電気化学的及び／又は電気的に測定する生物センサ、及びダイヤモンド電極、及び電子集積回路
【課題】ダイヤモンドベースの電極を用いるバイオセンサの長所を有しながら、バイオセンサの停止によって測定電子機器がオフセットされ、バイオセンサの欠点を有しない新規な生物学的センサを提示する。
【解決手段】電気化学的、及び／又は電気的な測定が可能あり、不純物を添加されたダイヤモンド層１０４と半導体物質層１０８との間に配置される誘電層１０６を少なくとも１つ含む積層からなる基板の、前記不純物を添加されたダイヤモンド層１０４の少なくとも一部を含む測定電極１１２と、半導体物質層１０８の一部に形成され、前記測定電極１１２と電気的に接続し、前記測定電極１１２から出される、少なくとも１つの電気信号を、増幅、及び／又は処理するための電子回路１１４と、を少なくとも含む電気化学的、及び／又は電気測定のための生物学的センサ１００。
【解決手段】電気化学的、及び／又は電気的な測定が可能あり、不純物を添加されたダイヤモンド層１０４と半導体物質層１０８との間に配置される誘電層１０６を少なくとも１つ含む積層からなる基板の、前記不純物を添加されたダイヤモンド層１０４の少なくとも一部を含む測定電極１１２と、半導体物質層１０８の一部に形成され、前記測定電極１１２と電気的に接続し、前記測定電極１１２から出される、少なくとも１つの電気信号を、増幅、及び／又は処理するための電子回路１１４と、を少なくとも含む電気化学的、及び／又は電気測定のための生物学的センサ１００。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電気検出、特に携帯型ＰｏＣ（Ｐｏｉｎｔ ｏｆ Ｃａｒｅ）型の生物学的検出アプリケーションに用いることが可能であり、生体内及び／又は生体外の、分子の電気化学的及び／又は電気的な検出のために、これらの分子の測定及び／又は検出を行うことができる、バイオセンサとも呼ばれる生物センサに関する。
【０００２】
本発明は、例えば、医療、栄養補給、産業的な治療、及び環境モニタリングの分野において、汚染物質、微生物、タンパク質、電気信号、その他を検出するために用いられる。
【背景技術】
【０００３】
バイオセンサは、生化学現象を、光学的又は電気的な信号のような測定可能な信号に変換する測定装置である。これらのバイオセンサのいつくかは、キーロック（ｋｅｙ-ｌｏｃｋ）と呼ばれる原理を利用している。このタイプのバイオセンサにおいて、バイオセンサの機能表面とは、検出しようとする分子に適合する生物学的受容体が接合された表面を意味し、バイオセンサの機能表面は分析される溶液に浸されている。検出しようとするこれらの生体分子であって、接合される受容体と相補的な分子を意味する生体分子が溶液中にある場合、分子と受容体との相互作用及び結合が生じる。バイオセンサは、そして、事前に接合された受容体と相補的であるこれらの分子の存在を検出する。
【０００４】
これらの分子は、例えば蛍光発光によって光学的に検出されてもよい。この場合、検出される分子はもともと蛍光性であってもよく、又は、これらにマーカーを接合させることによって蛍光性としてもよい。そして、受容体に接合された分子の存在は、レーザーでバイオセンサの機能表面を照らすことによって検出され、各マーカーは特異的な反応を示す。そして、蛍光発光反応が空間的に検出され、それによって、検出する分子の有無を推測することができる。蛍光発光ではないさまざまな光物性（吸収スペクトル、バイオルミネセンス、その他）を、分子の検出のために用いてもよい。
【０００５】
例えばバイオセンサーがＤＮＡチップである場合、分子の光検出は、特に、二重検出（目標受容体と目標マーカーとの）のための良好な選択性を提供し、異なるタイプの分子の同時検出（バイオセンサの表面の異なる機能による、同じ溶液中に存在するいくつかの目標／分子の検出）を可能にするという長所を有する。
【０００６】
しかしながら、そのような分子の光検出にも、以下のようにいくつかの欠点がある。
【０００７】
表面を機能化するためには、必要な準備が要求され、検出されるべき分子をマーキングするために必要な操作が加わり、マーキング効果をもたらすために要する時間のため反応性の問題が生じる。
【０００８】
必要な検出測定器が要求され、それは携帯型バイオセンサ製品との互換性がない。
【０００９】
代わりに、分子の検出は、ファラデー方式（例えばインピーダンス等の測定によるインタフェースを超えた電荷移動）又は非ファラデー方式（変位電流又は静電気効果の使用）によって電気的に行われてもよい。
【００１０】
「電気化学的バイオセンサ」と呼ばれる他のバイオセンサは、検出される分子のリドックス（酸化還元）反応（ｒｅｄｏｘ（ｏｘｉｄａｔｉｏｎ−ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ）ｒｅａｃｔｉｏｎｓ）に基づく。この電気化学的方法は、検出される分子に電気化学的に反応することを目的とする分子が、バイオセンサの分析電極に接合し、当該分子の電気的反応が検出されるという純粋に電気的な方法である。これらの電気化学的バイオセンサは、分子の電流測定又は電位差測定の検出に基づいている。
【００１１】
電流測定は、バイオセンサの２つの電極の間に印加されるポテンシャルで、電気化学的セルを横断する電流の強度の測定に基づく技術である。この電流強度は、測定電極又は計測電極と呼ばれ、第２電極を参照電極として用いる２つの電極のうちの１つの上で酸化又は還元する電気活性物の濃度の関数で表される。
【００１２】
電位差測定の検出は、測定電極と参照電極との間の電位差を測定することに基づく電気化学的方法である。２種類の電位差測定の検出が用いられてもよい。１つは、生体レセプタ（ｂｉｏｒｅｃｅｐｔｏｒ）に接続された測定電極（ＩＳＥ、すなわち「Ｉｏｎ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ」）と第２参照電極とが用いられ、検体（検出される分子）が測定電極に用いられた生体レセプタと反応するとき、測定電極のポテンシャルが変化する。２つめは、トランジスタグリッドの表面上の電荷に感応する。ＩＳＥの上のグリッドを置き換えることによって、ＩＳＦＥＴ、すなわち、イオン感応性電界効果トランジスタを得る。
【００１３】
電気化学的インピーダンス分光（ＥＩＳ）によって測定を行う電気化学的センサも存在する。このために、弱い正弦波励振は、同じ周波数の電流のバリエーションを含む安定した励振に重畳される。（複素）電圧／電流比はシステムの（複素）インピーダンスを与える。
【００１４】
このように、分子の光検出を行うバイオセンサと比較すると、電気化学的バイオセンサは分子のマーキングを必要としない。さらに、これらのバイオセンサは、標準的なマイクロエレクトロニクスの工程により低コストで製造され、コンパクトであり、柔軟に使用され、検出を多重化して行うことを可能にし、リアルタイムでの測定を可能にする。
【００１５】
しかしながら、先行技術における電気化学的バイオセンサにも、以下のような様々な欠点がある。
【００１６】
それらは変換において小さなゲインを有し、検出限界を低下させる。
【００１７】
それらは電極表面の準備を必要とし、電気化学的な干渉要素（活発なイオン種）を用いる。
【００１８】
それらは分析される媒体の近くに、電子的な原因による熱源をもたらし、これは温度に非常に影響されやすい生物学的な媒体にとって決定的となり得る。
【００１９】
米国特許第５,７７７,３７２号には、センサの金属電極に取って代わるダイヤモンドに基づく構造の使用が記載されている。ダイヤモンドは、特に大部分の化合物に対して高い耐久性があるという長所を有し、耐腐食性を有し、例えば、プラチナよりも優れた活性ウィンドウを提供する。ある物質の活性ウィンドウは、液体媒体に使用可能な電圧幅の範囲である。このウィンドウを越えたポテンシャルにより、リドックス反応が電極上の水（媒体）から生じ、他の反応の検出を妨げる。ダイヤモンドを含む様々な物質の活性ウィンドウの比較は、Ｃ．Ｅ． Ｎｅｂｅｌ ｅｔ ａｌ．による文書"Ｄｉａｍｏｎｄ ａｎｄ ｂｉｏｌｏｇｙ", Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｈｅ Ｒｏｙａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ, ４, ４３９−４６１頁, ２００７に記載されている。
【００２０】
そのようなバイオセンサには、さらに、バイオセンサによる電子測定がバイオセンサに接続する外部アナライザによって形成されるという欠点がある。測定に必要な遮蔽物によって、非常に小さな電流レベル（ピコアンペアの範囲）において、使用中のファラデーゲイジにバイオセンサを挿入することが必要になるという問題が生じる。さらに、信号はアナライザに達した後に増幅されるため、ケーブルと接続部との品質に重大な制約が課される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００２１】
【特許文献１】米国特許第５,７７７,３７２号明細書
【非特許文献】
【００２２】
【非特許文献１】Ｃ．Ｅ． Ｎｅｂｅｌ ｅｔ ａｌ．"Ｄｉａｍｏｎｄ ａｎｄ ｂｉｏｌｏｇｙ", Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｈｅ Ｒｏｙａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ, ４, ４３９−４６１頁, ２００７
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００２３】
本発明の目的は、ダイヤモンドベースの電極を用いるバイオセンサの長所を有しながら、バイオセンサの停止によって測定電子機器がオフセットされ、バイオセンサの欠点を有しない新規な生物学的センサを提示することにある。
【課題を解決するための手段】
【００２４】
このため、本発明は、少なくとも
電気化学的及び／又は電気測定をすることが可能であり、不純物を添加されたダイヤモンド層と半導体物質層との間に配置される少なくとも１つの誘電層を含む積層からなる基板の、不純物を添加されたダイヤモンド層の少なくとも一部を含む、測定電極又は計測電極のような電極と、
半導体物質層の一部に形成され、測定電極に電気的に接続し、測定電極から出る、少なくとも１つの電気信号を増幅及び／又は処理するための電子回路と、
を含む電気化学的及び／又は電気測定のための生物学的センサ、すなわち、バイオセンサを提示する。
【００２５】
