JP2009229341A - バイオセンサーおよびその製造方法 - Google Patents

Abstract

【課題】検出対象物を高感度に検出可能なバイオセンサーを提供する。
【解決手段】ソース３、ドレイン４および半導体細線５は、ＳｉＯ_２からなる絶縁層２上に形成される。そして、ソース３およびドレイン４は、半導体細線５の両端に接続される。絶縁細線６は、ＳｉＯ_２からなり、半導体細線５上に形成される。複数の量子ドット７は、絶縁細線６上に配列される。複数の抗原８は、複数の量子ドット７に付着している。配線９は、ソース３およびドレイン４間に接続される。電源１１は、ソース３およびドレイン４間に電圧を印加する。電流計１２は、半導体細線５を介してソース３およびドレイン４間に流れる電流を計測する。そして、検出対象物が抗原８に接近または付着した場合、半導体細線５に電流が流れない。
【選択図】図１

Description

この発明は、バイオセンサーおよびその製造方法に関し、特に、半導体を用いたバイオセンサーおよびその製造方法に関するものである。

従来、半導体を用いたバイオセンサーとして半導体接触型バイオセンサーが知られている（特許文献１）。

この半導体接触型バイオセンサーは、シリコンカーバイド（ＳｉＣ）基板と、金と、ポリペプチドとを備える。金は、ＳｉＣ基板上に形成される。ポリペプチドは、金上に配置される。

検出対象である対象物質がポリペプチドに接近または吸着すると、対象物質とポリペプチドとの間で電荷の移動が生じ、ポリペプチドの対象物質が反応した側と、金との間に電位差が発生する。そして、この電位差は、ＳｉＣ基板と金との間に形成されるショットキー接合のショットキー内蔵電位を変化させる。

したがって、従来の半導体接触型バイオセンサーは、このショットキー内蔵電位の変化を観測して対象物質を検出する。
特開２００６−２２６９２２号公報

しかし、従来の半導体接触型バイオセンサーは、ショットキー内蔵電位の変化を観測して対象物質を検出するため、感度が低いという問題がある。つまり、従来の半導体接触型バイオセンサーは、対象物質がポリペプチドに接近または吸着していない場合のショットキー接合に流れる電流と、対象物質がポリペプチドに接近または吸着したときのショットキー接合に流れる電流との変化を観測して対象物質を検出するため、対象物質の個数が少なくなると、ショットキー内蔵電位の変化も少なくなり、感度が低下する。

そこで、この発明は、かかる問題を解決するためになされたものであり、その目的は、検出対象物を高感度に検出可能なバイオセンサーを提供することである。

また、この発明の別の目的は、検出対象物を高感度に検出可能なバイオセンサーの製造方法を提供することである。

この発明によれば、バイオセンサーは、半導体細線と、第１および第２の電極と、絶縁細線と、複数の量子ドットと、抗原とを備える。第１の電極は、半導体細線の長さ方向の一方端に配置され、半導体細線に接続される。第２の電極は、半導体細線の長さ方向の他方端に配置され、半導体細線に接続される。絶縁細線は、半導体細線上に形成される。複数の量子ドットは、絶縁細線上に配列される。抗原は、複数の量子ドットに付着される。

好ましくは、複数の量子ドットは、絶縁層上に一列に配列されている。

好ましくは、複数の量子ドットの各々は、シリコンドットまたはシリコンゲルマニウムドットからなる。

また、この発明によれば、バイオセンサーは、基板と、複数の検出部とを備える。複数の検出部は、基板上に配置される。そして、複数の検出部の各々は、半導体細線と、第１および第２の電極と、絶縁細線と、複数の量子ドットと、抗原とを含む。第１の電極は、半導体細線の長さ方向の一方端に配置され、半導体細線に接続され。第２の電極は、半導体細線の長さ方向の他方端に配置され、半導体細線に接続される。絶縁細線は、半導体細線上に形成される。複数の量子ドットは、絶縁細線上に配列される。抗原は、複数の量子ドットに付着される。

