TW200907337A

TW200907337A - A biosensor chip and a method of manufacturing the same

Info

Publication number: TW200907337A
Application number: TW097115018A
Authority: TW
Inventors: Tello Pablo Garcia; Evelyne Gridelet; Franciscus Petrus Widdershoven
Original assignee: Nxp Bv
Priority date: 2007-04-27
Filing date: 2008-04-24
Publication date: 2009-02-16
Also published as: WO2008132656A2; WO2008132656A3; US20100052080A1; JP5027296B2; CN101669025A; JP2010525360A; EP2140256A2; EP2140256B1; CN101669025B

Description

200907337 九、發明說明：【發明所屑之技術領域】發明領域本發明關於生物感測器晶片。 5 再者，本發明關於製造生物感測器晶片之方法。發明背景生物感測器可表示一種裝置，其可用於分析物之檢測’該分析物組合生物組件與物理化學或物理檢測器組件。 10 舉例而言，生物感測器可以下述現象為基礎：固定化在生物感測器之表面上的捕捉分子可與流體樣品内的目標分子選擇性地雜交，舉例而言，當作為捕捉分子之抗體的抗體結合片段或DNA單股的序列適合目標分子之對應序列或結構時。當此類雜交作用或感測器結果發生在感測器 15之表面時，此可改變表面的電氣特性，該電氣特性可被檢測作為感測器結果。 WO 2005/106478揭露官能化生物感測器之方法，尤其是以裝設在成品加工晶圓上之半導體晶片為主者，提供放置於其上方的感測區域’其可設置成陣列，以及為了進行 2〇官能化，利用例如核酸，譬如DNA、RNA及ΡΝΛ或其衍生物，蛋白質’糖分子或抗體之有機分子。傳統生物感測器晶片一般具有設置於半導體結構之前段製程部分中的感測表面，也就是位在空間上鄰近積體半導體元件處，例如檢測電晶體。換言之，在此類傳統方法 200907337 中，感測器活性表面是直接設置在經加工之半導體結構的頂部。 L發明内容3 發明之目的及概要 5 本發明之一目的為提供穩健的生物感測器。為了達到上述目的，提供根據本發明申請專利範圍獨立項之生物感測器晶片及製造生物感測器晶片之方法。根據本發明之典型實施例，提供用於檢測生物顆粒之生物感測器晶片，該生物感測器晶片包含感測器活性區 10 域，其對於生物顆粒具有敏感性，且設置於該生物感測器晶片之後段製程（Back End of the Line )部分。根據本發明之另一典型實施例，提供一種製造生物感測器晶片之方法，該方法包含在該生物感測器晶片之後段製程（Back End of the Line )(部分），設置（或形成）對 15 生物顆粒具有敏感性之感測器活性區域。專門術語“後段製程”（BEOL)或“後段製程部分” 一詞可特別表示積體電路製造之一部分，其中活性組件（電晶體、電阻器等）係與晶圓上的佈線互連。BEOL —般是在當第一層金屬沈積在經加工之晶圓上開始。其包括接 20 觸、絕緣體、金屬濃度，以及用於封裝設計（chip-to-package) 連接之接合部位置。因此，尤其是未與經加工之半導體基板直接接觸之積體電路的每一結構組件，可視為屬於 BEOL。相對地，專門術語“前段製程（Front End of the 200907337

Line) ”（FEOL)或“前段製程部分” 一詞可特別表示積體電路製造之第一部分，其中個別元件（電晶體、電阻器等）係在半導體中圖案化。FE0L —般涵蓋所有事物直至（但不包括）金屬層的沈積。因此，尤其是部分經加工之半導體 5 基板的積體電路之每一結構組件，可視為屬於FE0L。換言之，後段製程部分可直接位在前段製程部分的頂部（以對應製造過程之空間方向）。專門術語“生物感測器” 一詞可特別表示可用於檢測包含生物分子之分析物的任何元件，該生物分子例如 10 DNA、RNA、蛋白質、酶、細胞、細菌、病毒等。生物感測器可組合生物組件（例如在可檢測分子之感測器活性表面的捕捉分子）與物理化學或物理檢測器組件（例如具有可藉由感測結果調整之電容的電容器，或具有可藉由感測器結果調整之氧化還原電位的層，或具有可藉由感測器結 15 果調整之閾值電壓或通道導電性之場效電晶體）。專門術語“生物感測器晶片”一詞可特別表示以積體電路形式形成之生物感測器，也就是說，以電子晶片的形式，尤其是在半導體技術，更特別地是在矽半導體技術，又更特別地是在CMOS技術。由於使用微細加工技術，單 20 片積體化生物感測器晶片具有尺寸極小的特性，以及因此空間解析度大及訊號雜訊比高，特別是當生物感測器晶片尺寸，或更明確地是其組件之尺寸，接近或到達生物分子尺寸的數量級時。