JP2007139762A - バイオセンサー、その製造方法及びそれを利用した生体分子の検出方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】半導体製造工程以外の追加の工程を行うことなく製造され、微量の生体分子を効率的に検出するバイオセンサーを提供する。
【解決手段】基板と、前記基板の極性に対し反対の極性を有するソース及びドレインと、前記基板上に配置され、前記ソース及び前記ドレインに接触するゲートと、生体分子と結合可能であり、前記ゲートの表面に配置される無機膜と、を有する電界効果トランジスタを含むバイオセンサーである。また、電界効果トランジスタを含むバイオセンサーの製造方法及び電界効果トランジスタを含むバイオセンサーを利用した生体分子の検出方法である。
【選択図】図２
【解決手段】基板と、前記基板の極性に対し反対の極性を有するソース及びドレインと、前記基板上に配置され、前記ソース及び前記ドレインに接触するゲートと、生体分子と結合可能であり、前記ゲートの表面に配置される無機膜と、を有する電界効果トランジスタを含むバイオセンサーである。また、電界効果トランジスタを含むバイオセンサーの製造方法及び電界効果トランジスタを含むバイオセンサーを利用した生体分子の検出方法である。
【選択図】図２
Description
本発明は、ソース、ゲート及びドレイン電極を有する電界効果トランジスタを含み、生体分子の存在または濃度を検出できるバイオセンサーに関する。
電気的な信号で生体分子（ｂｉｏｍｏｌｅｃｕｌｅ）を検出するセンサーのうち、トランジスタを含むバイオセンサーがある。それは、半導体工程を利用して製作されるものであって、電気的な信号の転換が速く、集積回路とＭＥＭＳ（Ｍｉｃｒｏ Ｅｌｅｃｔｒｏ Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ）の接続が容易であるという長所があって、これまでそれについての多くの研究が進められてきた。
電界効果トランジスタ（Ｆｉｅｌｄ Ｅｆｆｅｃｔ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ、以下、「ＦＥＴ」ともいう）を使用して生物学的な反応を検出する最初の報告として、特許文献１がある。それは、バイオセンサーに従って、表面電荷の密度が、抗原−抗体反応により変化することで、半導体反転層における電荷密度に影響を及ぼすというものである。電荷密度の変化は、電流値の変化を測定することにより検出される。ここで、生体分子として蛋白質が用いられている。特許文献２は、生物学的な単量体をゲートの表面に吸着させて、それと相補的な単量体とのハイブリダイゼーション度を、ＦＥＴを用いて測定することに関するものである。
特許文献３は、結合した生体分子による光吸収に基づくＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅｄ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）を用いた、ハイブリダイゼーション反応の光学的な検出方法を開示している。特許文献４及び５では、ＴＦＴ（Ｔｈｉｎ Ｆｉｌｍ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）と回路とを組み合わせて、信号対ノイズの比を向上させる方法及び装置が開示されている。
このようにＦＥＴベースのバイオセンサーを使用する場合、従来のバイオセンサーに比べてコスト及び時間が減少し、ＩＣ（Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）技術とＭＥＭＳ技術とを容易に組み合わせることができるという点で大きい長所を有している。
図１Ａは、従来のＦＥＴの構造を概略的に示す図面である。図１Ａを参照すれば、ｎ型またはｐ型にドーピングされた基板１１の両側に基板１１の極性と反対の極性にドーピングされたソース１２ａ及びドレイン１２ｂが形成されており、基板１１上にソース１２ａ及びドレイン１２ｂと接触するゲート１３が形成されている。一般的に、前記ゲート１３は、酸化層１４、ポリシリコン層１５及びゲート電極層１６から構成され、ゲート電極層１６には、プローブ生体分子が付着される。プローブ生体分子は、所定の標的生体分子と水素結合によって結合し、これを電気的な方法で測定してプローブ生体分子と標的生体分子との結合度を測定する。
図１Ｂは、ゲート電極１６の表面にプローブ生体分子１８を固定させ、前記プローブ生体分子１８に標的生体分子が結合する過程を概略的に示す図面である。図１Ｂを参照すれば、前記ゲート電極１６の表面でのプローブ生体分子１８の固定、及び前記固定されたプローブ生体分子１８への標的生体分子の結合によってチャンネルを通じて流れる電流の強度が相異なり、したがって、電流値の変化により標的生体分子を検出できる。
また、前記ゲート電極の表面に、例えば、オリゴヌクレオチド及びＰＣＲ産物などの生体分子を固定させるためのマイクロアレイ技術がある。
