JP5431301B2 - マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー及びその製作方法 - Google Patents
マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー及びその製作方法 Download PDFInfo
- Publication number
- JP5431301B2 JP5431301B2 JP2010503990A JP2010503990A JP5431301B2 JP 5431301 B2 JP5431301 B2 JP 5431301B2 JP 2010503990 A JP2010503990 A JP 2010503990A JP 2010503990 A JP2010503990 A JP 2010503990A JP 5431301 B2 JP5431301 B2 JP 5431301B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- piezoelectric
- cantilever
- array
- resonator
- sensor
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 30
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 title claims description 21
- 239000010410 layer Substances 0.000 claims description 55
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 46
- 239000010408 film Substances 0.000 claims description 45
- 239000010409 thin film Substances 0.000 claims description 43
- 229910052581 Si3N4 Inorganic materials 0.000 claims description 29
- HQVNEWCFYHHQES-UHFFFAOYSA-N silicon nitride Chemical compound N12[Si]34N5[Si]62N3[Si]51N64 HQVNEWCFYHHQES-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 29
- 239000000126 substance Substances 0.000 claims description 28
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 27
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 21
- 239000013076 target substance Substances 0.000 claims description 19
- VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N Silicium dioxide Chemical compound O=[Si]=O VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 17
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 17
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 claims description 17
- 239000010703 silicon Substances 0.000 claims description 17
- 229910052814 silicon oxide Inorganic materials 0.000 claims description 16
- 239000000758 substrate Substances 0.000 claims description 14
- 238000005530 etching Methods 0.000 claims description 10
- 238000000151 deposition Methods 0.000 claims description 8
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 7
- 238000009413 insulation Methods 0.000 claims description 6
- 230000005684 electric field Effects 0.000 claims description 5
- 239000004642 Polyimide Substances 0.000 claims description 4
- PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N gold Chemical compound [Au] PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 4
- 229910052737 gold Inorganic materials 0.000 claims description 4
- 239000010931 gold Substances 0.000 claims description 4
- 229920001721 polyimide Polymers 0.000 claims description 4
- 239000012620 biological material Substances 0.000 claims description 3
- 238000003618 dip coating Methods 0.000 claims description 3
- 239000011540 sensing material Substances 0.000 claims description 3
- 238000007641 inkjet printing Methods 0.000 claims description 2
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims description 2
- 230000009467 reduction Effects 0.000 claims description 2
- 238000004528 spin coating Methods 0.000 claims description 2
- 239000002356 single layer Substances 0.000 claims 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 14
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 6
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 6
- 238000011160 research Methods 0.000 description 4
- 239000013545 self-assembled monolayer Substances 0.000 description 4
- 238000001179 sorption measurement Methods 0.000 description 4
- 238000005842 biochemical reaction Methods 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 3
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 3
- 150000004767 nitrides Chemical class 0.000 description 3
- 239000002094 self assembled monolayer Substances 0.000 description 3
- YBJHBAHKTGYVGT-ZKWXMUAHSA-N (+)-Biotin Chemical compound N1C(=O)N[C@@H]2[C@H](CCCCC(=O)O)SC[C@@H]21 YBJHBAHKTGYVGT-ZKWXMUAHSA-N 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 230000003100 immobilizing effect Effects 0.000 description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 2
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 2
- 230000004044 response Effects 0.000 description 2
- PIGFYZPCRLYGLF-UHFFFAOYSA-N Aluminum nitride Chemical compound [Al]#N PIGFYZPCRLYGLF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 108010090804 Streptavidin Proteins 0.000 description 1
- XLOMVQKBTHCTTD-UHFFFAOYSA-N Zinc monoxide Chemical group [Zn]=O XLOMVQKBTHCTTD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 1