專門術語“生物顆粒”一詞可特別表示任何顆粒，其 7 200907337 在生物學或在生物或生化過程中扮演重要的角色，例如基因、DNA、RNA、蛋白質、酶、細胞、細菌、病毒等。專門術語“感測器活性區域”一詞可特別表示感測器之暴露區域，可使該暴露區域與流體樣品相互作用，以致 5 於感測結果可發生於感測器活性區域。換言之，感測器活性區域可為感測器元件之實質敏感性地區，其中發生此過程的地區，其形成感測的基礎。專門術語“基板” 一詞可表示任何適當的材料，例如半導體、玻璃、塑料等。根據一典型實施例，專門術語“基 10 板”一詞可用於一般界定位在有興趣之層或部分之下及/ 或之上的成層元件。再者，基板可為例如半導體晶圓之任何其他基底，在此基底上可形成層，此半導體晶圓例如矽晶圓或矽晶片。專門術語“流體樣品”一詞可特別表示物質之相的任 15 何子集。此類流體包括液體、氣體、漿液，以及某種程度上之固體，以及其等之混合物。流體樣品之例子為含有D N A 之流體、血液、皮下組織之組織液、肌肉或腦組織、尿液或其他體液。舉例而言，流體樣品可為生物物質。此物質可包括蛋白質、多肽、核酸、DNA股等。 20 根據本發明之一典型實施例，單片積體化生物感測器係設置在一電子晶片結構中，包含（半導體）基板，其中在前段製程（Front End of the Line )部分形成該生物感測器晶片之第一電子組件。在該前段製程（Front End of the Line)部分之上，可設置第二堆之其他層及結構作為後段 200907337 製程（Back End of the Line)部分。根據本發明之一典型實施例，感測器活性區域可設置於後段製程（Back End of the Line )部分。因為實際檢測結果（在顆粒敏感性生物感測器探針上，於BEOL中進行）與檢測訊號評估（在形成於 5 FEOL中之積體化電子組件中進行，例如場效電晶體）之間的空間分隔，顆粒敏感性生物感測器探針之BEOL加工可能是有利的。當供作感測器活性區域之奈米電極結構可製成夠小，此結構可特別有利。舉例而言，此奈米電極可設置在具250 nm、130nm或更小之尺寸的FE〇L上，以及例 10如可實現作為具有接近待檢測之生物分子之尺寸的感測口袋。此可容許獲得訊號雜訊比之顯著改良。 BEOL部勿用於加工感測器活性區域的特殊優點為，可使流體樣品之液體組件（例如水溶液）與BEOL層相互作用，以及可適當藉由BEOL堆與設置於下方之1^〇[堆 15分隔，以致於例如場效電晶體之閘極區域的FE0L組件，沒有受到流體液態樣品之污染或危害的危險。因此，藉由在BEOL中進行感測作業，有可能可靠地使液體組件與設置在FEOL唐中BEOL層之下的微電子檢測元件去耗合及分離。在標準BEOL製程提供的材料，例如銅，對於作為 20 BEOL電極具有有利的特性，此電極可連接至包埋之fe〇l 電晶體。因此，根據一典型實施例，可提供在BE〇L層中，而非FEOL層中，具有感測器活性表面之生物感，。相對於傳統生物感測器’其具有在FEOL區域中的感測器活性 200907337 表面以及接著遭遇待分析之流體樣品與半導體結構之間的非所欲交互作用，本發明之實施例由於感測器活性表面（在 BEOL中）與控制或感測電子元件（在FE〇L中）之間的办間去耦合’可更穩健的且容許在潮濕及嚴苛的條件下應用。 5 舉例而言，在銅奈米電極上，可提供半組合之單層，其可特別設計供結合例如抗體之捕捉分子。銅電極接著可與第二電極組合以供作電容器，該第二電極可為半導體層序列之第二金屬化層，或可為遠離半導體層序列設置之相反電極。感測結果（例如在固定化於SAM層上之捕捉分子 10與樣品中的目^分子之間的雜交作業）可接著調整電容5| 之電谷值。然而，以電容為主的感測結果的替代方案是可能的，例如當感測器活性表面之反應調整例如感測器之表面的氧化還原電位的電化學特性時。此可藉由例如場效電晶體來感測’作為閾值電壓或源極/沒極電流的特徵改變。 15 因此，利用先進的CMOS技術迫近感興趣之涉及有關疾病診斷及監測等過程之生物分子的尺寸，本發明之實施例得以利用此先進之CMOS技術作為非常精準的檢測器，尤其是單一分子檢測。因此，根據本發明之典型實施例，提供用於製造生物感測元件之奈米電極的CMOS後端加工 20 技術。此奈米電極可在單一分子層級上，容許與特定疾病 (例如癌症）有關之分子的檢測。由於利用先進CMOS技術可在BEOL中製造之小尺寸電極，可達成單一分子範圍的檢測。此奈米電極之加工可涉及蝕刻製程及/或化學機械拋 200907337 光（CMP )技術，藉此容許製造便宜反f靠的生物感測器，其適用於單一分子生物感測器的大量生產。因此，有可犯進行生物感測元件之後端加工，製造與CMOS為主之感測器技術’尤其是涉及拋光及/或蝕刻併用之奈米電極。 5 相對於進行純前端加工以製造CMOS為主之生物感測器的傳統方式，藉此使生物分子直接結合至用於製造電晶體之閘極的多晶石夕或其他材料（參見傳統的觀念，例如 ISFET)，本發明之實施例提供BE〇L中之感測器活性區广域’藉此顯著地增加元件的精確度。 10 在根據典型實施例之生物感測元件的後端加工方面， CMOS技術可用於作為得到上位且高敏感性的生物感測平台的強驅動器’該平台可以關切疾病診斷及監測之點為目標。