JP4196025B2 - バイオセンサーマトリックスおよびその製造方法 - Google Patents

Description

本発明は、特定の分子相互作用を検出するためにピエゾ抵抗型効果または圧電効果を使用するバイオセンサーマトリックスに関する。本発明はまた、そのようなマトリックスを製造する方法にも関する。

半導体チップ上に組み込まれたバイオセンサーを構築するために、たとえば、米国特許第５７１９３２４号および同第６０５４２７７号において既になされているような様々な提案がなされている。このバイオセンサーは、一方の端部が固定された１又は複数のレバー(lever)を有している。

技術的進歩には、非常に多数の測定を行うことが必要であり、したがって、非常に多数のバイオセンサーを有することが必要である。しかしながら、残念なことに、先行技術においては個々のバイオセンサーのみを作製することができるにすぎず、このことは、大きな製造コストをもたらしており、その削減が非常に望まれている。
米国特許第５７１９３２４号 米国特許第６０５４２７７号

特定の分子相互作用を検出するためにピエゾ抵抗効果または圧電効果を使用するバイオセンサーのマトリックスを提供すること。

この目的を達成するために、本発明の方法は、非常に多数のバイオセンサーを共通の半導体基板上に組み込むことを可能にする技術を提案する。

したがって、本発明は、半導体材料からなる基板を含むバイオセンサーのマトリックスであって、「主」平面と、前記主平面とは反対側の平坦な表面に形成された空洞とを提供することを特徴とするマトリックスを提供する。複数の変形可能な構造体が前記空洞の底部と前記主平面との間に配置され、変形可能な構造体のそれぞれには、少なくとも１つのピエゾ抵抗性または圧電性の検出素子が含まれている。

したがって、空洞は、主平面とは反対側の表面で開いている開口した空洞である。

好ましい実施形態において、少なくとも１つの変形可能な構造体は膜である。

あるいは、変形可能な構造体は、たとえば、局在化された表面侵蝕を実施することによって、一方の端部または好ましくは両方の端部で固定された少なくとも１つのビーム(beam)を含むことができる。

好都合には、少なくとも１つの変形可能な構造体は、ブリッジ回路で接続された多数の前記検出素子を提供する。

基板はケイ素から作製することができ、好ましくは、ＳｉＯ₂の埋込み層を提供するタイプのもの（絶縁体上シリコン（ＳＯＩ）基板）にすることができる。

１つの変形において、少なくとも１つの変形可能な構造体には、少なくとも１つのピエゾ抵抗性検出素子が組み込まれる。

別の変形において、少なくとも１つの変形可能な構造体には、基板に配置された少なくとも１つの圧電性検出素子が提供される。

電気的接続のために、特に、検出素子を多重化するために、主平面は、好適には金属化部を提供する。

本発明はまた、上記に示されたタイプのバイオセンサーマトリックスを製造する方法を提供する。この場合、この方法は、
ａ）前記検出素子を基板の主平面の第１の位置に作製すること；および
ｂ）少なくとも１つの前記検出素子がそれぞれに含まれる複数の変形可能な構造体を得るために、前記空洞を、主平面とは反対側にある基板の第２の表面での第２の位置に作製すること
を実施することを特徴とする。

この方法は、前記検出素子がピエゾ抵抗性であることを特徴とし、かつ基板がケイ素から作製され、場合により、単結晶表面層の上に置かれたシリカ（ＳｉＯ₂）の埋込み層を含むことを特徴とし、かつステップａ）が、
ａ₁）マスク層を、基板の第１の表面に、たとえば、単結晶表面層に配置すること；
ａ₂）開口部をマスク層内の第１の位置に作製すること；および
ａ₃）前記ピエゾ抵抗性検出素子を作製するためにイオンを注入すること
を含むことを特徴とし、
かつステップｂ）が、
ｂ₁）マスク層を、前記第１の表面とは反対側にある基板の第２の表面に配置すること；
ｂ₂）開口部をマスク層の第２の位置に作製すること；および
ｂ₃）前記空洞を化学的侵蝕によって作製すること
を含むことを特徴とし得る。ＳｉＯ₂の埋込み層を備える基板の場合、侵蝕は、停止層を形成するＳｉＯ₂層の深さと同程度にまで続けることができる。この場合、前記ＳｉＯ₂層は保持されるか、またはそれでなければ、たとえば、不動態化層を形成させるために、続いて一部が除去される。

