JP5574267B2 - 静電容量素子センサー - Google Patents

Description

本発明は、静電容量素子センサーに関する。さらに具体的には、電極に付着される生体分子の電荷量の影響で全体キャパシタンスが変化され、それを測定するセンサーに関する。

従来、電気的な信号で生体分子（Ｂｉｏｍｏｌｅｃｕｌｅ）を検出するセンサーのうち、トランジスタを含む構造を有したＴＲ基盤のバイオセンサーが主に利用されている。これは、半導体工程を用いて製作したものであって、電気的な信号の切換えが速く、ＩＣとＭＥＭＳとの結合が容易な長所があって、その間に、これについての多くの研究が進められた。

ＦＥＴを使って、生物学的反応（Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｒｅａｃｔｉｏｎ）を測定することの源泉特許として、１９８０年に出願されたアメリカ特許第４，２３８，７５７号がある。これは、抗原（ａｎｔｉｇｅｎ）−抗体（ａｎｔｉｂｏｄｙ）反応を表面電荷密度（ｓｕｒｆａｃｅｃｈａｒｇｅ ｃｏｎｃｅｎｔｒａｔｉｏｎ）変化による半導体反転層の変化を電流で測定するバイオセンサーに関するものであって、生体分子のうち、タンパク質（ｐｒｏｔｅｉｎ）に関するものである。

特許文献２及び特許文献３では、ＴＦＴ（Ｔｈｉｎ Ｆｉｌｍ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）を使い、回路を結合させて信号対雑音比（Ｓ．Ｎｒａｔｉｏ）を向上させる内容が開示されている。
図１は、従来技術による典型的なバイオＦＥＴの断面を示す図である。ｎ型またはｐ型にドーピングされた基板１１１上に、両側部に基板１１１と反対の極性にドーピングされたソース１１２ａ及びドレイン１１２ｂが形成されており、ソース及びドレインと接触し、基板上には、ゲート１１３が形成されている。ここで、ゲート１１３は、一般的に酸化層１１４、ポリシリコン層１１５及び金属層１１６で形成され、ゲート電極層１１６には、プローブ（ｐｒｏｂｅ）生体分子１１７が付着される。プローブ生体分子１１７は、所定のターゲット生体分子と水素結合などによって結合し、結合時に生じる電流変化を電気的方法で測定して、プローブ生体分子１１７とターゲット生体分子との結合の有無を測定する。

しかし、前記のような従来技術は、電解質溶液２００（ｅｌｅｃｔｒｏｌｙｔｅ）内で荷電された生体分子の測定時、正確性と再現性とが信頼性高く確保されていない問題点がある。

また、ＦＥＴ方式を利用したバイオセンサーの場合、半導体工程を利用するために、製造工程が非常に複雑な問題点がある。

アメリカ特許第４，２３８，７５７号 アメリカ特許第５，４６６，３４８号 アメリカ特許第６，２０３，９８１号

本発明は、前記従来技術の問題点を解決するためのものであって、ＦＥＴ方式を利用したバイオセンサーを代替しうる静電容量素子センサーを提供することである。特に、製造工程が簡単であり、ＦＥＴ方式に比べて、信頼性を高めうる方式の静電容量素子センサーを提供することである。

本発明は、前記の技術的課題を解決するために、次のような解決手段を提供する。

本発明の一実施形態によれば、誘電層によって分離されて提供される第１電極、第２電極、及び第３電極を含む静電容量素子センサーであり、前記第３電極上に付着される生体分子の電荷量によって変化する容量素子の変化量を、前記第１電極と前記第２電極とを基準に測定する静電容量素子センサーの製造方法は、基板上に、前記第１電極と前記第２電極とを互いに離隔して形成する第１段階と、前記第１電極及び前記第２電極の上部に、前記誘電層を形成する第２段階と、前記誘電層の上部に、第３電極を形成する第３段階と、前記第３電極の上面に、特定の生体分子が付着されるように表面処理を行う第４段階と、を含む。