- 239000000090 biomarker Substances 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 229960002685 biotin Drugs 0.000 description 1
- 235000020958 biotin Nutrition 0.000 description 1
- 239000011616 biotin Substances 0.000 description 1
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 1
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 1
- 239000012141 concentrate Substances 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 239000003344 environmental pollutant Substances 0.000 description 1
- 239000003256 environmental substance Substances 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 1
- 230000005484 gravity Effects 0.000 description 1
- VJPLIHZPOJDHLB-UHFFFAOYSA-N lead titanium Chemical compound [Ti].[Pb] VJPLIHZPOJDHLB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 230000003647 oxidation Effects 0.000 description 1
- 238000007254 oxidation reaction Methods 0.000 description 1
- 244000052769 pathogen Species 0.000 description 1
- 238000000206 photolithography Methods 0.000 description 1
- 231100000719 pollutant Toxicity 0.000 description 1
- 230000002250 progressing effect Effects 0.000 description 1
- 239000010453 quartz Substances 0.000 description 1
- 238000012827 research and development Methods 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 238000000427 thin-film deposition Methods 0.000 description 1
- 125000003396 thiol group Chemical class [H]S* 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
- G01N29/02—Analysing fluids
- G01N29/036—Analysing fluids by measuring frequency or resonance of acoustic waves
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
- G01N29/02—Analysing fluids
- G01N29/022—Fluid sensors based on microsensors, e.g. quartz crystal-microbalance [QCM], surface acoustic wave [SAW] devices, tuning forks, cantilevers, flexural plate wave [FPW] devices
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2291/00—Indexing codes associated with group G01N29/00
- G01N2291/01—Indexing codes associated with the measuring variable
- G01N2291/014—Resonance or resonant frequency
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2291/00—Indexing codes associated with group G01N29/00
- G01N2291/02—Indexing codes associated with the analysed material
- G01N2291/025—Change of phase or condition
- G01N2291/0255—(Bio)chemical reactions, e.g. on biosensors
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2291/00—Indexing codes associated with group G01N29/00
- G01N2291/02—Indexing codes associated with the analysed material
- G01N2291/025—Change of phase or condition
- G01N2291/0256—Adsorption, desorption, surface mass change, e.g. on biosensors
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2291/00—Indexing codes associated with group G01N29/00
- G01N2291/04—Wave modes and trajectories
- G01N2291/042—Wave modes
- G01N2291/0427—Flexural waves, plate waves, e.g. Lamb waves, tuning fork, cantilever
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Pathology (AREA)
- Immunology (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Electrochemistry (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
- Micromachines (AREA)
- Measurement Of Mechanical Vibrations Or Ultrasonic Waves (AREA)
Description
本発明は、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー（単に、物理センサーまたは生化学センサーと称する場合がある。）及びその製作方法に関し、より詳しくは、感知過程で得られる共振周波数の変化を測定して感知対象物質の吸着による質量印加の効果と表面応力の変化による効果とを同時に定量的に分析することによって、様々な応用分野で感知対象物質の分析に利用することができるように、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー及びその製作方法に関する。
現代の科学技術開発は、ヒト生活の質的向上を究極の目的としている。特に、生命工学及び環境分野において、疾病の治療に先立って、疾病を予め予測するか、または早期に診断し、ヒト寿命に直接的な影響が与えられる各種の問題を効率よく制御しようとする研究が活発に進行されている。
このような研究動向として、有害環境物質、または疾病診断のための人体バイオマーカー及び病原体のような感知対象物質の存在可否や、特定生化学反応の可否を迅速かつ簡単に検出するためのマイクロ精密センサーシステムの研究開発が例えられる。空気、水生環境または人体内に存在する感知しようとする生化学物質及び有害公害物質の濃度が極めて薄い場合、これを既存の分析法で分析するためには、試料の抽出、濃縮及び分析のために、高コスト、大型分析装置及びサンプルの全処理に多大な時間が所要される等、多くの短所を克服しなければならない。試料の抽出及び濃縮のようなサンプルの全処理過程なしにリアルタイムで対象物質を分析するためには、分析に用いられるセンサー素子の感度が単分子レベルの質量が感知可能でなければならない。
このようなセンサーの一つである圧電駆動要素が集積したマイクロカンチレバーは、交流電界によって自ら駆動することができ、共振周波数の支点で圧電効果によって表れる交流信号の大きな変化を電気的測定によって迅速に読み取ることができる。これと関連した技術資料は、本研究グループから発表した特許と研究論文を始め、既に多くの研究者らによって報告されている。
圧電方式や他の駆動原理を利用して共振周波数で作動するマイクロカンチレバー共振子センサーは、感知対象物質を感知する実際の応用において、感知過程で発生するカンチレバー表面の質量変化をカンチレバーの共振周波数の変化の形態で感知信号に出力し、これを分析して結果を得る。より幅広い適用、かつ、より正確な分析のために、単一カンチレバーより複数のカンチレバーが配列されたアレイ状の素子が望ましい。一方、カンチレバーの共振周波数は、感知過程で発生する表面質量の変化以外に、表面応力の変化によっても減少するかまたは増加するようになる。しかし、単一カンチレバー、または同一なサイズのカンチレバーが複数に配列されたアレイ状の素子を用いる場合、感知信号である共振周波数の変化において、感知過程で発生する質量印加の効果及び表面応力の変化の効果を区別して分析することができないという限界がある。表面応力の変化を確認するために、光学的な方法で表面応力の変化によるカンチレバーの機械的な曲げ具合を測定して分析することができるが、共振周波数の変化を主な感知信号として活用する場合、質量印加の効果と表面応力の効果が同時に作用するため、区別分析が困難であるという問題がある。