あるいは、ＳｉＯ₂層を完全に除去することができる。

好適には、ステップａ₃）では、
ａ₃₁）ホウ素を含有するイオン、たとえば、フッ化ホウ素を注入すること；および
ａ₃₂）熱アニーリングを行うこと
が実施される。

ステップａ₃₁の前には、マスク層の前記第１の位置における基板表面のプレアモルファスが、たとえば、ゲルマニウムを注入することによって行われる。

好適には、この方法では、ピエゾ抵抗性検出素子に対する電気的接触電極を作製することが実施される。

別の変形において、検出素子はピエゾ抵抗性であり、かつステップａ）は、圧電層を前記第１の位置に配置し、その後、結晶化アニーリングを行うことを含む。

この方法では、好適には、圧電性検出素子に対する電気的接触電極が構築される。

本発明の他の特徴および利点は、図面を参照して、非限定的な例として示される下記の説明を理解したとき、より十分に明らかになる。

本発明の好ましい実施形態について以下に図面を参照して説明する。

本発明は、ゲノミクス、プロテオミクスの分野（ＤＮＡチップ、タンパク質チップ）に関し、より一般的にはバイオチップに関する。本発明は、オリゴヌクレオチド（ＤＮＡ／ＤＮＡ；ＤＮＡ／ＲＮＡ）の特異的な相互作用、またはタンパク質（ＤＮＡ／タンパク質）の特異的な相互作用、または抗原−抗体の特異的な相互作用を検出するためのデバイスに関する。

そのようなシステムにより、プローブ作製技術の使用、したがって、蛍光または放射能を使用する外部の検出システムの使用を避けることが可能になる。

提案された検出原理は、質量の変化が共鳴周波数の変化をもたらす水晶微量天秤の原理および／または共鳴時に構造が弱まるという原理と比較することができる。

それにもかかわらず、本発明に関連して、圧電性タイプまたは好ましくはピエゾ抵抗性タイプの薄い検出素子の使用により、十分である感度を達成するためにはＱ因子が非常に大きくなければならない水晶微量天秤と比較して、特に感度に関する性能を改善することが可能になる。

本発明に関連して、検出されることになる質量の変動は、検出素子上に存在するＤＮＡプローブとの標的ＤＮＡ（またはＲＮＡ、またはタンパク質、または任意のタイプの分子間相互作用）の対の形成のためである。

本発明の技術により、先行技術ではそうであるような単一デバイスのみの代わりに、小さい大きさ（たとえば、数ミクロン）の多数の独立した共鳴構造体を組み立てることが１枚の基板の上で可能になる。この方法は、極めて薄いピエゾ抵抗体または極めて薄い圧電層を調製する技術が様々なシリコン技術と適合し得るので可能であり、したがって、これにより、共鳴する微小構造体を同時に、かつ低コストで製造することが可能になる。

さらに、これらの微小構造体の大きさを小さくすることは、その質量を減少させることに役立つ。したがって、共鳴構造体の質量が小さくなるほど、所与の質量を加えたことに対して応答する前記構造体の応答の変化が大きくなり、その結果、システムの感度が増大する。

本発明に関連して、ピエゾ抵抗性検出素子、特に膜を使用することが好ましい。これにより、２つの利点が提供される：
１．静的モードでは、ＤＮＡチップ調製時、および生物学的材料が、自動化された配置システムによるピエゾ抵抗性マイクロデバイスでの接触によって置かれている間、変形可能な膜により、支持力、および前記力が加えられている間の期間を非常に精密に制御することが可能になり、したがって、マイクロデバイスに置かれた溶液に関する精度管理が保証される。この種の制御は、相互作用を検出するためにいくつかの場合では使用されるように一方の端部で固定されたビーム（たとえば、米国特許第５８０７７５８号に記載されるようなビーム）を含むタイプの構造を用いては不可能である。