好ましくは、複数の検出部に含まれる複数の半導体細線は、長さが相互に異なる。

好ましくは、複数の検出部に含まれる複数の第１の電極は、電気的に相互に絶縁されており、複数の検出部に含まれる複数の第２の電極は、電気的に相互に絶縁されている。

さらに、この発明によれば、製造方法は、バイオセンサーの製造方法である。バイオセンサーは、第１の絶縁層と、第１の絶縁層上に配置され、線状形状からなる半導体細線と、第１の絶縁層上において半導体細線の長さ方向の一方端に配置され、半導体細線に接続された第１の電極と、第１の絶縁層上において半導体細線の長さ方向の他方端に配置され、半導体細線に接続された第２の電極と、半導体細線上に形成された絶縁細線と、絶縁細線上に配列された複数の量子ドットと、複数の量子ドットに付着された抗原とを含む。そして、製造方法は、半導体基板上に第１の絶縁層および半導体層が順次積層された半導体基板／第１の絶縁層／半導体層の半導体層の表面に第２の絶縁層を形成する第１の工程と、第１の工程において作製された半導体基板／第１の絶縁層／半導体層／第２の絶縁層の半導体層および第２の絶縁層の一部を第１の絶縁層までエッチングして半導体細線、第１の電極、第２の電極および絶縁細線を形成する第２の工程と、絶縁細線上にのみ、複数の量子ドットを選択成長する第３の工程と、複数の量子ドットに抗原を付着させる第４の工程とを備える。

好ましくは、第１および第２の絶縁層の各々は、シリコン酸化層からなり、複数の量子ドットの各々は、シリコンドットまたはシリコンゲルマニウムドットからなる。製造方法は、第１の工程において作製された半導体基板／第１の絶縁層／半導体層／第２の絶縁層の表面をＯＨ基で終端させる第５の工程をさらに備え、第３の工程は、第５の工程の後、第１の絶縁層の表面をＳｉ−Ｏ−Ｓｉで終端させる第１のサブ工程と、第１のサブ工程の後、絶縁細線および第１の絶縁層を基板としてシランガスを用いた量子ドットの化学堆積を実行する第２のサブ工程とを含む。

好ましくは、第２のサブ工程は、ジシランガスを流す工程Ａと、工程Ａの後、シランガスを流す工程Ｂとを含む。

好ましくは、第２のサブ工程は、ジシランガスを流す工程Ａと、工程Ａの後、シランガスを流す工程Ｂと、工程Ｂの後、ゲルマンガスを流す工程Ｃとを含む。

好ましくは、第２のサブ工程は、ゲルマンガスを流す工程Ａと、工程Ａの後、ジシランガスを流す工程Ｂとを含む。

この発明によるバイオセンサーにおいては、絶縁細線が半導体細線上に形成され、複数の量子ドットが絶縁細線上に配列される。また、第１および第２の電極が半導体細線の両端に接続される。さらに、抗原が複数の量子ドットに付着している。そして、検出対象物が抗原に接近または付着していないとき、第１および第２の電極間に電圧を印加すると、半導体細線を通って第１および第２の電極間で電流が流れる。一方、検出対象物が抗原に接近または付着したとき、電子が抗原を介して量子ドットへ移動し、量子ドットの電位が変化する。その結果、第１および第２の電極間に電圧を印加しても、半導体細線を通って第１および第２の電極間で電流が流れなくなる。

したがって、この発明によれば、検出対象物を高感度に検出できる。

本発明の実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。なお、図中同一または相当部分には同一符号を付してその説明は繰返さない。

図１は、この発明の実施の形態によるバイオセンサーの概略図である。図１を参照して、この発明の実施の形態によるバイオセンサー１０は、基板１と、絶縁層２と、ソース３と、ドレイン４と、半導体細線５と、絶縁細線６と、複数の量子ドット７と、複数の抗原８と、配線９と、電源１１と、電流計１２とを備える。

基板１は、（１００）面を有するシリコン（Ｓｉ）基板からなる。絶縁層２は、シリコン酸化層（ＳｉＯ_２）からなり、基板１の一主面に形成される。

ソース３は、ｎ^＋型Ｓｉからなり、絶縁層２上において半導体配線５の一方端に接続される。ドレイン４は、ｎ^＋型Ｓｉからなり、絶縁層２上において半導体配線５の他方端に接続される。そして、ソース３およびドレイン４は、たとえば、５０ｎｍの膜厚を有する。