本発明に係るセンサには、測定電極がそこに接合される生物学的受容体を含む場合に、直接相互作用（酸化還元対、ポテンシャルの測定）又はキーロック型（ｋｅｙ−ｌｏｃｋ ｔｙｐｅ）干渉によって、生物学的に適用され得る電気化学的及び／又は電気的な測定（電位差測定（ｐｏｔｅｎｔｉｏｍｔｅｒｙ）、環式電解電量測定（ｃｙｃｌｉｃ ｖｏｌｔａｍｅｔｒｙ）、電流測定（ａｍｐｅｒｏｍｅｔｒｙ）等）に基づく検出原理が適用される。
【００２６】
本発明に係るセンサは、（生物学的及び／又は化学的に）分析される媒体と増幅との間の電気的及び化学的インターフェースとして、及び／又は電子回路を処理する測定電極として用いられる、不純物を添加されたダイヤモンド層の少なくとも一部を使用する。この電子回路は、このように残りのセンサ、特にセンサ電極と統合される。用語「処理」は、読み出し、スキャニングなど、電極から出る電気信号に関して行われる、いかなるタイプの動作も表す。
【００２７】
不純物を添加されたダイヤモンドを生物学的インターフェイスとして使用することは、この物質において、生体適合性、非毒性、大きな電気化学的ウインドウ、低ノイズ、その他様々な利点がある。センサを外部の雑音源から容易に分離することができるので、ダイヤモンドと電子回路とをカップリングし一体化することにより、センサの寸法を縮減し、感度を増加させることができる。さらに、このセンサにおいて、電子回路は、測定電極の測定結果に近い、統合された増幅を可能にする。さらに、このようなセンサは、携帯利用のための（電子回路による）コンピュータインターフェースの製造を可能にする。
【００２８】
また、このバイオセンサにおいて、配線と環境とに起因するノイズの効果を制限する信号が「ソースにおいて」増幅及び／又は処理される。
【００２９】
基板はＳＯＤ（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｎ ｄｉａｍｏｎｄ）型であってもよい。この場合、同一ＳＯＤ基板の一部である半導体物質層とダイヤモンド層とにより、センサは、電子回路が設置された半導体層に物理的に接続し、不純物を添加されたダイヤモンド層により形成される少なくとも１つの電極を有し、このように、これらの２層は１つのブロックを形成する。
【００３０】
ダイヤモンドは高温における酸素の存在に非常に影響されやすいため（それはＯ２の存在下で６００°Ｃで酸化する）、ダイヤモンド層と半導体層との間に配置される誘電層は、特に電子回路の形成に用いられる、高温における酸素フローからダイヤモンドを保護することができる。さらに、この誘電層も、半導体層と比較して、バイオセンサから電極を電気的に絶縁することを可能にし、そして、このように、電極と電子回路との間の電気相互作用を予防する。
【００３１】
半導体物質層は、約１μｍ以下の厚みを有してもよい。電子回路は、１つ又は複数のＰＤ−ＳＯＩ（ｐａｒｔｉａｌｌｙ ｄｅｐｌｅｔｅｄ ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｎ ｉｎｓｕｌａｔｉｏｎ）又はＦＤ−ＳＯＩ（ｆｕｌｌｙ ｄｅｐｌｅｔｅｄ ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｎ ｉｎｓｕｌａｔｉｏｎ）トランジスタを有してもよい。このようなトランジスタは、特に、低消費、低ノイズ容量及び低内因的ノイズという長所を有する。
【００３２】
測定電極は、少なくとも１つの誘電物質で充填され、少なくともダイヤモンド層を貫通又は横断するトレンチによって、残りのダイヤモンド層から区切られてもよい。これらのトレンチは、測定電極を残りのダイヤモンド層から分離するが、また、電子回路を形成する間、酸素フローから電極を形成するダイヤモンドを保護するものでもよい。
【００３３】
電子回路は、貫通ビアを通して測定電極に電気的に接続し、少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層の中に形成される少なくとも１つの導電体からなる、少なくとも１つの電気配線層から形成されてもよく、半導体物質層はダイヤモンド層とパッシベーション層との間に配置されてもよい。
【００３４】
パッシベーション層は、いくつかの多層構造のパッシベーション層からなる多層であってもよく、センサの機械的支持を形成することができるマッシブ層と半導体層との間に配置されてもよい。このように、ダイヤモンド層は、分析される媒体にされされるセンサの表面のほぼ全体に形成されてもよい。
【００３５】
一変形例において、パッシベーション層、半導体層、及び誘電層を貫通して形成される少なくとも１つの孔により、測定電極にアクセスが確保されてもよい。
【００３６】
電子回路は、貫通ビアを通して測定電極に電気的に接続し、半導体物質に対向するように配置された少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層内に形成される少なくとも１つの導電体からなる、少なくとも１つの電気配線層から形成されてもよく、その中に、測定電極へのアクセスを確保する、少なくともパッシベーション層を貫通する、少なくとも１つの孔が形成されてもよい。ここで、再び、パッシベーション層は、相互に多層化されたいくつかのパッシベーション層から形成される多層であってもよい。
【００３７】
測定電極は、少なくとも半導体層に形成される凹所に設置されてもよい。
【００３８】
センサによって検出される分子と相補的な生物学的受容体は、測定電極に接合されてもよい。このように、センサは検出の「キーロック」原則を利用するものでもよい。さらにまた、キーロック工程の選択性を強化するために、目標分子のマーカーを使用し、間違った目標の検出に関する寄生効果を制限してもよい。
【００３９】
センサは、また、参照電極を形成する第２電極、又は、それぞれ参照電極と対電極とを形成する第２及び第３電極を含むものでもよく、センサの各電極は、少なくともダイヤモンド層の一部を含むことが可能である。このように、センサは、残りのセンサ、特に電子回路と統合されたこれらの不純物を添加されたダイヤモンドベースの電極の全てを含むものでもよい。センサが２つの電極を有する場合、測定電極と参照電極との間の電位差の測定は、検体の濃度の直接測定が行われることを許す。センサが３つの電極を有する場合、その上で関心の反応が生じる作用電極と対電極との間の電圧は、作用電極と参照電極との間の望ましいセルから入力電圧を定めることによって調整されてもよい。２つ又は３つの電極を備えるこのようなセンサは、他の用途を有することも可能である。さらに、センサは３つ以上の電極を備えてることも可能である。
【００４０】
本発明は、少なくとも以下の工程を有する電気化学的及び／又は電気測定のための生物学的センサの製造方法に関する。
【００４１】
電気化学的及び／又は電気的な測定をすることが可能な、不純物を添加されたダイヤモンド層と半導体物質層との間に配置される少なくとも１つの誘電層を含む積層からなる基板の不純物を添加されたダイヤモンド層の少なくとも一部を含む、測定電極のような電極を形成すること、
【００４２】
半導体物質層の一部に、測定電極から出る電気信号を増幅及び／又は処理するための電子回路を形成すること、
【００４３】
少なくとも測定電極と電子回路との間の電気接続を形成すること。
【００４４】
測定電極を形成することは、少なくとも以下の工程を行うことによって実現されてもよい。
【００４５】
少なくとも、ダイヤモンド層、半導体層、及び、誘電層を貫通し、測定電極を形成するためのダイヤモンド層の一部を区切ることが可能なトレンチをエッチングすること、
【００４６】
少なくとも誘電物質によってトレンチを充填すること。
【００４７】
半導体層とダイヤモンド層との間に配置される誘電層は、トレンチの中に配置される誘電物質と同様に、電子回路の形成中に使用され得る高温酸素フローから、測定電極を形成する不純物を添加されたダイヤモンド層の一部を保護するものでもよい。
【００４８】
測定電極と電子回路との間の電気接続を行うことは、少なくとも以下の工程を行うことによって実現されてもよい。
【００４９】
電子回路を被覆することが可能な、少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層を半導体物質層の上のに堆積させること、
【００５０】
少なくともパッシベーション層を貫通する、
少なくとも特に測定電極と電子回路とに電気的に接続する、導電体からなる貫通ビアを形成すること、
【００５１】
少なくとも電気接続層の一部と貫通ビアとが測定電極と電子回路とに電気的に接続するように、パッシベーション層の上に、少なくとも１つの導電体からなる電気接続層を形成すること。
【００５２】
前記方法は、さらに、測定電極と電子回路との間の電気接続を行った後に、少なくとも電気接続層を被覆する第２パッシベーション層を少なくとも堆積させる工程を含み、そして、センサの機械的支持を形成するマッシブ層で第２パッシベーション層を固定する工程を含むものでもよい。
【００５３】
一変形例において、前記方法は、測定電極と電子回路との間の電気接続を行った後に、測定電極へのアクセスを確保する、少なくともパッシベーション層、半導体物質層、及び、誘電層を貫通する、少なくとも１つの孔をエッチングすることも含んでもよい。
【００５４】
測定電極を形成することは、少なくともダイヤモンド層をエッチングする工程を行うことによって実現されてもよい。
【００５５】
測定電極を製造することは、誘電層の上にダイヤモンド層を堆積させ、ダイヤモンド層と誘電層の少なくとも一部とを、少なくとも半導体物質層に形成された凹所に配置することを可能にする工程を行うことによって実現されてもよい。
【００５６】
前記方法は、さらに、測定電極を形成する工程と電気回路を形成する工程との間に、少なくとも誘電層の残りの部分が測定電極と半導体層との間に配置され、そして、少なくとも測定電極を被覆することが可能な誘電物質を堆積させるように、誘電層をエッチングする工程を含むものでもよい。
【００５７】
測定電極と電子回路との間の電気接続を行うことは、少なくとも以下の工程を行うことによって実現されてもよい。
【００５８】
電子回路と測定電極とを被覆することができるように、半導体物質層の上に、少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層を堆積すること、
【００５９】
少なくともパッシベーション層を貫通して測定電極と電子回路とに電気的に接続する、少なくとも１つの導電体からなる貫通ビアを形成すること、
【００６０】
電気接続層の少なくとも一部と貫通ビアとが測定電極と電子回路とに電気的に接続することが可能とするように、パッシベーション層の上に少なくとも１つの導電体からなる電気接続層を形成すること。
【００６１】