さらに、提案されたシステムの場合、接触付着システムが使用されるならば、静的段階のとき、すなわち、配置時に、配置が行われているデバイスをニードルが押す力および時間の長さを測定することが可能である。無接触付着システム（液滴が放出されるミクロ流体学システム）が使用されるならば、本発明のシステムは、配置される液体の量、すなわち、応力の変化、したがって、ピエゾ抵抗（または圧電作用）の変化をもたらす液滴の質量を決定することを可能にする。

これは重要な点である。なぜなら、液滴放出システムでは非常に多くの場合に存在するような、同時的な配置を行うために使用される様々なニードル間の不完全な位置合わせ、または考えられるニードル摩耗、または実際には種々の点の接触回数に関する違い、または液滴のサイズに関する違いさえも同定することがこのようにして可能であるからである。

そのような検出を行うことができることは、それにより配置精度（体積、したがって、置かれた濃度、そして結果の信頼性）が決定されるので重要である。

このシステムは、誤差を配置時の接触力および時間の関数として補正することを可能にするフィードバックループを使用する配置の能動的な制御と適合し得る。

あるいは、本発明の方法は、点の高さを調節することによって接触付着システムを校正するために、または摩耗、およびシステムにおける機械的浮動の影響、すなわち、実際には振動などの寄生的な相互作用の影響を確認するために、または無接触付着システムを校正して、液滴放出振動数、もしくは実際には放出域とマイクロデバイス表面との間の距離を調節するためにさえも使用することができる。

そのような校正デバイスは、接触システムを用いて一連の配置を行う前またはその後に使用することができ、また無接触システムを用いて配置を行った後に使用することができる。

２．動的モードでは、検出段階のとき、膜は、様々な共鳴性マイクロデバイスの間における効果的な機械的デカップリングをもたらすために役立つ。

これにより、それぞれのマイクロデバイスの様々な共鳴モードの間における基板による可能な寄生的相互作用を避けることが可能になる。そのような現象は、マイクロデバイスが初期基板上に直接配置されている場合に生じると考えられる。

この動的モードはまた、配置精度を制御するために項目１．で上記に記載された様式と同じ様式で配置段階のために使用することができる。

本発明の製造方法が下記に記載される。

技術的観点から、必要条件は、できる限り小さい大きさの膜（またはビーム）を製造することであり、これにより、ピエゾ抵抗体の厚さがそれに従って減少することが考えられる。この目的のために、本発明では、基板の限局化されたプレアモルファス化、その後、ホウ素またはフッ化ホウ素を、具体的には非常に低いエネルギーで、たとえば、１５キロ電子ボルト（ｋｅＶ）で注入することが、速い熱アニーリングと組み合わせて使用される。たとえば、９００℃〜１１００℃の範囲にある温度で１秒（ｓ）〜１０ｓの時間のアニーリングにより、期待される結果を得ることができる。

ピエゾ抵抗特性を示す極めて薄いｐ⁺／ｎ接合部がそのようにして得られる。

意図された適用に関連して、（好都合には正方形または長方形の形状であり、場合により円形である）膜が、たとえば、均一な厚さ（数ミクロン〜数百ミクロン）で、（１００）配向で、かつ＜１１０＞方向に平行する端を有する単結晶シリコンから作製される。例として、基板は、１０¹⁷原子／立方センチメートル（原子／ｃｍ³）でドープ処理されたｎ型である。ピエゾ抵抗体（または約１キロオーム（ｋΩ）〜１０ｋΩ（典型的には数ｋΩ、たとえば、４ｋΩ〜４．５ｋΩの範囲）の公称抵抗を有するピエゾ抵抗性ひずみゲージ）が、１０¹⁸原子／ｃｍ³〜１０¹⁹原子／ｃｍ³の範囲にあるドープ処理（具体的にはＰ⁺ドープ処理）を用いて得られるように埋め込まれる。これらのひずみゲージの長さは５０ミクロン（μｍ）〜数百ミクロン（たとえば、５０μｍ〜５００μｍ）の範囲にあり、それらの幅は１０μｍ〜数十μｍ（たとえば、１０μｍ〜５０μｍまたは１００μｍ）の範囲にある。膜の厚さｈは、たとえば、２μｍ〜３０μｍの範囲にあるように選択され、たとえば、厚さは、１５μｍに等しくなるようにされる。膜は、たとえば、一辺がａ＝５００μｍである正方形にすることができる。ホイーストンブリッジ回路は、同相モードを排除することによって抵抗値の熱的浮動を補償するために役立つ。ひずみゲージのサイズの減少は、それぞれのゲージによって認められる平均ひずみを最適化すること、したがって、感度を最適化することを可能にする。この減少は、ひずみゲージの抵抗のばらつきの過度な増大を避けるために、使用される製造方法の許容範囲と適合しなければならない。