また、ゲート電極の表面に生体分子を固定させるための他の従来技術であって、前記ゲート電極の表面に有機薄膜を蒸着する方法がある。例えば、特許文献６では、湿式工程を通じてゲート電極の表面に正の電荷を帯びるポリ−Ｌ−リジン（以下、ＰＬＬともいう）を処理し、前記表面にスポッティングを利用してＤＮＡをスポッティングした後、スポッティング前後の電圧差を測定した。
米国特許第４,２３８,７５７号明細書
米国特許第４,７７７,０１９号明細書
米国特許第５,８４６,７０８号明細書
米国特許第５,４６６,３４８号明細書
米国特許第６,２０３,９８１号明細書
国際公開第０４／０５７０２７号パンフレット
しかし、上述した、従来のマイクロアレイ技術を用いた場合、ゲートの表面からデバイ長（Ｄｅｂｙｅ ｌｅｎｇｔｈ）を超えて離れた領域では、ハイブリダイゼーション反応を検出することが困難となるため、マイクロアレイ技術をそのままＦＥＴベースのセンサーに適用することには限界がある。
また、特許文献６に記載の方法は、ＦＥＴ製作工程後に別途の湿式工程を必要とし、ＦＥＴ製作工程では可能であったパターニングが不可能となって装置の全面に蒸着せざるを得ないので、ゲートの表面での選択的な蒸着が不可能である。したがって、ＤＮＡが固定されない基準ＦＥＴの製造が不可能であり、ＤＮＡの固定時または結合時に標的生体分子が多量に必要であるという問題点もある。また、一般的に正の電荷を有するポリマーである有機薄膜を利用するため、厚さ調節が難しくＦＥＴの検出可能距離であるデバイ長を超えてしまうという問題点がある。また、スポッティング技術でＤＮＡを固定する場合、ラブオンチップに使われ難いという問題点がある。
また、従来のバイオセンサーでは、ハイブリダイズされる二重螺旋構造のヌクレオチドのうち一本鎖のプローブヌクレオチドをゲートの表面に共有結合で固定させ、前記プローブヌクレオチドに相補的な一本鎖の標的ヌクレオチドがゲートの表面上で、前記プローブヌクレオチドとハイブリダイズする。しかし、前記方法は、プローブの固定化や溶液中でのハイブリダイゼーションに長時間を要する。また、ＦＥＴはデバイ長を考慮すると、低イオン状態でシグナルを検出するので、効果的にハイブリダイゼーションを実行するのは困難である。
したがって、本発明の目的は、半導体製造工程以外の追加の工程を行うことなく製造され、微量の生体分子を効率的に検出するバイオセンサーを提供することである。
本発明の他の目的は、半導体製造工程によって製造され、一つの電界効果トランジスタにおいて、ゲート表面にのみ無機膜が選択的に蒸着されるか、または複数の電界効果トランジスタにおいて、一部のゲート表面にのみ無機膜が選択的に蒸着されうる電界効果トランジスタを含むバイオセンサーを提供することである。
本発明の他の目的は、前記電界効果トランジスタを含むバイオセンサーの製造方法を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、前記電界効果トランジスタを含むバイオセンサーを利用してプローブ生体分子の固定化を行うことなく生体分子を検出する方法を提供することである。
本発明は、上述のような従来技術の問題点を解決するために鋭意研究を行った結果、創作された技術である。
前記目的を達成するために、本発明は、基板と、前記基板の極性に対し反対の極性を有するソース及びドレインと、前記基板上に配置され、前記ソース及び前記ドレインに接触するゲートと、生体分子と結合可能であり、前記ゲートの表面に配置される無機膜と、
を有する電界効果トランジスタを含むバイオセンサーを提供する。
を有する電界効果トランジスタを含むバイオセンサーを提供する。
本発明において、前記無機膜は、金属酸化膜または金属水酸化膜でありうる。
本発明において、前記金属酸化膜は、Ａｌ２Ｏ３、ＴｉＯ２及びＳｎＯ２からなる群から選択される一以上の材料からなることが可能である。
本発明において、前記金属水酸化膜は、ベーマイトからなることが可能である。
本発明において、前記生体分子は、核酸または蛋白質でありうる。
本発明において、前記核酸は、ＤＮＡ、ＲＮＡ、ペプチド核酸（ＰＮＡ）、ロックト核酸（ＬＮＡ）及びそれらのハイブリッドからなる群から選択されうる。
本発明において、前記核酸は、オリゴヌクレオチドまたはＰＣＲ産物でありうる。
本発明において、前記基板がｎ型にドーピングされる場合、前記ソース及び前記ドレインは、それぞれｐ型にドーピングされ、前記基板がｐ型にドーピングされる場合、前記ソース及び前記ドレインは、それぞれｎ型にドーピングされることを特徴とする。
本発明において、前記ゲートは、酸化層と、前記酸化層上に配置されるポリシリコン層と、前記ポリシリコン層上に配置されるゲート電極層と、を有するバイオセンサーでありうる。