半導体細線５は、ｐ型Ｓｉからなり、絶縁層２上に配置される。そして、半導体細線５は、ソース３およびドレイン４と同じ膜厚を有し、たとえば、５０ｎｍの線幅を有する。

絶縁細線６は、ＳｉＯ_２からなり、半導体細線５上に形成される。そして、絶縁細線６は、半導体細線５と同じ線幅を有するとともに、たとえば、５ｎｍの膜厚を有する。

複数の量子ドット７の各々は、シリコンドットからなり、たとえば、５ｎｍの半径を有する。そして、複数の量子ドット７は、絶縁細線６上に一列に配列される。

複数の抗原は、複数の量子ドット７に付着している。配線９は、ソース３とドレイン４との間に接続される。

電源１１は、ソース３とドレイン４との間に電圧を印加する。電流計１２は、ソース３とドレイン４との間に電圧が印加されたときの電流を計測する。

図２は、図１に示すバイオセンサー１０の動作原理を説明するための概念図である。図２を参照して、検出対象物が抗原８に近づいていない場合、電圧がソース３とドレイン４間に印加されると、電子が半導体細線５を流れる（図２の（ａ）参照）。

一方、検出対象物１３が抗原８に近づくと、電子が検出対象物１３から抗原８を介して量子ドット７中へ移動し、量子ドット７がマイナスにチャージされる。そうすると、電子は、半導体細線５を流れなくなる。

したがって、バイオセンサー１０は、電流が半導体細線５に流れなくなることを検出して検出対象物１３を検出する。

図３は、抗原の有無による量子ドットの表面電位の比較を示す図である。図３の（ａ）〜（ｄ）は、抗原を塗布しない場合の表面形状および表面電位を示し、図３の（ｅ）〜（ｈ）は、抗原としてのプロテインＡを塗布したときの表面形状および表面電位を示す。

プロテインＡを量子ドット７に塗布しない場合、電子注入（図３の（ｃ）参照）と電子放出（図３の（ｄ）参照）とで表面電位が明らかに変化している。

また、プロテインＡを量子ドット７に塗布した場合、電子注入（図３の（ｇ）参照）は、プロテインＡを塗布しない場合（図３の（ｃ）参照）よりもぼやけているが、電子放出（図３の（ｈ）参照）は、プロテインＡを塗布しない場合（図３の（ｄ）参照）よりも表面電位が鮮明に変化している。

したがって、プロテインＡを塗布することによって、量子ドット７が正電位に帯電することが実験的に確認できた。

図４は、シリコンドットの選択成長を行なうための工程図である。図４を参照して、シリコンドットの選択成長が開始されると、（１００）面を有するＳｉからなる基板２０をＲＣＡ洗浄し、その後、１０％の酸素（Ｏ_２）ガスを用いて１０００℃の温度で基板２０の表面を酸化し、１０ｎｍのＳｉＯ_２層２１を形成する（工程（ａ）参照）。

そして、電子線リソグラフィーによってＳｉＯ_２層２１の一部をエッチング除去し、絶縁細線２２を形成する（工程（ｂ）参照）。

引き続いて、０．１％のフッ酸で基板２０および絶縁細線２２の表面を処理する。これによって、絶縁細線２２の表面は、Ｓｉ−ＯＨ結合が存在し、ＯＨによって終端され、基板２０の表面は、Ｓｉ−Ｈ結合が存在し、Ｈによって終端される（工程（ｃ）参照）。

その後、１００％のＯ_２ガスを用いて８００℃の温度で基板２０の表面を酸化し、絶縁細線２２の両側にＳｉＯ_２層２３を形成する（工程（ｄ）参照）。この場合、絶縁細線２２の表面は、ＯＨで終端されたままである。

そして、工程（ｄ）の後、シラン（ＳｉＨ_４）ガス、またはシラン（ＳｉＨ_４）ガスおよびジシラン（Ｓｉ_２Ｈ_６）ガスを用いてＬＰＣＶＤ（Ｌｏｗ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｖａｐｏｕｒ Ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ）法によってシリコンドットを絶縁細線２２およびＳｉＯ_２層２３上に堆積し、絶縁細線２２上のシリコンドット２４の密度とＳｉＯ_２層２３上のシリコンドット２５の密度との密度比を求める（工程（ｅ）参照）。

なお、ＳｉＨ_４ガスのみを用いてシリコンドットを形成する場合、ＳｉＨ_４ガスの流量は、２０ｓｃｃｍであり、基板温度は、５６０℃である。また、ＳｉＨ_４ガスおよびＳｉ_２Ｈ_６ガスを用いてシリコンドットを形成する場合、Ｓｉ_２Ｈ_６ガスを用いて４００℃の基板温度および２００ｍＴｏｒｒの反応圧力で、３分、反応した後、１０ｓｃｃｍのＳｉＨ_４ガスを用いて５６０℃の基板温度および２０ｍＴｏｒｒの反応圧力で反応する。

