JP2010213668A - バイオチップとその製造方法 - Google Patents

Abstract

【課題】センサの高い測定精度を維持しつつ、チップの製造コストを抑えることを目的とする。
【解決手段】この目的を達成するため本発明は、第一層２４と、この第一層２４上に設けられた第二層２５とを有するダイアフラム２２と、このダイアフラム２２の第二層２５上に設けられた基体２３とを備え、この基体２３または第一層２４の少なくとも一方には、第二層２４が露出するように窪み（２３Ａ）が設けられ、第一層２４は、多結晶シリコンまたはアモルファスシリコンまたはアモルファスシリコンと多結晶シリコンの混合物からなり、第二層２５は、二酸化ケイ素を主成分とし、第一層２４の厚みは基体２３の厚みよりも小さいものとした。これにより本発明は、センサの高い測定精度を維持しつつ、チップ１３の製造コストを抑えることができる。
【選択図】図２

Description

本発明は、細胞の電気生理的活動を測定する細胞電気生理センサや流路デバイス等のバイオデバイスで用いられるバイオチップとその製造方法に関するものである。

図９に示すように、従来のバイオデバイスの一例である細胞電気生理センサ１は、チップ２と、このチップ２の上方に配置されたウエル３と、チップ２の下方に配置された流路４とを備えている。ウエル３には第一電解液、流路４には第二電解液がそれぞれ充填され、第一電解液には第一電極５が、第二電解液には第二電極６が接続される。

またチップ２は、貫通孔７が設けられたダイアフラム８と、このダイアフラム８の外縁上に設けられた基体９とを備え、ダイアフラム８でウエル３と流路４との間を仕切っている。

この細胞電気生理センサ１は、貫通孔７の開口部に細胞１０を密着保持し、その後ウエル３側から薬剤を注入するなど、物理化学的な刺激を加えて、第一電極５、第二電極６間の電位変化を測定する。これにより物理化学的刺激に対する細胞１０の反応を測定することができる。

なお、チップ２にＳＯＩ（ｓｉｌｉｃｏｎ ｏｎ ｉｎｓｕｌａｔｏｒ）基板を用いる場合、ダイアフラム８の表面に二酸化ケイ素層１１が露出するように基体９に孔９Ａを形成すればよい。この二酸化ケイ素層１１は、絶縁性と親水性を有するため、この二酸化ケイ素層１１で細胞捕捉面を構成することで、チップ２を介して流れるリーク電流を低減すると共に、気泡の発生を低減できる。したがって、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。また二酸化ケイ素層１１がエッチングストップ層となる為、ダイアフラムの厚みを高精度に制御し加工できる。

なお、この出願の発明に関連する先行技術文献情報としては、例えば、特許文献１が知られている。
国際公開第０２／０５５６５３号

上述のように細胞電気生理センサ１（バイオデバイス）の測定精度や加工精度を高めるために、ＳＯＩ基板でチップ２を形成すると、ＳＯＩ基板が高価なため、チップ２の製造コストが高くなるという課題があった。

そこで本発明は、高い測定精度や加工精度を維持しつつ、チップの製造コストを抑えることを目的とする。

この目的を達成するため本発明は、第一層と、この第一層上に設けられた第二層とを有するダイアフラムと、このダイアフラムの第二層上に設けられた基体とを備え、この基体または第一層の少なくとも一方には、第二層が露出するように孔が設けられ、第一層は、多結晶シリコンまたはアモルファスシリコンまたはアモルファスシリコンと多結晶シリコンの混合物からなり、第二層は、二酸化ケイ素を主成分とし、第一層の厚みは基体の厚みよりも小さいものとした。

これにより本発明は、バイオデバイスのチップの製造コストを抑えることができる。

その理由は、上記構成により、ダイアフラムをＣＶＤ（Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｖａｐｏｒ Ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ）法やスパッタ法などによって容易に形成できるからである。

そしてその結果、チップの製造コストを抑えることができる。

（実施の形態１）
以下、本発明の実施の形態１では、バイオデバイスとして細胞電気生理センサを例に挙げ、図面を参照しながら説明する。図１は本実施の形態における細胞電気生理センサ１２の断面図であり、図２はそれに用いる細胞電気生理センサ用チップ１３の断面図である。