前記のような点を鑑みて導出した本発明の目的は、感知対象物質の吸着による質量印加の効果と表面応力の変化による効果とを同時に定量的に分析することのできる、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー及びその製作方法を提供することである。
前記のような本発明の目的を達成するためのマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーは、圧電マイクロカンチレバー共振子を用いた物理／生化学センサーにおいて、前記圧電マイクロカンチレバー共振子は、感知過程で発生する吸着された感知対象物質によるセンサー表面の質量変化だけでなく、表面応力の変化を区別して定量分析することができるように、厚みが一定で、互いに異なるサイズの多数（複数）の圧電マイクロカンチレバー共振子が、それらの長さが段階的に縮小される方式で配列される構造からなる特徴がある。
すなわち、本発明によれば、圧電マイクロカンチレバー共振子を用いた物理／生化学センサーにおいて、圧電マイクロカンチレバー共振子は、感知過程で発生するセンサー表面の質量変化だけでなく、吸着された感知対象物質による表面応力の変化を区別して定量分析することができるように、厚みが一定で、互いに異なるサイズの多数の圧電マイクロカンチレバー共振子が、それらの長さが段階的に縮小される方式に配列される構造からなり、表面応力の変化は表面質量の増加による理論的な周波数の変化と、実際に測定された周波数の変化とを比較することで、定量分析することができることを特徴とするマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーが提供される。
また、本発明を構成するにあたり、圧電マイクロカンチレバー共振子アレイは、シリコン基板の上部に形成され、長さが段階的に縮小されて配列される多数の窒化シリコン膜カンチレバー；窒化シリコン膜カンチレバーの上部に形成される酸化シリコン膜；シリコン酸化膜の上部に所定のサイズで形成される下部電極；下部電極の上部に圧電駆動のために形成される圧電駆動薄膜層；下部電極の上部及び圧電駆動薄膜層の一部領域の上部に電極間の絶縁のために形成される絶縁層；絶縁層の上部及び圧電駆動薄膜層の上部に形成される上部電極；及び上部電極及び下部電極に素子の駆動のための電界を印加するように連結される電極ライン；を含むことが好ましい。
また、本発明を構成するにあたり、窒化シリコン膜カンチレバーは、長さが縮小される比率と同様に幅も縮小されることが好ましい。
また、本発明を構成するにあたり、窒化シリコン膜カンチレバーは、その厚みが一定に維持されることが好ましい。
また、本発明を構成するにあたり、絶縁層はポリイミドを含むことが好ましい。
また、本発明を構成するにあたり、圧電マイクロカンチレバー共振子において、圧電駆動のための薄膜材料としては圧電物質が用いられることが好ましい。
また、本発明を構成するにあたり、最長の圧電マイクロカンチレバー共振子は、最短の圧電マイクロカンチレバー共振子の長さの３倍以上であることが好ましい。
すなわち、本発明によれば、圧電マイクロカンチレバー共振子を用いた物理／生化学センサーにおいて、圧電マイクロカンチレバー共振子は、感知過程で発生するセンサー表面の質量変化だけでなく、吸着された感知対象物質による表面応力の変化を区別して定量分析することができるように、厚みが一定で、互いに異なるサイズの多数の圧電マイクロカンチレバー共振子が、それらの長さが段階的に縮小される方式に配列される構造からなり、表面応力の変化は表面質量の増加による理論的な周波数の変化と、実際に測定された周波数の変化とを比較することで、定量分析することができることを特徴とするマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーが提供される。
また、本発明を構成するにあたり、圧電マイクロカンチレバー共振子アレイは、シリコン基板の上部に形成され、長さが段階的に縮小されて配列される多数の窒化シリコン膜カンチレバー；窒化シリコン膜カンチレバーの上部に形成される酸化シリコン膜；シリコン酸化膜の上部に所定のサイズで形成される下部電極；下部電極の上部に圧電駆動のために形成される圧電駆動薄膜層；下部電極の上部及び圧電駆動薄膜層の一部領域の上部に電極間の絶縁のために形成される絶縁層；絶縁層の上部及び圧電駆動薄膜層の上部に形成される上部電極；及び上部電極及び下部電極に素子の駆動のための電界を印加するように連結される電極ライン；を含むことが好ましい。
また、本発明を構成するにあたり、窒化シリコン膜カンチレバーは、長さが縮小される比率と同様に幅も縮小されることが好ましい。
また、本発明を構成するにあたり、窒化シリコン膜カンチレバーは、その厚みが一定に維持されることが好ましい。
また、本発明を構成するにあたり、絶縁層はポリイミドを含むことが好ましい。
また、本発明を構成するにあたり、圧電マイクロカンチレバー共振子において、圧電駆動のための薄膜材料としては圧電物質が用いられることが好ましい。
また、本発明を構成するにあたり、最長の圧電マイクロカンチレバー共振子は、最短の圧電マイクロカンチレバー共振子の長さの３倍以上であることが好ましい。
なお、前記圧電マイクロカンチレバー共振子アレイは、シリコン基板の上部に形成され、長さが段階的に縮小されて配列される多数の窒化シリコン膜カンチレバー；前記窒化シリコン膜カンチレバーの上部に形成される酸化シリコン膜；前記シリコン酸化膜の上部に所定のサイズで形成される下部電極；前記下部電極の上部に圧電駆動のために形成される圧電駆動薄膜層；前記下部電極の上部及び前記圧電駆動薄膜層の一部領域の上部に電極間の絶縁のために形成される絶縁層；前記絶縁層の上部及び前記圧電駆動薄膜層の上部に形成される上部電極、及び前記上部電極及び下部電極に素子の駆動のための電界を印加するように連結される電極ライン；を含むことを特徴とする。
また、本発明の目的を達成するためのマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーの製作方法において、（ａ）シリコン基板の上部及び下部にそれぞれの前記窒化シリコン膜カンチレバーを蒸着するステップ；（ｂ）上部側の窒化シリコン膜カンチレバーの上部に酸化シリコン膜を蒸着するステップ；（ｃ）酸化シリコン膜の上部全面に接合層を含む下部電極を形成するステップ；（ｄ）下部電極の上部全面に圧電駆動のための圧電駆動薄膜層を形成するステップ；（ｅ）形成された圧電駆動薄膜の一部を蝕刻して、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーに集積されるマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイを形成するステップ；（ｆ）形成されたマルチサイズの圧電駆動材料アレイの下部にある下部電極の一部を蝕刻して、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーに集積されるマルチサイズの下部電極アレイ及び駆動電圧印加のための電極ライン及びパッドを形成するステップ；（ｇ）形成されたマルチサイズの下部電極アレイ及びマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイの一部領域の上部に上下部電極間の絶縁のための絶縁層を形成するステップ；（ｈ）絶縁層の上部及びマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイの上部に、マルチサイズの上部電極アレイと駆動電圧印加のための電極ライン及びパッドを形成するステップ；（ｉ）下部窒化シリコン膜カンチレバーの一部を除去するステップ；（ｊ）（ｉ）ステップで露出したシリコン基板を蝕刻するステップ；（ｋ）シリコンが蝕刻された素子の上部窒化シリコン膜の一部を除去して、段階的に縮小される長さを有するマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーを形成するステップ；を実施して製作されることを特徴とする。
すなわち、本発明の製作方法を実施するにあたり、請求項１に記載されたマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーの製作方法において、
（ａ）シリコン基板の上部及び下部にそれぞれの窒化シリコン膜カンチレバーを蒸着するステップ；
（ｂ）上部側の窒化シリコン膜カンチレバーの上部に酸化シリコン膜を蒸着するステップ；
（ｃ）酸化シリコン膜の上部全面に接合層を含む下部電極を形成するステップ；
（ｄ）下部電極の上部全面に圧電駆動のための圧電駆動薄膜層を形成するステップ；
（ｅ）形成された圧電駆動薄膜の一部を蝕刻して、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーに集積されるマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイを形成するステップ；
（ｆ）形成されたマルチサイズの圧電駆動材料アレイの下部にある下部電極の一部を蝕刻して、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーに集積されるマルチサイズの下部電極アレイ及び駆動電圧印加のための電極ライン及びパッドを形成するステップ；
（ｇ）形成されたマルチサイズの下部電極アレイ及びマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイの一部領域の上部に上下部電極間の絶縁のための絶縁層を形成するステップ；
（ｈ）絶縁層の上部及びマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイの上部に、マルチサイズの上部電極アレイと駆動電圧印加のための電極ライン及びパッドを形成するステップ；