本発明の他の実施形態によれば、誘電層によって分離されて提供される第１電極、第２電極、及び第３電極を含む第１容量素子と、前記第１電極及び前記第２電極と同一の平面上に提供され、誘電層によって分離されて提供される第４電極及び第５電極を含む第２容量素子と、を含み、前記第３電極上に付着される生体分子の電荷量によって変化する第１容量素子の値と、第２容量素子の値との比を測定する静電容量素子センサーの製造方法において、基板上に、前記第１電極、前記第２電極、前記第４電極、及び前記第５電極を互いに離隔して形成する第１段階と、前記第１電極、前記第２電極、前記第４電極、及び前記第５電極の上部に、前記誘電層を形成する第２段階と、前記誘電層の上部に、第３電極を形成する第３段階と、前記第３電極の上面に、特定の生体分子が付着されるように表面処理を行う第４段階と、を含む。

この際、前記基板は、フレキシブル基板であり、前記第１電極、前記第２電極、及び前記第３電極は、互いに対向する方向の面に不均一なラフネスが形成されて表面積が増大しうる。

本発明のさらに他の実施形態として、互いに離隔して形成された第１電極及び第２電極と、前記第１電極及び前記第２電極と誘電層で分離されており、特定の生体分子が付着されるように表面処理されている第３電極と、を含み、前記第１電極、前記第２電極、及び前記第３電極は、容量素子の機能を行い、前記第１電極、前記第２電極、及び前記第３電極は、互いに対向する方向の面に不均一なラフネスが形成されて表面積が増大し、前記第３電極の大きさ及び位置は、前記第１電極及び前記第２電極と対向し、前記第１電極と前記第２電極との面積を覆い、前記第３電極上に付着される生体分子の電荷量によって変化する容量素子の変化量を、前記第１電極と前記第２電極とを基準に測定する静電容量素子センサーが提供される。

また、前記基板は、フレキシブル基板でありうる。

本発明は、ＦＥＴ方式を利用したバイオセンサーに比べて、製造工程が簡単であって、製作コストを節減する効果及び測定値の信頼性を高める効果を提供する。

従来のＦＥＴ方式を利用したバイオセンサーの構成図である。 本発明による静電容量素子センサーの構成図である。 本発明による静電容量素子センサーの構成図である。 本発明による静電容量素子センサーの製作フローチャートである。 本発明による静電容量素子センサーの製作フローチャートである。 本発明による静電容量素子センサーの他の実施形態の構成図である。

以下、本発明の実施形態について、図面を参照して説明する。下記の実施形態は、本発明を説明するための例示であり、本発明を本実施形態にのみ限定するものではない。本発明は、その要旨を逸脱しない限り、多様な形態で実施することができる。

本発明を説明するに当って、関連した公知機能または構成についての具体的な説明が、本発明の要旨を不明にする恐れがあると判断される場合には、その詳細な説明を省略する。そして、後述する用語は、本発明での機能を考慮して設定された用語であって、これは、実験者及び測定者のようなユーザの意図または慣例によって変わり得るので、その定義は、本明細書の全般に亘った内容に基づいて下されなければならない。

〔発明の実施形態１〕
図２は、静電容量素子センサーの主要構成図である。本発明で、容量とは、主に静電容量（ｃａｐａｃｉｔａｎｃｅ）を意味するものである。

図２及び図３で、各電極間の実線は、電磁場を表現している。特に、第１電極１０と第３電極３０、第２電極１１と第３電極３０との間の円状の小さな実線は、漏れ磁場（ＦｒｉｎｇｉｎｇＦｉｅｌｄ）を表現している。

本発明による静電容量素子センサーは、互いに離隔して形成された第１電極１０及び第２電極１１と、第１電極１０及び第２電極１１と誘電層２０で分離されており、特定の生体分子が付着されるように表面処理されている第３電極３０とを含む。