因此，本發明之實施例可實行CM〇s技術中的（半標準）後端加工。此元件之典型應用可為感測口袋内部之抗 15體的捕捉，借助於與此感測口袋聯結之電晶體，可檢測抗 It之存在。注意因抗體存在而產生且與電晶體之沒極電流 ' 改變有關之電容改變，可完成檢測。本發明之實施例可在後段製程中製造感測器活性區域藉此容許具有低於傳統方法之製程複雜度以及容許（例如當進行CMP時）具有實f平坦的結構，藉此涉及較少之圖案化地形。根據本發明之一典型實施例，電容之改變可依生物分子之存在與^，產生於感測σ袋巾（例如抗體·抗原反應方面），以及此可在後端進行選擇性。在感測口袋（例如在(奈 11 200907337 米）電極之表面上）中感測結果之存在下，以電容之簡單改變為主之生物感測器晶片的實行，可容許提供無標籤的生物樣品。結合（螢光）標籤至DNA或其他生物感測器之組件可涉及額外費力，藉由本發明之實施例，此額外勞力是 5 可有可無的。然而，本發明之其他實施例亦可涉及以標籤為主的檢測技術，例如當光學讀取感測器結果時（例如螢光性檢測）。藉由製造具有集積於單一共同基板之多數生物感測器晶片的生物感測器陣列，準確性或敏感性可藉由大量平行 10 之方式進一步改良。舉例而言，可提供各自連接至分配之入口電晶體或讀出電晶體的大量奈米電極，其中單一分子檢測結果可發生在每一奈米電極。或者，可能在每一奈米電極有多數感測結果表現。然而，利用多數奈米電極之方法，可由每一奈米電極獲得個別的感測資訊，藉此顯著改 15 良準確性。亦可採用電子元件作為生物感測器陣列，其為前述類型之大量生物感測器元件的結構。在此一生物感測器陣列中，生物感測器晶胞可以似矩陣的方式設置，以及可經由位元線或字元線控制，利用電晶體作為開關，以致得以進 20 入或被防止進入所欲的個別生物感測器晶胞。多數生物感測器晶胞可單片積體化於共同（例如矽）基板中。接下來，將解釋說明生物感測器晶片之其他典型實施例。然而，此等實施例亦應用於製造生物感測器晶片之方法。 12 200907337 ,感測器活性區域之暴露面積的尺寸，最多可為應用於製造生物感測器晶片之CM0S製程之最小微影特徵尺寸的 1·6倍’尤其是最多U倍’更特別的是最多〇 7倍。尤其，可提供生物感利器’其具有在利用銅互連之先進製 5程的後段製程部分的表面上產生之生物敏感性部分’其中暴露之銅表面的直徑等於或小於經由對應CMOS製程之最小銅導通孔之最小微影特徵尺寸的16倍。稍小於i的值 (例如降至約0·7)可對應次特徵尺寸的孔，其係藉由增加些微額外製程步驟或藉由應用第一金屬特徵尺寸所產生。 10此將需要部分額外的製程步驟，或對於更苛求之標準 CMOS步驟（例如在應用第_金屬特徵尺寸）上更嚴格的控制。即使原則上可產生較小的值，但將要求更廣大的額外加工的努力。再者，其等將導致生物感測器晶胞之敏感性地區的比例顯著降低。再者，因為無論如何奈米電極感 15測器節點之總電容將受限於寄生電容，即使藉由更進一步減小半徑，無法顯著改良感測器之敏感性。為了能夠實際受益於較小的奈米電極半徑，必須減小電晶體及互連層的尺寸，以及也就是說，至下一 CMOS節點的步距。感測器活性區域可設置在生物感測器晶片之後段製程 20 (Back End of the Line)的上表面。專門術語“上”一詞可意指根據生物感測器元件製造的次序（以致於FEOL形成生物感測器元件之較低的部分，以及BEOL形成生物感測器元件之較高部分）。因此，感測器活性區域可暴露至生物感測器晶片之表面，此表面可與待分析之流體樣品發生 13 200907337 交互作用。尤其，可提供多數層之堆疊，其涉及多數導電性連接元件（例如導通孔及/或金屬化結構），以使感測器活性區域與讀出元件（例如設置於基板中之場效電晶體）在空間上分隔，但電子地耦合感測器活性區域至讀出組 5 件。此可容許適當地分隔前段製程組件，其可能被來自 BEOL中可能比較不易被液體破壞之感測器活性表面之流體或液體樣品所破壞。生物感測器晶片在後段製程可包含至少一中間金屬化結構（一般為多數中間金屬化結構），其中感測器活性區 10 域可經由至少一中間金屬化結構，電氣耦合至生物感測器晶片之前段製程。尤其，於多層中提供此種中間金屬化結構以提供FEOL與BEOL之間的可靠空間分隔是可能的。然而，可由電氣適當之導電銅材料製成之此類金屬化結構，可容許感測器活性表面與例如電晶體之下層評估電路 15 之間的低歐姆電氣耦合。生物感測器晶片可包含電容器結構，其至少部分形成於後段製程，且設置成使電容器之電容值可受到感測器活性區域之檢測結果的影響。因為生物分子可具有介電特性，電容器之介電常數值可在此等分子存在下，以及因此 20 選擇性地在感測結果存在下，選擇性地改變。此一電容器的電極或電容器板可藉由金屬化電極形成（部分）之感測器活性區域本身來形成，以及另一電容器板可為積體化生物感測器晶片之另一導電性結構，或者可為遠離形成生物感測器晶片之層序列的相反電極。舉例而言，此一相反電 14 200907337 極可沈浸於待分析之溶液/流體樣品中。然而，實施另一可擇之檢測反應圖是可能的，該檢測反應圖不包括電容器，例如感測結果直接影響作用在電晶體之閘極區域的電壓，或其類似物。 