加えられる力Ｆは、下記の式（Ｒ＝Ｒ１＝Ｒ２＝Ｒ３＝Ｒ４）によって近似することができる。

辺ａおよび高さｈを有する単結晶Ｓｉの正方形膜の場合：

ν＝０．２６（ポアソン係数）。

ｈ＝１５μｍ、ａ＝５００μｍ、およびＶａ＝１０ボルト（Ｖ）については、
Ｆ１＝４．０５マイクロニュートン（ｍＮ）、ただし、ΔＶｓ₁＝０．５３４Ｖ、
Ｆ２＝２．６０ｍＮ、ただし、ΔＶｓ₂＝０．３４３Ｖ
が得られる。高さｈの単結晶シリコンの円形膜の場合：

ただし、
π₄₄＝１３８．１ｅ^-11（逆パスカル（Ｐａ^-1）の単位で）
ν＝０．２６
Ｖａ＝ホイーストンブリッジに加えられた電位
ΔＶｓ＝ホイーストンブリッジの端子間の電位差（図１ｄを参照のこと）。

具体的には、ｈ＝１５μｍ、ａ＝５００μｍ、およびＶａ＝１０Ｖにより、
Ｆ１＝３２．０７ｍＮ、ただし、ΔＶｓ₁＝０．４６７Ｖ、および
Ｆ２＝１２．４３ｍＮ、ただし、ΔＶｓ₂＝０．１８１Ｖ
が得られる。

実際、センサーは、校正された力が膜に加えられたときにホイーストンブリッジの端子間で検出される電位変動を測定することによって校正することができる。

記載された技術は、より大きくなった接合部深さ値をもたらす従来のホウ素注入技術によって得られる感度と比較して、非常に大きく改善された感度を示すビーム形状のピエゾ抵抗性センサーをもたらすという利点を提供する。この改善は、急速熱アニーリング技術と組み合わせられた上記に記載される２つの技術（プレアモルファス化および注入）の組合せにより、静的モードまたは動的モードのいずれであっても、機械的な応力が偏移時に最大になるデバイス表面にピエゾ抵抗域を正確に限定することが可能になるという事実から生じる。

本発明の技術の利点は、接合部の深さが非常に浅いピエゾ抵抗体、具体的には、５０ナノメートル（ｎｍ）〜２００ｎｍの範囲にあり、すなわち、実際には５０ｎｍ〜１００ｎｍの範囲にあり、たとえば、７０ｎｍに等しい接合部の深さを有するピエゾ抵抗体が、たとえば、ホウ素が１５ｋｅＶのエネルギーで注入される、１０¹⁷原子／ｃｍ³でドープ処理されたＳｉの従来の出発基板を用いて得られるということである。比較において、ホウ素を注入し、その後、従来のアニーリングを行うことにより、０．３μｍ〜０．４μｍの範囲にある接合物の深さがもたらされ得る。

プレアモルファス化、低エネルギーでのホウ素またはＢＦ₂の注入を組み合わせて極めて薄いピエゾ抵抗体を調製するこの技術は、速い熱アニーリングと組み合わせた場合、ピエゾ抵抗性センサーを含む膜、または本発明に関連してピエゾ抵抗性の手段を含む膜（これはまた原子間力顕微鏡のためには完全に好適である）を製造するために同様に十分に使用することができる。

それにもかかわらず、基板の主要面が漏れのない状態であること、および、バイオチップの２つの連続した使用の間で特別な清浄化操作とともに続けることを何ら必要とすることなく、基板の主要面が、従来のガラス製スライドガラスのように使用され得ることを意味する、連続的である膜を得ることは、意図された適用に関連してはるかにより好都合であることが認められるはずである。

