JP2009250631A - Sensor manufacturing method - Google Patents

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Tomoaki Yamabayashi
智明 山林
Osamu Takahashi
理 高橋
Katsunori Kondo
勝則 近藤
Hiroaki Kikuchi
洋明 菊地
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a sensor manufacturing method, capable of fixing a spread area of sample solution on a reaction field, and selecting and forming the area of the reaction field freely and comparatively easily. <P>SOLUTION: A LOCOS method used hitherto as an element separation technology is used for forming a barrier part 21 enclosing the reaction field. As a result of this, the area of the reaction field can be specified with high accuracy. Since the position of the barrier part can be freely selected by selection oxidization by the LOCOS method, the area of the reaction field enclosed by the barrier part can be readily selected. <P>COPYRIGHT: (C)2010,JPO&INPIT

Description

本発明は、例えばバイオセンサやｐＨセンサ等に用いられる、ＦＥＴ（Field Effect Transistor）を含むセンサの製造方法に関する。   The present invention relates to a method for manufacturing a sensor including an FET (Field Effect Transistor) used for, for example, a biosensor or a pH sensor.

従来、抗体などの生体分子を被検出物質認識分子として用いてタンパク質や化学物質などの被検出物質を特異的に検出する方法が数多く提案されている。その中の一つに、酸化膜上などの反応場に被検出物質認識分子を固定化し、被検出物質を含む試料溶液を反応場に提供して被検出物質と被検出物質認識分子とを反応させ、被検出物質と被検出物質認識分子との反応による反応場における変化を電気的信号に変換して検出する方法がある。   Conventionally, many methods have been proposed for specifically detecting a substance to be detected such as a protein or chemical substance using a biomolecule such as an antibody as a substance to be detected. One of them is to immobilize the target substance recognition molecule on the reaction field on the oxide film, etc., and provide the sample solution containing the target substance to the reaction field to react the target substance and the target substance recognition molecule. There is a method of detecting a change in a reaction field due to a reaction between a detected substance and a detected substance recognition molecule by converting it into an electrical signal.

このような検出方法を実現する装置は、一般にバイオセンサと呼ばれている。バイオセンサの具体的構成として、ＦＥＴを用いたものがある（例えば、特許文献１〜３参照）。ＦＥＴを用いたバイオセンサは、通常、被検出物質認識分子膜の上から作用電極を接触させ、作用電極に電圧を印加して信号変換素子の電気的特性を測定することにより、試料溶液の提供前後の反応場における変化を電気的信号に変換して検出する。
特開２００４−１０８８１５号公報 特開２００５−２１８３１０号公報 特開２００５−２２９０１７号公報 An apparatus that realizes such a detection method is generally called a biosensor. As a specific configuration of a biosensor, there is one using an FET (see, for example, Patent Documents 1 to 3). A biosensor using an FET usually provides a sample solution by contacting the working electrode from above the target substance recognition molecular film and applying a voltage to the working electrode to measure the electrical characteristics of the signal conversion element. Changes in the front and rear reaction fields are detected by converting them into electrical signals.
JP 2004-108815 A JP 2005-218310 A Japanese Patent Laying-Open No. 2005-229017

ところで、バイオセンサにおいて、検出精度を向上させるためには、被検出物質を含む試料溶液が反応場上で拡がる面積が一定であることが望ましい。つまり、この面積を一定にできれば、生体分子が反応する領域が一定になるので、ＦＥＴ基板にかかるポテンシャルが一定になる。この結果、濃度に対する検量線が安定化され、バイオセンシングの精度を向上させることができる。   By the way, in order to improve detection accuracy in a biosensor, it is desirable that the area over which the sample solution containing the substance to be detected spreads on the reaction field is constant. That is, if this area can be made constant, the region where the biomolecule reacts becomes constant, so the potential applied to the FET substrate becomes constant. As a result, the calibration curve with respect to the concentration is stabilized, and the accuracy of biosensing can be improved.

また、反応場の面積が様々なバイオセンサを製造できれば、ユーザは、その中から実験に適した反応場面積を有するバイオセンサを選択できるようになる。   Further, if biosensors having various reaction field areas can be manufactured, the user can select a biosensor having a reaction field area suitable for the experiment.

