WO2014042418A1 - 오믹 접합을 이용하는 ｆｅｔ 기반 바이오 센서 - Google Patents

오믹 접합을 이용하는 ｆｅｔ 기반 바이오 센서 Download PDF

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WO2014042418A1
WO2014042418A1 PCT/KR2013/008204 KR2013008204W WO2014042418A1 WO 2014042418 A1 WO2014042418 A1 WO 2014042418A1 KR 2013008204 W KR2013008204 W KR 2013008204W WO 2014042418 A1 WO2014042418 A1 WO 2014042418A1
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WO
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source
type
drain
channel
Prior art date
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PCT/KR2013/008204
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이상대
이인제
성우경
이국녕
이민호
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주식회사 아이엠헬스케어
전자부품연구원
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    • G01N27/4146—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS involving nanosized elements, e.g. nanotubes, nanowires

Definitions

  • the present invention relates to a high-sensitivity FET-based biosensor using an ohmic junction, and in particular, by controlling the doping concentration of the silicon region in contact with the source-drain electrode to a high concentration compared to the peripheral region, the on-current is increased even at the same gate bias voltage
  • FET-based biosensors with ohmic junctions can be used because the sensing effect is increased and the channel is operated with n or p channels according to the gate bias voltage and the silicon thin film pattern is turned on with the same polarity. It is about.
  • a FET-based biosensor attaches a probe material that binds to a target material to be detected to a very small size thin film or wire type semiconductor structure, so that the probe material is attached when the target material is combined with the probe material.
  • a sensor for detecting a change in electrical conductivity of a semiconductor structure Electrochemical reactions occur when the target material binds to the probe material, or when the target material itself has a charge, the resulting field-effects of electrons or holes in the semiconductor structure when the target material combines with the probe material. This is accumulated or depleted and this change can be measured as a change in electrical conductivity.
  • the SOI substrate 10 includes a lower silicon layer 12, a buried oxide layer 14 and an upper silicon layer 16, wherein the upper silicon layer 12 is electrically
  • the buried oxide layer 14 serves as a channel by forming an active region that senses a change in conductivity
  • the buried oxide layer 14 serves as a gate insulating layer that controls the electrical conductivity of the channel formed in the upper silicon layer 16, and the lower silicon layer 16.
  • Source and drain electrodes 18 may be in contact with both ends of the upper silicon layer 16, and the source and drain electrodes 18 may be connected to a reader (not shown) of the biosensor to measure a change in electrical conductivity.
  • the electrode 18 is formed of a metal, and when the metal and silicon are bonded, the on-current becomes small due to the contact resistance between the interfaces. In order to minimize contact resistance, a separate process is required.
  • the electrode 18 may form an ohmic junction according to a work function difference with silicon. For example, when the work function of silicon is larger than the work function of the electrode, the electrode 18 and the silicon form an ohmic junction. Therefore, in order to form an ohmic junction between the electrode and the silicon, the work function relationship between the silicon and the electrode 18 can be adjusted.
  • the biosensor was used as a heterogeneous type considering the work function of the metal, but the manufacturing process is complicated and the contact resistance and the electrode resistance are large, resulting in a small amount of ion current. have.
  • an ohmic bonding layer such as tungsten silicide may be separately formed between the upper silicon layer 16 and the electrode 18, but the providing process is complicated, There is a problem that the manufacturing unit cost rises.
  • an object of the present invention is to form a potential barrier on the contact surface when the metal is in contact with silicon having a low doping concentration, the current through the preferred ohmic contact It is to provide a FET-based biosensor that controls the doping concentration of silicon in contact with the metal to increase the.
  • Another object of the present invention is to sense the reliability of sensing due to the low on-current of either channel in the bipolar, by increasing the current from both the n-channel and p-channel, thereby reducing the bipolarity of both n-channel and p-channel to chemical gating It is to provide a FET-based biosensor that can be utilized.
  • the present invention is a substrate, an insulating layer formed on the substrate, formed on the insulating layer to a certain thickness, source-drain regions on both sides, and A thin film pattern including a sensing channel region connecting a source-drain region, and a source-drain electrode respectively forming an ohmic junction on the source-drain region, wherein the thin film pattern is p-type and the source-drain The region is of a higher concentration p + type than the p-type of the sensing channel region.
  • FIG. 1 is a perspective view showing a FET-based biosensor according to the prior art.
  • Figure 2a is a perspective view showing the configuration of the FET-based biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2B is a side cross-sectional view and a cross-sectional view of cut line I-I 'and cut line II-II' of FIG. 2A;
  • Figure 3a is a perspective view showing the configuration of the FET-based biosensor according to another embodiment of the present invention.
  • 3B is a side cross-sectional view and a cross-sectional view of cut line I-I 'and cut line II-II' of FIG. 3A;
  • 3C and 3D are perspective views showing an operating state in which a p channel or an n channel is formed when the substrate bias voltage of the present invention is applied with a negative (+) or positive (+) voltage.
  • 3E is a graph showing the characteristics of the source-drain current Id flowing in a channel according to the substrate bias voltage Vg of the present invention.
  • Figure 4a is a perspective view showing the configuration of the FET-based biosensor according to another embodiment of the present invention.
  • 4B is a side cross-sectional view and a cross-sectional view of cut line I-I 'and cut line II-II' of FIG. 4A;
  • 4C and 4D are perspective views each showing an operating state in which a p-channel or an n-channel is formed when the substrate bias voltage of the present invention is applied with a negative (+) or positive (+) voltage;
  • 4E is a graph showing the characteristics of the source-drain current Id flowing in a channel according to the substrate bias voltage Vg of the present invention.
  • Figure 5a is a perspective view showing the configuration of the FET-based biosensor according to another embodiment of the present invention.
  • 5B is a side cross-sectional view and a cross-sectional view of cut line I-I 'and cut line II-II' of FIG. 5A.
  • the FET-based biosensor 100 of the present invention is formed on a substrate 110, an insulating layer 120 formed on the substrate 110, and an insulating layer 120. And the source and drain electrodes 140 formed at both ends of the thin film pattern 130.