第１電極１０、第２電極１１、及び第３電極３０は、容量素子の機能を行う。すなわち、第１電極１０、第２電極１１、及び第３電極３０は、中間に誘電層２０で分離されている。したがって、第１電極１０と第２電極１１との間の第１キャパシタ、第２電極１１と第３電極３０との間の第２キャパシタ、及び第３電極３０と第１電極１０との間は、第３キャパシタを構成する。

特に、第１電極１０をソース（＋電極）と、第２電極１１を接地（−電極）とするならば、第３キャパシタと第２キャパシタとが直列連結されている回路に、第１キャパシタが並列連結されている回路と表現される。第１電極１０と第２電極１１とに外部電源から電圧を加えれば、前述したように、多数のキャパシタが組み合わせられた回路に等価置換される。この際の電圧は、交流であることが望ましい。特に、交流電圧が加えられる場合、第１電極１０及び第３電極３０と第３電極３０及び第２電極１１との間では、電磁場が発生し、各電極の間は、誘電体によってキャパシタの機能を行う原理である。これにより、第３電極にも、誘導電流あるいは誘導電圧が発生する。

このような回路は、１つのキャパシタンスの値と表現され、そのうち、第３キャパシタと第２キャパシタとの値が変化すれば、全体キャパシタンスの値が変化する。

図３に示したように、一般的に、本発明による静電容量素子センサーの第１電極１０及び第２電極１１は、ＣＭＯＳチップ１００に連結されてキャパシタンスを測定する。但し、第１電極１０及び第２電極１１を通じて、前記静電容量素子センサーのキャパシタンスを測定できるならば、何でも可能である。

本発明は、このような原理を利用したものであって、第３電極３０に付着される生体分子の電荷量によって電流または電圧が変化すれば、これにより、第２キャパシタンス値と第３キャパシタンス値とが変化し、最終的に全体キャパシタンス値が変化する。このようなキャパシタンス値の変化量を測定して、第３電極３０に付着される生体分子の量を測定させうる。一般的に、生体分子が有する電荷は、負電荷となる。

したがって、第３電極３０の上部には、測定対象となる特定の生体分子の付着が容易に表面処理３１されていることが望ましい。

第３電極３０は、電解質溶液内に提供されることも可能であり、開放された状態で提供されて、測定試液を第３電極３０上に落とすことも可能である。

本発明が、従来のＦＥＴ方式を利用したバイオセンサーとは、全く異なる構成、及び測定原理を利用しているということを理解しなければならない。すなわち、本発明は、第１電極１０及び第２電極１１間に外部から交流電圧を加え、全体的な回路でのキャパシタンスを測定するという点で、ＦＥＴ方式を利用したバイオセンサーとは、全く異なる技術的構成を有する。

本発明で使う第１電極１０及び第２電極１１は、金、銀、白金、銅、アルミニウムのように伝導性金属として提供されることが望ましいが、これに本発明の権利範囲が制限されるものではない。但し、第３電極３０は、生体分子との結合のために金（Ａｕ）であることが望ましい。電極は、スパッタ法、メッキ法、ＣＶＤ法などで製作することができる。

以下、本発明による静電容量素子センサーの製作方法について説明する。

図４の（ａ）から（ｂ）への工程は、基板１に酸化層２を形成する段階である。

本発明の静電容量素子センサーに使われる基板１としては、ガラス基板、プラスチック基板、シリコン基板などが可能である。特に、ＰＤＭＳなどの高分子素材を使う場合には、フレキシブル基板の利用も可能である。

従来のＦＥＴ方式を利用したバイオセンサーの場合には、半導体素子を利用するために、フレキシブル基板を使うこと自体が不可能であった。しかし、本発明による静電容量素子センサーは、フレキシブル基板に製作が可能であり、厚さも薄くて、その活用度が非常に高い。