前記方法は、測定電極と電子回路との間の電気接続を行った後に、測定電極へのアクセスを確保する、少なくともパッシベーション層を貫通する少なくとも１つの孔をエッチングする工程をさらに含むものでもよい。
【００６２】
測定電極の形成を実現する工程は、参照電極として機能し、又はこれを形成する第２電極、又は、それぞれ参照電極及び対電極として機能し、又はこれらを形成する第２及び第３電極であって、センサの各電極はダイヤモンド層の少なくとも一部を含むことが可能である電極を形成してもよい。
【００６３】
前記方法は、さらに、測定電極の上でセンサに、検出される分子と相補的な生物学的受容体を融合させるための工程を含むものでもよい。
【図面の簡単な説明】
【００６４】
【図１Ａ】本発明の第１の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図１Ｂ】本発明の第１の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図１Ｃ】本発明の第１の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図１Ｄ】本発明の第１の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図１Ｅ】本発明の第１の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図１Ｆ】本発明の第１の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図１Ｇ】本発明の第１の実施形態の変形例にかかる生物学的センサを示す。
【図２Ａ】本発明の第２の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図２Ｂ】本発明の第２の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図２Ｃ】本発明の第２の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図２Ｄ】本発明の第２の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図３Ａ】本発明の第３の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図３Ｂ】本発明の第３の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図３Ｃ】本発明の第３の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図３Ｄ】本発明の第３の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【発明を実施するための形態】
【００６５】
本発明は、説明のためのみに添付され、何ら制限するものではない図面を参照しつつ、構造例の記載を読むことによってよりよく理解される。
【００６６】
下記の相互に異なる図中において、同一の、類似の、又は同等な部分に対しては、１つの図から他の図への移行を容易にするために同じ参照番号を付している。
【００６７】
図をより見やすくするため、図示されている相互に異なる部分は、必ずしも一定の比率で一様に図示されているわけではない。
【００６８】
さまざまな可能性（変形例と実施形態）は、互いに排他的ではなく、組み合わせが可能であると理解されなければならない。
【００６９】
まず、電気化学的及び／又は電気測定のための生物学的センサ１００、すなわちバイオセンサの第１の実施形態に係るの製造方法の工程を示す図１Ａから図１Ｆに言及する。これらの図１Ａから図１Ｆには、バイオセンサ１００の部分の製造のみが示される。
【００７０】
図１Ａに示すように、バイオセンサ１００は、機械的支持として用いられるバッキング層１０２と、不純物が添加されたダイヤモンド層１０４と、バリア層６と、半導体（本件ではシリコン）からなる表面層１０８とを含む、ダイヤモンド型基板上の半導体を意味するＳＯＤ基板からなる。
【００７１】
ダイヤモンド層１０４はバッキング層１０２とバリア層１０６との間に配置され、バリア層１０６はダイヤモンド層１０４と表面層１０８との間に配置される。
【００７２】
表面層１０８は、望ましくは約１μｍ以下の厚みの薄層である。バリア層１０６は、例えば半導体（例えばＳｉＯ２又はＳｉＮ）の酸化物又は半導体の窒化物からなり、例えば約５０ｎｍから１μｍの間の厚みを有する誘電物質からなる。バリア層１０６の材料と厚みとは、共に、半導体層１０８からダイヤモンド層１０４を電気的に絶縁する目的のみならず、表面層１０８の電子回路を製造する後工程において用いられる高温の酸素フローから不純物が添加されたダイヤモンド層１０４を保護する目的からも選択される。実際に、ダイヤモンドは約６００°Ｃで酸化する。しかし、例えばトランジスタ格子を熱酸化によって形成する際など、電子回路の製造工程で行われる加熱工程では、約６００℃以上の温度で酸素が使用される。
【００７３】
不純物を添加されたダイヤモンドは、ＣＶＤ（ｃｈｅｍｉｃａｌ ｖａｐｏｒ ｄｅｐｏｓｉｔｅｄ）多結晶型、ＨＯＤ（ｈｉｇｈｌｙ ｏｒｉｅｎｔｅｄ ｄｉａｍｏｎｄ）、あるいは固有単結晶型であってもよく、例えば、望ましくはホウ酸（ｐ型）、あるいはリン（ｎ型）によって不純物を添加してもよい。ダイヤモンド層１０４の厚みは約１００ｎｍから１μｍの間であってもよい。
【００７４】
図１Ａに図示していないが、ダイヤモンド層１０４は粒状構造を有する。実際に、合成ダイヤモンドは、通常、ダイヤモンド以外の物質（本件ではシリコン）からなる基板を意味するヘテロ基板上に形成され、このことは、ダイヤモンドを形成するために用いられる成長工程において、ダイヤモンドは物質の厚み方向に粒子が発達する（縦型ダイヤモンド層を形成する）粒状構造を有することを示す。しかしながら、ダイヤモンドの成長の初期に形成される、ダイヤモンド層の一部である粒子のベースは、「核形成部」と呼ばれ、基板に反しており、かなりの数の粒子、グラファイトその他の結合部が存在するため、通常、電気的に不完全であることを意味する。この核形成部は、望ましくは、バッキング層１０２、又は、バリア層１０６の横に配置されてもよい。
【００７５】
最終的に、バッキング層１０２は、ここで、１０μｍ以上の厚みを有するシリコンベースのようなマッシブ状の半導体層である。
【００７６】
そのようなＳＯＤ基板の製造工程は、当該技術水準において既に知られており（層遷移、分子結合等）、そのため、ここでは詳述しない。
【００７７】
そして、表面層１０８、バリア層１０６、及び、不純物を添加されたダイヤモンド層１０４を貫通し、不純物を添加されたダイヤモンド層１０４においてバイオセンサ１００の活性電極の範囲を定めるトレンチ１１０を形成する。これらのトレンチ１１０は、バッキング層１０２の一部にも形成される。
バイオセンサー１００は、例えば、２つまたは３つの電極（測定電極、参照電極、対電極）を含んでもよい。図１Ａから図１Ｆに示す例には、バイオセンサー１００の測定電極である参照番号１１２のみを示す。これらのトレンチ１１０は、例えば、層１０８、１０６、１０４の厚み全体、及び、バッキング層１０２の厚みの一部を貫通させるようにエッチングし、そして、これらのエッチングされたトレンチ１１０に、生体適合性誘電体、例えば半導体酸化物又は半導体窒化物（例えばＳｉＯ２またはＳｉＮ）、又は固有ダイヤモンドからなる物質を充填することによって製造してもよい。図１Ｂに、測定電極１１２のものと実質的に類似のダイヤモンドからなる、バリア層１０６の一部１１３は、表面層１０８に電子回路を製作する際に使用される高温酸素フローから測定電極１１２を保護することができる。トレンチ１１０に充填する物質も、表面層１０８に電子回路を形成する際に高温酸素の拡散から測定電極１１２を保護するために用いる目的から選択されてもよい。
【００７８】
不純物を添加されたダイヤモンド層１０４に形成される電極の寸法の選択は、ダイヤモンド層１０４の厚みの関数で表される。図１Ｂに記載されている（Ｘ、Ｙ）平面における電極の最小寸法は、それが実質的に長方形の形状であるとき、例えば電極の一方の長さに対応しており、ダイヤモンド層の厚みに非常に等しくなるように選択されてもよい。しかしながら、バイオセンサ１００の電極の寸法を選択する場合には、例えば電極に与えられる信号の最小限の信号量、小さな電極を形成することに関する技術的な実現可能性、その他の考慮事項の検討が必要となる。そして、通常は、バイオセンサ１００の電極１つにつき、不純物を添加されたダイヤモンド層１０４の粒子が約１００個存在するように電極の寸法が選択されてもよい。図１Ｂに示されている（Ｘ、Ｙ）平面における電極の寸法は、例えば、約１０μｍから１００μｍの間である。
【００７９】
そして、標準的なマイクロエレクトロニクスの工程によってバイオセンサ１００の電子回路を表面層１０８に形成する。図１Ｃに、電子回路１１４の１つのＭＯＳトランジスタを示す。この電子回路１１４は、バイオセンサ１００の電極の端末で発生する電気信号のアンプとして用いられる。この本件実施形態において、電子回路１１４の出力は、他のバイオセンサにおいて一般的である読み出し及びデジタル化回線の入力に接続されている。１変形例において、電子回路１１４は、アンプの機能を果たすことに加えて、信号の読み取り及び／またはデジタル／アナログ変換の機能を有してもよい。表面層１０８が、約１μｍ以下の厚みを有する薄層である場合、電子回路１１４は、部分的な空乏を有するＰＤ−ＳＯＩ型トランジスタ、または完全な空乏を有するＦＤ−ＳＯＩ型トランジスタのような素子を含むものでもよい。
【００８０】
表面層１０８の半導体の酸化工程のような、電子回路１１４を製造する間に、高温酸素が表面層１０８に対して流れる。そして、バリア層１０６とトレンチ１１０の誘電物質とは、バリア層１０６及び／またはトレンチ１１０がない場合に、ダイヤモンドの燃焼とダイヤモンド層１０４の不可逆的な劣化とを引き起こすこれらの酸素フローから、ダイヤモンド層１０４とバッキング層１０２とを保護する。
【００８１】