5 生物感測器可包含在前段製程中形成之開關電晶體，且電氣地耦合至感測器活性區域。此一開關電晶體可為實現n-MOSFET或p-MOSFET之場效電晶體。感測器活性表面可電氣耦合至此一開關電晶體結構之源極/汲極區域中之一，以致於施與電晶體閘極之讀出電壓可造成源極/汲 10 極電流，其與流體樣品之顆粒的存在與否有關（以及亦與顆粒含量有關），因為此對電容器的電壓具有影響，其可轉移至源極/汲極區域中之一。或者，此電壓可直接作用在MOSFET之閘極區域，藉此改變閾值電壓，或當電壓施與至源極與汲極之間時，改變流經源極與汲極之間電流的 15 值。生物感測器可包含設置於感測器活性區域之表面的一捕捉分子（或多數捕捉分子），且適用於與生物顆粒交互作用（例如適用於雜交）。更特別地，具有設置在每一奈米電極上之單一捕捉分子即可足夠，因為在前段製程中進 20 行現代CMOS製程，可容許製造具有與例如抗體相同數量級之尺寸的奈米電極。然而，亦可能在每一奈米電極上提供多數抗體。當感測器活性區域包含奈米電極，電極的尺寸可為奈米數量級，例如可小於300 nm，例如可小於或等於250 15 200907337 nm，或可小於或等於130 nm。奈米電極愈小，所得之感測器口袋愈敏感。奈米電極可包含銅材料，尤其是藉由自組裝單層膜 (SAM)覆蓋之銅材料。此等材料可作為氧化保護層或障壁 5 層或使捕捉分子之結合有可能，藉此容許使用相對敏感性材料銅，由於其高導電性及與製程要求的相容性，此材料是高度適合的。銅材料在化學上具有類似傳統上使用於生物感測之金的特性，但金具有顯著的缺點，因為其快速擴散入使用於矽製程技術之許多材料中，因而破壞1C的效 10 能，其難以蝕刻，以及金的殘餘物在清潔步驟中難以去除。然而，本發明之尚佳實施例亦可涉及金。再者，例如I呂或其類似物之材料也可使用。生物感測器可包含電氣絕緣層，其形成生物感測器晶片之部分表面，以及具有凹處，其中感測器活性區域之暴 15 露表面係供作凹處内的感測口袋。藉由提供感測口袋，可形成遮蔽及限定區域，其中可產生感測結果。在凹處之底部，可提供具有小尺寸之奈米電極，以致於單一或一些捕捉分子可以機械保護的方式設置於此等感測口袋中。因此，即使在嚴苛條件下，仍可使用生物感測器晶片。 20 生物感測器晶片可以CMOS技術製造。CMOS技術，尤其是其最近的世代，容許製造具有非常小之尺寸的結構，以致於藉由實行CMOS技術，尤其是前段製程，將改良元件之（空間）準確性。CMOS製程可為較佳的選擇。 BiCMOS製程事實上是具有部分額外製程步驟的CMOS製 16 200907337 程，以增加雙極電晶體。CMOS製程備有其他包埋的選擇，例如包埋之記憶體(flask)或包埋之DRAM等。尤其，因為選擇的存在，可與提供使用隨“零成本”選擇出現之其他材料的機會有關。舉例而言，隨包埋之DRAM製程出現的 5 適當ilj -k材料（具有rfj介電常數之絕緣材料5例如氧化紹）可以“零成本”使用，以覆蓋奈米電極之銅表面，該銅表面上具有保護的介電層，接下來，可沈積SAM (SAM的功能將為“官能化”感測器表面，例如使能夠結合捕捉探針分子）。 10 生物感測器元件可被單片積體化於半導體基板中，尤其包含由第IV族半導體（例如矽或鍺）及第III族-第V族半導體（例如砷化鎵）組成之組群中之一。在製造生物感測器晶片之方法的末端，可形成電氣絕緣層，其形成生物感測器晶片之部分表面且具有凹處，其 15 中該感測器活性區域之暴露表面係供作凹處内的感測口袋。在此實施例中，使用供暴露感測器活性表面之蝕刻製程可有利於製造此一元件。然而，更有利的是使用化學機械拋光（CMP)以製造具有暴露之感測器活性表面的層序列，因為結果可容許具有小型奈米電極，其具有實質平坦 20 的表面。生物感測器晶片或微流體元件可為感測器元件或感測器元件之一部分。感測器讀出元件、晶片實驗室 (lab-on-chip)、電泳元件、樣品輸送元件、樣品混合元件、樣品沖洗元件、樣品純化元件、樣品放大元件、樣品萃取 17 200907337 元件或雜交分析元件。尤其，生物感測器或微流體元件可在任何生命科學裝置上實施。對於任何方法步驟，可應用任何由半導體技術已知的傳統製程。形成層或組件可包括沈積技術，例如CVD (化 5 學汽相沈積）、PECVD (電漿增強化學汽相沈積）、ALD (原子層沈積）或藏鑛。移除層或組件可包括姓刻技術，例如濕式蝕刻、電漿蝕刻等，以及圖案化技術，例如光微影術、UV微影術、電子束微影術等。本發明之實施例不為特定材料所束缚，所以可使用許 10 多不同材料。對於導電性結構而言，可使用金屬化結構、矽化物結構或多晶矽結構。對於半導體區域或組件而言，可使用結晶矽。對於絕緣部分而言，可使用氧化矽或氮化石夕。生物感測器可形成在純結晶矽晶圓上或SOI晶圓（覆 15 矽絕緣體）。可應用任何製程技術，例如CMOS、BIPOLAR、 BICMOS。本發明之上述定義的方面及其他方面，可由下文中描述之實施例的例子顯現，且參考實施例的此等例子來解 20 釋說明。圖式簡單說明本發明將參考實施例之例子在下文中更詳細地說明，但本發明並不受限於此。