  • One side of the thin film pattern 130 further includes a probe material (P in FIG. 2B) that senses the target material (T in FIG. 2B). That is, since the probe material P, which may bind to or react with the target material T, is fixed on the thin film pattern 130, a change in electrical conductivity of the thin film pattern 130 may be detected.
  • the target substance (T) or probe substance (P) may comprise polynucleotides such as DNA, RNA, PNA, LNA, or hybrids thereof, or may comprise antibodies or antigen fragments (e.g., monoclonal antibodies, polyclonal antibodies). Or binding partners such as CDRs), enzymes, substrates, ligands, aptamers, receptors, or the like, or oligosaccharides, hormones, organic molecules, or foreign bodies and the like.
  • specific binding of the target material (T) and the probe material (P) may include polynucleotide-polynucleotide interconnection, antibody-polynucleotide interconnection, antibody-hormone interaction, antibody-biogenous interaction, or antibody-polypeptide.
  • mutual couplings and the like.
  • the substrate 110 may include an SOI substrate.
  • the SOI substrate may include an SOI wafer substrate in which buried oxide (BOX) is formed on a silicon substrate and a silicon thin film is present thereon.
  • BOX buried oxide
  • the substrate 110 may serve as a back gate. Therefore, the substrate 110 should be able to bias the back gate. For example, when the substrate 110 is subjected to a gate bias, the electrical conductivity of the thin film pattern 130 may be increased even when the charge is changed by a small amount of the target material.
  • the insulating layer 120 may act as a gate insulating layer. It may include a silicon oxide film or a silicon nitride film. When the substrate 110 is an SOI, the insulating layer 120 may include a buried oxide (BOX).
  • BOX buried oxide
  • the thin film pattern 130 is attached to the surface of the probe material (P) capable of binding to or reacting with the target material (T), and when the target material (T) binds to or reacts with the probe material (P), the electrical If it functions as a semiconductor structure in which chemical change occurs, it is not necessarily limited to a specific pattern form. For example, it may include nanotubes, nanowires, nanorods, nanorods, nanoribbons, nanofilms, or nanoballs.
  • the thin film pattern 130 may have a constant thickness. However, the width may not be constant.
  • the thin film pattern 130 includes a source-drain region 132 having a first width W1, and a sensing channel region 136 connecting the source-drain region 132 and having a second width W2. can do.
  • the first width W1 is wider than the second width W2.
  • the sensing channel region 136 may have a taper shape in which the width of the sensing channel region 136 increases from the region adjacent to the source-drain region 132 to the source-drain region 132.
  • the thin film pattern 130 may be formed by patterning the silicon thin film into a desired shape by using a photolithography process.
  • the source-drain region 132 may be bonded to the source-drain electrode 140.
  • the thin film pattern 130 may be p-type as a whole.
  • the source-drain region 132 may be of high concentration p + type. As such, the source-drain region 132 may be heavily doped and the electron mobility may be increased, thereby lowering the contact resistance with the source-drain electrode 140.
  • the sensing channel region 136 since the electron mobility is lowered when the doping concentration is lowered, and the low current mobility satisfies the low current operating characteristics required by the high sensitivity biosensor, the sensing channel region 136 does not need to be heavily doped. In addition, since the sensing channel region 136 must be switched to n-channel or p-channel according to the bias voltage of the substrate 110 to be applied, high concentration doping is not required.
  • the source-drain electrode 140 may include a metal. Platinum (Pt), Gold (Au), Chromium (Cr), Copper (Cu), Aluminum (Al), Nickel (Ni), Palladium (Pd), Titanium (Ti), Molybdenum (Mo), Lead (Pb), Iridium (Ir), rhodium (Rh), cobalt (Co), tungsten (W), tantalum (Ta), erbium (Er), ytterbium (Yb), samarium (Sm), yttrium (Y), gadolium (Gd) ), Terbium (Tb), cerium (Ce), or alloys thereof.
  • the source-drain electrode 140 may include doped polysilicon.
  • a protective layer 150 formed on the insulating layer 120 may be further included.
  • the protective layer 150 covers the insulating layer 120, and exposes the first window 152 to expose the thin film pattern 130 to allow the target material T to contact or pass through the probe material P.
  • a second window 154 exposing the electrode 140 to be connected to the reader of the sensor may be included.
  • the first window 152 is manufactured to a width such that the sensing channel region 136 of the thin film pattern 130 can be sufficiently exposed.
  • the protective layer 150 may be formed of a photosensitive film that is easy to deposit. In this case, the photoresist may cover the source-drain electrode 140 to minimize the leakage current.
  • the sense channel region 136 becomes a p-channel, and when a hole is generated to generate a potential difference between the source and drain electrodes 140, Holes may flow through the sensing channel region 136.
  • the target material (T) of the negatively charged biomolecule is adsorbed to the probe material (P) and binds to or reacts with the probe material (P)
  • a chemical gating effect is induced to cause a negative (-
  • the electrical conductivity of the sensing channel region 136 is changed by adding an electric field of) to the sensing channel region 136.
  • the FET-based biosensor 200 includes a thin film pattern in which a sensing channel region 236 is formed between a substrate 210, an insulating layer 220, and a source-drain region 232. 230, a source-drain electrode 240 forming an ohmic junction with the source-drain region 232, and a protective layer 250 protecting the same.
  • the source-drain region 132 has a p-type conductivity as in the sensing channel region 236, but the doping concentration of the center region 132a and the peripheral region 132b may be different.
  • the central region 132a has a relatively high concentration of p + type conductivity compared to the p type of the peripheral region 132b.
  • the substrate 210 bias voltage is a negative voltage
  • the sense channel region 236 is a p-type channel
  • the source region 232, the sense channel region 236, and the drain region ( 232 may be turned on with the same polarity and current may flow in the direction of the arrow.
  • the biosensor 200 may exhibit characteristics of the pMOS FET.
  • the p-channel characteristic is further improved due to the high concentration region of the p + type, a larger on-current can be obtained. Referring to FIG.
  • the sensing channel region 236 is an n-type channel, and the peripheral region 232b except for the high concentration region of p + is converted to n-type.