本発明の他の目的を達成するために、本発明は、電界効果トランジスタのゲート電極を外部に露出させる段階と、前記ゲート電極の露出された表面及び前記電界効果トランジスタの残りの表面にＡｌまたはＡｌ２Ｏ３を蒸着する段階と、前記電界効果トランジスタの前記残りの表面に蒸着されたＡｌまたはＡｌ２Ｏ３をエッチングする段階と、前記ゲート電極の前記露出された表面に蒸着されたＡｌまたはＡｌ２Ｏ３に熱水を供給してベーマイトを形成する段階と、を含むバイオセンサーの製造方法を提供する。
本発明において、前記Ａｌ２Ｏ３は、原子層蒸着法によって２〜３０ｎｍの厚さに蒸着しうる。
本発明において、前記熱水の温度は、９０〜１００℃でありうる。
本発明のさらに他の目的を達成するために、本発明は、ａ）生体分子と結合可能な無機膜がゲートの表面に配置されてなる、電界効果トランジスタを含むバイオセンサーの前記ゲートの表面に生体分子を導入する段階と、ｂ）前記電界効果トランジスタを含むバイオセンサーのソースとドレインとの間のチャンネル領域に流れる電流の値を測定する段階と、を含む生体分子の検出方法を提供する。
本発明において、前記生体分子は、核酸または蛋白質でありうる。
本発明において、前記核酸は、オリゴヌクレオチドまたはＰＣＲ産物でありうる。
本発明において、前記無機膜は、金属酸化膜または金属水酸化膜でありうる。
本発明において、前記金属酸化膜は、Ａｌ２Ｏ３、ＴｉＯ２及びＳｎＯ２からなる群から選択される一以上の材料からなりうる。
本発明において、前記金属水酸化膜は、ベーマイトからなりうる。
本発明のさらに他の目的を達成するために、本発明は、標的生体分子を含有しうるサンプルに、前記標的生体分子と結合可能なプライマーを用いてＰＣＲを行う段階と、生体分子と結合可能な無機膜がゲートの表面に配置される電界効果トランジスタを含むバイオセンサーのゲートの表面に前記ＰＣＲ産物を導入する段階と、前記電界効果トランジスタを含むバイオセンサーのソースとドレインとの間のチャンネル領域に流れる電流値を測定する段階と、を含む生体分子の検出方法を提供する。
本発明による無機膜を備える電界効果トランジスタを含むバイオセンサーは、追加の工程を行うことなく半導体製造工程のみで製造できるので、パターニングを行うことが可能である。したがって、一つの電界効果トランジスタにおいて、ゲートの表面にのみ無機膜を選択的に蒸着するか、または複数の電界効果トランジスタにおいて、一部のゲートの表面にのみ無機膜を選択的に蒸着しうる。また、本発明によれば、微量の標的生体分子も効果的に検出しうる。また、前記無機膜の厚さは非常に薄く調節されて、電界効果トランジスタの検出可能距離であるデバイ長の範囲内で生体分子が結合できる。
以下、図面を参照して本発明をさらに詳細に説明する。
本発明は、ゲートの表面に生体分子の結合可能な無機膜が配置されることを特徴とする、電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）を含むバイオセンサーに関する。
図２は、本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーの構造を概略的に示す図面である。
図２を参照すれば、本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーは、基板２１と、前記基板の極性に対し反対の極性を有するようにドーピングされたソース２２ａ及びドレイン２２ｂと、前記基板２１上に配置され、前記ソース２２ａ及び前記ドレイン２２ｂに接触するゲート２３と、生体分子と結合可能であり、前記ゲート２３の表面に配置される無機膜２８と、を含むことを特徴とする。この際、ソース２２ａ及びドレイン２２ｂは、ゲート２３を挟んでゲートの両側の基板に配置される。
本発明におけるＦＥＴとして、従来のバイオセンサーまたはＣＭＯＳ素子に使用されているあらゆるＦＥＴが使用可能であり、本発明のＦＥＴはｎ−ＭＯＳまたはｐ−ＭＯＳのどちらもありうる。例えば、前記基板２１がｎ型にドーピングされた場合、前記ソース２２ａ及び前記ドレイン２２ｂは、それぞれｐ型にドーピングされ、逆に、前記基板２１がｐ型にドーピングされた場合、前記ソース２２ａ及び前記ドレイン２２ｂは、それぞれｎ型にドーピングされうる。
前記ＦＥＴにおいて、ソース２２ａは、キャリア、例えば、自由電子または正孔を供給し、ドレイン２２ｂは、前記ソース２２ａから供給されたキャリアが到達する部位であり、ゲート２３は、前記ソース２２ａとドレイン２２ｂとの間のキャリアの流れを制御する役割を担う。前記ＦＥＴを含むバイオセンサーは、電解質内でＤＮＡのような核酸の固定化または吸着を検出する場合に最も好まれるバイオセンサーであって、核酸の有無を標識なしに検出できる。
従来の有機膜、例えば、ポリ−Ｌ−リジン（ＰＬＬ）の代りに、本発明では無機膜がゲートの表面に蒸着され、これにより、本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーは、追加の工程を行うことなく半導体製造工程のみで製造が可能である。したがって、半導体製造工程に使われるパターニングによって、前記無機膜を所望の領域に選択的に蒸着できる。それにより、検出可能領域外に標的生体分子が結合することを防止し、複数のゲートのうち所望のゲートの表面にのみ標的生体分子を結合させうるため、本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーは、高い検出感度で微量の標的生体分子をも検出できる。