第1圖、第2圖、第14圖及第15圖顯示根據本發明 18 200907337 之典型實施例的生物感測器晶片。第3圖至第11圖顯示根據本發明之典型實施例，在生物感測器晶片之製造期間所獲得之層序列。第12圖及第13圖顯示例示說明為何CMOS技術特別 5適用於製造根據本發明之典型實施例的生物感測器晶片的圖形。 t實施方式1 實施例之說明圖式中的例示說明是概要的。在不同圖式中’類似或 10相同的元件被給予相同的元件符號。在下文中，參考第1圖，將解釋說明根據本發明之一典型實施例的生物感測器晶片100 ° 生物感測器晶片100係適用於檢測生物顆粒（例如抗原，未顯示於圖式中），且包含感測器活性區域101，其係 15對生物顆粒具敏感性設置在生物感測器晶片之後段製程部分102的頂部。更特別地，感測器活性區域101係設置在生物«胃W⑽之BE〇L區域102的上表面 103。提供BEOL部分㈧中之多數中間金屬化結構104至 2〇脳，以致於感測器活揀區域1〇1係經由中間金屬化結構 ΠΜ至1G6,電氣耦合β物感測器晶片⑽之前段製程部分 107。更特別地，形成部分感測器活性區域1〇1之奈米電極 ⑽係經由多數中間金屬化結構1〇4至1〇6，電㈣合至集 19 200907337 積於FEOL^區域1〇7中的場效電晶體ιΐ3。電容器結構係部分形成於後段製程部分ι〇 =器的，係受到感測器活性區域1〇1二 5 10 、二到抗原(未顯示)結合至固定化在感測器 /卜域101之表面1〇3的抗體112的影響）測結果影響感測器口袋117之介電常數值。更特別地，: 電容器的第-電極係由銅層⑽所形成，以及此電容器之第二電極係由相反電極109所連接之電解質15〇所彤成，該相反電極在本發明中，係遠離單片積體化層序列1㈨而設置。或者，可將形成電容器之第二電極的電氣導電結構整合於層堆疊中。此一實施例顯示於第2圖中且將更詳細地描述於下文中。更特別地，根據本發明之典型實施例的生物感測器 100中的實際電容器為電解電容器。在此例子中，在測量期 15間，感測器100是沈浸在電解質150中。電解質15〇可為分析物本身，或於抗原被SAM表面上之固定化捕捉探針 112捕捉後置換分析物之另—導電性流體。銅奈米電極為一電容器板，導電性流體150為其他電容器‘‘板”。— 板108、150係藉由作為電容器的介電層之sam 115分隔。 20當生物分子結合至SAM 115(例如捕捉探針112在§AM表面115之固定化的結果）’或生物分子被捕捉探針112捕捉（例如藉由捕捉探針112捕捉抗原之結果），電容器之介電層的介電特性將改變，以及因此電容器的電容亦改變。電解質150係與相反電極1〇9連接。 20 200907337 如第1圖中概要地指明者，電晶體結構113係形成於前段製程部分107且經由多數金屬化結構1〇4至1〇6、1〇8, 電氣耦合至感測器活性區域101。顯示電晶體113之閘極區域110，以及通道區域lli。源極/汲極區域係分別位在圖 5式平面的前方及後方，以及因此未明確地指明於第1圖中。如熟習疋項技術者所知，其等可形成電氣耦合至通道區域 111之二側的摻雜區域的形式。由第1圖中可知，單一抗體分子112係固定化在感測器活性區域101之表面103上，且適於與生物顆粒交互作 10用。尤其，抗體112係適於與對應的抗原相互作用。在表面103之銅金屬化結構1〇8的尺寸可為25〇 nm，以及因此形成可發生檢測結果之奈米電極。奈米電極1〇8 係由襯墊著氮化钽層114之銅材料形成。由第丨圖進一步可知，SAM層115 (自組裝單層膜）係橋接銅結構1〇8及 15抗體112。在最終CMP步驟後餘留之裸銅表面可在空氣或水中决迷氧化。因此，在此CMP步驟期間（或在後續清潔步驟期間），一般沈積BTA (抗蝕劑）以抑制氧化。在此方式中，在SAM 112沈積之前，晶圓可貯存一定的時間（數天 2〇或可能數週）。恰好在SAM沈積之前，自銅表面移除bta。實驗上發現到某些濕式-化學SAM沈積秘訣實際去除BTA本身。在該例子中，在SAM沈積之前，非嚴格要求必須去除 BTa，因為其將自動發生。於§AM沈積之後，不可能再沈 21 200907337 積BTA’因為BTA將污染SAM表面。相反地，適當的SAM 112本身將作為抗蝕劑。或在SAM沈積之後，感測器晶片必須貯存在非氧化性氛圍中。除此之外’生物感測器晶片100包含電氣絕緣層116, 5其形成生物感測器晶片100之部分表面且具有凹處117,其中感測器活性區域101之暴露表面103係供作凹處117之感測口袋體積。生物感測器晶片1〇〇係在CMOS技術中製造，自矽基板U8開始’其表面係顯示於第1圖中，以及其可具有p 10 井或N井。可提供用於電氣接觸生物感測器晶片100之接合墊，但在第1圖中未顯示。更特別地’電氣絕緣的淺溝漕絕緣結構119係設置在半導體基板118_L或其中。問極11〇包含多晶石夕材料及c〇si 15石夕化物結構。再者，碳化石夕層12〇係設置在淺溝漕絕緣層 119上及在閘極堆疊11G上。氧化⑦層121具有接觸孔，其中开^成鶴接觸。在此結構之頂部，提供另-碳化梦層14卜在石厌化石夕層141之頂部，預見氮化组襯墊層122以襯塾溝槽，充填銅材料以形成銅金屬結構105。