本発明は、試料溶液が反応場上で拡がる面積を一定とすることができるセンサの製造方法を提供する。また、比較的容易に、反応場の面積を自由に選択して形成できるセンサ製造方法を提供する。   The present invention provides a method for manufacturing a sensor, in which an area where a sample solution spreads on a reaction field can be made constant. In addition, a sensor manufacturing method is provided that can be formed by freely selecting the area of the reaction field relatively easily.

本発明のセンサ製造方法の一つの態様は、半導体基板と、前記半導体基板の表面に形成された酸化シリコン膜と、前記酸化シリコン膜に接続された電極とを有し、前記酸化シリコン膜の一部が被検出物の反応場として使用される、ＦＥＴを含むセンサの製造方法であって、前記反応場を囲みかつ前記反応場よりも厚い障壁部を、ＬＯＣＯＳ法を用いて形成する工程と、ゲート酸化膜である前記反応場を形成する工程と、を含む。   One aspect of the sensor manufacturing method of the present invention includes a semiconductor substrate, a silicon oxide film formed on a surface of the semiconductor substrate, and an electrode connected to the silicon oxide film. A method of manufacturing a sensor including an FET, wherein a part is used as a reaction field of an object to be detected, and a barrier part that surrounds the reaction field and is thicker than the reaction field is formed using a LOCOS method; Forming the reaction field which is a gate oxide film.

本発明のセンサ製造方法の一つの態様は、半導体基板と、前記半導体基板の表面に形成された酸化シリコン膜と、前記酸化シリコン膜に接続された電極とを有し、前記酸化シリコン膜の一部が被検出物の反応場として使用される、ＦＥＴを含むセンサの製造方法であって、前記反応場を囲みかつ前記反応場よりも厚い障壁部を、フォトリソグラフィにより形成する工程と、ゲート酸化膜である前記反応場を形成する工程と、を含む。   One aspect of the sensor manufacturing method of the present invention includes a semiconductor substrate, a silicon oxide film formed on a surface of the semiconductor substrate, and an electrode connected to the silicon oxide film. A method of manufacturing a sensor including an FET, wherein a part is used as a reaction field of an object to be detected, the step of forming a barrier part surrounding the reaction field and thicker than the reaction field by photolithography, and gate oxidation Forming the reaction field which is a film.

本発明によれば、障壁部を高精度かつ容易に形成することができる。これにより、試料溶液が反応場上で拡がる面積を一定とすることができるセンサを実現できる。また、障壁部の位置は、ＬＯＣＯＳ法による選択酸化又はフォトリソグラフィによる選択現像によって自由に選択できるので、障壁部によって囲まれる反応場の面積も容易に選択できるようになる。   According to the present invention, the barrier portion can be easily formed with high accuracy. Thereby, the sensor which can make constant the area which a sample solution spreads on a reaction field is realizable. Further, since the position of the barrier portion can be freely selected by selective oxidation by the LOCOS method or selective development by photolithography, the area of the reaction field surrounded by the barrier portion can be easily selected.

以下、本発明の実施の形態について図面を参照して詳細に説明する。   Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.

（１）バイオセンサの構成
図１に、本実施の形態に係るバイオセンサ１０の模式的斜視図を示す。また、図２に、バイオセンサ１０の模式的断面図を示す。 (1) Configuration of Biosensor FIG. 1 shows a schematic perspective view of a biosensor 10 according to the present embodiment. FIG. 2 is a schematic cross-sectional view of the biosensor 10.

バイオセンサ１０は、シリコン基板１１の両面に、絶縁膜である酸化シリコン膜１２ａ、１２ｂが形成されている。   In the biosensor 10, silicon oxide films 12 a and 12 b that are insulating films are formed on both surfaces of a silicon substrate 11.

酸化シリコン膜１２ａが形成された面に対向する位置には、ゲート電極１３が形成されている。ゲート電極１３には、参照電圧Ｖrefが印加される。ゲート電極１３、酸化シリコン膜１２ａ及びシリコン基板１１は、金属−絶縁体−半導体（Metal-Insulator-Semiconductor：ＭＩＳ）構造を形成する。したがって、ゲート電圧はシリコン基板１１に直接印加されない。ゲート電極１３の材質は、導電性を有するものであれば特に限定されず、例えば金、白金、チタン、アルミニウムなどの金属や導電性プラスチックなどであればよい。   A gate electrode 13 is formed at a position facing the surface on which the silicon oxide film 12a is formed. A reference voltage Vref is applied to the gate electrode 13. The gate electrode 13, the silicon oxide film 12a, and the silicon substrate 11 form a metal-insulator-semiconductor (MIS) structure. Therefore, the gate voltage is not directly applied to the silicon substrate 11. The material of the gate electrode 13 is not particularly limited as long as it has conductivity. For example, a metal such as gold, platinum, titanium, and aluminum, or a conductive plastic may be used.