本発明において、前記無機膜は、金属酸化膜または金属水酸化膜でありうる。前記金属酸化膜は、以下に限定されることはないが、例えばＡｌ２Ｏ３、ＴｉＯ２及びＳｎＯ２からなる群から選択される一以上の材料からなりうる。前記金属水酸化膜は、以下に限定されることはないが、例えばベーマイトでありうる。前記ベーマイトは、例えば、ＡｌまたはＡｌ２Ｏ３を熱処理して製造できる。
本発明において、前記生体分子は、核酸または蛋白質でありうる。前記核酸は、多様な核酸、核酸アナログ、またはそれらのハイブリッドを意味し、以下に限定されることはないが例えば、ＤＮＡ、ＲＮＡ、ペプチド核酸（Ｐｅｐｔｉｄｅ Ｎｕｃｌｅｉｃ Ａｃｉｄ：ＰＮＡ）、ロックト核酸（Ｌｏｃｋｅｄ Ｎｕｃｌｅｉｃ Ａｃｉｄ：ＬＮＡ）及びそれらのハイブリッドからなる群から選択されうる。また、前記核酸は、また、以下に限定されることはないが例えば、オリゴヌクレオチドまたはＰＣＲ産物であってもよい。
本発明において、前記金属酸化膜の厚さは、２〜３０ｎｍであり、前記金属水酸化膜の厚さは、１０〜１５０ｎｍでありうる。
前記のように、本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーに蒸着される無機膜の厚さは、非常に薄く任意に調節されうるので、ＦＥＴの検出可能距離であるデバイ長内での生体分子の結合を可能にする。
また、図２を参照すれば、前記ゲート２３は、酸化層２４と、前記酸化層２４上に配置されるポリシリコン層２５と、前記ポリシリコン層２５上に配置されるゲート電極層２６と、を含みうる。前記ゲート電極層２６の材質は、特に制限されることはないが、好ましくは、金である。
また、前述のように半導体製造工程によって製造され、一つのＦＥＴにおいて、ゲート表面にのみ無機膜が選択的に蒸着されるか、または複数のＦＥＴにおいて、一部のゲート表面にのみ無機膜が選択的に蒸着されうるＦＥＴを含むバイオセンサーの製造が可能である。
また、本発明は、本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーを製造する方法に関するものである。
本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーの製造方法に対し、通常の半導体製造工程を適用できるという点に本発明の特徴がある。
使用する材料などは以下に制限されることはないが、例えば、無機膜としてベーマイトを備えるＦＥＴを含むバイオセンサーの製造方法は、ＦＥＴのゲート電極を外部に露出させる段階と、前記ゲート電極の露出された表面及び前記ＦＥＴの前記露出された表面を除く残りの表面にＡｌまたはＡｌ２Ｏ３を蒸着する段階と、前記ＦＥＴの前記残りの表面に蒸着されたＡｌまたはＡｌ２Ｏ３をエッチングする段階と、前記ゲート電極の前記露出された表面に蒸着されたＡｌまたはＡｌ２Ｏ３に熱水を供給してベーマイトを形成する段階と、を含む。
図３は、本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーの製造方法を段階別に概略的に示す図面である。
図３を参照すれば、まず完成されたＦＥＴのゲート電極を外部に露出させる（図３の（ａ））。一般的なＦＥＴの全面は、イオン拡散からＦＥＴを保護するためにパシベーション処理されている。前記段階は、一般的なフォトレジスト（以下、「ＰＲ」ともいう）蒸着、パターニング、露光、エッチング及びＰＲ除去工程によって行われうる。次いで、Ａｌ２Ｏ３ ４１を全面に蒸着する（図３の（ｂ））。前記Ａｌ２Ｏ３ ４１は、原子層蒸着法（Ａｔｏｍｉｃ Ｌａｙｅｒ Ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ：ＡＬＤ）によって２ｎｍ以上、好ましくは２〜３０ｎｍの厚さに蒸着されうる。一方、Ａｌを蒸着する場合、スパッタリングによって１０ｎｍ以上、好ましくは１０〜３０ｎｍの厚さに蒸着できる。次いで、ＰＲ ４２をパターニングしてゲートの表面にのみ塗布させる（図３の（ｃ））。次いで、エッチングによってゲートの表面以外のＡｌ２Ｏ３ ４１をエッチングさせる（図３の（ｄ））。次いで、ゲートの表面の上部に存在するＰＲ ４２を除去する（図３の（ｅ））。次いで、前記ゲートの表面上に存在するＡｌ２Ｏ３ ４１に熱水（脱イオン水：ＤＩ）で処理してベーマイト４１’を生成する（図３の（ｆ））。前記熱水の温度は、９０〜１００℃であり、処理時間は、３〜６０分でありうる。
図４Ａは、本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーのゲートの表面に蒸着されたＡｌを示す写真であり、図４Ｂは、図４Ａで示したＡｌに熱水を処理して生成された多孔性ベーマイトを表す写真である。