（ｉ）下部窒化シリコン膜カンチレバーの一部を除去するステップ；
（ｊ）（ｉ）ステップで露出したシリコン基板を蝕刻するステップ；
（ｋ）シリコンが蝕刻された素子の上部窒化シリコン膜の一部を除去して、段階的に縮小される長さを有するマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーを形成するステップ；
を順に実施して製作されることを特徴とする。
また、本発明の製作方法を実施するにあたり、（ｋ）ステップ後、感知対象物質を感知するための感知層を形成する（ｌ）ステップを更に含んでなることが好ましい。
また、本発明の製作方法を実施するにあたり、（ｌ）ステップは、生体物質感知のための感知物質層の形成のために、前記マイクロカンチレバーの表面に金（ｇｏｌｄ）薄膜を蒸着し、金−チオール（ｇｏｌｄ−ｔｈｉｏｌ）反応を利用して自己配列単分子層（ｓｅｌｆ−ａｓｓｅｍｂｌｅｄ ｍｏｎｏｌａｙｅｒ）を形成し、以後、感知対象物質に適合した感知物質を固定することが好ましい。
また、本発明の製作方法を実施するにあたり、（ｌ）ステップは、化学センサーの応用のために特定感知対象物質が結合可能な高分子物質を含んだ溶液を 前記マイクロカンチレバー表面にインクジェットプリンティング、スピンコーティング、またはディップコーティングして形成することが好ましい。
すなわち、本発明の製作方法を実施するにあたり、請求項１に記載されたマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーの製作方法において、
（ａ）シリコン基板の上部及び下部にそれぞれの窒化シリコン膜カンチレバーを蒸着するステップ；
（ｂ）上部側の窒化シリコン膜カンチレバーの上部に酸化シリコン膜を蒸着するステップ；
（ｃ）酸化シリコン膜の上部全面に接合層を含む下部電極を形成するステップ；
（ｄ）下部電極の上部全面に圧電駆動のための圧電駆動薄膜層を形成するステップ；
（ｅ）形成された圧電駆動薄膜の一部を蝕刻して、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーに集積されるマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイを形成するステップ；
（ｆ）形成されたマルチサイズの圧電駆動材料アレイの下部にある下部電極の一部を蝕刻して、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーに集積されるマルチサイズの下部電極アレイ及び駆動電圧印加のための電極ライン及びパッドを形成するステップ；
（ｇ）形成されたマルチサイズの下部電極アレイ及びマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイの一部領域の上部に上下部電極間の絶縁のための絶縁層を形成するステップ；
（ｈ）絶縁層の上部及びマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイの上部に、マルチサイズの上部電極アレイと駆動電圧印加のための電極ライン及びパッドを形成するステップ；
（ｉ）下部窒化シリコン膜カンチレバーの一部を除去するステップ；
（ｊ）（ｉ）ステップで露出したシリコン基板を蝕刻するステップ；
（ｋ）シリコンが蝕刻された素子の上部窒化シリコン膜の一部を除去して、段階的に縮小される長さを有するマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーを形成するステップ；
を順に実施して製作されることを特徴とする。
また、本発明の製作方法を実施するにあたり、（ｋ）ステップ後、感知対象物質を感知するための感知層を形成する（ｌ）ステップを更に含んでなることが好ましい。
また、本発明の製作方法を実施するにあたり、（ｌ）ステップは、生体物質感知のための感知物質層の形成のために、前記マイクロカンチレバーの表面に金（ｇｏｌｄ）薄膜を蒸着し、金−チオール（ｇｏｌｄ−ｔｈｉｏｌ）反応を利用して自己配列単分子層（ｓｅｌｆ−ａｓｓｅｍｂｌｅｄ ｍｏｎｏｌａｙｅｒ）を形成し、以後、感知対象物質に適合した感知物質を固定することが好ましい。
また、本発明の製作方法を実施するにあたり、（ｌ）ステップは、化学センサーの応用のために特定感知対象物質が結合可能な高分子物質を含んだ溶液を 前記マイクロカンチレバー表面にインクジェットプリンティング、スピンコーティング、またはディップコーティングして形成することが好ましい。
このように、本発明によるマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーは、様々な感知過程で発生する吸着された感知対象物質によるセンサー表面の質量変化だけでなく、表面応力の変化を区別して分析可能という長所を有する。つまり、外部から極少量の感知対象物質の濃度に迅速に反応し、共振周波数の変化によって即時に感知可能であるため、迅速な回答速度と高い感度とを有するという長所があり、共振周波数の変化を分析することによって、生化学反応による表面吸着質量の増加以外に感知過程による表面応力の変化の影響が分かるため、感知結果において、より広範囲な情報を確保することができ、正確な感知結果を得ることができるという効果がある。
また、本発明におけるセンサプラットホームを生化学分野に応用する場合、感知対象物質の存在有無を判断することはもちろん、感知物質と感知対象物質との反応、感知対象物質間の反応状態が直・間接的に確認加能な幅広い感知信号を確保することができるという効果がある。
一方、本発明におけるセンサプラットホームを、既存の水晶振動子質量センサー（ＱＣＭ）に代えて、様々な材料の薄膜蒸着工程時にその厚みを測定する物理センサーを使用すると、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイから得られる共振周波数信号のみを電気的に分析して表面応力の効果を分析することによって、蒸着される薄膜物質の厚みに対する、より精密な情報だけでなく、薄膜材料の機械的特性を同時に分析することができるという効果がある。
以下、本発明の望ましい一実施の形態であるマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー及びその製作方法を添付した図面を参照して、より詳しく説明すると、下記の通りである。
図１は、本発明の望ましい一実施の形態であるマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーを概略的に示した構成図であり、図２は、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーの断面図であり、図３は、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーの製作過程を示した断面図であり、図４は、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーの製作過程を示した平面図であり、図５乃至図９は、それぞれの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイで共振周波数の変化を示したグラフであり、図１０は、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーから得られた周波数変化を圧電マイクロカンチレバー共振子の長さの関数で示したグラフである。
図に示すように、本発明によるマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーは、厚みが一定で、互いに異なるサイズの多数の圧電マイクロカンチレバー共振子１０が、それらの長さが段階的に縮小される方式で配列される構造からなる。つまり、２次元的に段階的に縮小されて配列される形態を有する。
マイクロカンチレバー共振子アレイを構成する互いに異なるサイズのそれぞれの圧電マイクロカンチレバー共振子１０は、シリコン基板６の上部に形成され、長さが段階的に縮小されて配列される支持層４と、支持層４の上部に所定のサイズで形成される下部電極２と、下部電極２の上部に圧電駆動のために形成される圧電駆動薄膜層１と、下部電極２の上部及び圧電駆動薄膜層１の一部領域の上部に電極間の絶縁のために形成される絶縁層５と、絶縁層５の上部及び圧電駆動薄膜層１の上部に形成される上部電極３、及び上部電極及び下部電極に素子の駆動のための電界が印加可能に連結される電極ライン７及びパッド８と、からなる。
また、前記支持層４は、シリコン基板６の上部に形成され、長さが段階的に縮小されて配列される多数の窒化シリコン膜カンチレバーと、前記窒化シリコン膜カンチレバーの上部に形成される酸化シリコン膜とからなる。
圧電マイクロカンチレバー共振子１０は、圧電駆動のための薄膜材料として圧電物質が使用される。圧電物質は、所定の結晶に圧力を加えた時に電位差（電圧）が発生し、また、これらの物質に逆に電位差（電圧）が印加されると、物理的変位が生じる原理を利用した物質であり、大きく窒化物と酸化物とに分けられ、窒化物は窒化アルミニウム（ＡｌＮ）が代表的に使われ、酸化物は非鉛系（Ｐｉｅｚｏｅｌｅｃｔｒｉｃ ｍａｔｅｒｉａｌｓ ｗｉｔｈｏｕｔ ｌｅａｄ）である酸化亜鉛（ＺｎＯ）、または鉛系のＰｂ（Ｚｒ，Ｔｉ）Ｏ３（チタン−ジルコン酸鉛、以下ＰＺＴ）が代表的に使われる。
絶縁層５は、感光性ポリイミド（Ｐｏｌｙｉｍｉｄｅ）のようなパターニング可能な物質を用いて写真工程（ｐｈｏｔｏ ｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｙ）によって形成する。圧電駆動素子の基本共振周波数及び共振周波数の変化は、複素インピーダンスなどのような電気的信号の変化で表れ、これはセンサーモジュールに組み込まれたインピーダンスアナライザ（Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ Ａｎａｌｙｚｅｒ）によって測定される。よって、２次元的に段階的に縮小された複数の圧電マイクロカンチレバー共振子１０を含むマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーは、回路上に具現されたオシレーター及び周波数カウンターを使って周波数を探索することによって、素子の共振周波数値を測定し、素子を測定環境に露出して、センサーの感知物質層と感知対象物質との反応によって変化されたマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子１０アレイに含まれた圧電マイクロカンチレバーの共振周波数を全て測定して分析し、感知対象物質の存在有無を判断するようになる。