図５は、ドット密度と反応圧力との関係を示す図である。図５において、縦軸は、ドット密度を表し、横軸は、反応圧力を表す。

また、白丸および黒丸は、図４の工程（ｅ）において、ＳｉＨ_４ガスのみを用いてシリコンドットを形成した場合の密度比を示し、白丸は、ＳｉＯ_２層２３上のシリコンドットの密度を示し、黒丸は、絶縁細線２２上のシリコンドットの密度を示す。

さらに、白三角および黒三角は、図４の工程（ｅ）において、ＳｉＨ_４ガスおよびＳｉ_２Ｈ_６ガスを用いてシリコンドットを形成した場合の密度比を示し、白三角は、ＳｉＯ_２層２３上のシリコンドットの密度を示し、黒三角は、絶縁細線２２上のシリコンドットの密度を示す。

ＳｉＨ_４ガスのみを用いてシリコンドットを形成した場合、絶縁細線２２上とＳｉＯ_２層２３上とでは、大きな密度比が得られないが、ＳｉＨ_４ガスおよびＳｉ_２Ｈ_６ガスを用いてシリコンドットを形成することによって、絶縁細線２２上とＳｉＯ_２層２３上とで、最大、５８の密度比が得られた。

したがって、図４に示す工程（ａ）〜工程（ｅ）に従って、ＳｉＨ_４ガスおよびＳｉ_２Ｈ_６ガスを材料ガスとしてシリコンドットを堆積することによって、シリコンドットを絶縁細線２２上に選択成長させることができる。

図６から図９は、それぞれ、図１に示すバイオセンサーの製造方法を説明するための第１から第４の工程図である。

図６を参照して、バイオセンサー１０の製造が開始されると、Ｓｉ基板１、ＳｉＯ_２層３１およびｐ型Ｓｉ層３２からなるＳＯＩ（Ｓｉｌｉｃｏｎ Ｏｎ Ｉｎｓｕｌａｔｏｒ）基板３０（＝Ｓｉ基板／ＳｉＯ_２層／Ｓｉ層）が準備される（図６の工程（ａ）参照）。

そして、ＳＯＩ基板３０をＲＣＡ洗浄し、ＳＯＩ基板３０のＳｉ層３２の表面を１０％のＯ_２ガスを用いて１０００℃で熱酸化し、Ｓｉ層３３およびＳｉＯ_２層３４を形成する（図６の工程（ｂ）参照）。

その後、レジストをＳｉＯ_２層３４の全面に塗布し、その塗布したレジストをフォトリソグラフィによってパターンニングし、レジストパターン４０を形成する（図６の工程（ｃ）参照）。

そして、その形成したレジストパターン４０をマスクとしてＳｉＯ_２層３４の全部およびＳｉ層３３の一部をエッチングし、Ｓｉ層３５およびＳｉＯ_２層３６を形成する（図７の工程（ｄ）参照）。ＳｉＯ_２層３６は、細線部３６１と、平坦部３６２，３６３とからなる。

その後、Ｓｉ層３５およびＳｉＯ_２層３６の表面を０．１％のフッ酸によって処理し、Ｓｉ層３５の表面をＨで終端し、ＳｉＯ_２層３６の表面をＯＨで終端する（図７の工程（ｅ）参照）。これによって、Ｓｉ−Ｈ結合３７がＳｉ層３５の表面に存在し、Ｓｉ−ＯＨ結合３８がＳｉＯ_２層３６の表面に存在する。

引き続いて、１００％のＯ_２ガスを用いて８５０℃でＳｉ層３５の表面を熱酸化する。これによって、Ｓｉ基板１上に絶縁層２が形成され、絶縁層２上にＳｉ層３９が形成される（図７の工程（ｆ）参照）。Ｓｉ層３９は、細線部３９１と、平坦部３９２，３９３とからなる。そして、ＳｉＯ_２層３６の表面は、ＯＨで終端されている。

その後、ＳｉＨ_４ガスおよびＳｉ_２Ｈ_６ガスを用いたＬＰＣＶＤ法によってＳｉＯ_２層３６上にシリコンドットからなる量子ドット７を選択成長させる（図８の工程（ｇ）参照）。この場合の反応条件は、図４の工程（ｅ）において説明した条件と同じである。

そして、レジストを全面に塗布し、ＳｉＯ_２層３６の平坦部３６２，３６３が露出するようにフォトリソグラフィによってレジストをパターンニングし、レジストパターン５０を形成する（図８の工程（ｈ）参照）。