  • the source region 232, the sense channel region 236, and the drain region 232 may be turned on with the same polarity, and current may flow in the direction of the arrow.
  • the biosensor 200 exhibits characteristics of the nMOS FET.
  • the on-current is small compared to when the substrate 210 bias voltage is applied with a negative voltage.
  • on current is still high compared to the case where no ohmic junction is formed (dashed line graph).
  • the source-drain electrode 240 Since the source-drain region 232 forms an ohmic contact, the on-current in each sense channel region 236 is large, and even if a small amount of target material T is used, the electrical conductivity of the sense channel region 236 is reduced. The change can be great.
  • the FET-based biosensor 300 includes a thin film pattern in which the sensing channel region 336 is connected between the substrate 310, the insulating layer 320, and the source-drain region 332. 330, a source-drain electrode 340 forming an ohmic junction with the source-drain region 332, and a protective layer 350 protecting the same.
  • the thin film pattern 330 may be doped with a p-type as a whole.
  • the source-drain region 332 includes a first region 332a and a second region 332b which are symmetrical to each other.
  • the first region 332a includes a central region 332aa and a peripheral region 332ab
  • the second region 332b includes a central region 332ba and a peripheral region 332bb.
  • the first region 332a and the second region 332b may have different doping concentrations in the central regions 332aa and 332ba and the peripheral regions 332ab and 332bb.
  • the source-drain region 332 may have different conductivity in the first region 332a and the second region 332b.
  • the center region 332aa may include a p + type doped at a relatively higher concentration than the p type of the peripheral region 332ab.
  • the center region 332ba has a polarity opposite to the p-type of the peripheral region 332bb and may include a highly doped n + type.
  • the source-drain region 332 and the sense channel region 336 in the first region 332a are converted into p-type. It operates with pMOS because it is turned on with the same polarity.
  • the substrate 310 bias voltage is applied with a positive voltage
  • the source-drain region 332 and the sense channel region 336 in the second region 332b are converted to n-type. It operates with nMOS because it is turned on with the same polarity.
  • the p-channel characteristic is further enhanced because the center region 332aa is doped at a higher concentration than the peripheral region 332ab.
  • the n-channel characteristic is further improved because the center region 332ba is doped at higher concentration than the peripheral region 332bb as n +.
  • the on-state current can be large.
  • the FET-based biosensor 400 of the present invention may include a substrate 410 used as a gate electrode, an insulating layer 420 used as a gate insulating film, and a thin film pattern used as a channel ( 430 may be configured as an SOI substrate.
  • the thin film pattern 430 may form an ohmic junction with the source-drain electrode 440.
  • the source-drain electrode 440 may minimize the leakage current by the protective layer 450.
  • the thin film pattern 430 may be doped with n-type as a whole.
  • the source-drain region 432 includes first and second regions 432a and 432b which are symmetrical, respectively, and the first and second regions 432a and 432b respectively include the center regions 432aa and 432ba and Peripheral regions 432ab and 432bb may be included.
  • the first and second regions 432a and 432b may have different doping concentrations in the central regions 432aa and 432ba and the peripheral regions 432ab and 432bb, and the source-drain regions 432 may be the first regions 432a, respectively.
  • the second region 432b may have different conductivity.
  • the center region 432aa is opposite to the n-type of the peripheral region 432ab, is heavily doped p + type, and in the second region 432b, the center region 432ba is the peripheral region. It may include an n + type doped at a relatively higher concentration than the n type of the region 432bb.
  • the first region 432a is operated as a pMOS when the substrate 410 bias voltage is applied negatively, and the second region 432b is nMOS when the substrate 410 bias voltage is applied positively.
  • the biosensor 400 may operate as an ambipolar polarizer according to the bias voltage of the substrate 410.
  • the FET-based biosensors 200, 300, and 400 when the FET-based biosensors 200, 300, and 400 operate in ambipolar, the FET-based biosensors 200, 300, and 400 may be changed to n-channel and p-channel according to the direction of the bias voltage of the substrates 210, 310, and 410. It has the advantage of greater flexibility when used as a bio or chemical sensor. For example, when a negatively charged biomolecule or chemical molecule binds or reacts with the probe material P of the n-type sensing channel regions 236, 336, and 436 to cause a chemical gating effect, Since the electric field of) is reinforced to the sensing channel regions 236, 336, and 436, it can be seen that the change in electrical conductivity increases in proportion to the current, thereby increasing the current.
  • the electrical conductivity is canceled because the negative electric field is canceled to the sensing channel regions 236, 336 and 436. It can be seen that the current decreases by decreasing in proportion to this. If the measured values all increase or decrease even when the channel is changed according to the bias voltages of the substrates 210, 310, and 410, it may be caused by factors other than the electric field effect caused by the charge molecules (eg, temperature or light). Because it can be viewed as noise, it can be easily distinguished from noise.
  • the present invention forms an ohmic junction between the source-drain metal and the silicon, thereby improving current on both n-channel and p-channel, and using bipolarity of the n-channel and p-channel for chemical gating. It can be seen that the technical concept is a configuration in which only the electric field effect due to electric charges is easily confirmed. Within the scope of the basic technical idea of the present invention, many other modifications will be possible to those skilled in the art.

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Abstract

본 발명의 고감도 FET 기반 바이오 센서는, 기판, 상기 기판 상에 형성되는 절연층, 상기 절연층 상에 일정한 두께로 형성되고, 양측의 소스-드레인 영역, 및 상기 소스-드레인 영역을 연결하는 감지 채널 영역을 포함하는 박막 패턴, 및 상기 소스-드레인 영역 상에 각각 오믹 접합을 형성하는 소스-드레인 전극을 포함하고, 상기 박막 패턴은 p형 이고, 상기 소스-드레인 영역은 중심 영역과 주변 영역을 포함하고, 상기 중심 영역은 상기 주변 영역의 p형보다 상대적으로 고농도의 p+형인 것을 특징으로 한다. 본 발명에 따르면, 금속 전극과 접촉하는 실리콘 영역을 고농도로 도핑함으로써, n채널과 p채널에서 모두 온 커런트가 개선될 수 있다. 또한 바이오 센서가 앰비폴러로 작동함으로써, 채널 변화에 관계없이 작동되는 노이즈에 의한 전계 효과와 구별될 수 있다.