一方、酸化シリコン膜１２ｂが形成された面には、ドレイン１４及びソース１５が形成されている。ドレイン１４とソース１５は、酸化シリコン膜１２ｂ上で、チャネル１６を介して電気的に接続されている。チャネル１６は、例えばポリシリコンやカーボンナノチューブで形成されている。また、ドレイン１４とソース１５の間には、外部配線を介して電源Ｖds及び電流計１７が接続されている。これにより、電源Ｖdsによってドレイン１４とソース１５との間に所定の電圧が印加され、電流計１７によってシリコン基板１１に流れる電流が測定される。   On the other hand, a drain 14 and a source 15 are formed on the surface on which the silicon oxide film 12b is formed. The drain 14 and the source 15 are electrically connected through the channel 16 on the silicon oxide film 12b. The channel 16 is made of, for example, polysilicon or carbon nanotube. A power source Vds and an ammeter 17 are connected between the drain 14 and the source 15 via an external wiring. Thereby, a predetermined voltage is applied between the drain 14 and the source 15 by the power source Vds, and the current flowing through the silicon substrate 11 is measured by the ammeter 17.

ドレイン１４とソース１５との間隔は、特に限定されないが、通常は０.５〜１０μｍ程度である。この間隔は、チャネル１６による電極間の接続を容易にするためにさらに縮めてもよい。ソース電極およびドレイン電極の形状および大きさは特に限定されず、目的に応じて適宜設定すればよい。   The distance between the drain 14 and the source 15 is not particularly limited, but is usually about 0.5 to 10 μm. This spacing may be further reduced to facilitate connection between the electrodes by the channel 16. The shape and size of the source electrode and the drain electrode are not particularly limited, and may be set as appropriate according to the purpose.

ここで、図２に示すように、酸化シリコン膜１２ａが形成された面には、ゲート電極１３に対向する反応場（ゲート酸化膜）２０と、反応場２０を取り囲む障壁部２１とが形成されている。反応場２０は、被検出物質認識分子３０を固定する機能を有する。本実施の形態の場合、反応場２０及び障壁部２１は、共に酸化シリコンにより形成されている。   Here, as shown in FIG. 2, a reaction field (gate oxide film) 20 facing the gate electrode 13 and a barrier portion 21 surrounding the reaction field 20 are formed on the surface on which the silicon oxide film 12 a is formed. ing. The reaction field 20 has a function of immobilizing the target substance recognition molecule 30. In the case of the present embodiment, both the reaction field 20 and the barrier portion 21 are formed of silicon oxide.

被検出物質認識分子の例には、抗体や酵素、レクチンなどのタンパク質、核酸、オリゴ糖または多糖、あるいはそれらの構造を有する物質が含まれる。本発明のセンサをｐＨセンサなどとして使用する場合は、被検出物質を固定化する必要はない。   Examples of the target substance recognition molecule include antibodies, enzymes, proteins such as lectins, nucleic acids, oligosaccharides or polysaccharides, or substances having a structure thereof. When the sensor of the present invention is used as a pH sensor or the like, it is not necessary to immobilize the substance to be detected.

反応場２０の厚さは２００［ｎｍ］以下とされており、実際には１〜２００ｎｍ程度（例えば、１００ｎｍ）であることが好ましい。障壁部２１の厚さは、反応場２０の厚さよりも厚く、かつ数１０００［ｎｍ］以下とされており、実際には２００〜１０００ｎｍ程度（例えば、６００ｎｍ）であることが好ましい。さらに、反応場２０の上面と障壁部２１の上面との差（つまり段差）は、２００〜８００ｎｍ程度（例えば、５００ｎｍ）であることが好ましい。また実際上、反応場２０の面積は、２５ｍｍ２程度である。 The thickness of the reaction field 20 is set to 200 [nm] or less, and is actually preferably about 1 to 200 nm (for example, 100 nm). The thickness of the barrier portion 21 is larger than the thickness of the reaction field 20 and is several thousand [nm] or less, and is actually preferably about 200 to 1000 nm (for example, 600 nm). Furthermore, the difference (that is, the step) between the upper surface of the reaction field 20 and the upper surface of the barrier portion 21 is preferably about 200 to 800 nm (for example, 500 nm). In practice, the area of the reaction field 20 is about 25 mm 2 .

なお、障壁部２１は、反応場２０を完全に取り囲んでいることが好ましいが、完全に取り囲んでいなくてもよい。要は、反応場２０からの試料溶液の流出を規制できる程度に取り囲んでいればよい。   In addition, although it is preferable that the barrier part 21 completely surrounds the reaction field 20, it does not need to completely surround it. In short, it is sufficient to surround the sample solution from the reaction field 20 to such an extent that it can be regulated.

このように、本実施の形態のバイオセンサ１０においては、反応場２０を取り囲む障壁部２１を形成したことにより、反応場２０に被検出物質や被検出物質認識分子を載置した場合に、これらの物質が障壁部２１に規制されて反応場２０の面積よりも拡がることを防止できる。つまり、試料溶液が反応場２０上で拡がる面積を一定とすることができる。   As described above, in the biosensor 10 of the present embodiment, when the detection target substance or the target substance recognition molecule is placed in the reaction field 20 by forming the barrier portion 21 that surrounds the reaction field 20, these are detected. This substance can be prevented from being restricted by the barrier portion 21 and expanding beyond the area of the reaction field 20. That is, the area where the sample solution spreads on the reaction field 20 can be made constant.

（２）バイオセンサの製造方法
次に、図３を用いて、バイオセンサ１０の製造方法を説明する。本実施の形態におけるバイオセンサの製造方法は、特に、障壁部２１を、ＬＯＣＯＳ（Local Oxidation of Silicon)法を用いて形成することに特徴があるので、その工程を中心に説明する。 (2) Manufacturing method of biosensor Next, the manufacturing method of the biosensor 10 is demonstrated using FIG. The manufacturing method of the biosensor in the present embodiment is particularly characterized in that the barrier portion 21 is formed by using a LOCOS (Local Oxidation of Silicon) method, and the process will be mainly described.

先ず、ｐ形シリコン基板上に、熱酸化法によって酸化シリコン膜（ＳｉＯ２）を形成する（図３Ａ）。 First, a silicon oxide film (SiO 2 ) is formed on a p-type silicon substrate by a thermal oxidation method (FIG. 3A).

次に、酸化シリコン酸化膜上に、ＣＶＤ（Chemical Vapor Deposition）技術によって窒化シリコン膜（Ｓｉ３Ｎ４）を堆積させる（図３Ｂ）。 Next, a silicon nitride film (Si 3 N 4 ) is deposited on the silicon oxide film by a CVD (Chemical Vapor Deposition) technique (FIG. 3B).

次に、リソグラフィックとエッチング技術でＳｉ３Ｎ４膜を除去する（図３Ｃ）。除去した部分は、障壁部２１が形成される部分である。また、Ｓｉ３Ｎ４膜が残っている部分は、反応場２０が形成される部分である。 Next, the Si 3 N 4 film is removed by lithographic and etching techniques (FIG. 3C). The removed portion is a portion where the barrier portion 21 is formed. Further, the portion where the Si 3 N 4 film remains is a portion where the reaction field 20 is formed.

次に、１０００°Ｃ程度の温度でｗｅｔ Ｏ２雰囲気中で酸化処理を行う。Ｓｉ３Ｎ４は酸化されないので、Ｓｉ３Ｎ４が除去された部分だけが選択的に酸化される（図３Ｄ）。このとき、厚く形成された酸化膜の一部がＳｉ３Ｎ４膜直下に潜り込む（いわゆるバーズビーク）。このようにして、障壁部２１が形成される。 Next, an oxidation process is performed in a wet O 2 atmosphere at a temperature of about 1000 ° C. Since Si 3 N 4 is not oxidized, only the portion from which Si 3 N 4 has been removed is selectively oxidized (FIG. 3D). At this time, a part of the thick oxide film sinks directly under the Si 3 N 4 film (so-called bird's beak). In this way, the barrier portion 21 is formed.

次に、Ｓｉ３Ｎ４膜を除去した（図３Ｅ）後、熱酸化法又は気相成長法によってゲート酸化膜すなわち反応場２０を形成する（図３Ｆ）。 Next, after removing the Si 3 N 4 film (FIG. 3E), a gate oxide film, that is, a reaction field 20 is formed by a thermal oxidation method or a vapor phase growth method (FIG. 3F).

次に、シリコン基板を反転させ、障壁部２１及び反応場２０を形成した面と反対側の面に、ソース及びドレインを形成し、チャネルを形成し、チャネルを被覆する層間膜を形成し、外部配線処理を行った後に、表面保護膜を形成する。   Next, the silicon substrate is inverted, a source and a drain are formed on the surface opposite to the surface on which the barrier portion 21 and the reaction field 20 are formed, a channel is formed, and an interlayer film covering the channel is formed. After performing the wiring process, a surface protective film is formed.

最後に、反応場２０に、被検出物質認識分子３０を固定する。   Finally, the substance to be detected recognition molecule 30 is fixed to the reaction field 20.

このように、本実施の形態のバイオセンサ製造方法においては、従来、素子分離技術として用いられているＬＯＣＯＳ法を、反応場を囲む障壁部２１を形成するために用いたことにより、障壁部２１及び反応場２０を、容易かつ高精度で形成することができる。また、ドレイン及びソースにおける素子分離もＬＯＣＯＳ法を用いて形成すれば、ドレイン１４及びソース１５を形成する工程と、障壁部２１及び反応場２０を製造する工程とを一部共通化できるので、製造工程及び製造装置を簡単化できる。ただし、ドレイン及びソースの素子分離は、必ずしもＬＯＣＯＳ法を用いて形成する必要はなく、要は、反応場２０と障壁部２１が形成された領域以外の半導体基板上に形成すればよい。   Thus, in the biosensor manufacturing method of the present embodiment, the LOCOS method conventionally used as an element isolation technique is used to form the barrier portion 21 that surrounds the reaction field. And the reaction field 20 can be formed easily and with high precision. Further, if element isolation in the drain and the source is also formed using the LOCOS method, the process of forming the drain 14 and the source 15 and the process of manufacturing the barrier portion 21 and the reaction field 20 can be partially shared. Processes and manufacturing equipment can be simplified. However, the element isolation between the drain and the source is not necessarily formed by using the LOCOS method. In short, it may be formed on a semiconductor substrate other than the region where the reaction field 20 and the barrier portion 21 are formed.

（３）他の実施の形態
なお、上述した実施の形態では、ゲート電極１３を、反応場２０に対向する位置に設けた場合について述べたが、ゲート電極１３の形成位置はこれに限らない。例えば、図４に示すように、ゲート電極１３を反応場２０に対向する位置には形成せずに、障壁部２１の表面に固定して取り付けてもよい。この場合、例えば障壁部２１の上面が反応場２０を囲む四角の枠形状である場合には、ゲート電極１３もそれに合わせて四角の枠形状として、障壁部２１の上面全体に接触させるようにすれば、反応場２０を通過する電界を強めることができる。また、図２のようにゲート電極１３を反応場２０に対向する位置に設けた場合と比較して、ゲート電極１３と、障壁部２１や試料溶液との接触に起因する帯電を防ぐことができる。 (3) Other Embodiments In the above-described embodiment, the case where the gate electrode 13 is provided at a position facing the reaction field 20 has been described. However, the formation position of the gate electrode 13 is not limited thereto. For example, as shown in FIG. 4, the gate electrode 13 may be fixed to the surface of the barrier portion 21 without being formed at a position facing the reaction field 20. In this case, for example, when the upper surface of the barrier portion 21 has a square frame shape surrounding the reaction field 20, the gate electrode 13 is also formed in a square frame shape so as to be brought into contact with the entire upper surface of the barrier portion 21. Thus, the electric field passing through the reaction field 20 can be strengthened. Further, as compared with the case where the gate electrode 13 is provided at a position facing the reaction field 20 as shown in FIG. 2, charging due to contact between the gate electrode 13 and the barrier portion 21 or the sample solution can be prevented. .