そして、不純物を添加されたバイオセンサ１００のダイヤモンド電極を電子回路１１４に電気的に接続するため、いくつかの層を電気的に接続する。図１Ｄの実施形態において、まず、表面層１０８と電子回路１１４とを被覆する第１パッシベーション層１１６（誘電物質からなる）を堆積させることから始める。それから、貫通ビア１１８（導電体からなる）は、パッシベーション層１１６、表面層１０８、及び、バリア層１０６を貫通し、また、電子回路１１４と測定電極１１２とを電気的に接続するために、測定電極１１２をある程度貫通して形成される。そして、例えばアルミニウム、及び／または他の適切な導電体からなる第１電気接続層１２０は、パッシベーション層１１６の上に形成され、ビア１１８を通して測定電極１１２を電子回路１１４に電気的に接続する。そして、電気接続層１２０は、第２パッシベーション層１２２に被覆される。図１Ｄの実施形態では、電子回路１１４に電気的に接続するために、２つのパッシベーション層１１６、１２２を貫通する他の貫通ビア１２４が形成されている。図示していないが、バイオセンサ１００の他の電極のような他の素子と電気的に接続するため、パッシベーション層１１６、１２２を貫通する、少なくとも１つの他のビアが形成される。そして、電子回路１１４をバイオセンサ１００の前記他の素子に電気的に接続するため、第２電気接続層１２６が第２のパッシベーション層１２２の上に形成される。第２電気接続層１２６は、第３パッシベーション層１２８によって最終的に被覆される。パッシベーション層１１６、１２２、及び１２８は、例えば、それぞれの厚みが約４００ｎｍに等しい。
【００８２】
上記の例において、バイオセンサ１００は２つのレベルの電気接続を有する。しかしながら、バイオセンサ１００は、バイオセンサ１００が３つの電極を有する場合のように、より多くの数の相互接続レベルを有してもよい。さらに、パッシベーション層は、さまざまなレベルの電気接続が形成される多層として形成されてもよい。
【００８３】
不純物を添加されたダイヤモンドの活性電極を備える電気化学的測定を行うために、これらの電極を被覆しているバッキング層１０２の一部を取り除いてそれらを解放してもよい。これは、深いトレンチを伴うバッキング層１０２の部分的なエッチングによって行われてもよい。
図１Ｄの実施形態において、このエッチングは測定電極１１２のレベルまで行われてもよい。
【００８４】
一変形例において、図１Ｅ及び図１Ｆに示すように、バッキング層１０２を完全に取り除くことは可能である。そして、装置１００のダイヤモンドベース部分のほとんどを平面とし、分析される媒体におけるバイオセンサ１００の生体適合性を向上させることができる。このため、機械式ハンドル１３０にパッシベーション層１２８を固定することによって、例えばガラスまたは半導体からなる機械式ハンドル１３０に、事前に形成された素子を移動する（図１Ｅ）。このハンドル１３０は、測定情報を抽出するために電子回路１１４の出力に電気的に接続されてもよい。この場合、事前に形成された電気接続層に接続する電気接続部は、パッシベーション層１２８が取り付けられている側と対向する側のハンドルの側部から、これらの接続部にアクセスすることができるようにするため、ハンドル１３０にクロス（ｃｒｏｓｓ）する。
【００８５】
最後に、図１Ｆに示すように、一度パッシベーション層１２８がハンドル１３０に取り付けられると、研磨または化学的腐食などによってバッキング層１０２が取り除かれ、ダイヤモンド層１０４が現れる。
【００８６】
一変形例において、例えば電極の上にフィットするマスキング（例えば、当該マスクはアルミニウムからなる）を伴って行われる酸素プラズマを使用する工程によって、活性の、不純物を添加されたダイヤモンドベースの電極をポイント状に形成することは可能である。そのような電極は、例えば、ニューラルネットワーク（この場合、フォームファクタが重要である。）を精査するためにポイント状のマトリクスを形成するために用いられる。そのような電極は、例えば、数ダース・ミクロン（たとえば約２０μｍ以上）に等しい厚みのダイヤモンド層から形成されてもよい。
【００８７】
図１Ａから図１Ｆで前述した実施形態に代わるものとして、図１Ｇに示すような生物学的センサ１００を形成してもよい。そのために、図１Ｃから図１Ａに関して前述した過程が実施される。すなわち、図１Ｄにおいて前述した過程による、貫通ビア１１８、１２４と、パッシベーション層１１６、１２２及び１２８と、電気接続層１２０及び１２６である。しかしながら、測定電極１１２に接続するための貫通ビア１１８は、その周辺に配置されるため、パッシベーション層１１６、１２２、１２８、半導体層１０８、誘電層１０６を貫通し、測定電極との接続を確保する孔１３２の後の製造は、これらの相互接続にダメージを与えない。図１Ｇに示していないが、ダイヤモンド電極１１２の下で、バッキング層１０２の中に、絶縁領域が形成されてもよい。
【００８８】
図１Ｆに関して前述したセンサ１００のもう１つの変形例において、電子回路１１４は、図１Ｆの場合のように、測定電極１１２の隣に形成されるのではなく、やや重畳して形成されてもよい。この場合、（Ｘ、Ｙ）平面（Ｘ軸とＹ軸とは図１Ｆに表れている）における第１電極１１２の一部の突起は、同じ平面において、電子回路１１４の一部の突起に重畳される。この場合、電子回路１１４は、誘電物質で充填されたトレンチ１１０で囲まれる。電極１１２の望ましい寸法が、電気接続及び電子回路の大きさが許す限りにおいて、そのような代替例が可能である。
【００８９】
ここで、第２の実施形態に係る電気化学的測定生物学的センサ２００の製造方法の過程を示す図２Ａから図２Ｄを参照する。これらの図２Ａから図２Ｄには、バイオセンサ２００部分の製造のみが示されている。
【００９０】
この第２の実施形態において、装置２００は、例えば、バイオセンサ１００において前述したバッキング層１０２に類似するバッキング層２０２、誘電層２０４、及び、不純物を添加されたダイヤモンド層を含む基板から形成される。誘電層２０４は、不純物を添加されたダイヤモンド層とバッキング層１０２との間に配置される。バッキング層２０２は、例えば、約７００μｍの厚みを有する。一変形例において、バッキング層２０２は、ＳＯＩ（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｎ ｉｎｓｕｌａｔｏｒ）基板層に置き換えられてもよく、そのため、７０ｎｍから１μｍの間の厚みを有する誘電層２０４は、不純物を添加されたダイヤモンド層とＳＯＩ基板の表面の半導体層との間に配置される。
【００９１】
図２Ａに示すように、不純物を添加されたダイヤモンド層をエッチングすることによって、不純物を添加されたダイヤモンド電極が誘電層２０４の上に形成される。図２Ａにおいて、バイオセンサ２００の測定電極に対応する単極２０８を示す。
【００９２】
誘電層２０４は、信号が測定電極２０８に印加されるとき、バッキング層１０２と測定電極２０８との間に生じ得るカップリングであって、バイオセンサ２００による測定の寄生ノイズの原因であるカップリングを可能な限り減らすことを目的とする。そこで、誘電層２０４の厚みは、約５０ｎｍ以上に選択されてもよい。
【００９３】
そして、バイオセンサ２００の電極の下に位置する誘電層２０４の一部を保持するために誘電層２０４をエッチングし、電極の側部に位置するバッキング層１０２の半導体の表面を露出する。図２Ｂの実施例において、誘電層２０４の残りの部分２１０は測定電極２０８の下に配置される。バイオセンサ２００の電子回路を形成する間におけるダイヤモンド電極への高温酸素の拡散の予防を可能とするバリア物質は、例えば、バイオセンサ１００のバリア層１０６の物質に類似する自然物質であってもよく（誘電物質、固有ダイヤモンド、その他）、不純物を添加されたバイオセンサ２００のダイヤモンド電極上に配置され、図２Ｂにおいて、測定電極２０８と誘電部分２１０とを被覆するバリア物質の層２１２を形成する。バリア物質の層２１２は、例えば、約１μｍの厚みを有する。そして、標準的なマイクロエレクトロニクスの工程を行うことにより、電極の側部に位置するバッキング層２０２の一部に、バイオセンサ２００の電子回路が形成される。図２Ｂに、電子回路２１４による１つのＭＯＳトランジスタを示す。
【００９４】
そして、バイオセンサ１００と同様に、バイオセンサ２００の電極を電子回路２１４に電気的に接続するために、いくつかのレベルにおいて電気接続を行う。図２Ｃの実施例において、これらの相互接続は、例えば、バイオセンサ１００の素子と類似の方法により形成されたパッシベーション層２１６、２２２、２２８、貫通ビア２１８、２２４、及び、相互接続層２２０、２２６によって実現される。
【００９５】
最後に、バイオセンサ２００の不純物を添加されたダイヤモンド電極は、例えば、局所的なエッチングによって、パッシベーション層２２８、２２２、２１６とバリア物質層２１２とを穿設して孔２３０を形成し、測定電極２０８（図２Ｄ）の上面を露出させることによって解放される。
【００９６】
ここで、第３実施形態に係る電気化学的測定生物学的センサ３００の製造方法の過程のうち、バイオセンサ３００部分の製造のみを示す図３Ａから図３Ｄを参照する。
【００９７】
図３Ａに示すように、バイオセンサ３００は、ＳＯＩ（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｎ ｉｎｓｕｌａｔｏｒ）基板層上に配置される誘電層２０４を含み、例えば、半導体物質、誘電層３０４、及び、マッシブ状の層３０４からなり、半導体を形成する表面層３０２を含む基板から形成される。誘電層２０４と不純物を添加されたダイヤモンド層とが配置される凹部は、ＳＯＩ基板の層３０２、３０４、及び３０６からなる。これらの凹部に位置するダイヤモンド層の一部は、バイオセンサ３００の電極を形成する。図３Ａに、１つの測定電極２０８のみを示す。図３Ａに示す平面（Ｘ、Ｙ）に対して平行な、半導体表面層３０２の上面２１１に位置する面と同じ平面上に、測定電極２０８上の上面２０９が配置されてもよい。
【００９８】
前述のバイオセンサ２００の製造方法と同じように、電極の下に位置しない誘電層２０４の一部をエッチングする。そして、特に測定電極２０８を被覆するため、バリア物質２１５を堆積させる。そして、半導体層３０２の表面で、バイオセンサ３００の上に電子回路を形成する（半導体層３０２の表面上の、図３Ｂの電子回路２１４のトランジスタに象徴される）。
そして、電極をバイオセンサ３００の電子回路２１４に電気的に接続する電気接続部は、バイオセンサ２００（図３Ｃ）において前述したものと同じように形成される。最後に、孔２３０が、パッシベーション層２１６、２２２、２２６、及び、バリア層２１５を貫通して形成され、測定電極２０８へのアクセスを確保する。
【００９９】
バイオセンサ２００に比較して、電極が凹部に形成される３００のようなバイオセンサは、バイオセンサ電極が半導体層３０２の上に形成される場合に生じる可能性のある表面のトポロジーの問題を防ぐことを可能にする。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電気検出、特に携帯型ＰｏＣ（Ｐｏｉｎｔ ｏｆ Ｃａｒｅ）型の生物学的検出アプリケーションに用いることが可能であり、生体内及び／又は生体外の、分子の電気化学的及び／又は電気的な検出のために、これらの分子の測定及び／又は検出を行うことができる、バイオセンサとも呼ばれる生物センサに関する。