其係包埋在另-氧夕層123巾。在此結構之頂部，形成另一破化石夕層124， =著在形成於另—氧切層126之導通孔中形成氮化组概曰25將匕襯塾之導通孔充填銅材料，藉此形成銅導通接下來，可沈積碳化矽層127，接著放置另一氧化石夕層128，其中可餘刻另—溝槽，其可襯塾有另—氮化组結 22 200907337 構9此經襯墊之溝槽可充填銅材料，藉此形成銅金屬層 108。可進行CMP (化學機械拋光）製程以在生物感測器晶片100中產生實質平坦的表面。在下文中，參考第2圖，將解釋說明根據本發明之另一典型實施例。此實施例係以蝕刻製程為主，將更詳細地描述於下文中。相對於第1圖之實施例，第2圖之實施例在碳化石夕層 116上具有另—氧化矽層2〇1，以及在氧化矽層上具有另反化石夕層202。再者，另一氧化石夕層2〇3係設置在碳化 a 02上。氮化组結構2〇4係供作字元線，夾置於層卜 202之間。、再次地’形成—口袋117，以及亦形成接合墊，然而，接合墊未描述於第2圖中。在第2圖中，電容器係藉由導電結構1〇8及2〇4形成。

20 第3圖顯示根據本發明之一典型實施例之形成生物感测器晶片的層結構的截面圖3〇〇。向，在第3圖中，僅顯示最上方的部分。再次顯示感測口袋m，以及感測器活性表面⑻。除了所示之組件以外，舉例而言，在第3圖中，接合墊區域3G1亦包含形成於襯塾有氮化组層如之溝槽中的鋼結構搬，包含另—氧化石夕層綱，氮化石夕層305及銘接觸3〇6。亦顯示另一氮化钽層31〇。然而，如同下文中將參考第4圖至第^ _描述者， 23 200907337 與第3圖相較，自圖案化的地形以及製程的複雜性在此實施例中可進一步降低。參考第4圖至第U圖描述之製造過程開始於“金屬2 層”，如第4圖中層序列4〇〇所示。 5 10 15 20 由第4圖可見，銅結構刚之側直徑為450 nm，而接合塾地區301之銅結構302的尺寸為數量級ι〇〇㈣之尺寸。為了獲得如第5圖所示之層序列.由第4圖所示之層序列400開始，碳化石夕層116、氧化石夕層5〇ι及氮: 502是沈積在層序列400上，_此於“各厪曰错此於金屬2，108圖案化後進行介電質沈積。 ^ 為了獲得如第6圖所示之層序列_，光阻層601係形成在層結構500上，以及進行導通孔姓刻製程產生孔602。為了獲得如第7圖所*之層相·，去除光阻撕，以及為了達到形成接合塾開σ观的目的，在層序列彻之表面上沈積及圖案化光阻層7〇1。為了獲得如第8圖所示之層序列，開始下—金沈積。為了達此目的，自表面及自至少部分充填光阻: 之孔602内部去除光阻701，在表面_之頂襯墊層802及鑛銅基層8G3。積11化麵 +顯示於第9圖之層序列_係藉由沈積鋼材藉此進行鍍銅製程以產生銅結構9〇1。又于在接合墊地區301，產生銅接合墊結構9〇2。 24 200907337 在感測區域’產生第二銅導通孔903。為了獲得顯示於第10圖之層序列1000，進行氣體退火以改良銅區域之電氣及物理特性，以及去除在蝕刻步驟期間可能已蓄積之電漿損害部分。為了獲知顯示於第11圖之層序列11〇〇,在銅結構9〇1 上進行CMP(化學機械拋光），藉此藉由簡單製程獲得平坦的地形。在下文中，將根據本發明之一典型實施例，解釋說明為何先進CMOS技術特別適用於生物感測器晶片。 10 主要一點是在於先進CMOS技術中最小微影特徵尺寸，係迫近令人感興趣之涉及有關疾病診斷及監測過程的生物分子之尺寸。此事實可用於單一分子檢測層級。第12圖顯示具有橫座標1201之圖形12〇〇，CMOS節點是沿著橫座標繪製，以nm表示。沿著圖形12〇〇之縱座 15標12们，顯示CMOS結構的直徑，以nm表示。由第12圖可看出，CMOS有降低尺寸的趨勢。lgG抗體的尺寸係以虛線顯示。為了與第12圖比較，繪製如第13圖所顯示之圖形 1300 〇 20 沿著橫座標1301，技術發展係繪製在顯示年份的時間軸上。沿著圖形1300之縱座標1302，顯示不同結構之尺寸為了做比較’、*σ核为枝桿菌（Mycobacterium Tuberculosis)、lgG抗體、菸鹼性乙醯膽鹼受體、葡萄糖氧化酶及雙股DNA分子中驗基對間隔係以虛線表示。 25 200907337 換5之，第12圖及第13圖顯示先進CMOS半導體技術之最小微影特徵尺寸，如何迫近疾病診斷及監測中令人感興趣之生物分子的尺寸，以及已達到細菌及病毒的尺寸。第12圖與第13圖組合顯示出生物感測器晶另之準確 5性可藉由應用愈來愈小之最小微影特徵尺寸的CMOS技術來增加。單一分子測量（較佳為大規模平行地完成），比一或一些固有僅提供有關被捕捉之生物分子整體之平均特性的訊號的較大電極，可產生自大量具有單一分子敏感性之奈 10米電極獲得更多資訊的可能性。根據本發明之一典型實施例，製造使用傳統現有之 CMOS加工（例如CMP及/或蝕刻）之奈米電極是可能的。尤其，製造奈米電極之二適當方式包括蝕刻及CMp製程。姓刻方式容許非常簡單的製造。 15 然而，CMP方式甚至可能更好，因為除了較低的製程複雜度及較少的地形之外，因上述奈米電極表面之電解質的擴展電阻的緣故，CMP方式亦造成感測奈米電極之較低串聯電阻。其係轉譯為進一步改良的訊號雜訊比，以及因此’改良生物感測平台的敏感性。 