また、上述した実施の形態では、いわゆるバックゲート型と呼ばれるバイオセンサ１０の構成について説明した。つまり、反応場２０及び障壁部２１が形成されたシリコン基板面に対して裏面側に、ドレイン１４及びソース１５を形成した場合について説明した。本発明の製造方法は、このようなバックゲート型に限らず、図５に示すサイドゲート型のバイオセンサにも適用可能である。つまり、反応場２０及び障壁部２１が形成されたシリコン基板面と同一面側に、ドレイン１４及びソース１５を形成する場合にも適用できる。   In the above-described embodiment, the configuration of the so-called back gate type biosensor 10 has been described. That is, the case where the drain 14 and the source 15 are formed on the back surface side with respect to the silicon substrate surface on which the reaction field 20 and the barrier portion 21 are formed has been described. The manufacturing method of the present invention is not limited to such a back gate type, but can also be applied to a side gate type biosensor shown in FIG. That is, the present invention can also be applied to the case where the drain 14 and the source 15 are formed on the same surface as the silicon substrate surface on which the reaction field 20 and the barrier portion 21 are formed.

また、上述した実施の形態では、障壁部２１をＬＯＣＯＳ法を用いて形成し、反応場２０を気相成長法を用いて形成した場合について述べたが、これらをフォトリソグラフィによって形成してもよい。   In the above-described embodiment, the case where the barrier portion 21 is formed using the LOCOS method and the reaction field 20 is formed using the vapor phase growth method has been described. However, these may be formed by photolithography. .

図６に、その一例を示す。先ず、シリコン基板上に、熱酸化法によって酸化シリコン膜を形成する（図６Ａ）。ここで、酸化シリコン膜の厚みは、障壁部２１の厚みから反応場２０の厚みを引いた値となるようにする。次に、酸化シリコンの全面にレジストを塗布し、反応場２０に相当する領域を露光する（図６Ｂ）。次に、露光されたレジストを現像処理により除去する（図６Ｃ）。次に、フッ酸によってレジストが除去された部分の酸化シリコンを除去する（図６Ｄ）。次に、レジストを除去した後、熱酸化法又は気相成長法によって反応場２０の厚みの酸化シリコン膜を形成する（図６Ｅ）。これにより、反応場２０と、反応場２０よりも厚い障壁部２１とを形成することができる。   An example is shown in FIG. First, a silicon oxide film is formed on a silicon substrate by a thermal oxidation method (FIG. 6A). Here, the thickness of the silicon oxide film is set to a value obtained by subtracting the thickness of the reaction field 20 from the thickness of the barrier portion 21. Next, a resist is applied to the entire surface of silicon oxide, and an area corresponding to the reaction field 20 is exposed (FIG. 6B). Next, the exposed resist is removed by a development process (FIG. 6C). Next, the silicon oxide portion where the resist is removed by hydrofluoric acid is removed (FIG. 6D). Next, after removing the resist, a silicon oxide film having a thickness of the reaction field 20 is formed by a thermal oxidation method or a vapor phase growth method (FIG. 6E). Thereby, the reaction field 20 and the barrier part 21 thicker than the reaction field 20 can be formed.

さらに、上述した実施の形態では、本発明をバイオセンサの製造方法に適用した場合について説明したが、本発明はこれに限らず、ＦＥＴを含むセンサの製造方法に広く適用可能である。なお、本発明を、バイオセンサ以外のＦＥＴを含むセンサの製造方法に適用する場合には、上述した、反応場２０に被検出物質認識分子３０を固定する工程が省略される。   Furthermore, although the case where the present invention is applied to a method for manufacturing a biosensor has been described in the above-described embodiment, the present invention is not limited to this and can be widely applied to a method for manufacturing a sensor including an FET. In addition, when applying this invention to the manufacturing method of the sensor containing FET other than a biosensor, the process of fixing the to-be-detected substance recognition molecule | numerator 30 to the reaction field 20 mentioned above is abbreviate | omitted.

本発明は、ＦＥＴを含んだセンサの製造方法に広く適用可能である。   The present invention is widely applicable to a method for manufacturing a sensor including an FET.