【０００２】
本発明は、例えば、医療、栄養補給、産業的な治療、及び環境モニタリングの分野において、汚染物質、微生物、タンパク質、電気信号、その他を検出するために用いられる。
【背景技術】
【０００３】
バイオセンサは、生化学現象を、光学的又は電気的な信号のような測定可能な信号に変換する測定装置である。これらのバイオセンサのいつくかは、キーロック（ｋｅｙ-ｌｏｃｋ）と呼ばれる原理を利用している。このタイプのバイオセンサにおいて、バイオセンサの機能表面とは、検出しようとする分子に適合する生物学的受容体が接合された表面を意味し、バイオセンサの機能表面は分析される溶液に浸されている。検出しようとするこれらの生体分子であって、接合される受容体と相補的な分子を意味する生体分子が溶液中にある場合、分子と受容体との相互作用及び結合が生じる。バイオセンサは、そして、事前に接合された受容体と相補的であるこれらの分子の存在を検出する。
【０００４】
これらの分子は、例えば蛍光発光によって光学的に検出されてもよい。この場合、検出される分子はもともと蛍光性であってもよく、又は、これらにマーカーを接合させることによって蛍光性としてもよい。そして、受容体に接合された分子の存在は、レーザーでバイオセンサの機能表面を照らすことによって検出され、各マーカーは特異的な反応を示す。そして、蛍光発光反応が空間的に検出され、それによって、検出する分子の有無を推測することができる。蛍光発光ではないさまざまな光物性（吸収スペクトル、バイオルミネセンス、その他）を、分子の検出のために用いてもよい。
【０００５】
例えばバイオセンサーがＤＮＡチップである場合、分子の光検出は、特に、二重検出（目標受容体と目標マーカーとの）のための良好な選択性を提供し、異なるタイプの分子の同時検出（バイオセンサの表面の異なる機能による、同じ溶液中に存在するいくつかの目標／分子の検出）を可能にするという長所を有する。
【０００６】
しかしながら、そのような分子の光検出にも、以下のようにいくつかの欠点がある。
【０００７】
表面を機能化するためには、必要な準備が要求され、検出されるべき分子をマーキングするために必要な操作が加わり、マーキング効果をもたらすために要する時間のため反応性の問題が生じる。
【０００８】
必要な検出測定器が要求され、それは携帯型バイオセンサ製品との互換性がない。
【０００９】
代わりに、分子の検出は、ファラデー方式（例えばインピーダンス等の測定によるインタフェースを超えた電荷移動）又は非ファラデー方式（変位電流又は静電気効果の使用）によって電気的に行われてもよい。
【００１０】
「電気化学的バイオセンサ」と呼ばれる他のバイオセンサは、検出される分子のリドックス（酸化還元）反応（ｒｅｄｏｘ（ｏｘｉｄａｔｉｏｎ−ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ）ｒｅａｃｔｉｏｎｓ）に基づく。この電気化学的方法は、検出される分子に電気化学的に反応することを目的とする分子が、バイオセンサの分析電極に接合し、当該分子の電気的反応が検出されるという純粋に電気的な方法である。これらの電気化学的バイオセンサは、分子の電流測定又は電位差測定の検出に基づいている。
【００１１】
電流測定は、バイオセンサの２つの電極の間に印加されるポテンシャルで、電気化学的セルを横断する電流の強度の測定に基づく技術である。この電流強度は、測定電極又は計測電極と呼ばれ、第２電極を参照電極として用いる２つの電極のうちの１つの上で酸化又は還元する電気活性物の濃度の関数で表される。
【００１２】
電位差測定の検出は、測定電極と参照電極との間の電位差を測定することに基づく電気化学的方法である。２種類の電位差測定の検出が用いられてもよい。１つは、生体レセプタ（ｂｉｏｒｅｃｅｐｔｏｒ）に接続された測定電極（ＩＳＥ、すなわち「Ｉｏｎ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ」）と第２参照電極とが用いられ、検体（検出される分子）が測定電極に用いられた生体レセプタと反応するとき、測定電極のポテンシャルが変化する。２つめは、トランジスタグリッドの表面上の電荷に感応する。ＩＳＥの上のグリッドを置き換えることによって、ＩＳＦＥＴ、すなわち、イオン感応性電界効果トランジスタを得る。
【００１３】
電気化学的インピーダンス分光（ＥＩＳ）によって測定を行う電気化学的センサも存在する。このために、弱い正弦波励振は、同じ周波数の電流のバリエーションを含む安定した励振に重畳される。（複素）電圧／電流比はシステムの（複素）インピーダンスを与える。
【００１４】
このように、分子の光検出を行うバイオセンサと比較すると、電気化学的バイオセンサは分子のマーキングを必要としない。さらに、これらのバイオセンサは、標準的なマイクロエレクトロニクスの工程により低コストで製造され、コンパクトであり、柔軟に使用され、検出を多重化して行うことを可能にし、リアルタイムでの測定を可能にする。
【００１５】
しかしながら、先行技術における電気化学的バイオセンサにも、以下のような様々な欠点がある。
【００１６】
それらは変換において小さなゲインを有し、検出限界を低下させる。
【００１７】
それらは電極表面の準備を必要とし、電気化学的な干渉要素（活発なイオン種）を用いる。
【００１８】
それらは分析される媒体の近くに、電子的な原因による熱源をもたらし、これは温度に非常に影響されやすい生物学的な媒体にとって決定的となり得る。
【００１９】
米国特許第５,７７７,３７２号には、センサの金属電極に取って代わるダイヤモンドに基づく構造の使用が記載されている。ダイヤモンドは、特に大部分の化合物に対して高い耐久性があるという長所を有し、耐腐食性を有し、例えば、プラチナよりも優れた活性ウィンドウを提供する。ある物質の活性ウィンドウは、液体媒体に使用可能な電圧幅の範囲である。このウィンドウを越えたポテンシャルにより、リドックス反応が電極上の水（媒体）から生じ、他の反応の検出を妨げる。ダイヤモンドを含む様々な物質の活性ウィンドウの比較は、Ｃ．Ｅ． Ｎｅｂｅｌ ｅｔ ａｌ．による文書"Ｄｉａｍｏｎｄ ａｎｄ ｂｉｏｌｏｇｙ", Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｈｅ Ｒｏｙａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ, ４, ４３９−４６１頁, ２００７に記載されている。
【００２０】
そのようなバイオセンサには、さらに、バイオセンサによる電子測定がバイオセンサに接続する外部アナライザによって形成されるという欠点がある。測定に必要な遮蔽物によって、非常に小さな電流レベル（ピコアンペアの範囲）において、使用中のファラデーゲイジにバイオセンサを挿入することが必要になるという問題が生じる。さらに、信号はアナライザに達した後に増幅されるため、ケーブルと接続部との品質に重大な制約が課される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００２１】
【特許文献１】米国特許第５,７７７,３７２号明細書
【非特許文献】
【００２２】
【非特許文献１】Ｃ．Ｅ． Ｎｅｂｅｌ ｅｔ ａｌ．"Ｄｉａｍｏｎｄ ａｎｄ ｂｉｏｌｏｇｙ", Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｈｅ Ｒｏｙａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ, ４, ４３９−４６１頁, ２００７
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００２３】
本発明の目的は、ダイヤモンドベースの電極を用いるバイオセンサの長所を有しながら、バイオセンサの停止によって測定電子機器がオフセットされ、バイオセンサの欠点を有しない新規な生物学的センサを提示することにある。
【課題を解決するための手段】
【００２４】
このため、本発明は、少なくとも
電気化学的及び／又は電気測定をすることが可能であり、不純物を添加されたダイヤモンド層と半導体物質層との間に配置される少なくとも１つの誘電層を含む積層からなる基板の、不純物を添加されたダイヤモンド層の少なくとも一部を含む、測定電極又は計測電極のような電極と、
半導体物質層の一部に形成され、測定電極に電気的に接続し、測定電極から出る、少なくとも１つの電気信号を増幅及び／又は処理するための電子回路と、
を含む電気化学的及び／又は電気測定のための生物学的センサ、すなわち、バイオセンサを提示する。
【００２５】
本発明に係るセンサには、測定電極がそこに接合される生物学的受容体を含む場合に、直接相互作用（酸化還元対、ポテンシャルの測定）又はキーロック型（ｋｅｙ−ｌｏｃｋ ｔｙｐｅ）干渉によって、生物学的に適用され得る電気化学的及び／又は電気的な測定（電位差測定（ｐｏｔｅｎｔｉｏｍｔｅｒｙ）、環式電解電量測定（ｃｙｃｌｉｃ ｖｏｌｔａｍｅｔｒｙ）、電流測定（ａｍｐｅｒｏｍｅｔｒｙ）等）に基づく検出原理が適用される。
【００２６】
本発明に係るセンサは、（生物学的及び／又は化学的に）分析される媒体と増幅との間の電気的及び化学的インターフェースとして、及び／又は電子回路を処理する測定電極として用いられる、不純物を添加されたダイヤモンド層の少なくとも一部を使用する。この電子回路は、このように残りのセンサ、特にセンサ電極と統合される。用語「処理」は、読み出し、スキャニングなど、電極から出る電気信号に関して行われる、いかなるタイプの動作も表す。
【００２７】
不純物を添加されたダイヤモンドを生物学的インターフェイスとして使用することは、この物質において、生体適合性、非毒性、大きな電気化学的ウインドウ、低ノイズ、その他様々な利点がある。センサを外部の雑音源から容易に分離することができるので、ダイヤモンドと電子回路とをカップリングし一体化することにより、センサの寸法を縮減し、感度を増加させることができる。さらに、このセンサにおいて、電子回路は、測定電極の測定結果に近い、統合された増幅を可能にする。さらに、このようなセンサは、携帯利用のための（電子回路による）コンピュータインターフェースの製造を可能にする。
【００２８】
また、このバイオセンサにおいて、配線と環境とに起因するノイズの効果を制限する信号が「ソースにおいて」増幅及び／又は処理される。
【００２９】
基板はＳＯＤ（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｎ ｄｉａｍｏｎｄ）型であってもよい。この場合、同一ＳＯＤ基板の一部である半導体物質層とダイヤモンド層とにより、センサは、電子回路が設置された半導体層に物理的に接続し、不純物を添加されたダイヤモンド層により形成される少なくとも１つの電極を有し、このように、これらの２層は１つのブロックを形成する。