20 奈米電極可容許在單一分子層級，關於特定疾病（例如癌症）之分子的檢測。由於可利用CMOS製造之電極的尺寸，可達到單一分子範圍檢測。根據本發明之實施例的奈米電極方式的主要優點為在標準CMOS製造設備中低成本大量製造的可能性，利用具 26 200907337 =傳統兀件抵型及校正參數之標準設計卫具以設計出用於感測、__、㈣及輸人·輸出魏的包埋電子元件的 ^性、Μ配調至下_ CM〇s節點產生、感測器性能改艮（較小之奈米電極）等。 5 10 銅奈米電極可為較佳材料，因為銅是可用於⑽⑽之 OL的預叹材料。銅具有與金類似的化學特性（金具有用於電子生物_器之適#特性，但#與半導體技術组合時可能有問題）。沈積之材料不限於金，以及在銅電極上亦可包括錄或銀或氣化銀或其他材料，且是例如藉由電鑛或無電電鑛形成。銅(例如氧化作用）之可能挑戰，可藉由利用“免費” 來自標準CMP製程之苯并三（BTA)保護銅表面及/ 或藉由沈積自組裳單層膜（SAMS)來避免或抑制。然而， is亦可能例如藉由電鑛或藉由選擇性無電沈積製程，在銅電極上沈積自對準之薄金層。除了銅以外’亦可存在暴露於表面的氮化组擴散障壁層。有利地’氮化组可被陽極氧化，藉此防止與電解質直接接觸。 20 在下文中，參考第Μ圖，根據本發明之一典型實施例將解釋說明生物感測器晶片14〇〇。生物感測器1400不同於先前描述之實施例，特別是於電晶體結構。源極/汲極區域〗402係供作p井或n井〗18中的摻雜 27 200907337 區域。電晶體之通道區域是由元件符號1404表示。閘極堆疊是由元件符號1405表示。鎢接觸106是經由金屬導電性結構1401，耦合至源極/汲極區域1402。因此，當感測結果發生於感測器活性表面1〇1上，此 5可造成電氣特性改變，其經由結構108、104至106傳送至電晶體1403至源極/汲極區域14〇2。因此，當對電晶體 1403之閘極1405施與閘極電壓，在電晶體14〇3之源極/ 汲極區域1402之間流動的電流，依感測結果而定。第二電晶體1406可用於經由另一可擇的電氣連接路徑，連接奈米 10電極結構1〇1 ^第三電晶體1407為部分鄰近奈米電極檢測晶胞。第14圖之蝕刻方式可較不費力地製造。在下文中’參考第15圖，將解釋說明根據本發明之一典型實施例的生物感測器晶片15〇〇。 15 此可使用CMP方法（化學機械拋光）來製造。第15 圖顯不另一氧化矽層1501，具有充填有氮化钽襯墊層15〇2 且具有銅填料1503之導通孔。最後’應瞭解的是，上述實施例例示說明但非限制本毛明’以及熟習是項技術者將可在未偏離附帶之申請專利 2〇範圍所定義之本發明範圍下，設計許多可替代的實施例。在申％專利範圍中，任何置於括弧内的參考符號不應解釋為限制申睛專利範圍。“包含”一字及其類似用語不排除除了列不於任何申請專利範圍中或說明書整體内的元件或步驟以外，存在有其他元件或步驟。一元件之單一參比並 28 200907337 非排除此元件之多數參比，且反之亦然。在列舉數構件之元件請求項中，數個此等構件可藉由幾乎同一項目之軟體或硬體來具體化。特定測量被記載於相互不同之附屬項中的客觀事實，並不表示無法使用此等測量之組合而獲得好 5 處。【圖式簡單說明3 第1圖、第2圖、第14圖及第15圖顯示根據本發明之典型實施例的生物感測器晶片。第3圖至第11圖顯示根據本發明之典型實施例，在生 10 物感測器晶片之製造期間所獲得之層序列。第12圖及第13圖顯示例示說明為何CMOS技術特別適用於製造根據本發明之典型實施例的生物感測器晶片的圖形。【主要元件符號說明】 100 生物感測Is晶片 107 前段製程部分 101 感測器活性區域 108 奈米電極（銅金屬層，導 102 後段製程部分電結構，銅結構） 103 上表面 109 相反電極 104 中間金屬化結構(銅導通 110 閘極區域孔） 111 通道區域 105 中間金屬化結構 112 抗體（捕捉探針） 106 中間金屬化結構（鎢接 113 場效電晶體觸） 114 氮化组層 29 200907337 115 SAM層（自組裝單層膜） 300 生物感測器晶片的層結 116 電氣絕緣層（碳化ί夕層）構的截面圖 117 感測器口袋（凹處） 301 接合塾區域 118 反 302 銅結構 119 淺溝漕絕緣結構 303 氮化钽層 120 碳化矽層 304 氧化石夕層 121 氧化妙層 305 氮化石夕層 122 氮化組襯墊層 306 鋁接觸 123 氧化矽層 310 氮化在Syf 124 碳化矽層 400 層序列 125 氮化组襯墊層 500 層結構 126 氧化石夕層 501 氧化石夕層 127 碳化石夕層 502 氮化5夕層 128 氧化矽 600 層序列 129 氮化钽結構 601 光阻層 141 碳化矽層 602 孔 150 電解質（導電性流體） 700 層序列 201 氧化石夕層 701 光阻層 202 碳化石夕層 702 接合墊開口 203 氧化碎層（導電結構） 800 表面 204 氮化钽結構 802 氮化钽襯墊層 30 200907337 803 鑛銅基層 1400 生物感測晶片 900 層序列 1401 金屬導電性結構 901 銅結構 1402 源極/没極區域 902 銅接合墊結構 1403 電晶體 903 第二銅導通孔 1404 通道區 1000 層序列 1405 閘極堆疊 1100 層序列 1406 第二電晶體 1200 圖形 1407 第三電晶體 1201 橫座標 1500 生物感測器晶片 1202 縱座標 1501 氧化矽層 1300 圖形 1502 氮化钽襯墊層 1301 橫座標 1503 導通孔 1302 縱座標 31