図１に示すように本実施の形態１における細胞電気生理センサ１２は、チップ１３と、このチップ１３を保持する保持プレート１４と、保持プレート１４上に配置された容器プレート１５と、保持プレート１４の下方に配置された流路プレート１６とを備えている。

チップ１３の上方には、保持プレート１４および容器プレート１５に形成された孔によって構成されたウエル１７が配置されている。

またチップ１３の下方には、流路プレート１６に形成された溝によって構成された流路１８が配置されている。ウエル１７には第一電解液、流路１８には第二電解液がそれぞれ充填され、第一電解液と電気的に接続されるように第一電極１９が、第二電解液と電気的に接続されるように第二電極２０が設けられている。

また図２に示すように、チップ１３は、上面から下面までを貫通する貫通孔２１が設けられたダイアフラム２２と、このダイアフラム２２の上面の周縁上に設けられた基体２３とを備えている。基体２３は、第二層２５の一部が露出するように中央に窪み、すなわち穴２３Ａが設けられた枠形状をしている。この基体２３とダイアフラム２２とを組み合わせることで、ダイアフラム２２が薄くても、チップ１３全体の機械的強度を高めるとともに、実装や取り扱いが容易になる。

そしてダイアフラム２２は、その下面側を多結晶シリコンからなる第一層２４とし、この第一層２４上であってダイアフラム２２の上面側を、二酸化ケイ素を主成分とし、リンを２ｍｏｌ％以上ドープしたいわゆるＰＳＧからなる第二層２５とする積層体である。二酸化ケイ素は親水性が高い為、穴２３Ａにより露出した第二層２５を細胞捕捉面とすれば、気泡の発生を抑制するとともに、細胞（図１の２６）との密着性を高めることができる。なお、第二層２５は、リンをドープしていない二酸化ケイ素層、ボロン（Ｂ）をドープしたいわゆるＢＳＧ層、あるいはリンとボロンをドープしたＢＰＳＧ層などのドープトオキサイド層でもよい。また、第一層はアモルファス層またはアモルファスと多結晶の混合層でもよいが、その場合には第一層の加工精度が低下する。

また基体２３は、加工性の高い単結晶シリコンで形成した。

さらにダイアフラム２２は、直径が約１ｍｍの円形であり、第一層２４の厚みは５〜１００μｍ、第二層２５の厚みは数十ｎｍ〜５μｍとし、第一層２４は第二層２５よりも厚く、基体２３の厚み（１００μｍ〜５００μｍ）よりも小さいものとした。また基体２３は円筒状とした。

第一層２４は第二層２５よりも加工性の高い多結晶シリコンからなるため、第一層２４を第二層２５よりも厚くする方が、貫通孔２１の形成が容易になる。ただし、第二層２５もある程度（３００ｎｍ以上）の厚みがある方が好ましい。厚みがある方が、後述の熱処理工程で平滑な溶融面が得られるとともに、滑らかな湾曲面を形成できるからである。すなわち、第二層２５の厚みが３００ｎｍを下回ると、平滑な湾曲を連続的に形成する事が困難になり、湾曲面の再現性が低下するのである。さらに絶縁体からなる第二層２５の厚みを３００ｎｍ以上とすることによって、第一層２４や基体２３が導電性を有していても、ウエル１７と流路１８との間の絶縁性を高めることができる。なお、第二層２５をＣＶＤ法で形成する場合は、第二層２５の厚みを１００ｎｍ〜５００ｎｍの範囲であれば迅速に形成することができ、またこの厚みの範囲であれば、後述のエッチングストップ層として適切に機能する。