本発明における圧電マイクロカンチレバー共振子１０の基本共振周波数値は、素子の長さの二乗に反比例してその数値が増加し、素子のサイズを減らして高い共振周波数値を確保する場合、より優れた感度特性を得ることができる。特に、分子レベルの質量を有する非常に微細な感知対象物質を感知するためには、フェムトグラム領域以下の小さな質量が感知可能な素子が求められる。よって、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子１０アレイに含まれるマルチサイズの窒化シリコン膜カンチレバーのうち、感知対象物質の感知過程において、発生する表面質量の増加に対してより敏感な感度を表す小さな窒化シリコン膜カンチレバーは、その長さと幅とが、各々３０及び１０マイクロン程度を有することが望ましい。
５つのサイズを有するものとして、一例を挙げて説明すると、５種類のサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子１０が集積される場合、それぞれのサイズ（長さ、幅、及び厚み）は、
Ａ：２４０μｍ（長さ）、８０μｍ（幅）、２．３μｍ（厚み）
Ｂ：１８０μｍ（長さ）、６０μｍ（幅）、２．３μｍ（厚み）
Ｃ：１２０μｍ（長さ）、４０μｍ（幅）、２．３μｍ（厚み）
Ｄ：６０μｍ（長さ）、２０μｍ（幅）、２．３μｍ（厚み）
Ｅ：３０μｍ（長さ）、１０μｍ（幅）、２．３μｍ（厚み）である。
Ａ：２４０μｍ（長さ）、８０μｍ（幅）、２．３μｍ（厚み）
Ｂ：１８０μｍ（長さ）、６０μｍ（幅）、２．３μｍ（厚み）
Ｃ：１２０μｍ（長さ）、４０μｍ（幅）、２．３μｍ（厚み）
Ｄ：６０μｍ（長さ）、２０μｍ（幅）、２．３μｍ（厚み）
Ｅ：３０μｍ（長さ）、１０μｍ（幅）、２．３μｍ（厚み）である。
各層の厚みは、上部電極：０．１μｍ、下部電極：０．１５μｍ、圧電駆動薄膜層：０．５μｍ、支持層（窒化シリコン膜カンチレバー＋酸化シリコン膜）：（１．２μｍ＋０．３５μｍ）と設計することが望ましい。
前記のように、最小の３０マイクロンの圧電マイクロカンチレバー共振子１０は、ばね定数が充分大きいため、感知過程で発生するカンチレバー表面の応力変化に対して鈍感な特性を有する。一方、２４０マイクロンの大きい圧電マイクロカンチレバー共振子１０は、ばね定数が小さいため、感知過程で発生する表面応力の変化に対して全て敏感な反応を表す。
マイクロカンチレバー共振子１０のサイズによるばね定数ｋ（ｋＴｈｅｏｒｅｔｉｃａｌ）の変化は、下記の関係式で説明することができる。
前記の式において、ばね定数ｋＴｈｅｏｒｅｔｉｃａｌを定義するために使用されたＥ＊は、マイクロカンチレバー共振子１０の弾性率（Ｙｏｕｎｇ’ｓ Ｍｏｄｕｌｕｓ）、ｔはマイクロカンチレバー共振子の厚み、またｗとＬは、それぞれマイクロカンチレバー共振子の幅と長さである。本発明において、マルチサイズのマイクロカンチレバー共振子アレイに含まれたマイクロカンチレバー共振子の厚みは一定に維持される。よって、前記の式で表した厚みｔは、マイクロカンチレバー共振子１０の平面のサイズによるばね定数の変化関係を記述するために考慮されない。よって、マイクロカンチレバー共振子１０のサイズ変化によるばね定数の変化は、マイクロカンチレバー共振子１０の幅と長さの三乗の比（ｗ／Ｌ３）で決まる。また、マイクロカンチレバー共振子１０の幅に対する長さとの比率（Ｌ／ｗ）を一定に維持し、平面のサイズを２次元的に縮小する場合、結果的にマイクロカンチレバー共振子１０のばね定数ｋＴｈｅｏｒｅｔｉｃａｌは長さの二乗に反比例してその値が上がることが分かる。
本発明の実施の形態で提示する圧電マイクロカンチレバー共振子１０のうち、最大のものは最小のものの長さの８倍にあたる長さを有しており、結果的に最小のもののばね定数は、最大のものに比べて約６４倍大きい値を有する。
センサー応用時に、表面印加質量の効果と表面応力変化の効果との明らかな分離分析のために、小さいものと大きいものとのばね定数値において１０倍以上の差を有するように、圧電マイクロカンチレバー１０の長さの差を３倍以上になるように設計することが望ましい。
図３及び図４に示すように、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーの製作段階は、下記の通りである。
（ａ）シリコン基板の上部及び下部にそれぞれの前記窒化シリコン膜カンチレバーを蒸着するステップ、（ｂ）上部側の前記窒化シリコン膜カンチレバーの上部に酸化シリコン膜を蒸着して支持層４を形成するステップ、（ｃ）前記酸化シリコン膜の上部全面に接合層を含む下部電極２を形成するステップ、（ｄ）前記下部電極２の上部全面に圧電駆動のための圧電駆動薄膜層１を形成するステップ、（ｅ）前記形成された圧電駆動薄膜１の一部を蝕刻して、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子１０アレイセンサーに集積されるマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイを形成するステップ、（ｆ）前記形成されたマルチサイズの圧電駆動材料アレイの下部にある下部電極２の一部を蝕刻して、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーに集積されるマルチサイズの下部電極アレイ及び駆動電圧印加のための電極ライン７及びパッド８を形成するステップ、（ｇ）前記形成されたマルチサイズの下部電極アレイ及びマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイの一部領域の上部に上下部電極間の絶縁のための絶縁層５を形成するステップ、（ｈ）前記絶縁層５の上部及びマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイの上部に、マルチサイズの上部電極アレイと駆動電圧印加のための電極ライン７及びパッド８を形成するステップ、（ｉ）前記下部窒化シリコン膜カンチレバーの一部を除去するステップ、（ｊ）前記（ｉ）ステップで露出したシリコン基板６を蝕刻するステップ、（ｋ）前記シリコンが蝕刻された素子の上部窒化シリコン膜の一部を除去して、段階的に縮小される長さを有するマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子１０アレイセンサーを形成するステップ、を順に実施して製作されることを特徴とするマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーを製作する。
前記（ｋ）ステップ後、感知対象物質を感知するための感知層を形成する（ｌ）ステップを更に含むことができる。
前記（ｌ）ステップは、生体物質感知のための感知物質層の形成のために、マイクロカンチレバーの表面に金（ｇｏｌｄ）薄膜を蒸着し、金−チオール（ｇｏｌｄ−ｔｈｉｏｌ）反応を利用して自己配列単分子層（ｓｅｌｆ−ａｓｓｅｍｂｌｅｄ ｍｏｎｏｌａｙｅｒ）を形成し、以後、感知対象物質に適合した感知物質を固定する方法、または化学センサーの応用のために特定感知対象物質が結合可能な高分子物質を含んだ溶液をマイクロカンチレバー表面にインクジェットプリンティング、スピンコーティング、またはディップコーティングして形成する方法のいずれか一つを使用することができる。
図５乃至図９は、製作されたマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子１０の背面に金（ｇｏｌｄ）薄膜を蒸着し、金−アンカンチオール反応（ｇｏｌｄ−ａｌｋａｎｅｔｈｉｏｌ ｒｅａｃｔｉｏｎ）による自己組織化単分子層（ｓｅｌｆ−ａｓｓｅｍｂｌｅｄ ｍｏｎｏｌａｙｅｒ）の形成、及びビオチン（ｂｉｏｔｉｎ）、及びストレプトアビジン（ｓｔｒｅｐｔａｖｉｄｉｎ）などを用いてヒト抗体（ｈｕｍａｎ ａｎｔｉｂｏｄｙ）を固定した後、表れる共振周波数の変化を５つのサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子１０に対して示した図である。小さいものは非常に高い共振周波数を有しており、印加質量に対する感度が極めて高い。よって、ヒト抗体（Ｈｕｍａｎ ａｎｔｉｂｏｄｙ）（ＩｇＧ）の固定によって周波数の減少が明らかに表れた。一方、大きいものは小さいものに比べて基本共振周波数値が小さく、かつ質量に対する感度も小さいため、結果的に同時に得られた小さいものの結果より比較的小さな周波数減少を表した。
図１０は、図５乃至図９の実施の形態で表れた、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子１０の各々から得られた周波数の変化を、カンチレバーの長さの関数で示した図である。図１０の黒色の四角形及び線で示されたグラフは、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーを用いてヒト抗体（ｈｕｍａｎ ａｎｔｉｂｏｄｙ）（ＩｇＧ）を固定する時に予想される表面質量の増加による理論的な周波数の変化であり、円及び線で示されたグラフは、実際の実験で表れた周波数の変化である。
つまり、３０マイクロン長さの圧電マイクロカンチレバー共振子１０は、感知過程で発生する表面応力の影響をほぼ受けないものと表れた。よって、マルチサイズを具現するにあたって、質量印加による周波数の変化が支配的な特性を有する圧電マイクロカンチレバー共振子１０として望ましい。しかし、感知過程で発生する表面応力の影響をより少なく受けるために、これより小さなサイズを有し、かつ高いばね定数を有する圧電マイクロカンチレバー共振子１０を適用することが望ましい。一方、長さ２４０マイクロン長さの圧電マイクロカンチレバー共振子１０は、表面応力の影響を非常に受けると表れ、表面応力の変化による周波数変化の比重の大きい圧電マイクロカンチレバー共振子１０として望ましい。