Claims

200907337 十、申請專利範圍： 1. 一種生物感測器晶片，其係用於檢測生物顆粒，該生物感測器晶片包含：感測器活性區域，其對於生物顆粒具有敏感性， 5 且設置於該生物感測器晶片之後段製程（BackEndof the Line )部分。 2. 如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，其中該感測器活性區域之暴露面積的尺寸，最多為應用於製造該生物感測器晶片之CMOS製程之最小微影特徵尺寸 10 的1.6倍。 3. 如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，其中該感測器活性區域之暴露面積的尺寸，最多為應用於製造該生物感測器晶片之CMOS製程之最小微影特徵尺寸的1.1倍。 15 4. 如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，其中該感測器活性區域之暴露面積的尺寸，最多為應用於製造該生物感測器晶片之CMOS製程之最小微影特徵尺寸的0.7倍。 5. 如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，其中該感 20 測器活性區域係設置在該生物感測器晶片之該後段製程部分的上表面。 6. 如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，包含在該後段製程部分中之至少一中間金屬化結構，尤其是至少一中間銅結構，其中該感測器活性區域係經由該至 32 200907337 少一中間金屬化結構，電氣耦合至該生物感測器晶片之前段製程部分。 7. 如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，包含電容器結構，其至少部分形成於該後段製程且設置成使該 5 電容器之電容值可受到該感測器活性區域之檢測結果的影響。 8. 如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，包含開關電晶體結構，其形成於該前段製程部分且電氣耦合至該感測Is活性區域。 10 9. 如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，包含一或多種捕捉分子，其係設置在該感測器活性區域之表面且適於與生物顆粒交互作用。 10.如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，其中該感測器活性區域包含奈米電極。 15 11.如申請專利範圍第10項之生物感測器晶片，其中該奈米電極（108)之暴露面積的尺寸小於300 nm。 12.如申請專利範圍第10項之生物感測器晶片，其中該奈米電極包含銅材料，尤其是藉由自組裝單層膜(SAM) 覆蓋之銅材料。 20 13.如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，包含電氣絕緣層，其形成該生物感測器晶片之部分表面（116)且具有凹處5其中該感測器活性區域之暴露表面及該電氣絕緣層於該凹處中形成感測口袋。 14.如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，其係利用 33 200907337 CMOS技術來製造，尤其是利用具有包埋選擇的 CMOS技術來製造，例如包埋之記憶體(flask)或包埋之 DRAM。 15. 如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，其係單片 5 積體化於半導體基板中，尤其是包含由第IV族半導體及第III族-第V族半導體組成之組群中之一。 16. 如申請專利範圍第1項之生物感測器晶片，其適於作為生物感測器陣列，包含多數單片積體化於一共同基板之多數感測器活性區域。 10 17. —種製造生物感測器晶片（100)之方法，該方法包含：在該生物感測器晶片之後段製程（Back End of the Line )部分，形成對生物顆粒具有敏感性之感測器活性區域。 18. 如申請專利範圍第17項之方法，包含形成電氣絕緣 15 層，其係作為該生物感測器晶片之部分表面且具有凹處，其中該感測器活性區域之暴露表面及該電氣絕緣層形成該凹處中的感測口袋。 19. 如申請專利範圍第17項之方法，包含使用蝕刻製程，形成該感測器活性區域之暴露表面。 20 20.如申請專利範圍第17項之方法，包含使用化學機械拋光，形成該感測器活性區域之暴露表面。 34