そして本実施の形態では、チップ１３のシリコンが露出している面全体は、厚み２００〜２３０ｎｍ程度の熱酸化膜２７で覆われている。

また貫通孔２１の最小内径は３μｍとした。この形状は細胞２６の大きさによって決定すべきものであり、細胞２６の大きさ、形状、性質に応じて適宜選択することが好ましい。例えば、細胞２６の大きさが５〜５０μｍ程度の場合は、細胞２６と貫通孔２１の開口部との密着性を高めるため、貫通孔２１の最小内径を３μｍ以下とすることが望ましい。なお貫通孔２１の深さ、すなわちダイアフラム２２の厚みを変えることで、細胞（図１に示す２６）の吸引力を調整することができる。

さらに本実施の形態では、ダイアフラム２２の上面側における貫通孔２１の開口部は、第二層２５が貫通孔２１の内壁となだらかに繋がる湾曲面で構成され、貫通孔２５の角部が丸みを帯びた状態となっている。

次に、本実施の形態のチップ１３の製造方法を図３〜図５を用いて以下に説明する。

はじめに、図３に示すような単結晶シリコン基板２８を用意し、この単結晶シリコン基板２８上にＣＶＤ法によって、第二層２５を形成する。第二層２５は、ＳｉＨ_４、ＰＨ_３、Ｏ_２のガスを用い、常圧で３５０℃〜４５０℃の条件下で蒸着することにより形成できる。第二層のＣＶＤ法による形成には、その他にも、ＳｉＨ_４またはＴＥＯＳに、リンの水素化合物またはアルコキシ化合物、さらに酸化剤として作用するガスを組み合わせて用いればよい。酸化剤として作用するガスとしては、Ｏ_２、Ｏ_３、Ｎ_２Ｏ、Ｈ_２Ｏ、ＣＯ_２などである。

なお、本実施の形態では、第二層２５を形成する手法として、大量かつ高速に膜を形成するのに最も適したＣＶＤ法を用いたが、その他の形成方法としてはＣＳＤ法やスパッタ等も挙げられる。

次に、第二層２５上に、ＣＶＤ法あるいはスパッタやＣＳＤ法等によって多結晶シリコンからなる第一層２４を形成する。本実施の形態では、第一層２４はＣＶＤ法を用い、ＳｉＨＣｌ_３とＨ_２ガスを用いた水素還元法により、約９００℃以上の条件下で蒸着することにより形成できる。水素還元法ではＳｉＨＣｌ_３が迅速性の点において最も優れているが、他にもＳｉＣｌ_４とＨ_２を用いてもよい。また、第一層２４のＣＶＤ法を用いた形成方法としては、ＳｉＨ_４やＳｉ_２Ｈ_６、ＳｉＨ_２Ｃｌ_２などを用いた熱分解法を用いてもよい。

なお多結晶シリコンは、ＣＶＤ法によって、迅速かつ厚く積層することができる。

そしてその後、ダイアフラム２２の第一層２４上にパターニングしたレジストマスク２９を形成し、ドライエッチングで貫通孔２１を形成する。この時のドライエッチング方法としては、いわゆるボッシュプロセスを用いる。例えばエッチングを促進するガスとしてＳＦ_６、エッチングを抑制するガスとしてＣ_４Ｆ_８ガスを用い、これらのガスを交互に用いることで、垂直方向にエッチングすることができる。なおエッチングを促進するガスとしてはその他にＣＦ_４、抑制するガスとしてはその他にＣＨＦ₃を用いることもできる。このドライエッチング工程では、第二層２５がエッチングストップ層となるため、エッチングの深さ方向への進行は第二層２５の表出面でストップする。この時、第二層２５の表出面では、貫通孔２１はエッチングガスの滞留により、ややオーバーエッチングとなり、開口径が広がる。

次に、第二層２５をエッチングし、貫通孔２１を形成する。第二層２５をドライエッチングする時のエッチングガスとしては、例えばＣＦ_４とＡｒの混合ガスが挙げられる。このＣＦ_４とＡｒの混合ガスはプラズマ励起されたＡｒガスが直進性の高いエッチングガスとなり、Ａｒイオンのようなスパッタを行うエッチング成分を多く使用することにより、貫通孔２１の開口部より直進し進入して絶縁体であるＰＳＧ層のみをエッチングすることができる。このとき、第一層２４の第二層２５との接合面近傍では、貫通孔２１がオーバーエッチング気味であったため、第二層２５で形成された貫通孔２１の内壁は、図４に示すように、内側に突き出たような形状をしている（オーバーハング状態）。