Description

오믹 접합을 이용하는 ＦＥＴ 기반 바이오 센서
본 발명은, 오믹 접합을 이용하는 고감도 FET 기반 바이오 센서에 관한 것으로서, 특히 소스-드레인 전극과 접촉되는 실리콘 영역의 도핑 농도를 주변 영역과 비교하여 고농도로 조절함으로써, 동일한 게이트 바이어스 전압에서도 온 커런트가 커지고, 센싱 효과가 높아지며, 또한 게이트 바이어스 전압에 따라 채널이 n채널 혹은 p채널로 동작되고 실리콘 박막 패턴 역시 동일한 극성으로 턴 온되기 때문에, 온 커런트가 더 커질 수 있는 오믹 접합을 이용하는 FET 기반 바이오 센서에 관한 것이다.
일반적으로, FET 기반의 바이오 센서는 매우 작은 크기의 박막 타입 혹은 와이어 타입의 반도체 구조체에 검출하고자 하는 타켓 물질과 결합하는 프로브 물질을 부착하여, 타켓 물질이 프로브 물질과 결합했을 때 프로브 물질이 부착된 반도체 구조체의 전기전도도의 변화를 검출하는 센서이다. 타켓 물질이 프로브 물질과 결합할 때 전기화학적인 반응이 일어나거나, 타켓 물질 자체가 전하를 갖는 경우 타켓 물질이 프로브 물질과 결합할 때 그로 인한 전계효과(field-effect)로 반도체 구조체의 전자 또는 정공이 축적(accumulation)되거나 공핍(depletion)되는데 이러한 변화는 전기전도도의 변화로서 측정될 수 있다.
도 1에 도시된 바와 같이, 종래 기술에 따른 SOI 기판(10)은, 하부 실리콘층(12), 매립 산화층(14) 및 상부 실리콘층(16)을 포함하고, 상부 실리콘층(12)은 전기전도도의 변화를 감지하는 액티브 영역을 형성하여 채널로 작용하고, 매립 산화층(14)은 상부 실리콘층(16)에 형성된 채널의 전기전도도를 조절하는 게이트 절연층으로 작용하며, 하부 실리콘층(16)은 게이트 전극층으로 사용될 수 있다. 상부 실리콘층(16)의 양단에는 소스 및 드레인 전극(18)이 접촉하고, 소스 및 드레인 전극(18)은 바이오 센서의 리더기(도시되지 않음)와 연결되어 전기전도도의 변화를 측정할 수 있다.
한편, 전극(18)은 금속으로 형성되고, 금속과 실리콘이 접합되면 계면 사이의 접촉 저항으로 인하여 온 커런트(on-current)가 작아진다. 접촉 저항을 최소화하기 위하여, 별도의 공정이 필요하다. 전극(18)은 실리콘과의 일함수 차이에 따라 오믹 접합(Ohmic junction)을 형성할 수 있다. 가령, 실리콘의 일함수가 전극의 일함수 보다 큰 경우 전극(18)과 실리콘은 오믹 접합(Ohmic junction)을 형성하게 된다. 따라서 전극과 실리콘 사이에 오믹 접합을 형성하기 위하여, 실리콘과 전극(18)의 일함수 관계를 조절할 수 있다.
종래에는 바이오 센서에서 이와 같은 금속의 일함수를 고려하여 이종으로 사용하였으나, 제작 공정이 복잡하고 콘택 저항과 전극 저항이 커서 이온 전류의 크기가 작아지고, 결과적으로 FET 특성을 개선할 수 없는 한계가 있다. 특히, 금속과 실리콘 오믹 접합을 위하여 오믹 금속을 형성하는 경우, 가령 상부 실리콘층(16)과 전극(18) 사이에 텅스텐 실리사이드와 같은 오믹 접합층을 별도로 형성할 수 있지만, 제공 공정이 복잡하고, 제조 단가가 상승하는 문제점이 있다.
따라서 본 발명은 상기한 바와 같은 종래 기술의 문제점을 해결하기 위하여 안출된 것으로, 본 발명의 목적은 도핑 농도가 낮은 실리콘에 금속이 접촉되면 접촉면에 전위 장벽이 형성되는데, 바람직한 오믹 접촉을 통해 온 커런트를 높여주기 위하여 금속과 접촉되는 실리콘의 도핑 농도를 조절하는 FET 기반 바이오 센서를 제공하는 것이다.
본 발명의 다른 목적은 2극성에서는 어느 일방 채널의 온 커런트가 낮아서 센싱의 신뢰성이 의심되는데, n채널과 p채널 모두에서 온 커런트를 높여줌으로써, n채널과 p채널의 2극성 모두를 화학적 게이팅에 활용할 수 있는 FET 기반 바이오 센서를 제공하는 것이다.
전술한 바와 같은 목적을 달성하기 위한 본 발명의 특징에 따르면, 본 발명은 기판, 상기 기판 상에 형성되는 절연층, 상기 절연층 상에 일정한 두께로 형성되고, 양측의 소스-드레인 영역, 및 상기 소스-드레인 영역을 연결하는 감지 채널 영역을 포함하는 박막 패턴, 및 상기 소스-드레인 영역 상에 각각 오믹 접합을 형성하는 소스-드레인 전극을 포함하고, 상기 박막 패턴은 p형 이고, 상기 소스-드레인 영역은 상기 감지 채널 영역의 p형보다 상대적으로 고농도의 p+형이다.
위에서 설명한 바와 같이, 본 발명의 구성에 의하면 다음과 같은 효과를 기대할 수 있다.
첫째, 금속 전극과 접촉하는 실리콘 영역을 고농도로 도핑함으로써, n채널과 p채널에서 모두 온 커런트가 개선되는 작용효과가 있다.
둘째, 종래에는 n채널 혹은 p채널 중 어느 일방의 채널로 동작하던 것을 n채널 및 p채널로 동작되는 2극성으로 구성함으로써, 일방 채널에 흐르는 전류는 커지고 타방 채널에 흐르는 전류는 작아져서, 채널 모두에서 전류가 증가하거나 작아지는 온도 혹은 빛 등 다른 요인에 의한 전계 효과와 구별되는 작용효과가 있다.
도 1은 종래 기술에 의한 FET 기반 바이오 센서를 나타내는 사시도.
도 2a는 본 발명의 일실시예에 의한 FET 기반 바이오 센서의 구성을 나타내는 사시도.
도 2b는 도 2a의 절단선Ⅰ-Ⅰ′ 및 절단선 Ⅱ-Ⅱ′의 측단면도 및 횡단면도.
도 3a는 본 발명의 다른 실시예에 의한 FET 기반 바이오 센서의 구성을 나타내는 사시도.
도 3b는 도 3a의 절단선Ⅰ-Ⅰ′ 및 절단선 Ⅱ-Ⅱ′의 측단면도 및 횡단면도.
도 3c 및 도 3d는 본 발명의 기판 바이어스 전압이 음(-) 혹은 양(+)의 전압으로 인가될 때, p채널 혹은 n채널이 형성되는 작동 상태를 나타내는 사시도.
도 3e는 본 발명의 기판 바이어스 전압(Vg)에 따라 채널에 흐르는 소스-드레인 전류(Id)의 특성을 나타내는 그래프.
도 4a는 본 발명의 또 다른 실시예에 의한 FET 기반 바이오 센서의 구성을 나타내는 사시도.
도 4b는 도 4a의 절단선Ⅰ-Ⅰ′ 및 절단선 Ⅱ-Ⅱ′의 측단면도 및 횡단면도.
도 4c 및 도 4d는 본 발명의 기판 바이어스 전압이 음(-) 혹은 양(+)의 전압으로 인가될 때, p채널 혹은 n채널이 형성되는 작동 상태를 각각 나타내는 사시도.
도 4e는 본 발명의 기판 바이어스 전압(Vg)에 따라 채널에 흐르는 소스-드레인 전류(Id)의 특성을 나타내는 그래프.
도 5a는 본 발명의 또 다른 실시예에 의한 FET 기반 바이오 센서의 구성을 나타내는 사시도.
도 5b는 도 5a의 절단선Ⅰ-Ⅰ′ 및 절단선 Ⅱ-Ⅱ′의 측단면도 및 횡단면도.
이하, 상기한 바와 같은 구성을 가지는 본 발명에 의한 오믹 접합을 이용하는 FET 기반의 바이오 센서의 바람직한 실시예를 첨부된 도면을 참고하여 상세하게 설명한다.
도 2a 및 도 2b를 참조하면, 본 발명의 FET 기반 바이오 센서(100)는, 기판(110)과, 기판(110) 상에 형성되는 절연층(120)과, 절연층(120) 상에 형성되는 박막 패턴(130)과, 및 박막 패턴(130)의 양단에 형성되는 소스 및 드레인 전극(140)을 포함한다. 박막 패턴(130)의 일측에는 타켓 물질(도 2b의 T)을 감지하는 프로브 물질(도 2b의 P)이 더 포함된다. 즉, 타켓 물질(T)과 결합하거나 반응할 수 있는 프로브 물질(P)이 박막 패턴(130) 상에 고정됨으로써, 박막 패턴(130)의 전기전도도 변화가 검출 가능하다.
타켓 물질(T) 또는 프로브 물질(P)은, DNA, RNA, PNA, LNA, 또는 이들의 혼성체 등의 폴리뉴클레오티드를 포함하거나, 항체 또는 항원 단편(예: 모노클로날 항체, 폴리클로날 항체, 또는 CDR 등의 결합 파트너), 효소, 기질, 리간드, 압타머, 수용체 등의 폴리펩티드를 포함하거나, 혹은 올리고당, 호르몬, 유기 분자, 또는 생체이물 등을 포함할 수 있다. 이에, 타켓 물질(T)과 프로브 물질(P)의 특이적 결합에는 폴리뉴클레오티드-폴리뉴클레오티드 상호결합, 항체-폴리뉴클레오티드 상호결합, 항체-호르몬 상호결합, 항체-생체이물 상호결합, 혹은 항체-폴리펩티드 상호결합 등이 포함될 수 있다.
기판(110)은, SOI 기판을 포함할 수 있다. SOI 기판은 실리콘 기판 상에 매립 산화물(BOX: buried oxide)이 형성되고, 그 위에 실리콘 박막이 존재하는 SOI 웨이퍼 기판을 포함할 수 있다. 기판(110)은 백 게이트(back gate)로 작용할 수 있다. 따라서 기판(110)은 백 게이트에 바이어스를 걸어줄 수 있어야 한다. 가령, 기판(110)은 게이트 바이어스를 걸어줄 때, 소량의 타켓 물질에 의한 전하의 변화에도 박막 패턴(130)의 전기전도도는 커지는 것이 바람직하다.
절연층(120)은, 게이트 절연층으로 작용할 수 있다. 실리콘 산화막 또는 실리콘 질화막을 포함할 수 있다. 기판(110)이 SOI인 경우, 절연층(120)은 매립 산화물(BOX)을 포함할 수 있다.
박막 패턴(130)은 타켓 물질(T)과 결합하거나 반응할 수 있는 프로브 물질(P)이 표면에 부착되고, 타켓 물질(T)이 프로브 물질(P)과 결합하거나 반응할 때 그 표면에서 전기화학적 변화가 발생하는 반도체 구조체로 기능한다면, 반드시 특정의 패턴 형태에 제한되지 않는다. 가령, 나노튜브(nanotube), 나노와이어(nanowire), 나노막대(nanorod), 나노리본(nanoribbon), 나노필름(nanofilm) 또는 나노볼(nanoball)을 포함할 수 있다.
박막 패턴(130)은 두께가 일정할 수 있다. 하지만, 그 폭은 일정하지 않을 수 있다. 박막 패턴(130)은, 제1폭(W1)을 가지는 소스-드레인 영역(132), 및 소스-드레인 영역(132)을 연결하고 제2폭(W2)을 가지는 감지 채널 영역(136)을 포함할 수 있다. 제1폭(W1)은 제2폭(W2)보다 넓다. 감지 채널 영역(136)은 소스-드레인 영역(132)과 인접한 영역에서 소스-드레인 영역(132)으로 갈수록 그 폭이 넓어지는 테이퍼 형태일 수 있다. 박막 패턴(130)은 실리콘 박막을 사진 식각 공정을 이용하여 원하는 형상으로 패턴닝하여 형성될 수 있다. 소스-드레인 영역(132)은 소스-드레인 전극(140)과 접합될 수 있다.
박막 패턴(130)은 전체적으로 p형일 수 있다. 소스-드레인 영역(132)은 고농도의 p+형일 수 있다. 이와 같이, 소스-드레인 영역(132)은 고농도로 도핑되고, 전자이동도가 높아짐으로써, 소스-드레인 전극(140)과의 접촉 저항이 낮아질 수 있다. 반면, 도핑 농도를 낮출 때 전자이동도도 낮아지고, 낮은 전자이동도에서 고감도 바이오 센서에서 요구되는 저 전류 동작 특성을 만족시키기 때문에, 감지 채널 영역(136)을 고농도로 도핑할 필요는 없다. 또한, 감지 채널 영역(136)은 인가되는 기판(110) 바이어스 전압에 따라 n채널 혹은 p채널로 전환되어야 하기 때문에 마찬가지고 고농도의 도핑이 필요하지 않다.
소스-드레인 전극(140)은 금속을 포함할 수 있다. 백금(Pt), 금(Au), 크롬(Cr), 구리(Cu), 알루미늄(Al), 니켈(Ni), 팔라듐(Pd), 티타늄(Ti), 몰리브덴(Mo), 납(Pb), 이리듐(Ir), 로듐(Rh), 코발트(Co), 텅스텐(W), 탄탈륨(Ta), 어븀(Er), 이터븀(Yb), 사마륨(Sm), 이트륨(Y), 가돌륨(Gd), 터븀(Tb), 세륨(Ce), 또는 이들의 합금을 포함할 수 있다. 혹은 소스-드레인 전극(140)은 도핑된 폴리실리콘을 포함할 수 있다.
절연층(120) 상에 형성되는 보호층(150)이 더 포함될 수 있다. 보호층(150)은 절연층(120)을 커버하되, 타켓 물질(T)이 프로브 물질(P)과 접촉하거나 통과할 수 있도록 박막 패턴(130)을 노출시키는 제1윈도우(152)와, 바이오 센서의 리더기와 연결되도록 전극(140)을 노출시키는 제2윈도우(154)를 포함할 수 있다. 제1윈도우(152)는 박막 패턴(130)의 감지 채널 영역(136)이 충분히 노출될 수 있는 넓이로 제작된다. 보호층(150)은 증착이 용이한 감광막으로 형성될 수 있다. 이때 감광막은 소스-드레인 전극(140)을 커버함으로써, 누설 전류를 최소화할 수 있다.
기판(110) 바이어스 전압이 음(-)의 전압으로 걸릴 때, 감지 채널 영역(136)은 p채널이 되고, 홀(hole)이 생성되어 소스-드레인 전극(140) 사이에 전위차가 발생할 때 홀(hole)이 감지 채널 영역(136)을 통해 흐를 수 있다. 이때, 음(-)의 전하를 띤 바이오 분자의 타켓 물질(T)이 프로브 물질(P)에 흡착되어 프로브 물질(P)과 결합하거나 반응하면 화학적 게이팅(chemical gating) 효과를 유발시켜 음(-)의 전계를 감지 채널 영역(136)에 더 해줌으로써 감지 채널 영역(136)의 전기전도도가 변화된다.
<제2실시예>
도 3a 및 도 3b를 참조하면, FET 기반의 바이오 센서(200)는, 기판(210), 절연층(220), 소스-드레인 영역(232) 사이에 감지 채널 영역(236)이 형성되는 박막 패턴(230), 소스-드레인 영역(232)과 오믹 접합을 형성하는 소스-드레인 전극(240), 이를 보호하는 보호층(250)을 포함한다. 소스-드레인 영역(132)은 감지 채널 영역(236)과 같이 전체적으로 p형의 도전성을 가지나, 중심 영역(132a)과 주변 영역(132b)의 도핑 농도가 다를 수 있다. 중심 영역(132a)은 주변 영역(132b)의 p형과 비교하여 상대적으로 고농도의 p+형의 도전성을 가진다.
도 3c를 참조하면, 기판(210) 바이어스 전압이 음(-)의 전압이면, 감지 채널 영역(236)은 p형 채널이기 때문에 소스 영역(232), 감지 채널 영역(236), 및 드레인 영역(232)이 동일한 극성으로 턴 온(turn-on)되고, 화살표 방향으로 전류가 흐를 수 있다. 이로써, 바이오 센서(200)는 pMOS FET의 특성을 나타낼 수 있다. 이때, p+형의 고농도 영역으로 인하여 p채널 특성이 더 향상되기 때문에, 더 큰 온 커런트(on-current)를 얻을 수 있다. 도 3e를 참조하면, p+형의 고농도 영역으로 인하여 금속과 실리콘 사이에 오믹 접합을 형성하게 되면(실선 그래프 참조), 동일한 기판(110) 바이어스 전압에도 불구하고, 도핑 영역을 포함하고 있지 않아 금속과 실리콘 사이에 오믹 접합을 형성하지 않은 경우(점선 그래프 참조)와 비교하여 높은 전류 변화를 확인할 수 있다.
도 3d를 참조하면 반대로 기판(210) 바이어스 전압이 양(+)의 전압이면, 감지 채널 영역(236)은 n형 채널이고, p+형의 고농도 영역을 제외한 주변 영역(232b)은 n형으로 전환되기 때문에, 소스 영역(232), 감지 채널 영역(236), 및 드레인 영역(232)이 동일한 극성으로 턴 온(turn-on)되고, 화살표 방향으로 전류가 흐를 수 있다. 이로써 바이오 센서(200)는 nMOS FET의 특성을 나타낸다. 다만, 도 3e에 도시된 바와 같이, 기판(210) 바이어스 전압이 음(-)의 전압으로 인가될 때와 비교하여 온 커런트(on-current)는 작다. 그러나 오믹 접합을 형성하지 않은 경우(점선 그래프)와 비교하여 여전히 온 커런트는 높다.
이와 같이, 소스-드레인 영역(232)에 고농도 도핑 영역을 형성하게 되면, 기판(210) 바이어스 전압에 따라 감지 채널 영역(236)이 n채널과 p채널로 전환되더라도 소스-드레인 전극(240)과 소스-드레인 영역(232)이 오믹 접촉을 형성하기 때문에 각 감지 채널 영역(236)에서 온 커런트(on-current)가 크고, 타켓 물질(T)이 소량이더라도 감지 채널 영역(236)의 전기전도도의 변화는 커질 수 있다.
<제3실시예>
도 4a 및 도 4b를 참조하면, FET 기반의 바이오 센서(300)는, 기판(310), 절연층(320), 소스-드레인 영역(332) 사이에 감지 채널 영역(336)이 연결되는 박막 패턴(330), 소스-드레인 영역(332)과 오믹 접합을 형성하는 소스-드레인 전극(340), 이를 보호하는 보호층(350)을 포함한다. 박막 패턴(330)은 전체적으로 p형으로 도핑될 수 있다. 소스-드레인 영역(332)은 각각 좌우 대칭의 제1영역(332a)과 제2영역(332b)을 포함한다. 제1영역(332a)은 중심 영역(332aa)과 주변 영역(332ab)을 포함한고, 제2영역(332b)은 중심 영역(332ba)과 주변 영역(332bb)을 포함한다. 제1영역(332a)과 제2영역(332b)은 중심 영역(332aa, 332ba)과 주변 영역(332ab, 332bb)에서 도핑 농도가 다를 수 있다. 소스-드레인 영역(332)은 제1영역(332a)과 제2영역(332b)에서 상이한 도전성을 가질 수 있다. 가령, 제1영역(332a)에서 중심 영역(332aa)은 주변 영역(332ab)의 p형보다 상대적으로 고농도로 도핑된 p+형을 포함할 수 있다. 제2영역(332b)에서 중심 영역(332ba)은 주변 영역(332bb)의 p형과 반대 극성이며, 고농도로 도핑된 n+형을 포함할 수 있다.
도 4c를 참조하면, 기판(310) 바이어스 전압이 음(-)의 전압으로 인가될 때 제1영역(332a)에서 소스-드레인 영역(332)과 감지 채널 영역(336)은 p형으로 전환되고, 동일한 극성으로 턴 온(turn-on)되기 때문에 pMOS로 작동된다. 도 4d를 참조하면, 기판(310) 바이어스 전압이 양(+)의 전압으로 인가될 때 제2영역(332b)에서 소스-드레인 영역(332)과 감지 채널 영역(336)은 n형으로 전환되고, 동일한 극성으로 턴 온(turn-on)되기 때문에 nMOS로 작동된다.
도 4e를 참조하면, 제1영역(332a)이 동일한 극성으로 전환되더라도, 중심 영역(332aa)이 주변 영역(332ab)보다 고농도로 도핑되기 때문에 p채널 특성이 더 강화된다. 또한 제2영역(332b)이 n형으로 전환되더라도, 중심 영역(332ba)이 n+로서 주변 영역(332bb)보다 고농도로 도핑되기 때문에 n채널 특성이 더 향상된다. 따라서 온 커턴트가 커질 수 있다.
<제4실시예>
도 5a 및 도 5b를 참조하면, 본 발명의 FET 기반 바이오 센서(400)는, 게이트 전극으로 이용되는 기판(410), 게이트 절연막으로 이용되는 절연층(420), 및 채널로 이용되는 박막 패턴(430)을 포함하는 SOI 기판으로 구성될 수 있다. 박막 패턴(430)은 소스-드레인 전극(440)과 오믹 접합을 형성할 수 있다. 소스-드레인 전극(440)은 보호층(450)에 의하여 누설 전류를 최소화할 수 있다. 박막 패턴(430)은 전체적으로 n형으로 도핑될 수 있다. 소스-드레인 영역(432)은 각각 좌우 대칭의 제1영역(432a)과 제2영역(432b)을 포함하고, 제1 및 제2영역(432a, 432b)은 각각 중심 영역(432aa, 432ba)과 주변 영역(432ab, 432bb)을 포함할 수 있다. 제1 및 제2영역(432a, 432b)은 중심 영역(432aa, 432ba)과 주변 영역(432ab, 432bb)에서 도핑 농도가 다를 수 있고, 소스-드레인 영역(432)은 각각 제1영역(432a)과 제2영역(432b)에서 상이한 도전성을 가질 수 있다. 가령, 제1영역(432a)에서 중심 영역(432aa)은 주변 영역(432ab)의 n형과 반대 극성이며, 고농도로 도핑된 p+형이고, 제2영역(432b)에서 중심 영역(432ba)은 주변 영역(432bb)의 n형보다 상대적으로 고농도로 도핑된 n+형을 포함할 수 있다.
기판(410) 바이어스 전압이 음(-)으로 인가될 때 제1영역(432a)은 pMOS로 작동되고, 기판(410) 바이어스 전압이 양(+)으로 인가될 때 제2영역(432b)은 nMOS로 작동됨으로써 기판(410) 바이어스 전압에 따라 바이오 센서(400)는 앰비폴러로 작동할 수 있다.
이와 같이, FET 기반 바이오 센서(200, 300, 400)가 앰비폴러(ambipolar)로 동작하게 되면, 기판(210, 310, 410) 바이어스 전압의 방향에 따라 n채널과 p채널로 변경 가능함으로써, 이를 바이오 혹은 화학 센서로 활용할 때 유연성이 커지는 장점이 있다. 가령, 음(-)의 전하를 가지는 바이오 분자나 화학 분자가 n형 감지 채널 영역(236, 336, 436)의 프로브 물질(P)과 결합하거나 반응하여 화학적 게이팅 효과를 유발시켰을 때, 음(-)의 전계를 감지 채널 영역(236, 336, 436)에 보강시켜주기 때문에 전기전도도의 변화가 이와 비례하여 증가되어 전류가 높아지는 것을 확인할 수 있다. 반대로 p형 감지 채널 영역(236, 336, 436)과 반응하여 화학적 게이팅 효과를 유발시켰을 때, 음(-)의 전계를 감지 채널 영역(236, 336, 436)에 상쇄시켜주기 때문에 전기전도도의 변화가 이와 비례하여 감소되어 전류가 줄어드는 것을 확인할 수 있다. 만약, 기판(210, 310, 410) 바이어스 전압에 따라 채널이 변경되는 경우에도 측정값이 모두 동일하게 증가되거나 감소되는 경우, 전하 분자에 의한 전계 효과 이외의 다른 요인(가령, 온도나 빛)에 의한 노이즈로 볼 수 있기 때문에, 노이즈와 쉽게 구별할 수 있다.
이상에서 살펴본 바와 같이, 본 발명은 소스-드레인 금속과 실리콘 사이에 오믹 접합을 형성함으로써, n채널 및 p채널 모두에서 온 커런트가 향상되고, n채널 및 p채널의 2극성을 화학적 게이팅에 이용함으로써 전하에 의한 전계 효과만을 확인하기 용이한 구성을 기술적 사상으로 하고 있음을 알 수 있다. 이와 같은 본 발명의 기본적인 기술적 사상의 범주 내에서, 당업계의 통상의 지식을 가진 자에게 있어서는 다른 많은 변형이 가능할 것이다.
바이오 센서에 널리 이용 가능하다.

Claims (7)

  1. 기판;
    상기 기판 상에 형성되는 절연층;
    상기 절연층 상에 일정한 두께로 형성되고, 양측의 소스-드레인 영역, 및 상기 소스-드레인 영역을 연결하는 감지 채널 영역을 포함하는 박막 패턴; 및
    상기 소스-드레인 영역 상에 각각 오믹 접합을 형성하는 소스-드레인 전극을 포함하고,
    상기 박막 패턴은 p형 이고, 상기 소스-드레인 영역은 중심 영역과 주변 영역을 포함하고, 상기 중심 영역은 상기 주변 영역의 p형보다 상대적으로 고농도의 p+형인 것을 특징으로 하는 FET 기반 바이오 센서.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 기판 바이어스 전압이 음(-)으로 인가될 때 상기 중심 영역과 상기 감지 채널 영역은 동일한 도전형으로 전환되어 pMOS로 작동되고, 상기 기판 바이어스 전압이 양(+)으로 인가될 때 상기 주변 영역과 상기 감지 채널 영역은 동일한 도전형으로 전환되어 nMOS로 작동되는 것을 특징으로 하는 FET 기반 바이오 센서.
  3. 기판;
    상기 기판 상에 형성되는 절연층;
    상기 절연층 상에 일정한 두께로 형성되고, 양측의 소스-드레인 영역, 및 상기 소스-드레인 영역을 연결하는 감지 채널 영역을 포함하는 박막 패턴; 및
    상기 소스-드레인 영역 상에 각각 오믹 접합을 형성하는 소스-드레인 전극을 포함하고,
    상기 박막 패턴은 p형 이고, 상기 소스-드레인 영역은 좌우 대칭의 제1영역과 제2영역으로 구분되고, 상기 제1 및 제2영역은 중심 영역과 주변 영역을 포함하며, 상기 제1영역에서 상기 중심 영역은 상기 주변 영역의 p형보다 상대적으로 고농도의 p+형이고, 상기 제2영역에서 상기 중심 영역은 상기 주변 영역과 반대 극성이며 고농도의 n+형인 것을 특징으로 하는 FET 기반 바이오 센서.
  4. 제 3 항에 있어서,
    상기 기판 바이어스 전압이 음(-)으로 인가될 때 제1영역은 pMOS로 작동되고, 상기 기판 바이어스 전압이 양(+)으로 인가될 때 제2영역은 nMOS로 작동됨으로써, 상기 기판 바이어스 전압에 따라 앰비폴러로 작동하는 것을 특징으로 하는 FET 기반 바이오 센서.
  5. 기판;
    상기 기판 상에 형성되는 절연층;
    상기 절연층 상에 일정한 두께로 형성되고, 양측의 소스-드레인 영역, 및 상기 소스-드레인 영역을 연결하는 감지 채널 영역을 포함하는 박막 패턴; 및
    상기 소스-드레인 영역 상에 각각 오믹 접합을 형성하는 소스-드레인 전극을 포함하고,
    상기 박막 패턴은 n형 이고, 상기 소스-드레인 영역은 좌우 대칭의 제1영역과 제2영역으로 구분되고, 상기 제1 및 제2영역은 중심 영역과 주변 영역을 포함하고, 상기 제1영역에서 상기 중심 영역은 상기 주변 영역과 반대 극성이고 고농도의 p+형이고, 상기 제2영역에서 상기 중심 영역은 상기 주변 영역의 n형보다 상대적으로 고농도의 n+형인 것을 특징으로 하는 FET 기반 바이오 센서.
  6. 제 1 항, 제 3 항, 또는 제 5 항에 있어서,
    상기 소스-드레인 영역의 폭은 상기 감지 채널 영역의 폭보다 넓고, 상기 감지 채널 영역은 상기 소스-드레인 영역과 인접한 영역에서 상기 소스-드레인 영역으로 갈수록 그 폭이 넓어지는 테이퍼 형태인 것을 특징으로 하는 FET 기반 바이오 센서.
  7. 제 6 항에 있어서,
    상기 절연층 상에 형성되고, 상기 감지 채널 영역을 노출시키는 제1윈도우와, 상기 전극을 노출시키는 제2윈도우를 포함하는 보호층을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 FET 기반 바이오 센서.
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