このように、本発明によるマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーを利用すれば、感知過程で発生する表面質量の吸着情報を分析することができるだけでなく、それぞれのサイズを有する圧電マイクロカンチレバー共振子アレイの質量感度から得られると予想される周波数の変化パターンと、実際の感知過程で得られる共振周波数の変化パターンとを比べると、表面応力の発生による影響を同時に把握することができ、つまり、カンチレバー表面に形成された感知物質と感知対象物質との間の生化学反応と関連した、より豊富な情報を得ることができる。よって、本発明におけるマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーは、極微量で存在する様々な種類の感知対象物質の存在有無が迅速かつ精密に感知可能であるだけでなく、カンチレバー表面に形成された感知物質が様々な種類の感知対象物質と反応する場合、表面応力の影響を同時に区別分析することによって、感知結果において感知対象物質に対する分別力を向上させることができる。
本発明は、前述した特定の望ましい実施の形態に限ることなく、請求の範囲で請求する本発明の要旨を逸脱せず発明が属する技術分野で通常の知識を持った者なら誰もが様々な変形実施が可能であることはもちろん、そのような変更は、請求の範囲に記載された範囲内にある。
１：圧電駆動薄膜層
２：下部電極
３：上部電極
４：支持層
５：絶縁層
６：シリコン基板
７：電極ライン
８：パッド
１０：圧電マイクロカンチレバー共振子
２：下部電極
３：上部電極
４：支持層
５：絶縁層
６：シリコン基板
７：電極ライン
８：パッド
１０：圧電マイクロカンチレバー共振子
Claims (10)
- 圧電マイクロカンチレバー共振子を用いた物理／生化学センサーにおいて、
前記圧電マイクロカンチレバー共振子は、感知過程で発生するセンサー表面の質量変化だけでなく、吸着された感知対象物質による表面応力の変化を区別して定量分析することができるように、厚みが一定で、互いに異なるサイズの多数の圧電マイクロカンチレバー共振子が、それらの長さが段階的に縮小される方式に配列される構造からなることを特徴とするマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー。 - 前記圧電マイクロカンチレバー共振子アレイは、
シリコン基板の上部に形成され、長さが段階的に縮小されて配列される多数の窒化シリコン膜カンチレバー；
前記窒化シリコン膜カンチレバーの上部に形成される酸化シリコン膜；
前記シリコン酸化膜の上部に所定のサイズで形成される下部電極；
前記下部電極の上部に圧電駆動のために形成される圧電駆動薄膜層；
前記下部電極の上部及び前記圧電駆動薄膜層の一部領域の上部に電極間の絶縁のために形成される絶縁層；
前記絶縁層の上部及び前記圧電駆動薄膜層の上部に形成される上部電極；及び
前記上部電極及び下部電極に素子の駆動のための電界を印加するように連結される電極ライン；を含むことを特徴とする請求項１に記載のマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー。 - 前記窒化シリコン膜カンチレバーは、長さが縮小される比率と同様に幅も縮小されることを特徴とする請求項２に記載のマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー。
- 前記絶縁層はポリイミドを含むことを特徴とする請求項２に記載のマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー。
- 前記圧電マイクロカンチレバー共振子は、前記圧電駆動のための薄膜材料としては圧電物質が用いられることを特徴とする請求項２に記載のマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー。
- 最長の圧電マイクロカンチレバー共振子は、最短の圧電マイクロカンチレバー共振子の長さの３倍以上であることを特徴とする請求項２乃至５のいずれか一項に記載のマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー。
- 請求項２乃至５のいずれか一項のマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーの製作方法において、
（ａ）シリコン基板の上部及び下部にそれぞれの前記窒化シリコン膜カンチレバーを蒸着するステップ；
（ｂ）上部側の前記窒化シリコン膜カンチレバーの上部に酸化シリコン膜を蒸着するステップ；
（ｃ）前記酸化シリコン膜の上部全面に接合層を含む下部電極を形成するステップ；
（ｄ）前記下部電極の上部全面に圧電駆動のための圧電駆動薄膜層を形成するステップ；
（ｅ）前記形成された圧電駆動薄膜の一部を蝕刻して、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーに集積されるマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイを形成するステップ；
（ｆ）前記形成されたマルチサイズの圧電駆動材料アレイの下部にある下部電極の一部を蝕刻して、マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーに集積されるマルチサイズの下部電極アレイ及び駆動電圧印加のための電極ライン及びパッドを形成するステップ；
（ｇ）前記形成されたマルチサイズの下部電極アレイ及びマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイの一部領域の上部に上下部電極間の絶縁のための絶縁層を形成するステップ；
（ｈ）前記絶縁層の上部及びマルチサイズの圧電駆動薄膜材料アレイの上部に、マルチサイズの上部電極アレイと駆動電圧印加のための電極ライン及びパッドを形成するステップ；
（ｉ）前記下部窒化シリコン膜カンチレバーの一部を除去するステップ；
（ｊ）前記（ｉ）ステップで露出したシリコン基板を蝕刻するステップ；
（ｋ）前記シリコンが蝕刻された素子の上部窒化シリコン膜の一部を除去して、段階的に縮小される長さを有するマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイセンサーを形成するステップ；
を順に実施して製作されることを特徴とするマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーの製作方法。 - 前記（ｋ）ステップ後、感知対象物質を感知するための感知層を形成する（ｌ）ステップを更に含んでなることを特徴とする請求項７に記載のマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーの製作方法。
- 前記（ｌ）ステップは、生体物質感知のための感知物質層の形成のために、前記マイクロカンチレバーの表面に金（ｇｏｌｄ）薄膜を蒸着し、金−チオール（ｇｏｌｄ−ｔｈｉｏｌ）反応を利用して自己配列単分子層（ｓｅｌｆ−ａｓｓｅｍｂｌｅｄ ｍｏｎｏｌａｙｅｒ）を形成し、以後、感知対象物質に適合した感知物質を固定することを特徴とする請求項８に記載のマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサーの製作方法。
- 前記（ｌ）ステップは、化学センサーの応用のために特定感知対象物質が結合可能な高分子物質を含んだ溶液を 前記マイクロカンチレバー表面にインクジェットプリンティング、スピンコーティング、またはディップコーティングして形成することを特徴とする請求項８に記載のマルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた生化学センサー製作方法。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020080019031A KR100975010B1 (ko) | 2008-02-29 | 2008-02-29 | 다중 크기 압전 마이크로 칸티레버 공진자 어레이를 이용한 물리센서 및 그 제작방법 |
| KR10-2008-0019031 | 2008-02-29 | ||
| PCT/KR2009/000868 WO2009107965A1 (ko) | 2008-02-29 | 2009-02-24 | 다중 크기 압전 마이크로 칸티레버 공진자 어레이를 이용한 물리/생화학 센서 및 그 제작방법 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2010525317A JP2010525317A (ja) | 2010-07-22 |
| JP5431301B2 true JP5431301B2 (ja) | 2014-03-05 |
Family
ID=41016285
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2010503990A Active JP5431301B2 (ja) | 2008-02-29 | 2009-02-24 | マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー及びその製作方法 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US8169124B2 (ja) |
| EP (1) | EP2251681B1 (ja) |
| JP (1) | JP5431301B2 (ja) |
| KR (1) | KR100975010B1 (ja) |
| WO (1) | WO2009107965A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20190118419A (ko) * | 2018-04-10 | 2019-10-18 | 국민대학교산학협력단 | 열팽창 정도 측정 장치 및 열팽창 정도 측정 방법 |