本発明は、厚さが５ミクロンである膜を含むバイオセンサーマトリックスを得ることに関にして下記に記載される。この場合、それぞれのバイオセンサーには、４つのピエゾ抵抗体がホイーストンブリッジ回路で組み込まれている。金の領域をそれぞれのデバイス上に配置することができ、たとえば、２００μｍの直径を有し、電気的接点から好適に絶縁された領域を配置することができ、したがって、分子相互作用（金に対して特異的な結合化学性による金表面での化学的相互作用）を突き止めることが可能になる。

マイクロデバイスの無負荷での機械的共鳴（基本モード）をピエゾ抵抗体の変動によって電気的に測定することができる。校正プロトコルは、ＤＮＡの相補的な鎖が対形成した後、抗原−抗体相互作用の後、ＤＮＡ／タンパク質相互作用などの後における共鳴振動数の変動を測定するために役立つ。

本発明のバイオセンサーマトリックスが図１ａに示される。図１ａには、膜２および多数のピエゾ抵抗性または圧電性の検出素子がそれぞれに含まれるバイオセンサーの二次元アレイが示される。より詳細には図１ｂに示されるように、３₁、３₂、３₃および３₄で示される検出素子が、ホイーストンブリッジとして選択されたときに検出を行うことができような様式で設置される。膜２のそれぞれが、４で示される基板１の平坦な主要面と、（製造方法を例示するために示されている形状に対して上下逆になっているその使用形状において）その上部部分が開いている空洞の底部９との間に画定される。この場合、そのような空洞は基板内に作製される（図２ｅを参照のこと）。図１ｃに示される好ましい実施形態において、ひずみゲージは、すべてが同じ抵抗（Ｒ１〜Ｒ４）を有しており、そしてひずみゲージが最大応力域にあり、かつひずみゲージの応答が同一の絶対値を有するように一辺がａの正方形（または長方形）膜の各稜の中央に置かれる。Ｒ２およびＲ４の抵抗における変動は、Ｒ１およびＲ３の抵抗における変動に対して符号が逆である。これは、これらの抵抗が、図１ｄに示されるようなホイーストンブリッジ回路で接続されているからである。この形状により、膜に対する相互接続によって生じる熱力学的応力が最小限に抑えられる。

ピエゾ抵抗性検出素子を作製するための製造方法が、図２ａ〜図２ｆを参照して下記に記載される。ここでは、（ＳＯＩタイプの基板について）数ミクロンの厚さを有する表面層６が上に置かれた、ＳｉＯ₂の埋込み層５を提供する基板１から出発する。しかし、ＳＩＭＯＸタイプの基板については、その厚さは１ミクロン未満にすることができる。

図２ｂにおいて、酸化物層４１が基板の表面に配置されており、開口部４５が、ピエゾ抵抗体を作製することができるように酸化物層に作製される。表面層６を局所的にプレアモルファス化するためにゲルマニウムが注入される最初の注入ステップが場合により行われる。その後、ホウ素Ｂまたはフッ化ホウ素ＢＦ₂が、（たとえば、ピエゾ抵抗体を構成する帯域７を作製するために）１０¹⁴原子／ｃｍ²の密度で注入される。その後、急速熱アニーリング（ＲＴＡ）が、数秒〜数十秒の期間にわたって、９００℃〜１１００℃の範囲の温度で、（たとえば、ハロゲンランプを使用して）行われ、前記急速処理の後、場合により、より低い温度での従来のアニーリングが、たとえば、８００℃で２０分間行われる。これらの処理の組合せにより、ホウ素（またはＢＦ₂）の注入された原子を電気的に活性化させること、そしてイオン注入時に生じる欠陥を減少させることが可能になる。

その後、基板は、たとえば、プラズマ下での低温化学蒸着（ＣＶＤ）によって、たとえば、プラズマ強化ＣＶＤ（ＰＥＣＶＤ）または低圧ＣＶＤ（ＬＰＣＶＤ）によって酸化物層４２を蒸着することにより不動態化される（図２ｃ）。次いで、ピエゾ抵抗性検出素子７における接点４４を作製するための電気的導体（４３₁および４３₂）を作製するために、アルミニウムを用いた金属化が行われる（図２ｄ）。

その後、図２ｅに示されるように、開口した開口部８が、樹脂１１の厚い層でマスクされた後、深いドライイオンエッチングによって基板１の裏側面１０から作製される。

水酸化テトラメチルアンモニウム（ＴＭＡＨ）または水酸化カリウム（ＫＯＨ）あるいはエチレンジアミンピロカテコール（ＥＤＰ）のウェットエッチングを実施することもまた可能である。しかし、この場合には、窒化物の層１１がマスク層として使用される。

いずれの場合でも、基板１内の酸化ケイ素の境界層５が、エッチングに対する停止層として役立つ。

この層５は、続いて、場合により、乾式の反応性イオンエッチング（ＲＩＥ）によって裏側面から除かれる。これは、フッ化水素酸の化学的溶液を使用することよりも推奨される。フッ化水素酸はデバイスの前側面を損傷させ得るからである。

それぞれの開口した空洞またはウエル８は、次いで、（帯域４４に対応する）ピエゾ抵抗体（３₁〜３₄またはＲ１〜Ｒ４）が組み込まれた薄い膜４０を提供する。

この方法の１つの変形が図４ａ〜図４ｆに示される。出発材料は、両面での酸化（二重酸化（４１₁、４１₂）、図４ａ）を受けているシリコン基板Ｓｉである。その後、場合によりプレアモルファス化が行われた後、ＢまたはＢＦ₂が開口部４５₁から注入され、ピエゾ抵抗体７₁が作製される（図４ｂ）。この注入の後、注入アニーリングが行われ、そしてピエゾ抵抗体を隔てるために熱酸化（酸化（４１₁、４２₁）、図４ｃ）が行われる。その後、開口部が、アルミニウムでの金属化によって接点４４₁を作製するために酸化物層（４１₁、４２₁）に作製され、接点がエッチングされ、そしてアルミニウム部がアニーリングされて、金属化部（４３₁₁、４３₂₂、図４ｄ）が得られるようにされる。樹脂層１０₁が配置され、続いて裏側面の酸化物４１₂を開口させるように露光される（図４ｅ）。その後、深いドライエッチングが、開口した空洞８１および膜４０₁を形成させるために裏側面から行われる（図４ｆ）。（正方形または長方形の）空洞８１のそれぞれが底部９１および４つの側壁８２によって画定される。一般に、この方法の各ステップは、基板が、埋め込まれた酸化物層を伴うことなくＳｉから作製されることを除いて、図２ａ〜図２ｅの方法の場合と同じ様式で行われる。

提案された形状は、数ナノリットルを超えない体積の液滴を配置することを可能にする任意のサンプル配置用ロボットシステムに合わせることができる。例として、微量ニードルを使用するか、または圧電システムを使用する接触付着システムが好適である。

本発明のバイオセンサーマトリックスにより、ハイブリダイゼーション後、または生体分子間の相互作用の後における質量の変動を、膜（またはビーム）に置かれたピエゾ抵抗性システムまたは圧電システムを使用することによる微細な測定に依拠する一体化された検出システムを考案することが可能になる。

定性的観点から、このデバイスは、生体分子間の相互作用を検出することを可能にし、そして定量的観点から、このデバイスは、相互作用している分子の量を測定することを可能にし、また、生体分子を放射性マーカーまたは蛍光マーカーで標識するステップに頼ることを必要とすることなく、反応の速度論を追跡することも可能にする。

マイクロ技術およびナノ技術の使用により、バイオセンサーマトリックスを低コストで大量生産することが可能になる。測定が、質量の変動を測定するという原理に基づいているとすれば、分子は事前の標識化を必要としない。そのようなセンサーの使用により、検出を迅速かつ定量的な様式で行うことが可能になり、そして、分子間反応の速度論をリアルタイムで追跡することもまた可能になる。

使用される技術によって可能にされるように共鳴デバイスのサイズを小さくすることにより、感度の増大をもたらす大きいＱ因子とともに、大きい共鳴振動数、典型的には数メガヘルツ（ＭＨｚ）である共鳴振動数を得ることが可能になる。さらに、マイクロデバイスの能動部の質量が小さいことにより、それに従って、マイクロデバイスは、相補的な化学種との対形成による質量の最もわずかな変動に対してより高感度になる。

測定は真空中で行うことができ、そのような場合には、洗浄ステップおよび乾燥ステップをハイブリダイゼーション後に使用することが必要である。測定はまた液体媒体中でも行うことができ、そのような場合には、乾燥ステップは行われない。

真空中では、共鳴またはインピーダンスの変動を測定することが好ましく、一方、液体中では、粘度の低下を測定することが好ましい。

バイオセンサーアレイは非常に多数の共鳴構造体を含むので、同じ配置が構造体のそれぞれに対して行われた場合、データの統計学的分析を行うことが可能であり、またはそうでなければ、多数のタイプの配置を使用して同時に作動させることが可能である。

したがって、本発明のバイオセンサーマトリックスの主要な利点として、下記が挙げられる：
１）同時製造技術（マイクロ技術およびナノ技術）を使用することにより、製造コストが低い；
２）非常に小さい大きさの共鳴構造体を同時にアレイで製造することが可能であり、それにより、感度および組込み密度を増大させることが可能である；
３）小さい作業体積で作動させることが可能であり、したがって、分析のために必要とされる時間を短くすること、およびチップの製造コストを低下させることもまた可能である；
４）関与する反応の速度論をその場で追跡することが可能である；
５）蛍光タイプまたは放射能タイプの標識技術に頼ることなくハイブリダイゼーション反応を検出することが可能である；
６）単に構造体を洗浄することによって、または（５０℃〜６０℃の範囲で）脱ハイブリダイゼーションと適合する温度に構造体を加熱することによって、構造体を再使用することが可能である；そして
７）読み取りを自動化することができ、結果を非常に迅速に得ることができる。

本発明はまた、基板の主表面における局在化された位置に配置されたピエゾ抵抗性検出素子５４を作製するために従来の方法を行うことによって行うことができる（図３を参照のこと）。その後、開口した空洞８が、変形可能な構造体４０（一方の端部または両方の端部で固定された膜またはビーム）を構成するように、上記に記載されたように形成される。

図１ａおよび図１ｂは本発明のマトリックスの実施形態を示す。図１ｂは図１ａの細部を拡大図である。図１ｃは好ましい実施形態を示す。図１ｄはホイーストンブリッジ回路を示す。 ピエゾ抵抗素子を提供するマトリックスの製造方法を示す（図２ａ〜図２ｅ）。 検出素子が圧電性である本発明を行う方法を示す。 Ｓｉ基板（特に単結晶基板）から出発する別の製造方法を示す（図４ａ〜図４ｆ）。

Claims (15)

1. バイオセンサーマトリックスを使用する方法であって、
   前記バイオセンサーマトリックスは、
   半導体材料からなる基板を有し、
   主平面（４）と、前記主平面（４）とは反対側の平坦な表面（１０）に形成された開口している空洞（８）とを提供することを特徴とし、且つ
   少なくとも１つのピエゾ抵抗性または圧電性の検出素子（４４または５４）を含む複数の変形可能な構造体（４０、５０）が、前記空洞（８）の底部（９、９₁）と前記主平面（４）との間に配置されていることを特徴とし、
   当該バイオセンサーマトリックスを使用する方法は、
   ａ）バイオセンサーのそれぞれに対してサンプル配置装置により及ぼされる支持力、および／または支持力が前記サンプル配置装置によって加えられる時間の長さを制御するために、前記検出素子を使用する予備的ステップ；および
   ｂ）バイオセンサーの前記空洞（８）のそれぞれに置かれたサンプルの質量の変化が測定される動的検出ステップ
   を実施することを特徴とする方法。
2. 少なくとも１つの変形可能な前記構造体が、膜（４０、５０）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マトリックスを使用する方法。
3. 少なくとも１つの変形可能な前記構造体が、少なくとも１つのビームを含むことを特徴とする、請求項１または２に記載のバイオセンサーマトリックスを使用する方法。
4. 少なくとも１つの変形可能な前記構造体が、多数の前記検出素子（３₁、３₄）をブリッジ回路で提供することを特徴とする、請求項１から３のいずれかに記載のバイオセンサーマトリックスを使用する方法。
5. 前記基板がケイ素から作製されることを特徴とする、請求項１から４のいずれかに記載のバイオセンサーマトリックスを使用する方法。
6. 前記基板がＳｉＯ₂の埋込み層（５）を提供することを特徴とする、請求項５に記載のバイオセンサーマトリックスを使用する方法。
7. 少なくとも１つの変形可能な前記構造体（４０）が少なくとも１つのピエゾ抵抗性検出素子（３₁、３₂、３₃、３₄、４４）を有することを特徴とする、請求項１から６のいずれかに記載のバイオセンサーマトリックスを使用する方法。
8. 少なくとも１つの変形可能な前記構造体（５０）が、前記基板に配置された少なくとも１つの圧電性検出素子（５４）を提供することを特徴とする、請求項１から７のいずれかに記載のバイオセンサーマトリックスを使用する方法。
9. 前記主平面（４）が、前記検出素子（４４、５４）に対して電気的接続を行うことを可能にする金属化部（４３₁、４３₂）を提供することを特徴とする、請求項１から８のいずれかに記載のバイオセンサーマトリックスを使用する方法。
10. バイオセンサーマトリックスを製造する方法であって、
    前記バイオセンサーマトリックスは、
    半導体材料からなる基板を有し、
    主平面（４）と、前記主平面（４）とは反対側の平坦な表面（１０）に形成された開口している空洞（８）とを提供することを特徴とし、且つ
    少なくとも１つのピエゾ抵抗性または圧電性の検出素子（４４または５４）を含む複数の変形可能な構造体（４０、５０）が、前記空洞（８）の底部（９、９ ₁ ）と前記主平面（４）との間に配置されていることを特徴とし、
    当該バイオセンサーマトリックスを製造する方法は、
    ａ）前記検出素子（４４、５４）を基板の主平面の第１の位置に作製すること；および
    ｂ）少なくとも１つの前記検出素子（４４、５４）がそれぞれに含まれる複数の変形可能な構造体（４０、５０）を得るために、前記空洞（８）を、主平面（４）とは反対側にある基板の第２の表面（１０）での第２の位置に作製すること
    を実施することを特徴とし、かつ、
    前記検出素子（４４）がピエゾ抵抗性であることを特徴とし、かつ前記基板がケイ素から作製され、かつステップａ）が、
    ａ ₁ ）マスク層（４１）を基板の第１の表面に配置すること；
    ａ ₂ ）開口部（４５）をマスク層（４１）の第１の位置に作製すること；および
    ａ ₃ ）前記ピエゾ抵抗性検出素子（４４）を作製するためにイオンを注入すること
    を含むことを特徴とし、
    かつ、ステップｂ）が、
    ｂ ₁ ）マスク層（１１）を、その第１の表面とは反対側にある基板の第２の表面（１０）に配置すること；
    ｂ ₂ ）開口部をマスク層（１１）における第２の位置に作製すること；および
    ｂ ₃ ）前記空洞（８）を化学的エッチングによって作製すること
    を含むことを特徴とし、
    ステップａ ₃ ）において、
    ａ ₃₁ ）ホウ素またはＢＦ ₂ を注入すること；および
    ａ ₃₂ ）熱アニーリングを行うこと
    を実施することを特徴とし、
    前記ステップａ ₃₁ ）の前に、マスク層の前記第１の位置における基板表面のプレアモルファス化が行われることを特徴とする方法。
11. 前記基板が、単結晶表面層（６）の上に置かれたシリカの埋込み層（５）を含むことを特徴とし、かつ
    ステップａ₁）が、基板の前記第１の表面を構成する単結晶表面層（６）の表面に前記マスク層（４１）を配置することを含むことを特徴とし、かつ
    ステップｂ₃）において、エッチングが、停止層を形成する埋込みシリカ層（５）の深さまで少なくとも続けられることを特徴とする、請求項１０に記載の方法。
12. 前記プレアモルファス化が、Ｇｅを注入することによって行われることを特徴とする、請求項１０又は１１に記載の方法。
13. 前記ピエゾ抵抗性検出素子（４４）との電気的接触を行うための電極（４３₁、４３₂）を作製することを含むことを特徴とする、請求項１０から１２のいずれかに記載の方法。
14. 前記検出素子がピエゾ抵抗性であることを特徴とし、かつステップａ）が、圧電層（５４）を前記第１の局在化位置に配置し、その後、結晶化アニーリングを行うことを含むことを特徴とする、請求項１０に記載の方法。
15. 前記圧電性検出素子との電気的接触を行うための電極を提供することを含むことを特徴とする、請求項１４に記載の方法。

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