さらに本発明は、本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーを利用して生体分子の存在または濃度を検出する方法に関する。
具体的に、本発明による生体分子の検出方法は、ａ）生体分子と結合可能な無機膜がゲートの表面に配置されてなる、電界効果トランジスタを含むバイオセンサーの前記ゲートの表面に生体分子を導入する段階と、ｂ）前記電界効果トランジスタを含むバイオセンサーのソースとドレインとの間のチャンネル領域に流れる電流の値を測定する段階と、を含みうる。
さらに、本発明による生体分子の検出方法は、標的生体分子を含有しうるサンプルに、前記標的生体分子と結合可能なプライマーを用いてＰＣＲを行う段階と、生体分子と結合可能な無機膜がゲートの表面に配置されてなるＦＥＴを含むバイオセンサーのゲートの表面に前記ＰＣＲ産物を導入する段階と、前記ＦＥＴを含むバイオセンサーのソースとドレインとの間のチャンネル領域に流れる電流値を測定する段階と、を含みうる。
本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーを利用した生体分子の検出方法の最も好ましい具体例は、前記ＰＣＲ産物を検出することである。もしサンプル内に標的生体分子が存在すればＰＣＲによる増幅が行われ、逆に、サンプル内に標的生体分子が存在しなければＰＣＲによる増幅が行われないため、ＰＣＲ産物を検出することによって、前記サンプル内の標的生体分子の存否及びその濃度を検出できる。例えば、下記実施例４は、サンプル内に標的生体分子が存在してＰＣＲによる増幅が行われた場合であり、逆に、下記実施例５は、サンプル内に標的生体分子が存在せずにＰＣＲによる増幅が行われなかった場合を表す。これらの実施例の結果から標的生体分子の存否を非常に効果的に検出できるということが分かる（図６及び図７参照）。
以下、実施例を通じて本発明をさらに詳細に説明する。これら実施例は、単に本発明を例示するためのものであるので、本発明の範囲がこれら実施例によって制限されるとは解釈されない。
実施例１．
＜本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーの製造＞
本発明で使用したＦＥＴ素子は、Ｘ−ＦＡＢ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ Ｆｏｕｎｄｒｉｅｓ社（ドイツ）のＸＣ１０−１.０μｍ ＣＭＯＳ工程を使用した。ＣＭＯＳ標準工程は、製造企業によって若干の差があるが、ＦＥＴ素子特性に大きい影響を与える因子ではなく、本願に係る発明とも関係ないので、省略した。前記ＦＥＴ素子を利用して図３に示されている段階によって、本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーを製造した。
＜本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーの製造＞
本発明で使用したＦＥＴ素子は、Ｘ−ＦＡＢ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ Ｆｏｕｎｄｒｉｅｓ社（ドイツ）のＸＣ１０−１.０μｍ ＣＭＯＳ工程を使用した。ＣＭＯＳ標準工程は、製造企業によって若干の差があるが、ＦＥＴ素子特性に大きい影響を与える因子ではなく、本願に係る発明とも関係ないので、省略した。前記ＦＥＴ素子を利用して図３に示されている段階によって、本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーを製造した。
まずＦＥＴのパシベーション層を除去してゲート電極を外部に露出させた（図３の（ａ））。前記図３の（ａ）工程は、Ｘ−ＦＡＢ社で進められた。本発明に関係する以後の工程は、本願の発明者らによって行われた。次いで、露出されたゲート電極を含むＦＥＴの表面を注意深く洗浄し、その後乾燥した。前記洗浄は、純粋アセトン及び水で行い、半導体製造工程で利用されるウェットステーションを用いた。前記乾燥は、スピンドライヤーを利用して行った。
次いで、Ａｌ２Ｏ３を全面に原子層蒸着法（Ａｔｏｍｉｃ Ｌａｙｅｒ Ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ：ＡＬＤ）によって２０ｎｍの厚さに蒸着した（図３の（ｂ））。次いで、ＰＲをパターニングしてゲートの表面にのみ塗布させた（図３の（ｃ））。次いで、エッチングによってゲートの表面以外のＡｌ２Ｏ３を除去した（図３の（ｄ））。次いで、ゲートの表面の上部に存在するＰＲを除去した（図３の（ｅ））。次いで、前記ゲートの表面上に存在するＡｌ２Ｏ３に９０℃の熱水を５分間または３０分間処理してベーマイトを生成することによって、本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーを製造した（図３の（ｆ））。