【００３０】
ダイヤモンドは高温における酸素の存在に非常に影響されやすいため（それはＯ２の存在下で６００°Ｃで酸化する）、ダイヤモンド層と半導体層との間に配置される誘電層は、特に電子回路の形成に用いられる、高温における酸素フローからダイヤモンドを保護することができる。さらに、この誘電層も、半導体層と比較して、バイオセンサから電極を電気的に絶縁することを可能にし、そして、このように、電極と電子回路との間の電気相互作用を予防する。
【００３１】
半導体物質層は、約１μｍ以下の厚みを有してもよい。電子回路は、１つ又は複数のＰＤ−ＳＯＩ（ｐａｒｔｉａｌｌｙ ｄｅｐｌｅｔｅｄ ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｎ ｉｎｓｕｌａｔｉｏｎ）又はＦＤ−ＳＯＩ（ｆｕｌｌｙ ｄｅｐｌｅｔｅｄ ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｎ ｉｎｓｕｌａｔｉｏｎ）トランジスタを有してもよい。このようなトランジスタは、特に、低消費、低ノイズ容量及び低内因的ノイズという長所を有する。
【００３２】
測定電極は、少なくとも１つの誘電物質で充填され、少なくともダイヤモンド層を貫通又は横断するトレンチによって、残りのダイヤモンド層から区切られてもよい。これらのトレンチは、測定電極を残りのダイヤモンド層から分離するが、また、電子回路を形成する間、酸素フローから電極を形成するダイヤモンドを保護するものでもよい。
【００３３】
電子回路は、貫通ビアを通して測定電極に電気的に接続し、少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層の中に形成される少なくとも１つの導電体からなる、少なくとも１つの電気配線層から形成されてもよく、半導体物質層はダイヤモンド層とパッシベーション層との間に配置されてもよい。
【００３４】
パッシベーション層は、いくつかの多層構造のパッシベーション層からなる多層であってもよく、センサの機械的支持を形成することができるマッシブ層と半導体層との間に配置されてもよい。このように、ダイヤモンド層は、分析される媒体にされされるセンサの表面のほぼ全体に形成されてもよい。
【００３５】
一変形例において、パッシベーション層、半導体層、及び誘電層を貫通して形成される少なくとも１つの孔により、測定電極にアクセスが確保されてもよい。
【００３６】
電子回路は、貫通ビアを通して測定電極に電気的に接続し、半導体物質に対向するように配置された少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層内に形成される少なくとも１つの導電体からなる、少なくとも１つの電気配線層から形成されてもよく、その中に、測定電極へのアクセスを確保する、少なくともパッシベーション層を貫通する、少なくとも１つの孔が形成されてもよい。ここで、再び、パッシベーション層は、相互に多層化されたいくつかのパッシベーション層から形成される多層であってもよい。
【００３７】
測定電極は、少なくとも半導体層に形成される凹所に設置されてもよい。
【００３８】
センサによって検出される分子と相補的な生物学的受容体は、測定電極に接合されてもよい。このように、センサは検出の「キーロック」原則を利用するものでもよい。さらにまた、キーロック工程の選択性を強化するために、目標分子のマーカーを使用し、間違った目標の検出に関する寄生効果を制限してもよい。
【００３９】
センサは、また、参照電極を形成する第２電極、又は、それぞれ参照電極と対電極とを形成する第２及び第３電極を含むものでもよく、センサの各電極は、少なくともダイヤモンド層の一部を含むことが可能である。このように、センサは、残りのセンサ、特に電子回路と統合されたこれらの不純物を添加されたダイヤモンドベースの電極の全てを含むものでもよい。センサが２つの電極を有する場合、測定電極と参照電極との間の電位差の測定は、検体の濃度の直接測定が行われることを許す。センサが３つの電極を有する場合、その上で関心の反応が生じる作用電極と対電極との間の電圧は、作用電極と参照電極との間の望ましいセルから入力電圧を定めることによって調整されてもよい。２つ又は３つの電極を備えるこのようなセンサは、他の用途を有することも可能である。さらに、センサは３つ以上の電極を備えてることも可能である。
【００４０】
本発明は、少なくとも以下の工程を有する電気化学的及び／又は電気測定のための生物学的センサの製造方法に関する。
【００４１】
電気化学的及び／又は電気的な測定をすることが可能な、不純物を添加されたダイヤモンド層と半導体物質層との間に配置される少なくとも１つの誘電層を含む積層からなる基板の不純物を添加されたダイヤモンド層の少なくとも一部を含む、測定電極のような電極を形成すること、
【００４２】
半導体物質層の一部に、測定電極から出る電気信号を増幅及び／又は処理するための電子回路を形成すること、
【００４３】
少なくとも測定電極と電子回路との間の電気接続を形成すること。
【００４４】
測定電極を形成することは、少なくとも以下の工程を行うことによって実現されてもよい。
【００４５】
少なくとも、ダイヤモンド層、半導体層、及び、誘電層を貫通し、測定電極を形成するためのダイヤモンド層の一部を区切ることが可能なトレンチをエッチングすること、
【００４６】
少なくとも誘電物質によってトレンチを充填すること。
【００４７】
半導体層とダイヤモンド層との間に配置される誘電層は、トレンチの中に配置される誘電物質と同様に、電子回路の形成中に使用され得る高温酸素フローから、測定電極を形成する不純物を添加されたダイヤモンド層の一部を保護するものでもよい。
【００４８】
測定電極と電子回路との間の電気接続を行うことは、少なくとも以下の工程を行うことによって実現されてもよい。
【００４９】
電子回路を被覆することが可能な、少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層を半導体物質層の上のに堆積させること、
【００５０】
少なくともパッシベーション層を貫通する、
少なくとも特に測定電極と電子回路とに電気的に接続する、導電体からなる貫通ビアを形成すること、
【００５１】
少なくとも電気接続層の一部と貫通ビアとが測定電極と電子回路とに電気的に接続するように、パッシベーション層の上に、少なくとも１つの導電体からなる電気接続層を形成すること。
【００５２】
前記方法は、さらに、測定電極と電子回路との間の電気接続を行った後に、少なくとも電気接続層を被覆する第２パッシベーション層を少なくとも堆積させる工程を含み、そして、センサの機械的支持を形成するマッシブ層で第２パッシベーション層を固定する工程を含むものでもよい。
【００５３】
一変形例において、前記方法は、測定電極と電子回路との間の電気接続を行った後に、測定電極へのアクセスを確保する、少なくともパッシベーション層、半導体物質層、及び、誘電層を貫通する、少なくとも１つの孔をエッチングすることも含んでもよい。
【００５４】
測定電極を形成することは、少なくともダイヤモンド層をエッチングする工程を行うことによって実現されてもよい。
【００５５】
測定電極を製造することは、誘電層の上にダイヤモンド層を堆積させ、ダイヤモンド層と誘電層の少なくとも一部とを、少なくとも半導体物質層に形成された凹所に配置することを可能にする工程を行うことによって実現されてもよい。
【００５６】
前記方法は、さらに、測定電極を形成する工程と電気回路を形成する工程との間に、少なくとも誘電層の残りの部分が測定電極と半導体層との間に配置され、そして、少なくとも測定電極を被覆することが可能な誘電物質を堆積させるように、誘電層をエッチングする工程を含むものでもよい。
【００５７】
測定電極と電子回路との間の電気接続を行うことは、少なくとも以下の工程を行うことによって実現されてもよい。
【００５８】
電子回路と測定電極とを被覆することができるように、半導体物質層の上に、少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層を堆積すること、
【００５９】
少なくともパッシベーション層を貫通して測定電極と電子回路とに電気的に接続する、少なくとも１つの導電体からなる貫通ビアを形成すること、
【００６０】
電気接続層の少なくとも一部と貫通ビアとが測定電極と電子回路とに電気的に接続することが可能とするように、パッシベーション層の上に少なくとも１つの導電体からなる電気接続層を形成すること。
【００６１】
前記方法は、測定電極と電子回路との間の電気接続を行った後に、測定電極へのアクセスを確保する、少なくともパッシベーション層を貫通する少なくとも１つの孔をエッチングする工程をさらに含むものでもよい。
【００６２】
測定電極の形成を実現する工程は、参照電極として機能し、又はこれを形成する第２電極、又は、それぞれ参照電極及び対電極として機能し、又はこれらを形成する第２及び第３電極であって、センサの各電極はダイヤモンド層の少なくとも一部を含むことが可能である電極を形成してもよい。
【００６３】
前記方法は、さらに、測定電極の上でセンサに、検出される分子と相補的な生物学的受容体を融合させるための工程を含むものでもよい。
【図面の簡単な説明】
【００６４】
【図１Ａ】本発明の第１の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図１Ｂ】本発明の第１の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図１Ｃ】本発明の第１の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図１Ｄ】本発明の第１の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図１Ｅ】本発明の第１の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図１Ｆ】本発明の第１の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図１Ｇ】本発明の第１の実施形態の変形例にかかる生物学的センサを示す。