但し、シリコン基板を使う場合には、基板の表面に酸化層（Ｏｘｉｄａｔｉｏｎ Ｌａｙｅｒ）２が形成されなければならない。この場合、基板の表面にシリコンオキサイドを通じて２０００Åの湿式酸化（ｗｅｔ ｏｘｉｄａｔｉｏｎ）層２を形成させる。シリコンウェーハ自体の表面では、多結晶シリコンウェーハ構造物を蒸着させにくい。また、酸化層２は、構造物の用途によって、絶縁層として機能を行うこともできる。

図４の（ｂ）から（ｃ）への工程は、基板１または酸化層２に第１電極１０及び第２電極１１を形成する段階である。

第１電極１０及び第２電極１１は、前述したように、スパッタ法、メッキ法、ＣＶＤ法などで製作することができる。また、多様な材質が使われうるが、如何なる材質が使われるかは、生体分子の固定手段３１などを勘案して決定しなければならない。例えば、金−硫黄配位結合を経て生体分子を電極上に固定する場合には、金、銀、白金、銅が望ましい。

図４の（ｃ）から（ｄ）への工程は、前記基板及び電極の上部に誘電層２０を塗布する過程である。

一般的に、誘電層２０は、図面に示されたところと異なって、特殊な工程を経ない限り、平らに塗布されない。電極が位置した部分の高さが、電極が位置していない部分の高さよりも高く形成されることが一般的である。但し、第１電極１０及び第２電極１１が、完全に誘電層で塗布されることが望ましい。

図４の（ｄ）から（ｅ）への工程は、誘電層２０の上部に第３電極３０を形成する過程である。第３電極の大きさ及び位置は、第１電極１０及び第２電極１１と対向し、第１電極１０と第２電極１１との面積を覆うことが望ましいが、これに本発明の権利範囲が限定されるものではない。

すなわち、本発明は、各電極間のキャパシタンスの変化量を測定するものであるので、キャパシタンスの容量が大きいほど、本発明の正確度及び信頼性が向上する。したがって、互いに対向する電極の面積を増大させることが、本発明の正確度及び信頼性を向上させ得る方法である。

したがって、電極を形成する過程で、電極の表面に不均一なラフネスを提供するように生成するならば、電極の面積を極大化させてキャパシタの容量を増大させ、測定の正確性を向上させ得る。ここで、不均一なラフネスを有する表面とは、平らなものではなく、表面に凹凸などの屈曲を有するように生成することである。

不均一なラフネスを生成させる方法の一実施形態としては、韓国特許出願第２０１０−００４０１９６号及び韓国特許出願第２０１０−００４０１９７号に詳しく記載されている。

第３電極３０の上面に、特定の生体分子が付着されるように表面処理を行うか、固定手段を付着する第４段階を含み得る。これは、特定の生体分子に対して選択的に作用を行うことが望ましい。

前述したように、第３電極３０上に付着される生体分子の電荷量によって変化する容量素子の変化量（キャパシタンスの変化量）を、第１電極１０と第２電極１１とを基準に測定し、これを通じて、第３電極に付着される生体分子の種類及び量を測定させ得る。

図５は、本発明の静電容量素子センサーを製作する他の方法を図示している。基板１上に第１電極１０及び第２電極１１を形成し、その上に絶縁体を塗布する。

引き続きエッチング工程を通じて第１電極１０及び第２電極１１の一部を露出させ、その上部に誘電層２０を形成する。誘電層２０の上部に第３電極３０を形成する。

動作原理及び方法は、前述したことも類似しているので、詳しい説明は省略する。

〔発明の実施形態２〕
本発明が提供する他の実施形態は、次の通りである。図６は、このような他の実施形態を図示している。

互いに離隔して形成された第１電極４１及び第２電極４２と、第１電極４１及び第２電極４２と誘電層６０で分離されており、特定の生体分子が付着されるように表面処理されている第３電極４３と、第１電極４１及び第２電極４２と同一の平面上に提供され、互いに離隔して形成された第４電極５１及び第５電極５２とを含む形状である。