前記でＡｌ２Ｏ３を２０ｎｍの厚さに蒸着した場合の表面抵抗は０.７ＭΩであり、前記Ａｌ２Ｏ３を熱水で５分間処理して生成させたベーマイトの表面抵抗は０.３６ＭΩであり、３０分間処理して生成させたベーマイトの表面抵抗は０.２４ＭΩであった。
実施例２．
＜本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーの製造＞
Ａｌ２Ｏ３をＡＬＤによって２０ｎｍの厚さに蒸着した代りに、Ａｌをスパッタリングによって２０ｎｍの厚さに蒸着した点を除いては、前記実施例１と同じ方法により、本発明の電界効果トランジスタを含むバイオセンサーを製造した。
＜本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーの製造＞
Ａｌ２Ｏ３をＡＬＤによって２０ｎｍの厚さに蒸着した代りに、Ａｌをスパッタリングによって２０ｎｍの厚さに蒸着した点を除いては、前記実施例１と同じ方法により、本発明の電界効果トランジスタを含むバイオセンサーを製造した。
図４Ａは、本実施例の製造過程でＦＥＴを含むバイオセンサーのゲートの表面に蒸着されたＡｌを示す写真であり、図４Ｂは、図４Ａで示したＡｌに熱水を処理して生成させた本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーの多孔性ベーマイトを示す写真である。図４Ｂを参照すれば、ベーマイトの厚さは１００ｎｍであり、Ａｌ膜は、ほとんど多孔性構造に転換されたということが分かる。
前記でＡｌを２０ｎｍの厚さに蒸着した場合の表面抵抗は６.０ＭΩであり、前記Ａｌを熱水で５分間処理したベーマイトの表面抵抗は０.２５ＭΩであり、３０分間処理したベーマイトの表面抵抗は０.３３ＭΩであった。
実施例３．
＜本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーを利用したオリゴヌクレオチドの検出＞
実施例１において、熱水で５分間処理することにより製造したＦＥＴを含むバイオセンサーをパラメーターアナライザーに連結した後に安定化させた。安定化は、１０×ＰＢＳ溶液にＦＥＴを浸漬させた状態で進められ、ゲートに印加する電圧を多様に変換して安定化を進めた。実験に利用したゲート印加電圧は、２Ｖであった。
＜本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーを利用したオリゴヌクレオチドの検出＞
実施例１において、熱水で５分間処理することにより製造したＦＥＴを含むバイオセンサーをパラメーターアナライザーに連結した後に安定化させた。安定化は、１０×ＰＢＳ溶液にＦＥＴを浸漬させた状態で進められ、ゲートに印加する電圧を多様に変換して安定化を進めた。実験に利用したゲート印加電圧は、２Ｖであった。
ＦＥＴ素子が安定化した後、所定の時点で２５ｂｐのプローブオリゴヌクレオチドを注入した。注入された前記プローブオリゴヌクレオチドの塩基配列は、５’−（ＧＴＧＴＧＡＧＡＧＴＧＧＡＡＡＧＴＴＣＡＣＡＣＴＧ）−３’（配列番号１）であり、濃度は１μｇ／μｌであった。その後、所定の時点でＰＬＬ ２ｎｇ／μｌを注入した。前記オリゴヌクレオチド及び前記ＰＬＬの注入は、０.０１ｍＭのＰＢＳ溶液（ｐＨ７）を利用して行われた。
図５は、本実施例において、前記ＦＥＴを含むバイオセンサーのゲートの表面にオリゴヌクレオチド及びＰＬＬを交互に注入した場合の電流変化を測定したグラフである。
図５より、初期にオリゴヌクレオチドを注入すれば、電流量が大幅に減少するということが分かる。注入前の電流７μＡから注入後の電流２μＡへと、約５μＡの電流変化があった。上記の結果から、本発明によるＦＥＴを含むバイオセンサーのゲートの表面に蒸着された無機膜が標的サンプルを固定し、オリゴヌクレオチドを非常に効果的に検出できるということが分かる。
また、図５を参照すれば、正の電荷を帯びるＰＬＬを注入すれば、電流が急増し、再び負の電荷を有するオリゴヌクレオチドを注入すれば、電流が急に減少した。前記結果から、前記継続的な注入によってゲートの表面から距離が遠くなっても非常に効果的にオリゴヌクレオチドを検出できるということが分かる。
実施例４．
＜本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーを利用したＰＣＲ産物の検出＞
実施例１において、熱水で５分間処理することにより製造したＦＥＴを含むバイオセンサーをパラメーターアナライザーに連結した後に安定化させた。安定化は、１０×ＰＢＳ溶液にＦＥＴを浸漬させた状態で進められ、ゲートに印加する電圧を多様に変換しつつ安定化を進めた。実験に利用したゲート印加電圧は、２Ｖであった。
＜本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーを利用したＰＣＲ産物の検出＞
実施例１において、熱水で５分間処理することにより製造したＦＥＴを含むバイオセンサーをパラメーターアナライザーに連結した後に安定化させた。安定化は、１０×ＰＢＳ溶液にＦＥＴを浸漬させた状態で進められ、ゲートに印加する電圧を多様に変換しつつ安定化を進めた。実験に利用したゲート印加電圧は、２Ｖであった。