なお本実施の形態では、第一層２４および第二層２５を形成した後に貫通孔２１を形成したが、第一層２４および第二層２５をそれぞれ積層する工程で、貫通孔２１を形成しながら積層してもよい。このように第一層２４、第二層２５の形成工程と貫通孔２１との形成工程を一括すれば、生産効率の向上に寄与する。

次に、図４に示すように、単結晶シリコン基板２８上にパターニングされたレジストマスク３０を形成し、ドライエッチングによって基体２３に穴２３Ａを形成する。穴２３Ａを形成する時も、第二層２５がエッチングストップ層となり、第二層２５が露出した状態でエッチングを終えることができる。

穴２３Ａを形成する時は、貫通孔２１を形成する工程と同様に、エッチングを促進するガスとしてＳＦ_６、エッチングを抑制するガスとしてＣ_４Ｆ_８ガスを用い、これらのガスを交互に用いることで、垂直方向にエッチングすることができる。

次に、本実施の形態では、チップ１３を大気中の熱処理炉の中に入れ、酸素雰囲気下、約７００℃程度で熱処理することによって、図２に示すように、チップ１３のシリコン表面全体に、厚み２００〜２３０ｎｍ程度の熱酸化膜２７を形成した。この熱酸化膜２７の成分は二酸化シリコンであり、第二層２５とともにチップ１３の表面を被覆し、絶縁性の確保と親水性を高める効果を発揮している。

このとき、熱酸化膜２７の厚みは１００〜６００ｎｍの範囲が好ましい。１００ｎｍを下回ると、表出したシリコンの表面を完全に被覆することが困難となり、６００ｎｍを超えると酸化膜の形成時間が長くなり生産性を低下させることとなる。

また、熱酸化のプロセスでは、チップ１３を熱処理炉へ投入して熱酸化することから、表出したシリコンの表面全体を効率よく熱酸化膜２７で被覆できる。そしてチップ１３全体の表面を熱酸化膜２７と二酸化ケイ素を主成分とする第二層２５で被覆することによって、チップ１３の親水性を高めることができ、薬液などの液体との濡れ性を高め、気泡の発生を抑制し、高精度な細胞電気生理センサ１２を実現できる。

さらに、ダイアフラム２２の表面を二酸化ケイ素などの絶縁材料にて被覆することによって、第一電極１９と第二電極２０との間の電気絶縁性を高め、電気生理現象を測定するときの測定精度の向上と再現性を高めることができる。

さらに本実施の形態では、チップ１３を熱処理炉に入れ、第二層２５の軟化点以上の温度（約１０００℃）に保持し、露出した第二層２５の表面を溶融させた。これにより、図２あるいは図５に示すように、第二層２５のＰＳＧ成分が、貫通孔２１の内壁を伝って垂れ下がる。したがって、上面側の貫通孔２１の開口部は、第二層２５が貫通孔２１の内壁に向ってなだらかな湾曲面を形成し、貫通孔２１の内壁の熱酸化膜２７と連続的に繋がる。なお本実施の形態では、貫通孔２１の周縁部でオーバーハング状態であった第二層２５の突き出た部分が、貫通孔２１の内壁面に垂れ下がるような状態で流動する。したがって、熱処理によってこの湾曲面をよりなだらかに形成することができる。

この時、貫通孔２１開口部を構成する湾曲面は、溶融した第二層２５により形成されるため、二乗平均粗さＲｑ＝５．０ｎｍ以下の非常に平滑性に優れた面となる。この二乗平均粗さＲｑは、表面粗さの分布を測定した際の、平均値から測定値までの偏差の二乗を平均した値の平方根で定義される。

ここで本実施の形態では、第二層２５をＰＳＧ層とした為、ＳＯＩ基板で用いられるような、熱酸化による二酸化シリコン層よりも軟化点が低くなる。したがって、熱処理温度を下げる、あるいは熱処理時間を短縮することができ、生産性に優れる。