引き続いて、レジストパターン５０をマスクとして、ＳｉＯ_２層３６の平坦部３６２，３６３および平坦部３６２，３６３上の量子ドット２７をエッチングする。その結果、Ｓｉ層３９の平坦部３９２，３９３が露出する（図８の工程（ｉ）参照）。

その後、Ｓｉ層３９の平坦部３９２，３９３にＰ^＋をイオン注入し（図９の工程（ｊ）参照）、レジストパターン５０を除去すると、ＳｉＯ_２層２上にソース３、ドレイン４、半導体細線５、絶縁細線６および量子ドット７が形成された構造が作製される（図９の工程（ｋ）参照）。

そして、抗原８を量子ドット７に付着する（図９の工程（ｌ）参照）。これによって、バイオセンサー１０が完成する。

図１０は、この発明の実施の形態による他のバイオセンサーの概略図である。この発明の実施の形態によるバイオセンサーは、図１０に示すバイオセンサー１０Ａであってもよい。

図１０を参照して、バイオセンサー１０Ａは、図１に示すバイオセンサー１０の量子ドット７を量子ドット７Ａに代えたものであり、その他は、バイオセンサー１０と同じである。量子ドット７Ａは、シリコンゲルマニウム（ＳｉＧｅ）ドットからなる。

バイオセンサー１０Ａは、図６から図９に示す工程（ａ）から工程（ｌ）に従って製造される。そして、図７に示す工程（ｆ）において、ＳｉＨ_４ガス、ＧｅＨ_４ガスおよびＳｉ_２Ｈ_６ガスが用いられて量子ドット２７Ａが形成される。

この場合、Ｓｉ_２Ｈ_６ガスを用いたＬＰＣＶＤ、ＳｉＨ_４ガスを用いたＬＰＣＶＤおよびＧｅＨ_４ガスを用いたＬＰＣＶＤが順次実行される。そして、Ｓｉ_２Ｈ_６ガスを用いたＬＰＣＶＤ、ＳｉＨ_４ガスを用いたＬＰＣＶＤおよびＧｅＨ_４ガスを用いたＬＰＣＶＤの反応条件を表１に示す。

図１１は、ＳｉＧｅからなる量子ドット２７Ａの電子顕微鏡写真を示す図である。図１１を参照して、線幅が５０ｎｍである絶縁細線６上に量子ドット７Ａが一列に配列されている。そして、絶縁細線６上以外の領域には、量子ドット７Ａが殆ど形成されていない。

したがって、線幅が５０ｎｍである絶縁細線６上に一列に配列した量子ドット７Ａを選択成長できることが実験的に確認できた。

図１２は、この発明の実施の形態によるさらに他のバイオセンサーの概略図である。この発明の実施の形態によるバイオセンサーは、図１２に示すバイオセンサー１０Ｂであってもよい。

図１２を参照して、バイオセンサー１０Ｂは、基板１と、絶縁層２と、検出部４１〜４４と、配線９１〜９４と、電源１１と、電流計１２とを備える。

検出部４１〜４４は、上述した絶縁層２上に形成される。そして、検出部４１〜４４の各々は、ソース３と、ドレイン４と、半導体細線５と、絶縁細線６と、複数の量子ドット７と、複数の抗原８とを含む。

配線９１は、検出部４１のソース３とドレイン４との間に接続され、配線９２は、検出部４２のソース３とドレイン４との間に接続され、配線９３は、検出部４３のソース３とドレイン４との間に接続され、配線９４は、検出部４４のソース３とドレイン４との間に接続される。

電源１１および電流計１２は、４本の配線９１〜９４に並列に接続される。従って、電源１１は、検出部４１〜４４のソース３とドレイン４との間に独立に電圧を印加し、電流計１２は、４本の配線９１〜９４に流れる電流を独立に計測する。

バイオセンサー１０Ｂは、４個の検出部４１〜４４を備え、独立に検出対象物を検出できるので、検出部４１〜４４のうちのどの検出部で検出対象物を検出したかによって、検出対象物の位置を検出できる。

なお、バイオセンサー１０Ｂは、４本の半導体細線および４本の絶縁細線が形成されるようにレジストパターンを形成し、その形成したレジストパターンをマスクとして用いて図７の工程（ｄ）でＳｉ層３３およびＳｉＯ_２層３４をエッチングすれば、上述した製造方法によって作製できる。

また、バイオセンサー１０Ｂは、Ｓｉドットからなる量子ドット７に代えてＳｉＧｅドットからなる量子ドット７Ａを備えていてもよい。

さらに、バイオセンサー１０Ｂは、４個の検出部４１〜４４に限らず、２個以上の検出部を備えていればよい。

図１３は、この発明の実施の形態によるさらに他のバイオセンサーの概略図である。この発明の実施の形態によるバイオセンサーは、図１３に示すバイオセンサー１０Ｃであってもよい。

図１３を参照して、バイオセンサー１０Ｃは、図１に示すバイオセンサー１０のソース３をソース３Ａに代え、半導体細線５１〜５３、絶縁細線６１〜６３、複数の量子ドット７１〜７３および複数の抗原８１〜８３を追加したものであり、その他は、バイオセンサー１０と同じである。

半導体細線５，５１〜５３は、絶縁層２上でソース３Ａとドレイン４との間で並列に配置される。そして、半導体細線５，５１〜５３は、相互に異なる長さを有する。

絶縁細線６，６１〜６３は、それぞれ、半導体細線５，５１〜５３上でソース３Ａとドレイン４との間で並列に配置される。

半導体細線５１〜５３は、半導体細線５と同じ材料からなり、半導体細線５と同じ線幅および同じ膜厚を有する。絶縁細線６１〜６３は、絶縁細線６と同じ材料からなり、絶縁細線６と同じ線幅および同じ膜厚を有する。そして、絶縁細線６１〜６３は、それぞれ、半導体細線５１〜５３と同じ長さを有する。

量子ドット７１〜７３は、量子ドット７と同じ材料からなり、同じサイズを有する。抗原８１〜８３は、抗原８と同じ材料からなる。

複数の量子ドット７１は、絶縁細線６１上に一列に配列され、複数の量子ドット７２は、絶縁細線６２上に一列に配列され、複数の量子ドット７３は、絶縁細線６３上に一列に配列される。

複数の抗原８１は、複数の量子ドット７１に付着され、複数の抗原８２は、複数の量子ドット７２に付着され、複数の抗原８３は、複数の量子ドット７３に付着される。

半導体細線が細すぎると、検出対象物が抗原８，８１〜８３に近づいていない場合にソース３Ａとドレイン４との間に電流が流れない可能性があるが、バイオセンサー１０Ｃは、相互に長さが異なる半導体細線５，５１〜５３を備えるので、半導体細線５，５１〜５３のいずれかを電流が流れ、検出対象物を正確に検出できる。

なお、バイオセンサー１０Ｃは、長さが異なる４本の半導体細線および４本の絶縁細線が形成されるようにレジストパターンを形成し、その形成したレジストパターンをマスクとして用いて図７の工程（ｄ）でＳｉ層３３およびＳｉＯ_２層３４をエッチングすれば、上述した製造方法によって作製できる。

また、バイオセンサー１０Ｃは、Ｓｉドットからなる量子ドット７，７１〜７３に代えてＳｉＧｅドットからなる量子ドット７Ａを備えていてもよい。

さらに、バイオセンサー１０Ｃにおいては、ソース３Ａおよびドレイン４が図１２に示すバイオセンサー１０Ｂのように、半導体細線５，５１〜５３に対応して４個の領域に分割されていてもよい。

さらに、バイオセンサー１０Ｃにおいては、半導体細線、絶縁細線、複数の量子ドットおよび複数の抗原のセットは、４個に限らず、２個以上設けられていればよい。

図１４は、量子ドットの密度を制御する方法を説明するための工程図である。図１４を参照して、シリコンドットの選択成長が開始されると、（１００）面を有するＳｉからなる基板２０をＲＣＡ洗浄し、その後、１０％の酸素（Ｏ_２）ガスを用いて１０００℃の温度で基板２０の表面を酸化し、１０ｎｍのＳｉＯ_２層２１を形成する（図１４の工程（ａ）参照）。

そして、ＳｉＯ_２層２１の表面を０．１％のフッ酸で処理する。これによって、ＳｉＯ_２層２１の表面には、Ｓｉ−ＯＨ結合１５が存在し、ＳｉＯ_２層２１の表面は、ＯＨによって終端される（図１４の工程（ｂ）参照）。

その後、室温、かつ、１００Ｔｏｒｒの圧力でＧｅＨ_４ガスをＳｉＯ_２層２１の表面へ流す。これによって、ＳｉＯ_２層２１の表面で核１６が形成される（図１４の工程（ｃ）参照）。

引き続いて、Ｓｉ_２Ｈ_６ガスを用いてＬＰＣＶＤ法によってＳｉドット１７をＳｉＯ_２層２１上に形成する（図１４の工程（ｄ）参照）。

図１５は、図１４に示す工程に従って作製した量子ドットの電子顕微鏡写真である。図１５を参照して、図１４に示す工程に従って量子ドットを作製することによって、１．３×１０^１３ｃｍ^−２の高密度のＳｉドットを作製できた。

このように、ＧｅＨ_４ガスをＳｉ_２Ｈ_６ガスよりも前に流すことによって、Ｓｉドットの密度を高くできる。

したがって、バイオセンサー１０，１０Ａ，１０Ｂは、図１４に示す工程に従って作製した量子ドットを備えていてもよい。

上述したバイオセンサー１０，１０Ａ，１０Ｂにおいては、複数の量子ドットは、１個の絶縁細線上に一列に配列されると説明したが、この発明においては、これに限らず、複数の量子ドットは、１個の絶縁細線上に複数列に配列されていてもよい。

また、上記においては、抗原としてプロテインＡを例に挙げたが、この発明においては、これに限らず、抗原は、ＧＦＰ（Ｇｒｅｅｎ Ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔ Ｐｒｏｔｅｉｎ）またはＬｕｃｉｆｅｒａｓｅであってもよく、一般的には、ポリペプチドからなっていればよい。

さらに、上記においては、ソース３およびドレイン４は、ｎ^＋型Ｓｉからなり、半導体細線５，５１〜５３は、ｐ型Ｓｉからなると説明したが、この発明においては、これに限らず、ソース３およびドレイン４は、ｐ^＋型Ｓｉからなり、半導体細線５，５１〜５３は、ｎ型Ｓｉからなっていてもよい。

つまり、検出対象部が量子ドット７，７Ａ，７１〜７３へ電子を供給する場合、ソース３およびドレイン４は、ｎ^＋型Ｓｉからなり、半導体細線５，５１〜５３は、ｐ型Ｓｉからなり、検出対象部が量子ドット７，７Ａ，７１〜７３へ正孔を供給する場合、ソース３およびドレイン４は、ｐ^＋型Ｓｉからなり、半導体細線５，５１〜５３は、ｎ型Ｓｉからなる。これによって、検出対象物が抗原に接近または付着したときに、半導体細線５，５１〜５３に電流が流れなくことを検出することによって、検出対象物を検知できる。

この発明においては、ソース３は、「第１の電極」を構成し、ドレイン４は、「第２の電極」を構成する。

また、この発明においては、検出部４１〜４４は、「複数の検出部」を構成する。

さらに、この発明においては、ソース３Ａ、ドレイン４、半導体細線５、絶縁細線６、複数の量子ドット７および抗原８は、「検出部」を構成し、ソース３Ａ、ドレイン４、半導体細線５１、絶縁細線６１、複数の量子ドット７１および抗原８１は、「検出部」を構成し、ソース３Ａ、ドレイン４、半導体細線５２、絶縁細線６２、複数の量子ドット７２および抗原８２は、「検出部」を構成し、ソース３Ａ、ドレイン４、半導体細線５３、絶縁細線６３、複数の量子ドット７３および抗原８３は、「検出部」を構成する。

今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は、上記した実施の形態の説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

この発明は、検出対象物を高感度に検出可能なバイオセンサーに適用される。また、この発明は、検出対象物を高感度に検出可能なバイオセンサーの製造方法に適用される。

この発明の実施の形態によるバイオセンサーの概略図である。 図１に示すバイオセンサーの動作原理を説明するための概念図である。 抗原の有無による量子ドットの表面電位の比較を示す図である。 シリコンドットの選択成長を行なうための工程図である。 ドット密度と反応圧力との関係を示す図である。 図１に示すバイオセンサーの製造方法を説明するための第１の工程図である。 図１に示すバイオセンサーの製造方法を説明するための第２の工程図である。 図１に示すバイオセンサーの製造方法を説明するための第３の工程図である。 図１に示すバイオセンサーの製造方法を説明するための第４の工程図である。 この発明の実施の形態による他のバイオセンサーの概略図である。 ＳｉＧｅからなる量子ドットの電子顕微鏡写真を示す図である。 この発明の実施の形態によるさらに他のバイオセンサーの概略図である。 この発明の実施の形態によるさらに他のバイオセンサーの概略図である。 量子ドットの密度を制御する方法を説明するための工程図である。 図１４に示す工程に従って作製した量子ドットの電子顕微鏡写真である。

符号の説明

３ ソース、４ ドレイン、５ 半導体細線、６ 絶縁細線、７ 量子ドット、８ 抗原、９ 配線、１０ バイオセンサー、１１ 電源、１２ 電流計。

Claims (11)

1. 半導体細線と、
   前記半導体細線の長さ方向の一方端に配置され、前記半導体細線に接続された第１の電極と、
   前記半導体細線の長さ方向の他方端に配置され、前記半導体細線に接続された第２の電極と、
   前記半導体細線上に形成された絶縁細線と、
   前記絶縁細線上に配列された複数の量子ドットと、
   前記複数の量子ドットに付着された抗原とを備えるバイオセンサー。
2. 前記複数の量子ドットは、前記絶縁細線上に一列に配列されている、請求項１に記載のバイオセンサー。
3. 前記複数の量子ドットの各々は、シリコンドットまたはシリコンゲルマニウムドットからなる、請求項２に記載のバイオセンサー。
4. 基板と、
   前記基板上に配置された複数の検出部とを備え、
   前記複数の検出部の各々は、
   半導体細線と、
   前記半導体細線の長さ方向の一方端に配置され、前記半導体細線に接続された第１の電極と、
   前記半導体細線の長さ方向の他方端に配置され、前記半導体細線に接続された第２の電極と、
   前記半導体細線上に形成された絶縁細線と、
   前記絶縁細線上に配列された複数の量子ドットと、
   前記複数の量子ドットに付着された抗原とを含む、バイオセンサー。
5. 前記複数の検出部に含まれる複数の半導体細線は、長さが相互に異なる、請求項４に記載のバイオセンサー。
6. 前記複数の検出部に含まれる複数の第１の電極は、電気的に相互に絶縁されており、
   前記複数の検出部に含まれる複数の第２の電極は、電気的に相互に絶縁されている、請求項４に記載のバイオセンサー。
7. バイオセンサーの製造方法であって、
   前記バイオセンサーは、
   第１の絶縁層と、
   前記第１の絶縁層上に配置され、線状形状からなる半導体細線と、
   前記第１の絶縁層上において前記半導体細線の長さ方向の一方端に配置され、前記半導体細線に接続された第１の電極と、
   前記第１の絶縁層上において前記半導体細線の長さ方向の他方端に配置され、前記半導体細線に接続された第２の電極と、
   前記半導体細線上に形成された絶縁細線と、
   前記絶縁細線上に配列された複数の量子ドットと、
   前記複数の量子ドットに付着された抗原とを含み、
   前記製造方法は、
   半導体基板上に第１の絶縁層および半導体層が順次積層された半導体基板／第１の絶縁層／半導体層の前記半導体層の表面に第２の絶縁層を形成する第１の工程と、
   前記第１の工程において作製された半導体基板／第１の絶縁層／半導体層／第２の絶縁層の前記半導体層および前記第２の絶縁層の一部を前記第１の絶縁層までエッチングして前記半導体細線、前記第１の電極、前記第２の電極および前記絶縁細線を形成する第２の工程と、
   前記絶縁細線上にのみ、前記複数の量子ドットを選択成長する第３の工程と、
   前記複数の量子ドットに前記抗原を付着させる第４の工程とを備える製造方法。
8. 前記第１および第２の絶縁層の各々は、シリコン酸化層からなり、
   前記複数の量子ドットの各々は、シリコンドットまたはシリコンゲルマニウムドットからなり、
   前記製造方法は、
   前記第１の工程において作製された半導体基板／第１の絶縁層／半導体層／第２の絶縁層の表面をＯＨ基で終端させる第５の工程をさらに備え、
   前記第３の工程は、
   前記第５の工程の後、前記第１の絶縁層の表面をＳｉ−Ｏ−Ｓｉで終端させる第１のサブ工程と、
   前記第１のサブ工程の後、前記絶縁細線および前記第１の絶縁層を基板としてシランガスを用いた前記量子ドットの化学堆積を実行する第２のサブ工程とを含む、請求項７に記載の製造方法。
9. 前記第２のサブ工程は、
   ジシランガスを流す工程Ａと、
   前記工程Ａの後、シランガスを流す工程Ｂとを含む、請求項８に記載の製造方法。
10. 前記第２のサブ工程は、
    ジシランガスを流す工程Ａと、
    前記工程Ａの後、シランガスを流す工程Ｂと、
    前記工程Ｂの後、ゲルマンガスを流す工程Ｃとを含む、請求項８に記載の製造方法。
11. 前記第２のサブ工程は、
    ゲルマンガスを流す工程Ａと、
    前記工程Ａの後、ジシランガスを流す工程Ｂとを含む、請求項８に記載の製造方法。