本発明の実施の形態に係るバイオセンサの模式的斜視図Schematic perspective view of a biosensor according to an embodiment of the present invention バイオセンサの模式的断面図Schematic cross section of biosensor ＬＯＣＯＳ法を用いた障壁部及び反応場の製造工程を示す図The figure which shows the manufacturing process of the barrier part and reaction field using the LOCOS method バイオセンサの他の構成例を示す模式的断面図Schematic cross-sectional view showing another configuration example of a biosensor バイオセンサの他の構成例を示す模式的断面図Schematic cross-sectional view showing another configuration example of a biosensor フォトリソグラフィによる障壁部及び反応場の製造工程を示す図The figure which shows the manufacturing process of the barrier part and reaction field by photolithography

符号の説明Explanation of symbols

１０ バイオセンサ
１１ シリコン基板
１２ａ、１２ｂ 酸化シリコン膜
１３ ゲート電極
１４ ドレイン
１５ ソース
１６ チャネル
２０ 反応場
２１ 障壁部
３０ 被検出物質認識分子
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Biosensor 11 Silicon substrate 12a, 12b Silicon oxide film 13 Gate electrode 14 Drain 15 Source 16 Channel 20 Reaction field 21 Barrier part 30 Detected substance recognition molecule | numerator

Claims (6)

半導体基板と、前記半導体基板の表面に形成された酸化シリコン膜と、前記酸化シリコン膜に接続された電極とを有し、前記酸化シリコン膜の一部が被検出物の反応場として使用される、ＦＥＴを含むセンサの製造方法であって、
前記反応場を囲みかつ前記反応場よりも厚い障壁部を、ＬＯＣＯＳ法を用いて形成する工程と、
ゲート酸化膜である前記反応場を形成する工程と、
を含むセンサ製造方法。 A semiconductor substrate; a silicon oxide film formed on a surface of the semiconductor substrate; and an electrode connected to the silicon oxide film, wherein a part of the silicon oxide film is used as a reaction field of an object to be detected. , A method of manufacturing a sensor including a FET,
Forming a barrier portion surrounding the reaction field and thicker than the reaction field using a LOCOS method;
Forming the reaction field which is a gate oxide film;
A method for manufacturing a sensor comprising: 前記酸化シリコン膜上における、前記反応場及び前記障壁部とは別の位置に、ドレイン及びソースを形成する工程を、さらに含む、
請求項１に記載のセンサ製造方法。 A step of forming a drain and a source on the silicon oxide film at a position different from the reaction field and the barrier portion;
The sensor manufacturing method according to claim 1. 前記ドレイン及びソースを形成する工程では、
前記反応場及び前記障壁部が形成された半導体基板面に対して裏面側に、前記ドレイン及びソースを形成する、
請求項２に記載のセンサ製造方法。 In the step of forming the drain and source,
Forming the drain and source on the back side of the semiconductor substrate surface on which the reaction field and the barrier portion are formed;
The sensor manufacturing method according to claim 2. 前記ドレイン及びソースを形成する工程では、
前記反応場及び前記障壁部が形成された半導体基板面と同一面側に、前記ドレイン及びソースを形成する、
請求項２に記載のセンサ製造方法。 In the step of forming the drain and source,
Forming the drain and source on the same side of the semiconductor substrate surface on which the reaction field and the barrier portion are formed;
The sensor manufacturing method according to claim 2. 前記反応場に、被検出物質認識分子を固定する工程を、さらに含む、
請求項１から請求項４のいずれかに記載のセンサ製造方法。 Further comprising the step of immobilizing a substance to be detected in the reaction field.
The sensor manufacturing method in any one of Claims 1-4. 半導体基板と、前記半導体基板の表面に形成された酸化シリコン膜と、前記酸化シリコン膜に接続された電極とを有し、前記酸化シリコン膜の一部が被検出物の反応場として使用される、ＦＥＴを含むセンサの製造方法であって、
前記反応場を囲みかつ前記反応場よりも厚い障壁部を、フォトリソグラフィ法を用いて形成する工程と、
ゲート酸化膜である前記反応場を形成する工程と、
を含むセンサ製造方法。
A semiconductor substrate; a silicon oxide film formed on a surface of the semiconductor substrate; and an electrode connected to the silicon oxide film, wherein a part of the silicon oxide film is used as a reaction field of an object to be detected. , A method of manufacturing a sensor including a FET,
Forming a barrier portion surrounding the reaction field and thicker than the reaction field using a photolithography method;
Forming the reaction field which is a gate oxide film;
A method for manufacturing a sensor comprising:
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