一方、ＰＳＧからなる第二層２５は、軟化点が１０００℃前後のため、ＢＳＧやＢＰＳＧの軟化点（９００℃程度）と比較すれば軟化点が高くなる。したがって、前述のようなＣＶＤ法による第一層２４（多結晶シリコン層）の形成時に、１０００℃以上の高温条件に晒されても、過剰に溶融せず、変形の少ないチップ１３を形成できる。

すなわち、省エネルギーで第二層２５を溶融するためには、軟化点の低いＰＳＧ、ＢＳＧ、ＢＰＳＧを用いればよく、さらにより変形の少ない高精度なチップ１３を形成するには、ＰＳＧを選択すればよい。

またＰＳＧ以外であっても、第二層２５をＣＶＤ法により形成した二酸化ケイ素層とすれば、軟化点が１０００℃前後となるため、約１０００℃の熱で溶融させることができ、省エネルギーかつ高精度なチップ１３の形成を実現できる。ＣＶＤ法による二酸化ケイ素層は、熱酸化による二酸化ケイ素層よりも軟化点が低くなり、１０００℃前後となる。さらにＣＶＤ法により形成した二酸化ケイ素層は、４００℃以上の温度において重合物の膜表面での流動性による自己平坦化特性を併せ持つ。第二層２５をＣＶＤ法で形成する際に用いる原料としては、ＴＥＯＳ−Ｏ_３が特に自己平滑性に優れているが、ＳｉＨ_４−Ｏ_２、ＴＥＯＳ−Ｏ_２などのＳｉＨ_４またはＴＥＯＳと酸化剤として作用するガスの組み合わせでもよい。

ここで第二層２５の二酸化ケイ素層がＣＶＤ法により形成されたものか、熱酸化によるものかは、その屈折率あるいは密度を比較する事で分かる。ＣＶＤ法による二酸化ケイ素層は、屈折率が約１．４６であり、熱酸化による二酸化ケイ素層は、屈折率が約１．４８となる。なお、この屈折率は、６３２．８ｎｍ波長Ｈｅ−Ｎｅレーザーを用い、エリプソメトリで測定した値である。また第二層２５の密度は、直接測定することは困難な為、バッファードフッ酸（ＢＨＦ）のエッチングレートから分析することができる。ＢＨＦ（４８％ＨＦ：１１ｇＮＨ_４Ｆ/６８０ｍｌ Ｈ_２Ｏ）を用いた場合は、ＣＶＤ法による二酸化ケイ素層はそのエッチングレートが約２０Å/ｍｉｎとなり、熱酸化による二酸化ケイ素層は約６．８〜７．３Å/ｍｉｎとなる。

なお、完成したチップ１３の第一層２４は、比抵抗が１〜１０^５Ωｃｍの範囲が好ましい。すなわち比抵抗が１Ωｃｍよりも大きくなるように、不純物のドープ量を低減する事が好ましい。不純物を低減することで粒子径を小さくすることができ、第一層２４の表面が平滑になって、パターニングする際にレジストを均一に形成するのに適する。

ここで第一層２４の不純物を低減するには、第二層２５にドープされたリンやボロンのモル濃度を抑えることが有効である。第二層２５のリンやボロンのモル濃度を抑えることによって、第一層２４の成膜工程や、熱酸化工程、あるいは熱溶融工程で、リンやボロン原子が第二層２５から第一層２４へ拡散しにくくなり、結果として第一層２４の不純物が低減されるからである。

以下に本実施の形態の細胞電気生理センサ１２の使用方法を説明する。

はじめに、図１に示すウエル１７に測定したい細胞２６を含んだ第一電解液（細胞外液）を満たし、流路１８には第二電解液（細胞内液）を満たしておく。これによって、貫通孔２１のみを介して、第一電解液（細胞外液）と第二電解液（細胞内液）とが導通する状態となる。

このような状態において、ダイアフラム２２の上面から加圧するか、下面を減圧することによって、細胞２６と第一電解液とを貫通孔２１へ引き込む。すると、細胞２６は貫通孔２１の開口部を塞ぐように捕捉され、保持される。

なお本実施の形態では、細胞２６として哺乳類筋細胞を用い、第一電解液にはＫ^＋イオンが１５５ｍＭ程度、Ｎａ^＋イオンが１２ｍＭ程度、Ｃｌ⁻イオンが４．２ｍＭ程度添加された電解液を用い、第二電解液には、Ｋ^＋イオンが４ｍＭ程度、Ｎａ^＋イオンが１４５ｍＭ程度、Ｃｌ⁻イオンが１２３ｍＭ程度添加された電解液を用いた。なお、第一電解液と第二電解液とは同組成のものを用いることもできる。

次に、ダイアフラム２２の下面側から吸引するか、もしくはダイアフラム２２の下方から薬剤（例えばナイスタチン）を投入することにより、捕捉した細胞２６に微細小孔を形成する。

その後、細胞２６への刺激となりうる行為をダイアフラム２２の上方から施す。この刺激の種類としては、例えば化学薬品、毒物などの化学的な刺激に加え、機械的変位、光、熱、電気、電磁波などの物理的な刺激なども含む。

そして、細胞２６がこれらの刺激に対して活発に反応する場合、例えば細胞２６は細胞膜が保有するチャネルを通じて各種イオンを放出あるいは吸収する。これにより、細胞２６内外の電位勾配が変化するため、図１に示した第一電極１９と第二電極２０によってその電気的変化を検出し、細胞２６の薬理反応などを検討することができる。

以下、本実施の形態のチップ１３の効果を説明する。

本実施の形態のチップ１３は、単結晶シリコンからなる基体２３上に、ＰＳＧからなる第二層２５と多結晶シリコンからなる第一層２４とが積層されたダイアフラム２２を形成したものであり、さらに多結晶シリコンの第一層２４は基体２３よりも薄いものであるため、このダイアフラム２２はＣＶＤ法やスパッタ等によって容易に形成することができる。したがって、既存のＳＯＩ基板を用いる場合と比較して、低コストの材料で安易に形成することができ、チップ１３の製造コストを抑えることができる。そして多結晶シリコンの第一層２４は、ＣＶＤ法により容易に形成出来ると共に、基体２３よりも薄い膜であれば、迅速に形成することができる。したがって、チップ１３の製造コストをより抑えることができる。

また本実施の形態では、第二層２５を溶融しているため、熱酸化膜２７と比較して高い平滑性を有する。ここでチップ１３を半導体プロセスで作製する際、図６に示すようにシリコンやシリコンの酸化物片のダストが多数付着することがあり、これが細胞２６と貫通孔２１開口部との密着性を低下させたり、あるいは気泡の発生要因となったりする。本実施の形態では、このようにダストが貫通孔２１の近傍に残留した場合であっても、第二層２５を溶融する工程で、ダストに第二層２５のリンやボロン等のドープ原子が拡散し、ダストが第二層２５と同様に軟化・溶融して、第二層２５と一体化する。したがって、第二層２５の平滑性と親水性を高めることができる。そしてその結果、細胞２６と貫通孔２１開口部との密着性を高めることができ、高精度な細胞電気生理センサ１２を実現できる。

また本実施の形態では、図５に示すように、第二層２５を溶融しているため、貫通孔２１の上面（細胞捕捉面）側の開口部は、第二層２５が貫通孔２１の内壁と繋がるなだらかな湾曲面で構成されている。

これにより本実施の形態では、図７に示すように、捕捉した細胞２６の細胞膜を、貫通孔２１開口部の湾曲面に沿って貫通孔２１内部に引き込まれるように密着保持できる。したがって、細胞２６と貫通孔２１開口部との密着性をより高めることができる。

また本実施の形態では、第二層２５をＰＳＧで形成したため、ドープしたリンによって第二層２５の軟化点が低下する。したがってこの第二層２５は、ＳＯＩ基板で用いられるような熱酸化した二酸化ケイ素膜と比較して、低温で溶融する事ができ、低コストかつ省エネルギーでチップ１３を生産できる。なお、リン以外にも、ボロンをドープした二酸化ケイ素層（ＢＳＧ、ＢＰＳＧ）やＣＶＤ法によって形成した二酸化ケイ素層を用いても、軟化点を低下させることができる。特にＰＳＧ層やＣＶＤ法によって形成した二酸化ケイ素層は、過剰に軟化点が下がらないため、多結晶シリコンからなる第一層２４を形成する際も、熱による変形を抑えることができる。したがって、チップ１３の変形を抑制し、高精度に同一形状のチップ１３を形成することができる。

（実施の形態２）
本実施の形態では、バイオデバイスとして流路デバイスのチップを例に挙げ、説明する。流路デバイスは、マイクロリアクタやマイクロポンプなどに組み込まれ、液体や気体を流す微小通路となる。

図８（Ａ）に示すように本実施の形態２における流路デバイスのチップ３１は、第一層３２とこの第一層３２の下面側に積層された第二層３３とを有するダイアフラム３４と、このダイアフラム３４の下面側に設けられた基体３５とを備えている。

第一層３２は多結晶シリコン、第二層３３はＰＳＧで形成した。第一層３２はアモルファス層またはアモルファスと多結晶の混合層でもよいが、その場合には第一層３２の加工精度が低下する。第二層３３は、ＣＶＤ法で形成した二酸化ケイ素層、ＢＳＧ層、ＢＰＳＧ層などのドープトオキサイド層でもよい。また、また基体３５は、単結晶シリコンからなる。

そして第一層３２の厚みは５〜１００μｍ、第二層３３の厚みは数十ｎｍ〜５μｍとし、第一層３２は第二層３３よりも厚く、基体３５の厚み（１００μｍ〜５００μｍ）よりも小さいものとした。

そしてダイアフラム３４の第一層３２は、第二層３３の上面が露出するまで窪み、すなわち溝３２Ａが形成され、この溝３２Ａが流路となる。すなわち溝３２Ａの底面は、露出した第二層３３で構成される。第一層３２の溝３２Ａの形成方法としては、ドライエッチング、ウエットエッチングなどが挙げられるが、特にボッシュプロセスでドライエッチングすることによって、微細な流路の形状も高精度に形成できる。この時、第二層３３が第一層３２のエッチングストップ層となるため、高精度に流路（溝３２Ａ）の深さを制御する事ができると共に、安価な材料、製法で形成することができる。

また溝３２Ａの底面が親水性に優れた二酸化ケイ素を主成分とする第二層３３で構成されるため、流路内に発生する気泡を低減できる。

なお、本実施の形態では、第一層３２に流路（溝３２Ａ）を形成したが、基体３５に第二層３３の下面が露出するまで窪み（溝）を設け、流路を形成してもよい。基体３５側に流路を形成する場合も、第二層３３がエッチングストップ層となり、高精度に流路を形成できる。

さらに図８（Ｂ）に示すように、第一層３２と基体３５の両方に第二層の下面が露出するまで、窪み、すなわち溝３２Ａ、３５Ａを形成してもよい。この場合は、第二層３３の下面が露出した状態となるため、第二層３３の下面側から流路内の環境や反応状態を分析できる。

そして本実施の形態では、実施の形態１と同様に、このチップ３１を約７００℃程度で熱酸化し、チップ３１の表面全体に熱酸化膜を形成する。これにより、流路（溝３２Ａ）の内壁も熱酸化膜で被覆され、親水性を示す。

また実施の形態１と同様に、チップ３１を第二層３３の軟化点以上の温度に保持し、露出した第二層３３の表面を溶融させた。これにより第二層３３上に付着したダストが溶融し、第二層３３の表面を平滑にすることができる。そしてその結果、第二層３３の表面に発生する気泡を低減でき、流路内に溶液を効率よく流すことができる。

ここで第二層３３の軟化点は、１０００℃前後であるため、第二層３３を熱酸化による二酸化ケイ素層で形成した場合と比較して省エネルギーで溶融させることができる。また軟化点が低くなりすぎないので、第一層を形成する際の熱工程では、過剰な変形を抑制することができる。

その他実施の形態１と同様の構成については説明を省略する。

以上のように、本発明にかかるバイオチップは、高精度な加工精度を維持しつつ、製造コストを抑えることができる。したがって、例えば医療・バイオ分野で用いられるような、使い捨てタイプの細胞電気生理センサや流路デバイスに特に有用である。

本発明の実施の形態１における細胞電気生理センサの断面図 同細胞電気生理センサ用チップの断面図 同細胞電気生理センサ用チップの製造工程を示す断面図 同細胞電気生理センサ用チップの製造工程を示す断面図 同細胞電気生理センサ用チップの要部拡大断面図 従来の貫通孔周辺部の表面状態を示す電子顕微鏡写真 本発明の実施の形態１におけるチップの要部拡大断面図 （Ａ）本発明の実施の形態２におけるチップの斜視図、（Ｂ）本発明の実施の形態２における別の例のチップの斜視図 従来の細胞電気生理センサの断面図

１２ 細胞電気生理センサ
１３ チップ
１４ 保持プレート
１５ 容器プレート
１６ 流路プレート
１７ ウエル
１８ 流路
１９ 第一電極
２０ 第二電極
２１ 貫通孔
２２ ダイアフラム
２３ 基体
２３Ａ 穴（窪み）
２４ 第一層
２５ 第二層
２６ 細胞
２７ 熱酸化膜
２８ 単結晶シリコン基板
２９ レジストマスク
３０ レジストマスク
３１ チップ
３２ 第一層
３２Ａ 溝（窪み）
３３ 第二層
３４ ダイアフラム
３５ 基体
３５Ａ 溝（窪み）

Claims (9)

1. 第一層と、この第一層上に設けられた第二層とを有するダイアフラムと、
   このダイアフラムの前記第二層上に設けられた基体とを備え、
   この基体または前記第一層の少なくとも一方には、前記第二層が露出するように窪みが設けられ、
   前記第一層は、多結晶シリコンまたはアモルファスシリコンもしくはアモルファスシリコンと多結晶シリコンの混合物からなり、
   前記第二層は、二酸化ケイ素を主成分とし、
   前記第一層の厚みは前記基体の厚みよりも小さいバイオチップ。
2. 前記窪みは前記基体に設けられ、
   露出した前記第二層の表面は溶融させた面とする請求項１に記載のバイオチップ。
3. 前記ダイアフラムには、前記第一層と前記第二層とを貫き、前記窪みと繋がる貫通孔が設けられ、
   この貫通孔の前記第二層の表面における開口部は、
   前記第二層の表面と前記貫通孔の内壁とがなだらかに繋がる湾曲面で構成された請求項２に記載のバイオチップ。
4. 前記窪みは前記第一層に設けられ、
   露出した前記第二層の表面は溶融させた面とする請求項１に記載のバイオチップ。
5. 前記第二層は、リンがドープされている請求項１に記載のバイオチップ。
6. 前記第二層は、ＣＶＤ法により形成された二酸化ケイ素からなる請求項１に記載のバイオチップ。
7. 前記第一層の比抵抗は１Ωｃｍより大きい請求項１に記載のバイオチップ。
8. 第一層と、この第一層上に設けられた第二層とを有するダイアフラムと、このダイアフラムの前記第二層上に設けられた基体とを備え、この基体または前記第一層の少なくとも一方には、前記第二層が露出するように窪みが設けられ、前記第一層は、多結晶シリコンまたはアモルファスシリコンもしくはアモルファスシリコンと多結晶シリコンの混合物からなり、前記第二層は、二酸化ケイ素を主成分とし、前記第一層の厚みは前記基体の厚みよりも小さいバイオチップの製造方法であって、
   前記基体上にＣＶＤ法によって前記第二層を形成する工程と、
   この第二層上にＣＶＤ法によって前記第一層を形成する工程と、
   前記基体または前記第一層の少なくとも一方に前記窪みを形成する工程とを備えたバイオチップの製造方法。
9. 前記窪みを形成する工程の後に、
   さらに露出した前記第二層を溶融させる工程を備えた請求項８に記載のバイオチップの製造方法。