ＦＥＴ素子が安定化した後、所定の時点でＰＣＲ産物を注入した。注入された前記ＰＣＲ産物は、スタフィロコッカス アウレウス（Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｃｕｓ ａｕｒｅｕｓ） バクテリアＤＮＡを鋳型として用いたＰＣＲによる増幅によって得られた。この時使われたフォワードプライマー及びリバースプライマーの塩基配列は、それぞれ５’−（ＴＡＧ ＣＡＴ ＡＴＣ ＡＧＡ ＡＧＧ ＣＡＣ ＡＣＣＣ）−３’（配列番号２）及び５’−（ＡＴＣ ＣＡＣ ＴＣＡ ＡＧＡ ＧＡＧ ＡＣＡ ＡＣＡ ＴＴ）−３’（配列番号３）であった。増幅が完了したＰＣＲ産物は、２４０ｂｐであり、濃度は５ｎｇ／μｌであった。前記ＰＣＲ産物の注入後、所定の時点でＰＬＬ ２ｎｇ／μｌを注入した。前記オリゴヌクレオチド及び前記ＰＬＬの注入は、０.０１ｍＭのＰＢＳ溶液（ｐＨ７）を利用して行われた。
図６は、本実施例において、前記ＦＥＴを含むバイオセンサーのゲートの表面にＰＣＲ産物及びＰＬＬを交互に注入した場合の電流変化を測定したグラフである。前記グラフは、１９２個のＰＣＲアレイの結果を平均した値である。
図６から、初期にＰＣＲ産物を注入すれば、電流量が大幅に減少するということが分かる。注入前の電流９２μＡから注入後の電流５２μＡへと、約４０μＡの電流変化があった。上記の結果から、本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーのゲートの表面に蒸着された無機膜が標的サンプルのＰＣＲ産物を固定し、それを非常に効果的に検出できるということが分かる。
一方、図６を参照すると、正の電荷を有するＰＬＬを前記ＦＥＴを含むバイオセンサーに注入すれば、電流が急増し、再び負の電荷を有するＰＣＲ産物を、前記ＦＥＴを含むバイオセンサーに注入すれば、電流が急減した。上記の結果から、ＰＣＲ産物及びＰＬＬの継続的な注入によって、ゲートの表面からの距離が遠くなっても、非常に効果的に前記ＰＣＲ産物を検出できるということが分かる。
実施例５．
＜本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーを利用した鋳型無しのコントロール（Ｎｅｇａｔｉｖｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ：ＮＴＣ）の検出＞
実施例１において、熱水で５分間処理することにより製造したＦＥＴを含むバイオセンサーをパラメーターアナライザーに連結した後に安定化させた。安定化は、１０×ＰＢＳ溶液にＦＥＴを浸漬させた状態で進められ、ゲートに印加する電圧を多様に変換しつつ安定化を進めた。実験に利用したゲート印加電圧は２Ｖであった。
＜本発明のＦＥＴを含むバイオセンサーを利用した鋳型無しのコントロール（Ｎｅｇａｔｉｖｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ：ＮＴＣ）の検出＞
実施例１において、熱水で５分間処理することにより製造したＦＥＴを含むバイオセンサーをパラメーターアナライザーに連結した後に安定化させた。安定化は、１０×ＰＢＳ溶液にＦＥＴを浸漬させた状態で進められ、ゲートに印加する電圧を多様に変換しつつ安定化を進めた。実験に利用したゲート印加電圧は２Ｖであった。
ＦＥＴ素子が安定化した後、所定の時点でＮＴＣ溶液を注入した。注入された前記ＮＴＣ溶液は、ＰＣＲ中のコンタミネーションの有無を確認するため、鋳型を除いてある。ＰＣＲは、鋳型が用いられていないことを除いては、前記実施例４と同様の方法で行われた。結局、ＰＣＲによって増幅が起こらなかったので、ＰＣＲ産物の濃度は分からない。本実施例は、サンプル内に標的ＤＮＡが存在せず、ＰＣＲによる増幅が行われない場合を想定したものである。前記ＮＴＣ溶液の注入後、所定の時点でＰＬＬ ２ｎｇ／μｌを注入した。前記ＮＴＣ溶液及び前記ＰＬＬの注入は、０.０１ｍＭのＰＢＳ溶液（ｐＨ７）を利用して行われた。
図７は、本実施例において、前記ＦＥＴを含むバイオセンサーのゲートの表面にＮＴＣ溶液及びＰＬＬを交互に注入した場合の電流変化を測定したグラフである。前記グラフは、１９２個のＰＣＲアレイの結果を平均した値である。
図７より、ＮＴＣ溶液を注入しても電流量の変化がほとんど無いということが分かる。グラフで局所的に一部変化した電流量は、試料の注入によるノイズと確認された。前記結果から検出しようとするサンプルに標的ＤＮＡが存在しない場合、ＰＣＲによる増幅が起こらず、ＰＣＲ産物が生成されないため、前記標的ＤＮＡが検出されないということが分かる。また、初期に、負の電荷を有するＤＮＡがゲートの表面に結合することがないため、その後注入されるＰＬＬもゲートの表面に結合できないということが分かる。
以上、本発明についてその望ましい実施例を中心に説明した。当業者は、本発明が本発明の本質的な特性から逸脱しない範囲で変形された形態に具現できるということを理解できる。したがって、開示された実施例は、限定的な観点ではなく、例示的な観点で考慮されねばならない。本発明の範囲は、前述した説明ではなく、特許請求の範囲に表されており、それと同等な範囲内にある全ての差異点は、本発明に含まれていると解釈されねばならない。
本発明は、バイオセンサー関連の技術分野に適用可能である。
１１ 基板、
１２ａ ソース、
１２ｂ ドレイン、
１３ ゲート、
１４ 酸化層、
１５ ポリシリコン層、
１６ ゲート電極（層）、
１７ 基準電極、
１８ プローブ生体分子、
２１ 基板、
２２ａ ソース、
２２ｂ ドレイン、
２３ ゲート、
２４ 酸化層、
２５ ポリシリコン層、
２６ ゲート電極層、
２７ 基準電極、
２８ 無機膜、
４１ Ａｌ２Ｏ３、
４１’ ベーマイト、
４２ フォトレジスト（ＰＲ）。
１２ａ ソース、
１２ｂ ドレイン、
１３ ゲート、
１４ 酸化層、
１５ ポリシリコン層、
１６ ゲート電極（層）、
１７ 基準電極、
１８ プローブ生体分子、
２１ 基板、
２２ａ ソース、
２２ｂ ドレイン、
２３ ゲート、
２４ 酸化層、
２５ ポリシリコン層、
２６ ゲート電極層、
２７ 基準電極、
２８ 無機膜、
４１ Ａｌ２Ｏ３、
４１’ ベーマイト、
４２ フォトレジスト（ＰＲ）。
Claims (18)
- 基板と、
前記基板の極性に対し反対の極性を有するソース及びドレインと、
前記基板上に配置され、前記ソース及び前記ドレインに接触するゲートと、
生体分子と結合可能であり、前記ゲートの表面に配置される無機膜と、
を有する電界効果トランジスタを含むことを特徴とする、バイオセンサー。 - 前記無機膜は、金属酸化膜または金属水酸化膜であることを特徴とする、請求項１に記載のバイオセンサー。
- 前記金属酸化膜は、Ａｌ２Ｏ３、ＴｉＯ２及びＳｎＯ２からなる群から選択される一以上の材料からなることを特徴とする、請求項２に記載のバイオセンサー。
- 前記金属水酸化膜は、ベーマイトからなることを特徴とする、請求項２に記載のバイオセンサー。
- 前記生体分子は、核酸または蛋白質であることを特徴とする、請求項１〜４のいずれか１項に記載のバイオセンサー。
- 前記核酸は、ＤＮＡ、ＲＮＡ、ペプチド核酸（ＰＮＡ）、ロックト核酸（ＬＮＡ）及びそれらのハイブリッドからなる群から選択されることを特徴とする、請求項５に記載のバイオセンサー。
- 前記核酸は、オリゴヌクレオチドまたはＰＣＲ産物であることを特徴とする、請求項５に記載のバイオセンサー。
- 前記基板がｎ型にドーピングされる場合、前記ソース及び前記ドレインは、それぞれｐ型にドーピングされ、前記基板がｐ型にドーピングされる場合、前記ソース及び前記ドレインは、それぞれｎ型にドーピングされることを特徴とする、請求項１〜７のいずれか１項に記載のバイオセンサー。
- 前記ゲートは、
酸化層と、
前記酸化層上に配置されるポリシリコン層と、
前記ポリシリコン層上に配置されるゲート電極層と、
を有することを特徴とする、請求項１〜８のいずれか1項に記載のバイオセンサー。 - 電界効果トランジスタのゲート電極を外部に露出させる段階と、
前記ゲート電極の露出された表面、及び前記電界効果トランジスタの前記露出された表面を除く残りの表面にＡｌまたはＡｌ２Ｏ３を蒸着する段階と、
前記電界効果トランジスタの前記残りの表面に蒸着されたＡｌまたはＡｌ２Ｏ３をエッチングする段階と、
前記ゲート電極の前記露出された表面に蒸着されたＡｌまたはＡｌ２Ｏ３に熱水を供給してベーマイトを形成する段階と、
を含む、バイオセンサーの製造方法。 - 前記Ａｌ２Ｏ３は、原子層蒸着法によって２〜３０ｎｍの厚さに蒸着されることを特徴とする、請求項１０に記載の製造方法。
- 前記熱水の温度は、９０〜１００℃であることを特徴とする、請求項１０または１１に記載の製造方法。
- ａ）生体分子と結合可能な無機膜がゲートの表面に配置されてなる、電界効果トランジスタを含むバイオセンサーの前記ゲートの表面に生体分子を導入する段階と、
ｂ）前記電界効果トランジスタを含むバイオセンサーのソースとドレインとの間のチャンネル領域に流れる電流の値を測定する段階と、
を含む生体分子の検出方法。 - 前記生体分子は、核酸または蛋白質であることを特徴とする、請求項１３に記載の生体分子の検出方法。
- 前記核酸は、オリゴヌクレオチドまたはＰＣＲ産物であることを特徴とする、請求項１４に記載の生体分子の検出方法。
- 前記無機膜は、金属酸化膜または金属水酸化膜であることを特徴とする、請求項１３〜１５のいずれか１項に記載の生体分子の検出方法。
- 前記金属酸化膜は、Ａｌ２Ｏ３、ＴｉＯ２及びＳｎＯ２からなる群から選択される一以上の材料からなることを特徴とする、請求項１６に記載の生体分子の検出方法。
- 前記金属水酸化膜は、ベーマイトからなることを特徴とする、請求項１６に記載の生体分子の検出方法。
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