Families Citing this family (38)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB0809237D0 (en) * | 2008-05-21 | 2008-06-25 | Vivacta Ltd | A sensor |
| JP5130422B2 (ja) * | 2008-11-07 | 2013-01-30 | 独立行政法人産業技術総合研究所 | 検出センサ |
| JP5242347B2 (ja) * | 2008-11-11 | 2013-07-24 | 独立行政法人産業技術総合研究所 | 検出センサ |
| JP2010273408A (ja) * | 2009-05-19 | 2010-12-02 | Emprie Technology Development LLC | 電力装置、電力発生方法、電力装置の製造方法 |
| JP5434648B2 (ja) * | 2010-02-12 | 2014-03-05 | セイコーエプソン株式会社 | インク吐出量測定装置、インク吐出量測定方法 |
| KR101125604B1 (ko) | 2010-03-11 | 2012-03-27 | 한국과학기술연구원 | 패턴화된 캔틸레버 센서 및 그 제조방법 |
| JP5462698B2 (ja) * | 2010-04-28 | 2014-04-02 | 公立大学法人会津大学 | カンチレバーアレイを有する共振センサ装置 |
| US11340214B2 (en) | 2010-06-30 | 2022-05-24 | Anpac Bio-Medical Science Co., Ltd. | Apparatus for disease detection |
| CN105342553B (zh) | 2010-06-30 | 2019-05-07 | 安派科生物医学科技有限公司 | 疾病检测仪 |
| FR2965349B1 (fr) * | 2010-09-23 | 2017-01-20 | Commissariat Energie Atomique | Bolometre a detection frequentielle |
| US9823209B2 (en) * | 2010-10-05 | 2017-11-21 | Anpac Bio-Medical Science Co., Ltd. | Micro-devices for disease detection |
| AU2012231737B2 (en) | 2011-03-24 | 2015-07-23 | Ningkasai Technology (Shanghai) Co, Ltd. | Micro-devices for disease detection |
| CN103241706B (zh) * | 2012-02-06 | 2016-05-18 | 中国科学院微电子研究所 | 应力匹配的双材料微悬臂梁的制造方法 |
| US8945403B2 (en) * | 2012-04-27 | 2015-02-03 | Micron Technology, Inc. | Material test structure |
| KR101366347B1 (ko) | 2012-06-18 | 2014-02-24 | 국립대학법인 울산과학기술대학교 산학협력단 | 정전 구동형 캔틸레버 센서 |
| US8991234B2 (en) * | 2013-01-28 | 2015-03-31 | National Taiwan University | Valproic acid biosensor and method for measuring concentration of valproic acid |
| CN103543081B (zh) * | 2013-09-29 | 2017-04-12 | 中国科学院半导体研究所 | 用于肝癌早诊的便携式传感系统及其功能化修饰方法 |
| KR101714713B1 (ko) * | 2015-09-23 | 2017-03-09 | 숭실대학교산학협력단 | 센서 결합형 액추에이터 햅틱 소자와 그 제작방법 |
| KR102710725B1 (ko) | 2016-08-03 | 2024-09-27 | 삼성전자주식회사 | 음향 스펙트럼 분석기 및 이에 구비된 공진기들의 배열방법 |
| KR20180053031A (ko) | 2016-11-11 | 2018-05-21 | 삼성전자주식회사 | 압전 미소 기계식 공진기 |
| CN106856380B (zh) * | 2017-01-12 | 2018-09-14 | 合肥工业大学 | 一种空间多模态阵列式悬臂梁压电能量收集装置 |
| CN107741455B (zh) * | 2017-11-27 | 2024-09-24 | 桂林电子科技大学 | 一种基于点阵式压电薄膜传感器的气体检测装置 |
| CN107796868B (zh) * | 2017-11-28 | 2023-12-15 | 吉林大学 | 一种基于同步共振的流体中微量物质检测装置及方法 |
| CN108225203B (zh) * | 2017-11-29 | 2022-07-22 | 全球能源互联网研究院有限公司 | 一种两维物理量并行检测的mems传感器 |
| KR102593635B1 (ko) * | 2018-04-11 | 2023-10-26 | 한국전자통신연구원 | 공진기 기반 센서 및 그의 감지 방법 |
| KR102692565B1 (ko) * | 2018-11-20 | 2024-08-07 | 삼성전자주식회사 | 공진기, 이를 포함하는 공진기 시스템 및 공진기 제조 방법 |
| EP3891497A4 (en) * | 2018-12-05 | 2022-09-28 | Femtodx | DIFFERENTIAL SENSOR MEASUREMENT METHODS AND DEVICES |
| CN109696185B (zh) * | 2018-12-30 | 2020-04-21 | 吉林大学 | 一种仿生微悬臂梁结构、其制造方法及压阻传感器 |
| CN109827904A (zh) * | 2019-03-19 | 2019-05-31 | 安徽理工大学 | 一种基于微悬臂梁传感器的反应池装置 |
| US11896136B2 (en) | 2019-09-19 | 2024-02-13 | Apple Inc. | Pneumatic haptic device having actuation cells for producing a haptic output over a bed mattress |
| US11771406B2 (en) | 2020-08-12 | 2023-10-03 | Apple Inc. | In-bed temperature array for menstrual cycle tracking |
| CN112234860B (zh) * | 2020-09-15 | 2022-03-04 | 西安交通大学 | 一种电磁压电复合式多轴振动和摆动能量俘获装置 |
| CN112710714B (zh) * | 2020-11-20 | 2023-01-31 | 扬州大学 | 一种自驱动自传感的微悬臂梁免疫生物传感器及其制备方法 |
| CN113069222A (zh) * | 2021-04-08 | 2021-07-06 | 太原理工大学 | 一种骨骼接合手术中骨间压力检测装置及方法 |
| CN113295303A (zh) * | 2021-04-29 | 2021-08-24 | 北京遥测技术研究所 | 氮化铝压电mems谐振式压力传感器 |
| US11874189B2 (en) * | 2021-07-02 | 2024-01-16 | Applied Materials, Inc. | MEMS resonator sensor substrate for plasma, temperature, stress, or deposition sensing |
| CN113466334B (zh) * | 2021-07-22 | 2023-05-12 | 中国科学院空天信息创新研究院 | 悬臂梁结构及制备方法、多组分微纳谐振气体传感器 |
| IT202100027965A1 (it) | 2021-11-03 | 2023-05-03 | Milano Politecnico | Dispositivo multi-risonatore per uso in sistemi di raccolta energia o in un sistema di azionamento |
Family Cites Families (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH01209354A (ja) * | 1988-02-17 | 1989-08-23 | Fujikura Ltd | 化学センサ |
| JPH04370742A (ja) * | 1991-06-19 | 1992-12-24 | Sony Corp | 化学センサーとその回路との結線方法 |
| US5856722A (en) * | 1996-01-02 | 1999-01-05 | Cornell Research Foundation, Inc. | Microelectromechanics-based frequency signature sensor |
| US6575020B1 (en) * | 1999-05-03 | 2003-06-10 | Cantion A/S | Transducer for microfluid handling system |
| CN100342235C (zh) * | 2002-09-24 | 2007-10-10 | 英特尔公司 | 通过悬臂偏转检测和／或识别分析物的方法和装置 |
| JP4213061B2 (ja) * | 2003-03-28 | 2009-01-21 | シチズンホールディングス株式会社 | Ｑｃｍセンサーおよびｑｃｍセンサー装置 |