第１電極４１、第２電極４２、第４電極５１及び第５電極５２は、同一平面上に提供されることが望ましいが、他の平面上に提供されるとしても、本発明の効果に影響を及ぼすものではない。

この際、第１電極４１、第２電極４２、及び第３電極４３は、第１容量素子を形成し、第４電極５１及び第５電極５２は、第２容量素子を形成する。

第２容量素子と第１容量素子との差異点は、第２容量素子には、生体分子が付着される第３電極４３と同じ機能を行う電極が提供されないという点である。

すなわち、第１容量素子の全体キャパシタンスＣｓ１は、第１電極４１、第２電極４２、及び第３電極４３間になされる個別キャパシタンスの和からなり、第２容量素子の全体キャパシタンスＣｓ２は、第４電極５１及び第５電極５２間になされる個別キャパシタンスの和からなる。図面上には、各電極にキャパシタンスＣｓ１及びＣｓ２が連結されたように表現されているが、これは、電極間にキャパシタンスの大きさで理解することが望ましい。
第１容量素子の作動原理は、本発明の第１実施形態で説明したものと同一である。

第１容量素子は、第３電極４３に付着される生体分子によって、全体キャパシタンスが変化する。しかし、第２容量素子は、生体分子が付着される電極が存在しないために、キャパシタンスの変化がない。

したがって、第１容量素子のキャパシタンスの値と第２容量素子のキャパシタンスの値との差あるいは比の変化量を測定して、第３電極４３に付着される生体分子の量及び種類を測定する原理である。

これは、本発明の第１実施形態よりも構造は少し複雑であるが、基準となる値を通じて、より正確な測定が可能な長所がある。

図６では、第１容量素子と第２容量素子とが近く示されているが、互いに対して影響を与えないためには、なるべく遠く離隔していることが望ましい。

本発明の第２実施形態の静電容量素子センサーを製造する方法は、次の通りである。

基板１上に、第１電極４１、第２電極４２、第４電極５１、及び第５電極５２を互いに離隔して形成する第１段階と、第１電極４１、第２電極４２、第４電極５１、及び第５電極５２の上部に、誘電層６０を形成する第２段階と、誘電層６０の上部に、第３電極４３を形成する第３段階と、第３電極４３の上面に、特定の生体分子が付着されるように表面処理または固定手段を付着する第４段階とを含む。

本発明は、説明したように、従来のＦＥＴ方式のバイオセンサーの問題点を解決するために導入された新たな概念のバイオセンサーである。特に、その構造が簡単であり、厚さも薄く形成されることができて、フレキシブル基板での適用利点がある。

また、電極の表面を不均一に処理してラフネスを調節すれば、その容量を増大させて測定範囲を増加させ、正確性を増大させる長所がある。また、使われる誘電体の種類を調節して、容易に測定領域帯を調節できる長所がある。

本発明は、前記のような実施形態によって、権利範囲が限定されるものではなく、本発明の技術的な思想を有していれば、いずれも本発明の権利範囲に該当すると見られ、本発明は、特許請求の範囲によって権利範囲が定められることを明らかにする。

本発明は、静電容量素子センサー関連の技術分野に適用可能である。

Claims (2)

1. 互いに離隔して形成された第１電極及び第２電極と、
   前記第１電極及び前記第２電極と誘電層で分離されており、特定の生体分子が付着されるように表面処理されている第３電極と、を含み、
   前記第１電極、前記第２電極、及び前記第３電極は、容量素子の機能を行い、
   前記第１電極、前記第２電極、及び前記第３電極は、互いに対向する方向の面に不均一なラフネスが形成されて表面積が増大し、
   前記第３電極の大きさ及び位置は、前記第１電極及び前記第２電極と対向し、前記第１電極と前記第２電極との面積を覆い、
   前記第３電極上に付着される生体分子の電荷量によって変化する容量素子の変化量を、前記第１電極と前記第２電極とを基準に測定する静電容量素子センサー。
2. 前記基板は、フレキシブル基板である請求項１に記載の静電容量素子センサー。

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