【図２Ａ】本発明の第２の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図２Ｂ】本発明の第２の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図２Ｃ】本発明の第２の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図２Ｄ】本発明の第２の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図３Ａ】本発明の第３の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図３Ｂ】本発明の第３の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図３Ｃ】本発明の第３の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【図３Ｄ】本発明の第３の実施形態にかかる生物学的センサの製造方法の工程を示す。
【発明を実施するための形態】
【００６５】
本発明は、説明のためのみに添付され、何ら制限するものではない図面を参照しつつ、構造例の記載を読むことによってよりよく理解される。
【００６６】
下記の相互に異なる図中において、同一の、類似の、又は同等な部分に対しては、１つの図から他の図への移行を容易にするために同じ参照番号を付している。
【００６７】
図をより見やすくするため、図示されている相互に異なる部分は、必ずしも一定の比率で一様に図示されているわけではない。
【００６８】
さまざまな可能性（変形例と実施形態）は、互いに排他的ではなく、組み合わせが可能であると理解されなければならない。
【００６９】
まず、電気化学的及び／又は電気測定のための生物学的センサ１００、すなわちバイオセンサの第１の実施形態に係るの製造方法の工程を示す図１Ａから図１Ｆに言及する。これらの図１Ａから図１Ｆには、バイオセンサ１００の部分の製造のみが示される。
【００７０】
図１Ａに示すように、バイオセンサ１００は、機械的支持として用いられるバッキング層１０２と、不純物が添加されたダイヤモンド層１０４と、バリア層６と、半導体（本件ではシリコン）からなる表面層１０８とを含む、ダイヤモンド型基板上の半導体を意味するＳＯＤ基板からなる。
【００７１】
ダイヤモンド層１０４はバッキング層１０２とバリア層１０６との間に配置され、バリア層１０６はダイヤモンド層１０４と表面層１０８との間に配置される。
【００７２】
表面層１０８は、望ましくは約１μｍ以下の厚みの薄層である。バリア層１０６は、例えば半導体（例えばＳｉＯ２又はＳｉＮ）の酸化物又は半導体の窒化物からなり、例えば約５０ｎｍから１μｍの間の厚みを有する誘電物質からなる。バリア層１０６の材料と厚みとは、共に、半導体層１０８からダイヤモンド層１０４を電気的に絶縁する目的のみならず、表面層１０８の電子回路を製造する後工程において用いられる高温の酸素フローから不純物が添加されたダイヤモンド層１０４を保護する目的からも選択される。実際に、ダイヤモンドは約６００°Ｃで酸化する。しかし、例えばトランジスタ格子を熱酸化によって形成する際など、電子回路の製造工程で行われる加熱工程では、約６００℃以上の温度で酸素が使用される。
【００７３】
不純物を添加されたダイヤモンドは、ＣＶＤ（ｃｈｅｍｉｃａｌ ｖａｐｏｒ ｄｅｐｏｓｉｔｅｄ）多結晶型、ＨＯＤ（ｈｉｇｈｌｙ ｏｒｉｅｎｔｅｄ ｄｉａｍｏｎｄ）、あるいは固有単結晶型であってもよく、例えば、望ましくはホウ酸（ｐ型）、あるいはリン（ｎ型）によって不純物を添加してもよい。ダイヤモンド層１０４の厚みは約１００ｎｍから１μｍの間であってもよい。
【００７４】
図１Ａに図示していないが、ダイヤモンド層１０４は粒状構造を有する。実際に、合成ダイヤモンドは、通常、ダイヤモンド以外の物質（本件ではシリコン）からなる基板を意味するヘテロ基板上に形成され、このことは、ダイヤモンドを形成するために用いられる成長工程において、ダイヤモンドは物質の厚み方向に粒子が発達する（縦型ダイヤモンド層を形成する）粒状構造を有することを示す。しかしながら、ダイヤモンドの成長の初期に形成される、ダイヤモンド層の一部である粒子のベースは、「核形成部」と呼ばれ、基板に反しており、かなりの数の粒子、グラファイトその他の結合部が存在するため、通常、電気的に不完全であることを意味する。この核形成部は、望ましくは、バッキング層１０２、又は、バリア層１０６の横に配置されてもよい。
【００７５】
最終的に、バッキング層１０２は、ここで、１０μｍ以上の厚みを有するシリコンベースのようなマッシブ状の半導体層である。
【００７６】
そのようなＳＯＤ基板の製造工程は、当該技術水準において既に知られており（層遷移、分子結合等）、そのため、ここでは詳述しない。
【００７７】
そして、表面層１０８、バリア層１０６、及び、不純物を添加されたダイヤモンド層１０４を貫通し、不純物を添加されたダイヤモンド層１０４においてバイオセンサ１００の活性電極の範囲を定めるトレンチ１１０を形成する。これらのトレンチ１１０は、バッキング層１０２の一部にも形成される。
バイオセンサー１００は、例えば、２つまたは３つの電極（測定電極、参照電極、対電極）を含んでもよい。図１Ａから図１Ｆに示す例には、バイオセンサー１００の測定電極である参照番号１１２のみを示す。これらのトレンチ１１０は、例えば、層１０８、１０６、１０４の厚み全体、及び、バッキング層１０２の厚みの一部を貫通させるようにエッチングし、そして、これらのエッチングされたトレンチ１１０に、生体適合性誘電体、例えば半導体酸化物又は半導体窒化物（例えばＳｉＯ２またはＳｉＮ）、又は固有ダイヤモンドからなる物質を充填することによって製造してもよい。図１Ｂに、測定電極１１２のものと実質的に類似のダイヤモンドからなる、バリア層１０６の一部１１３は、表面層１０８に電子回路を製作する際に使用される高温酸素フローから測定電極１１２を保護することができる。トレンチ１１０に充填する物質も、表面層１０８に電子回路を形成する際に高温酸素の拡散から測定電極１１２を保護するために用いる目的から選択されてもよい。
【００７８】
不純物を添加されたダイヤモンド層１０４に形成される電極の寸法の選択は、ダイヤモンド層１０４の厚みの関数で表される。図１Ｂに記載されている（Ｘ、Ｙ）平面における電極の最小寸法は、それが実質的に長方形の形状であるとき、例えば電極の一方の長さに対応しており、ダイヤモンド層の厚みに非常に等しくなるように選択されてもよい。しかしながら、バイオセンサ１００の電極の寸法を選択する場合には、例えば電極に与えられる信号の最小限の信号量、小さな電極を形成することに関する技術的な実現可能性、その他の考慮事項の検討が必要となる。そして、通常は、バイオセンサ１００の電極１つにつき、不純物を添加されたダイヤモンド層１０４の粒子が約１００個存在するように電極の寸法が選択されてもよい。図１Ｂに示されている（Ｘ、Ｙ）平面における電極の寸法は、例えば、約１０μｍから１００μｍの間である。
【００７９】
そして、標準的なマイクロエレクトロニクスの工程によってバイオセンサ１００の電子回路を表面層１０８に形成する。図１Ｃに、電子回路１１４の１つのＭＯＳトランジスタを示す。この電子回路１１４は、バイオセンサ１００の電極の端末で発生する電気信号のアンプとして用いられる。この本件実施形態において、電子回路１１４の出力は、他のバイオセンサにおいて一般的である読み出し及びデジタル化回線の入力に接続されている。１変形例において、電子回路１１４は、アンプの機能を果たすことに加えて、信号の読み取り及び／またはデジタル／アナログ変換の機能を有してもよい。表面層１０８が、約１μｍ以下の厚みを有する薄層である場合、電子回路１１４は、部分的な空乏を有するＰＤ−ＳＯＩ型トランジスタ、または完全な空乏を有するＦＤ−ＳＯＩ型トランジスタのような素子を含むものでもよい。
【００８０】
表面層１０８の半導体の酸化工程のような、電子回路１１４を製造する間に、高温酸素が表面層１０８に対して流れる。そして、バリア層１０６とトレンチ１１０の誘電物質とは、バリア層１０６及び／またはトレンチ１１０がない場合に、ダイヤモンドの燃焼とダイヤモンド層１０４の不可逆的な劣化とを引き起こすこれらの酸素フローから、ダイヤモンド層１０４とバッキング層１０２とを保護する。
【００８１】
そして、不純物を添加されたバイオセンサ１００のダイヤモンド電極を電子回路１１４に電気的に接続するため、いくつかの層を電気的に接続する。図１Ｄの実施形態において、まず、表面層１０８と電子回路１１４とを被覆する第１パッシベーション層１１６（誘電物質からなる）を堆積させることから始める。それから、貫通ビア１１８（導電体からなる）は、パッシベーション層１１６、表面層１０８、及び、バリア層１０６を貫通し、また、電子回路１１４と測定電極１１２とを電気的に接続するために、測定電極１１２をある程度貫通して形成される。そして、例えばアルミニウム、及び／または他の適切な導電体からなる第１電気接続層１２０は、パッシベーション層１１６の上に形成され、ビア１１８を通して測定電極１１２を電子回路１１４に電気的に接続する。そして、電気接続層１２０は、第２パッシベーション層１２２に被覆される。図１Ｄの実施形態では、電子回路１１４に電気的に接続するために、２つのパッシベーション層１１６、１２２を貫通する他の貫通ビア１２４が形成されている。図示していないが、バイオセンサ１００の他の電極のような他の素子と電気的に接続するため、パッシベーション層１１６、１２２を貫通する、少なくとも１つの他のビアが形成される。そして、電子回路１１４をバイオセンサ１００の前記他の素子に電気的に接続するため、第２電気接続層１２６が第２のパッシベーション層１２２の上に形成される。第２電気接続層１２６は、第３パッシベーション層１２８によって最終的に被覆される。パッシベーション層１１６、１２２、及び１２８は、例えば、それぞれの厚みが約４００ｎｍに等しい。
【００８２】
上記の例において、バイオセンサ１００は２つのレベルの電気接続を有する。しかしながら、バイオセンサ１００は、バイオセンサ１００が３つの電極を有する場合のように、より多くの数の相互接続レベルを有してもよい。さらに、パッシベーション層は、さまざまなレベルの電気接続が形成される多層として形成されてもよい。
【００８３】
不純物を添加されたダイヤモンドの活性電極を備える電気化学的測定を行うために、これらの電極を被覆しているバッキング層１０２の一部を取り除いてそれらを解放してもよい。これは、深いトレンチを伴うバッキング層１０２の部分的なエッチングによって行われてもよい。
図１Ｄの実施形態において、このエッチングは測定電極１１２のレベルまで行われてもよい。
【００８４】