| US7759924B2 (en) * | 2003-11-25 | 2010-07-20 | Northwestern University | Cascaded MOSFET embedded multi-input microcantilever |
| KR100681782B1 (ko) * | 2004-03-29 | 2007-02-12 | 성균관대학교산학협력단 | 마이크로 압전 구동소자를 이용한 미세 화학 센서용감지소자 및 제조방법 |
| KR100620255B1 (ko) * | 2004-03-30 | 2006-09-13 | 전자부품연구원 | 압전 마이크로 칸티레버를 이용한 화학 센서 및 그 제작방법 |
| KR100583233B1 (ko) * | 2004-09-16 | 2006-05-26 | 한국과학기술연구원 | 생체물질 측정 시스템 및 방법 |
| JP2007043054A (ja) * | 2005-03-04 | 2007-02-15 | Sony Corp | 圧電素子及びその製造方法 |
| US7904158B2 (en) * | 2005-04-28 | 2011-03-08 | Medtronic, Inc. | Measurement of coronary sinus parameters to optimize left ventricular performance |
| JP2007248323A (ja) * | 2006-03-17 | 2007-09-27 | National Institute Of Advanced Industrial & Technology | 分子検出センサ |
| WO2007037926A2 (en) * | 2005-09-23 | 2007-04-05 | Sharp Laboratories Of America, Inc. | Mems pixel sensor |
-
2008
- 2008-02-29 KR KR1020080019031A patent/KR100975010B1/ko not_active IP Right Cessation
-
2009
- 2009-02-24 WO PCT/KR2009/000868 patent/WO2009107965A1/ko active Application Filing
- 2009-02-24 JP JP2010503990A patent/JP5431301B2/ja active Active
- 2009-02-24 EP EP09714045.3A patent/EP2251681B1/en active Active
- 2009-10-15 US US12/579,660 patent/US8169124B2/en active Active
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20190118419A (ko) * | 2018-04-10 | 2019-10-18 | 국민대학교산학협력단 | 열팽창 정도 측정 장치 및 열팽창 정도 측정 방법 |
| KR102042706B1 (ko) | 2018-04-10 | 2019-11-08 | 국민대학교산학협력단 | 열팽창 정도 측정 장치 및 열팽창 정도 측정 방법 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP2251681B1 (en) | 2020-07-29 |
| WO2009107965A1 (ko) | 2009-09-03 |
| US8169124B2 (en) | 2012-05-01 |
| KR20090093486A (ko) | 2009-09-02 |
| EP2251681A4 (en) | 2017-05-03 |
| JP2010525317A (ja) | 2010-07-22 |
| US20100033058A1 (en) | 2010-02-11 |
| EP2251681A1 (en) | 2010-11-17 |
| KR100975010B1 (ko) | 2010-08-09 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5431301B2 (ja) | マルチサイズの圧電マイクロカンチレバー共振子アレイを用いた物理／生化学センサー及びその製作方法 | |
| US6854317B2 (en) | Embedded piezoelectric microcantilever sensors | |
| KR100479687B1 (ko) | 캔틸레버 센서 및 그 제조 방법 | |
| US20050103097A1 (en) | Sensor | |
| JP4913032B2 (ja) | 応力に基づく化学反応の静電測定 | |
| US20090191616A1 (en) | Biosensor structure and fabricating method thereof | |
| US7726175B2 (en) | Embedded piezoelectric microcantilever sensors | |
| US20230168184A1 (en) | Sensor Device for Biosensing and Other Applications | |
| KR100845717B1 (ko) | 초소형 마이크로 브리지 질량 센서를 이용한 인체바이오마커 센서 및 모듈 | |
| Mehdizadeh et al. | Direct detection of biomolecules in liquid media using piezoelectric rotational mode disk resonators | |
| KR100681782B1 (ko) | 마이크로 압전 구동소자를 이용한 미세 화학 센서용감지소자 및 제조방법 | |
| EP1531731B1 (en) | Embedded piezoelectric microcantilever sensors | |
| KR100620255B1 (ko) | 압전 마이크로 칸티레버를 이용한 화학 센서 및 그 제작방법 | |
| KR101583470B1 (ko) | 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서 및 이를 포함하는 바이오 센서 | |
| Klaitabtim et al. | Design consideration and finite element modeling of MEMS cantilever for nano-biosensor applications | |
| JP4247554B2 (ja) | メカノケミカル式センサー | |
| Mahdavi | Resonant MEMS Piezoelectric Balances and Strain-Gauges | |
| Maraldo | Detection of proteins and pathogens in complex matrices using a novel cantilever design | |
| VINCHURKAR et al. | Development of Micro/Nano Electro Mechanical System based Sensors for Societal Applications | |
| Iqbal | Real-Time Bio Sensing Using Micro-Channel Encapsulated MEMS Resonators | |
| BG110556A (bg) | Метод и сензор за имунометричен наноанализ |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20111205 |
|
| A601 | Written request for extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601 Effective date: 20120301 |
|
| A602 | Written permission of extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602 Effective date: 20120308 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20120403 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20120608 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20121004 |
|
| A911 | Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911 Effective date: 20121011 |
|
| A912 | Re-examination (zenchi) completed and case transferred to appeal board |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A912 Effective date: 20130201 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20131018 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20131204 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 Ref document number: 5431301 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |