリガンド、つまり信号伝達物質が図１の流路（６）においてチャンネルタンパク質（８）の位置にまで移送されチャンネルタンパク質（８）と反応すると、チャンネルタンパク質（８）のチャンネルが開き、イオンカレントが上部電極（１０）から下部電極（１１）に流れ高ドープ領域（１２）を通って増幅回路部へと流れる。ここで、上部電極（１０）には所定の電圧が印加されているものとする。

　この集積回路化バイオセンサーにおいては、イオンカレントは増幅回路部の、たとえば抵抗値が１００ＭΩ〜１ＧΩの入力抵抗（２１）に入力される構成となっている。またチャンネルカレントが微小なため、リーク電流を抑えるために設けられている素子間分離（１５）が重要な役割を果たしている。なお増幅器としての電子回路部については既存の技術により形成することができる。

　以上より、この出願の発明の集積回路化バイオセンサーが生体物質であるリガンド信号伝達物質を検出するチャンネルプロテインバイオセンサーとして動作することが理解される。

　この集積回路化バイオセンサーの重要な特徴点は、流路を含むセンサー部と増幅回路とが同一のシリコン基板上に集積されている点である。これにより素子自体を小さくすることができ、非常に微小な信号に対しても高精度の測定を行うことが可能となる。なお液溜部（９）の大きさについては特に限定するものではないが、たとえばその径が０．５μｍ〜数百μｍと幅広く目的に応じたものとすることができる設計の自由度を有している。また上部電極（１０）は、下部電極（１１）と同様に表面がＡｇＣｌ膜で被覆されたものとすることができる。ＡｇＣｌ膜は電極表面の表面電位を一定に保つ上で有効な材料である。

　上部電極（１０）の材料は抵抗の低いものであればよく、通常Ａｌが用いられ、この例では上部電極（１０）は表面側からＡｇＣｌ／Ａｇ／Ａｌの構造としている。下部電極（１１）の構成は、シリコン表面での接触電位を小さくするため、表面側からＡｇＣｌ／Ａｇ／Ｐｔの構成とし、蒸着後２００〜２５０℃、３０分のアニールを加えてＰｔ−Ｓｉの接触がオーミックコンタクトとなるようにしている。このような構成とすることは微小なチャンネルカレントを精度よく測定する上で重要である。

　さらに液溜部（９）を構成するＳｉＯ₂層（４）の表面は、図２（ａ）、（ｂ）に示しているように表面が親水性の自己組織有機単分子膜（２５）で覆われている。脂質膜（７）は脂質二層膜の構造を有し、上下の表面は親水性で内部が疎水性となっていることから、脂質膜（７）は親水性の自己組織単分子膜（２５）の存在によってこれとの間に薄い水の層を介して安定に存在することができる。

　自己組織単分子膜の一例としては、たとえばオクテニルトリクロロシランを、堆積後表面を酸化してＣＯＯＨ基に変換した物質が例示されるが、これに限定されることはない。同様な構造でＣＨ₂鎖を長くしたものなど、ほかにも各種の物質が考慮される。さらに、この例では、自己組織単分子膜（２５）の中にＣＨ₂鎖が長く且つ先端部が疎水性で、脂質膜内部に突き刺さって、流動性の脂質膜を安定に保持する役目を果たすアンカー分子（２６）が配置されている。このアンカー分子（２６）は、たとえば表面がＣＯＯＨ基に変換された後、部分的にBrij76やTritonX-100（登録商標）等の先端にＯＨ基を有する長鎖分子と反応させることにより導入することが可能である。
＜実施の形態例２＞
　図４は、この出願の発明の集積回路化バイオセンサーの平面配置の構成の一例を示したものである。

　この例では、複数の流路（２７Ａ）、（２７Ｂ）、（２７Ｃ）とチャンネルタンパク質集積部（２８Ａ）、（２８Ｂ）、（２８Ｃ）を含むセンサー部と対応する複数の増幅器（２９Ａ）、（２９Ｂ）、（２９Ｃ）が集積された構成を有している。個々のセンサー部の構成は実施例１と同様としている。このような構成とすることにより複数の種類の信号伝達物質を同時に計測することが可能となる。
＜実施の形態例３＞
　図５は、さらにこの出願の発明の集積回路化バイオセンサーの平面配置構成の他の例を示したものである。流路（６）および液溜部（９）はそれぞれ１つであるが、上部電極（３０Ａ）、（３０Ｂ）、（３０Ｃ）、（３０Ｄ）、（３０Ｅ）と下部電極（３１Ａ）、（３１Ｂ）、（３１Ｃ）、（３１Ｄ）、（３１Ｅ）がそれぞれ複数設置されており、液溜部（９）内で上部および下部の対電極が複数（図４では２５対）対向して設置された構成となっている。下部電極（３１Ａ）、（３１Ｂ）、（３１Ｃ）、（３１Ｄ）、（３１Ｅ）の入力電流と増幅器（３２Ａ）、（３２Ｂ）、（３２Ｃ）、（３２Ｄ）、（３２Ｅ）の出力の相関を調べ、これによりチャンネルカレントの面内分布と必要に応じてその時間変化が測定可能となっている。
＜実施の形態例４＞
　次に放射光エッチングによる集積回路化バイオセンサーの形成法の一例を図６に沿って説明する。
Ａ：　まず図６（ａ）に示したように、酸化によってＳｉ基板（３３）表面に厚さ約２００ｎｍのＳｉＯ₂薄膜（３４）を形成する。そしてそのＳｉＯ₂薄膜（３４）の表面に、図６（ｂ）に示したように、所定パターンを有するレジスト（３５）を堆積し、さらに図６（ｃ）のように、レジスト（３５）およびＳｉＯ₂薄膜（３４）上にＣｏ金属薄膜（３６）を堆積する。その後、図６（ｄ）に示したようにレジスト（３５）を除去する。なおＣｏ金属薄膜（３６）の厚みは数ｎｍから数百ｎｍのものでよく、この実施例では厚さ２００ｎｍだけ堆積している。

　次いで、図６（ｅ）に示したように、ＳＦ₆に酸素５％程度を添加した反応ガスを用いて基板表面に電子シンクロトロン放射光を約１時間照射する。そして図６（ｆ）に示したように、最終的にＣｏ金属薄膜（３６）を除去し、これによりＳｉＯ₂がエッチングされてＳｉ基板上に所望のＳｉＯ₂薄膜（３４）のパターンを得ることができる。図７（ａ）（ｂ）は、各々その走査型電子顕微鏡写真と段差計によって測定されたパターンの断面の形状を例示したものである。Ｃｏの真空紫外光領域での吸収係数を図８に例示したが、この図８のデータより２００ｎｍ程度の厚みのＣｏで放射光はほぼ全部吸収されるため、放射光エッチングに対しＣｏマスクとしての役目を十分に果たすことがわかる。

　また図７を見てもわかるように、Ｃｏが存在した表面はほとんど放射光照射によって損傷を受けておらず、Ｃｏがエッチングに対して十分な耐性を有していることも確認される。

　なお、Ｃｏは一般にＨＣｌ、ＨＦ、ＨＮＯ₃などの低濃度の溶液によって溶解することが知られているが、この実施例では、図６（ｆ）の工程において、０．０１規定の濃度の希硝酸溶液によって除去している。
Ｂ：　Ｃｏが低濃度の酸の溶液によって容易に除去されるという性質を利用して、Ｃｏをエッチングマスクとして用い、放射光エッチングにより親水性と疎水性の有機物薄膜を形成した。

　図９は、この形成プロセスを示したものである。

　まず、前記の図６（ｅ）の工程に対応する図９（ａ）に示したように、ＳｉＯ₂薄膜（３４）の放射光エッチングを行い、その後、エッチングされたシリコン基板（３３）の表面が薄いＳｉＯ₂で覆われていることを利用して、シリコン基板（３３）をオクタデシルトリクロロシラン（ＯＴＳ）の１ｍＭトルエン溶液に約１時間浸漬し、図９（ｂ）のように、エッチングされた表面のみにＯＴＳの自己組織有機単分子膜（３７）を配設する。ＯＴＳの自己組織有機単分子膜（３７）の表面はＣＨ₃基で覆われているため疎水性である。

　なお、放射光エッチング後の表面の薄いＳｉＯ₂を希フッ酸で除去し、表面を水素で終端されたＳｉとした後、基板をドデセンに約１６０度で約２時間浸漬することによってエッチング表面にドデセンの自己組織単分子膜を形成することができる。この方法によっても表面がＣＨ₃で覆われた疎水性表面とすることができる。以後の工程は疎水性表面がＯＴＳでもドデセンでも同じである。

　次いで、図９（ｃ）に示したように、Ｃｏ（３６）を希硝酸により除去し、露出されたＳｉＯ₂の表面を、オクテニルトリクロロシラン（ＯＴＴＳ）の１〜２ｍＭのトルエン溶液に基板を３０分〜１時間６０℃で浸漬することでＯＴＴＳの自己組織単分子膜（３８）で覆う。

　次に基板をＫＭｎＯ₄とクラウンエーテルの混合物をベンゼンに溶解した溶液に浸漬し、約５０時間放置するとＯＴＴＳの自己組織単分子膜（３８）の表面のＣＨ＝ＣＨ₂の基が酸化され、表面がＣＯＯＨ基に変換される。これにより、図９（ｄ）に示したように、ＣＨ₃で覆われたＯＴＳの自己組織単分子膜（３７）からなる疎水性の領域とＣＯＯＨで覆われた親水性の領域（３９）を領域選択的に形成することができる。また、先端がＣＨ＝ＣＨ₂のＯＴＴＳにかわって、先端がメチルエステル、−ＣＯＯＣＨ₃となっているものをもちい、堆積後加水分解を行うことによっても表面をＣＯＯＨ基とすることができる。
＜実施の形態例５＞
　図１０は、この出願の発明の集積回路化バイオセンサーの主要部の、センサー心臓部とも言える液溜部の形成プロセスを拡大して例示したものである。まず、図１０（ａ）（ｂ）のように、ＳＯＩ基板のＳｉ単結晶層（３）とスピンオングラス法で堆積したＳｉＯ₂層（４）に、電子シンクロトロン放射光エッチングのためのＣｏコンタクトマスク（４０）を堆積する。

　電子シンクロトロン放射光エッチングの反応ガスとしては、酸素を添加したＳＦ₆やＸｅＦ₂などのフッ素を含有するガスが適しており、その場合Ｃｏコンタクトマスクの厚みは２００〜数百ｎｍとすることができる。放射光エッチングを行うと、エッチングが自動的に単結晶Ｓｉ（３）の表面でほぼ完全に停止し、しかも停止した後のＳｉ表面が原子レベルで平坦になる。このＳｉ表面が平坦であることは、液溜部の厚みを薄くする上で重要である。次に図１０（ｃ）に示したように、熱酸化により液溜部を構成するための酸化膜（４１）を形成する。この場合も熱酸化であるため原子レベルで均一な膜厚でかつ平坦な表面とすることができる。次に、図１０（ｄ）（ｅ）のように、液溜部を形成するためのコンタクトマスク（４０）を再び堆積し、再び放射光エッチングを行うことにより液溜部を形成することができる。この場合もエッチングがＳｉ表面で停止し、かつエッチング後の表面が原子レベルで平坦であるという放射光エッチングの特性が生かされている。さらに放射光エッチングの場合局所的にエッチングが可能で、増幅回路部（電子回路部）を先に完成した後にセンサー部の加工を行っても、増幅回路部に損傷などの悪影響を与えることはない。
＜実施の形態例６＞
　図１１は、この出願の発明の集積回路化バイオセンサーの主要部分の具体的な形成法の他の一例の手順を示したプロセス断面図を示したものである。

　図１１（ａ）に示すように、たとえばＡｇＣｌ／Ａｇ／Ｐｔからなる電極（１１）と熱酸化膜（４４）の形成されたＳｉ基板（３）にたとえばＳＯＧによって形成されるＳｉＯ₂膜の上に面内にて厚み分布を有する、エッチングマスクとしてのＣｏ金属薄膜（３６）を堆積する。

　次に図１１（ｂ）に示すように、たとえばＳＦ₆＋Ｏ₂を反応ガスとして放射光エッチングガスを行うと、Ｃｏ金属薄膜（３６）の膜厚が薄い領域ではＳＯＧによって形成したＳｉＯ₂絶縁層（４）は膜厚が収縮し、Ｃｏ金属薄膜（３６）の膜厚が厚い領域は変化しないので段差ができる。

　そして図１１（ｃ）に示すように、エッチングマスクとしてのＣｏ金属薄膜（３６）を希硝酸などにより部分的に溶解除去し、Ｃｏ金属薄膜（３６）を除去したＳｉＯ₂絶縁層（４）の表面に島状成長した自己組織有機単分子膜（４５）を形成し、図１１（ｄ）に示すように、残りのＣｏ金属薄膜（３６）を再度希硝酸などで溶解除去すれば、脂質膜とタンパク質を堆積するための基板が完成する。このようにすることで、一度の電子シンクロトロン放射光の照射でエッチングとともに残った絶縁膜に厚み分布を持たせることができるのであり、これにより絶縁膜の穴を良好に形成することができるのである。

この発明の集積回路化バイオセンサーの全体構成を例示した断面構成図である。 この発明の集積回路化バイオセンサーのセンサー部の要部拡大構成図である。 図２（ｃ）の集積回路化バイオセンサーのセンサー部の形成の工程を示す概念図である。 センサー部および増幅回路部が複数存在する場合の集積回路化バイオセンサーの平面配置図である。 上部電極および下部電極と、それに対応して増幅回路部が複数存在する場合の集積回路化バイオセンサーの平面配置図である。 電子シンクロトロン放射光エッチングを用いた集積回路化バイオセンサーの形成法の手順を例示したプロセス断面図である。 電子シンクロトロン放射光エッチングで形成したシリコン上のパターンの走査型電子顕微鏡写真（ａ）と断面の形状（ｂ）を示した図である。 Ｃｏの真空紫外光領域での吸収係数を例示した図である。 親水性有機物と疎水性有機薄膜の領域選択的形成プロセスを例示した断面図である。 この出願の発明の集積回路化バイオセンサーの主要部分の具体的な形成法の手順を例示したプロセス断面図である。 この出願の発明の集積回路化バイオセンサーの他の形成法の手順を例示したプロセス断面図である。 チャンネルタンパク質が脂質膜に埋め込まれた状態を示した概念図である。 従来のチャンネルプロテインバイオセンサーの構成の一例を示した斜視図である。

符号の説明

　１　Ｓｉ基板
　２　ＳｉＯ₂層
　３　Ｓｉ単結晶層
　４　ＳｉＯ₂絶縁層
　５　上蓋
　６　流路
　７　脂質膜
　８　チャンネルタンパク質
　９　液溜部
　１０　上部電極
　１１　下部電極
　１２　高ドープ領域
　１３　ビアホール
　１４　ゲート電極
　１５　素子間分離のＳｉＯ₂
　１６　ソース
　１７　ドレイン
　１８，１９，２０　ビアホール
　２１　入力抵抗
　２２　Ｐｔ薄膜
　２３　銀薄膜
　２４　ＡｇＣｌ薄膜
　２５　自己組織有機単分子膜
　２６　アンカー分子
　２７Ａ，２７Ｂ，２７Ｃ　流路
　２８Ａ，２８Ｂ，２８Ｃ　チャンネルタンパク質集積部
　２９Ａ，２９Ｂ，２９Ｃ　増幅器
　３０Ａ，３０Ｂ，３０Ｃ，３０Ｄ，３０Ｅ　上部電極
　３１Ａ，３１Ｂ，３１Ｃ，３１Ｄ，３１Ｅ　下部電極
　３２Ａ，３２Ｂ，３２Ｃ，３２Ｄ，３２Ｅ　増幅器
　３３　Ｓｉ基板
　３４　ＳｉＯ₂薄膜
　３５　レジスト
　３６　Ｃｏ金属薄膜
　３７　ＯＴＳの自己組織有機単分子膜
　３８　ＯＴＴＳの自己組織単分子膜
　３９　親水性の領域
　４０　コンタクトマスク
　４１　ＳｉＯ₂薄膜
　４２　板状物質
　４３　スペーサ
　４４　熱酸化膜
　４５　自己組織有機単分子膜
　４６　薄い水の層

Claims (22)

1. 　シリコン基板表面上に、
   　チャンネルタンパク質のチャンネルの開閉に係わる化学物質が運搬される緩衝液の流路と液溜部が配設されており、緩衝液の流路中には、チャンネルタンパク質が埋め込まれた脂質膜が液溜部を覆うように配置されているとともに、脂質膜の上方と下方にそれぞれ上部電極および下部電極が配設されたセンサー部が備えられており、かつチャンネルタンパク質のチャンネルカレントを増幅するための増幅回路部が、前記センサー部と同一の基板上に集積されていることを特徴とする集積回路化バイオセンサー。
2. 　シリコン基板として、Ｓｉ／ＳｉＯ₂／Ｓｉ構造を有するＳＯＩ基板を用いることを特徴とする請求項１に記載の集積回路化バイオセンサー。
3. 　上部電極および下部電極の表面がＡｇＣｌで覆われていることを特徴とする請求項１または２に記載の集積回路化バイオセンサー。
4. 　下部電極がＳｉ表面に金属電極が接する構造を有し、この金属電極がＳｉとの間でオーミックコンタクトとなっていることを特徴とする請求項１ないし３のいずれかに記載の集積回路化バイオセンサー。
5. 　下部電極が表面側からＡｇＣｌ／Ａｇ／Ｐｔの積層構造を有していることを特徴とする請求項１ないし４のいずれかに記載の集積回路化バイオセンサー。
6. 　Ｓｉ基板表面あるいはその酸化物表面の一部あるいは全部が親水性の自己組織有機単分子膜で覆われ、その上に内部が疎水性で上下表面が親水性の脂質二層膜の脂質膜が堆積され、その自己組織有機単分子膜と脂質膜との間に水もしくは緩衝液の層が存在する構造をなしていることを特徴とする請求項１ないし５のいずれかに記載の集積回路化バイオセンサー。
7. 　自己組織有機単分子膜が、複数種類の有機分子から構成されており、その一部の種類の有機分子は他の種類の有機分子よりも長く、先端部が疎水性を有しており、脂質膜の内部の疎水性の領域に入り込んでいることを特徴とする請求項６に記載の集積回路化バイオセンサー。
8. 　チャンネルタンパク質を埋め込んだ脂質膜部分の構造としてシリコン基板上に設置された板状のものに直径１μｍ以上１０００μｍ以下の穴があけられ、この穴の部分に上下から穴を挟むようにして上部および下部の脂質膜が張り合わされた構成であってかつ上部の脂質膜は上面が親水性であり下面が疎水性であって下部の脂質膜は下面が親水性であり上面が疎水性であり、これにより穴の部分において上下二層の脂質膜が疎水性相互作用によって張り合わされた構成となっていることを特徴とする請求項１ないし６のいずれかに記載の集積回路化バイオセンサー。
9. 　Ｓｉ基板表面あるいはその酸化物表面に先端部が疎水性である有機分子が島状成長して自己組織有機単分子膜の島を形成しており、その自己組織有機単分子膜の島が脂質膜の内部の疎水性の領域に入り込んでいることを特徴とする請求項６に記載の集積回路化バイオセンサー。
10. 　脂質膜、チャンネルタンパク質、液溜部、流路および電極対が複数配置されたセンサー部と、それぞれの電極対に対応した複数の増幅回路部がセンサー部と同一シリコン基板上に集積されていることを特徴とする請求項１ないし９のいずれかに記載の集積回路化バイオセンサー。
11. 　脂質膜の上方と下方の電極対が１つの脂質膜部の面内に複数対形成されており、それぞれの電極対に対応した複数の増幅回路部が集積されており、脂質膜面内でのチャンネルカレントの分布とその時間変化が計測できることを特徴とする請求項１ないし１０のいずれかに記載の集積回路化バイオセンサー。
12. 　下部電極が所定の厚みの絶縁膜に覆われており、当該絶縁膜には上部電極との間の電流を通すための穴が設けられており、当該穴の径が、脂質二重膜の脂質膜を形成する物質が当該緩衝液内において形成するベシクルの径よりも小さいことを特徴とする請求項６ないし１１いずれかに記載の集積回路化バイオセンサー。
13. 　請求項１ないし１１のいずれかに記載の集積回路化バイオセンサーの流路および液溜部を、電子シンクロトロン放射光エッチングにより形成することを特徴とする集積回路化バイオセンサーの形成法。
14. 　請求項１２記載の集積回路化バイオセンサーの流路、液溜部および絶縁膜の穴を、電子シンクロトロン放射光エッチングにより形成することを特徴とする集積回路化バイオセンサーの形成法。
15. 　絶縁膜の穴を形成する際に行う電子シンクロトロン放射光エッチングにおいて用いるエッチングマスクの厚みに所定の分布を持たせることを特徴とする請求項１４に記載の集積回路化バイオセンサーの形成法。
16. 　電子シンクロトロン放射光エッチングの反応ガスとしてフッ素系ガスを用いることを特徴とする請求項１３ないし１５いずれかに記載の集積回路化バイオセンサーの形成法。
17. 　電子シンクロトロン放射光エッチングの反応ガスとしてＳＦ₆またはＸｅＦ₂を用いることを特徴とする請求項１６に記載の集積回路化バイオセンサーの形成法。
18. 　電子シンクロトロン放射光エッチングの反応ガスとしてフッ素を含む化合物ガスと酸素ガスの混合ガスを用いることを特徴とする請求項１３ないし１７のいずれかに記載の集積回路化バイオセンサーの形成法。
19. 　電子シンクロトロン放射光エッチングのエッチングマスク材料として酸の水溶液にて溶解しやすい金属の薄膜を用いることを特徴とする請求項１３ないし１８のいずれかに記載の集積回路化バイオセンサーの形成法。
20. 　金属の薄膜としてＣｏ、Ｎｉ、Ｆｅあるいはこれらの合金を用いることを特徴とする請求項１９に記載の集積回路化バイオセンサーの形成法。
21. 　電子シンクロトロン放射光エッチングの終了後、エッチングマスクの除去を酸の水溶液を用いて行うことを特徴とする請求項１９または２０に記載の集積回路化バイオセンサーの形成法。
22. 　電子シンクロトロン放射光エッチングした領域に疎水性の有機化合物を堆積し、その後Ｃｏを除去し、Ｃｏが除去された領域に親水性の有機化合物を堆積することにより、領域選択的に親水性と疎水性の領域を形成することを特徴とする請求項１３ないし２１のいずれかに記載の集積回路化バイオセンサーの形成法。