一変形例において、図１Ｅ及び図１Ｆに示すように、バッキング層１０２を完全に取り除くことは可能である。そして、装置１００のダイヤモンドベース部分のほとんどを平面とし、分析される媒体におけるバイオセンサ１００の生体適合性を向上させることができる。このため、機械式ハンドル１３０にパッシベーション層１２８を固定することによって、例えばガラスまたは半導体からなる機械式ハンドル１３０に、事前に形成された素子を移動する（図１Ｅ）。このハンドル１３０は、測定情報を抽出するために電子回路１１４の出力に電気的に接続されてもよい。この場合、事前に形成された電気接続層に接続する電気接続部は、パッシベーション層１２８が取り付けられている側と対向する側のハンドルの側部から、これらの接続部にアクセスすることができるようにするため、ハンドル１３０にクロス（ｃｒｏｓｓ）する。
【００８５】
最後に、図１Ｆに示すように、一度パッシベーション層１２８がハンドル１３０に取り付けられると、研磨または化学的腐食などによってバッキング層１０２が取り除かれ、ダイヤモンド層１０４が現れる。
【００８６】
一変形例において、例えば電極の上にフィットするマスキング（例えば、当該マスクはアルミニウムからなる）を伴って行われる酸素プラズマを使用する工程によって、活性の、不純物を添加されたダイヤモンドベースの電極をポイント状に形成することは可能である。そのような電極は、例えば、ニューラルネットワーク（この場合、フォームファクタが重要である。）を精査するためにポイント状のマトリクスを形成するために用いられる。そのような電極は、例えば、数ダース・ミクロン（たとえば約２０μｍ以上）に等しい厚みのダイヤモンド層から形成されてもよい。
【００８７】
図１Ａから図１Ｆで前述した実施形態に代わるものとして、図１Ｇに示すような生物学的センサ１００を形成してもよい。そのために、図１Ｃから図１Ａに関して前述した過程が実施される。すなわち、図１Ｄにおいて前述した過程による、貫通ビア１１８、１２４と、パッシベーション層１１６、１２２及び１２８と、電気接続層１２０及び１２６である。しかしながら、測定電極１１２に接続するための貫通ビア１１８は、その周辺に配置されるため、パッシベーション層１１６、１２２、１２８、半導体層１０８、誘電層１０６を貫通し、測定電極との接続を確保する孔１３２の後の製造は、これらの相互接続にダメージを与えない。図１Ｇに示していないが、ダイヤモンド電極１１２の下で、バッキング層１０２の中に、絶縁領域が形成されてもよい。
【００８８】
図１Ｆに関して前述したセンサ１００のもう１つの変形例において、電子回路１１４は、図１Ｆの場合のように、測定電極１１２の隣に形成されるのではなく、やや重畳して形成されてもよい。この場合、（Ｘ、Ｙ）平面（Ｘ軸とＹ軸とは図１Ｆに表れている）における第１電極１１２の一部の突起は、同じ平面において、電子回路１１４の一部の突起に重畳される。この場合、電子回路１１４は、誘電物質で充填されたトレンチ１１０で囲まれる。電極１１２の望ましい寸法が、電気接続及び電子回路の大きさが許す限りにおいて、そのような代替例が可能である。
【００８９】
ここで、第２の実施形態に係る電気化学的測定生物学的センサ２００の製造方法の過程を示す図２Ａから図２Ｄを参照する。これらの図２Ａから図２Ｄには、バイオセンサ２００部分の製造のみが示されている。
【００９０】
この第２の実施形態において、装置２００は、例えば、バイオセンサ１００において前述したバッキング層１０２に類似するバッキング層２０２、誘電層２０４、及び、不純物を添加されたダイヤモンド層を含む基板から形成される。誘電層２０４は、不純物を添加されたダイヤモンド層とバッキング層１０２との間に配置される。バッキング層２０２は、例えば、約７００μｍの厚みを有する。一変形例において、バッキング層２０２は、ＳＯＩ（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｎ ｉｎｓｕｌａｔｏｒ）基板層に置き換えられてもよく、そのため、７０ｎｍから１μｍの間の厚みを有する誘電層２０４は、不純物を添加されたダイヤモンド層とＳＯＩ基板の表面の半導体層との間に配置される。
【００９１】
図２Ａに示すように、不純物を添加されたダイヤモンド層をエッチングすることによって、不純物を添加されたダイヤモンド電極が誘電層２０４の上に形成される。図２Ａにおいて、バイオセンサ２００の測定電極に対応する単極２０８を示す。
【００９２】
誘電層２０４は、信号が測定電極２０８に印加されるとき、バッキング層１０２と測定電極２０８との間に生じ得るカップリングであって、バイオセンサ２００による測定の寄生ノイズの原因であるカップリングを可能な限り減らすことを目的とする。そこで、誘電層２０４の厚みは、約５０ｎｍ以上に選択されてもよい。
【００９３】
そして、バイオセンサ２００の電極の下に位置する誘電層２０４の一部を保持するために誘電層２０４をエッチングし、電極の側部に位置するバッキング層１０２の半導体の表面を露出する。図２Ｂの実施例において、誘電層２０４の残りの部分２１０は測定電極２０８の下に配置される。バイオセンサ２００の電子回路を形成する間におけるダイヤモンド電極への高温酸素の拡散の予防を可能とするバリア物質は、例えば、バイオセンサ１００のバリア層１０６の物質に類似する自然物質であってもよく（誘電物質、固有ダイヤモンド、その他）、不純物を添加されたバイオセンサ２００のダイヤモンド電極上に配置され、図２Ｂにおいて、測定電極２０８と誘電部分２１０とを被覆するバリア物質の層２１２を形成する。バリア物質の層２１２は、例えば、約１μｍの厚みを有する。そして、標準的なマイクロエレクトロニクスの工程を行うことにより、電極の側部に位置するバッキング層２０２の一部に、バイオセンサ２００の電子回路が形成される。図２Ｂに、電子回路２１４による１つのＭＯＳトランジスタを示す。
【００９４】
そして、バイオセンサ１００と同様に、バイオセンサ２００の電極を電子回路２１４に電気的に接続するために、いくつかのレベルにおいて電気接続を行う。図２Ｃの実施例において、これらの相互接続は、例えば、バイオセンサ１００の素子と類似の方法により形成されたパッシベーション層２１６、２２２、２２８、貫通ビア２１８、２２４、及び、相互接続層２２０、２２６によって実現される。
【００９５】
最後に、バイオセンサ２００の不純物を添加されたダイヤモンド電極は、例えば、局所的なエッチングによって、パッシベーション層２２８、２２２、２１６とバリア物質層２１２とを穿設して孔２３０を形成し、測定電極２０８（図２Ｄ）の上面を露出させることによって解放される。
【００９６】
ここで、第３実施形態に係る電気化学的測定生物学的センサ３００の製造方法の過程のうち、バイオセンサ３００部分の製造のみを示す図３Ａから図３Ｄを参照する。
【００９７】
図３Ａに示すように、バイオセンサ３００は、ＳＯＩ（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｏｎ ｉｎｓｕｌａｔｏｒ）基板層上に配置される誘電層２０４を含み、例えば、半導体物質、誘電層３０４、及び、マッシブ状の層３０４からなり、半導体を形成する表面層３０２を含む基板から形成される。誘電層２０４と不純物を添加されたダイヤモンド層とが配置される凹部は、ＳＯＩ基板の層３０２、３０４、及び３０６からなる。これらの凹部に位置するダイヤモンド層の一部は、バイオセンサ３００の電極を形成する。図３Ａに、１つの測定電極２０８のみを示す。図３Ａに示す平面（Ｘ、Ｙ）に対して平行な、半導体表面層３０２の上面２１１に位置する面と同じ平面上に、測定電極２０８上の上面２０９が配置されてもよい。
【００９８】
前述のバイオセンサ２００の製造方法と同じように、電極の下に位置しない誘電層２０４の一部をエッチングする。そして、特に測定電極２０８を被覆するため、バリア物質２１５を堆積させる。そして、半導体層３０２の表面で、バイオセンサ３００の上に電子回路を形成する（半導体層３０２の表面上の、図３Ｂの電子回路２１４のトランジスタに象徴される）。
そして、電極をバイオセンサ３００の電子回路２１４に電気的に接続する電気接続部は、バイオセンサ２００（図３Ｃ）において前述したものと同じように形成される。最後に、孔２３０が、パッシベーション層２１６、２２２、２２６、及び、バリア層２１５を貫通して形成され、測定電極２０８へのアクセスを確保する。
【００９９】
バイオセンサ２００に比較して、電極が凹部に形成される３００のようなバイオセンサは、バイオセンサ電極が半導体層３０２の上に形成される場合に生じる可能性のある表面のトポロジーの問題を防ぐことを可能にする。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも、
電気化学的及び／又は電気的な測定が可能であり、不純物を添加されたダイヤモンド層（１０４）と半導体物質層（１０８、２０２、３０２）との間に配置される少なくとも１つの誘電層（１０６、２０４）を含む積層からなる基板の、前記不純物を添加されたダイヤモンド層（１０４）の少なくとも一部を含む測定電極（１１２、２０８）と、
前記半導体物質層（１０８、２０２、３０２）の一部に形成され、前記測定電極（１１２、２０８）と電気的に接続し、前記測定電極（１１２、２０８）から出る少なくとも１つの電気信号を増幅及び／又は処理するための電子回路（１１４、２１４）と、
を含むことを特徴とする電気化学的及び／又は電気測定のための生物学的センサ（１００、２００、３００）。
【請求項２】
前記基板は、ＳＯＤタイプであることを特徴とする請求項１に記載のセンサ（１００）。
【請求項３】
前記半導体物質層（１０８）は１μｍ以下の厚みを有し、前記電子回路（１１４）は、ＰＤ−ＳＯＩ又はＦＤ−ＳＯＩタイプの１つ以上のトランジスタを含むことを特徴とする請求項２に記載のセンサ（１００）。
【請求項４】
前記測定電極（１１２）は、少なくとも１つの誘電物質で充填され、少なくとも前記ダイヤモンド層（１０４）をクロスするトレンチ（１１０）によって、前記ダイヤモンド層（１０４）の残りの部分から区切られることを特徴とする請求項２又は３に記載のセンサ（１００）。
【請求項５】
前記電子回路（１１４）は、貫通ビア（１１８）によって前記測定電極（１１２）に電気的に接続され、少なくとも１つの電気接続層（１２０）は、少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層（１１６、１２２、１２８）の中に形成される導電物質からなり、前記半導体物質層（１０８）は、前記ダイヤモンド層（１０４）と前記パッシベーション層（１１６、１２２、１２８）との間に配置されることを特徴とする請求項２から４のいずれか１つに記載のセンサ（１００）。
【請求項６】
前記パッシベーション層（１１６、１２２、１２８）が前記センサ（１００）の機械的支持を形成するマッシブ層（１３０）と前記半導体層（１０８）との間に配置されることを特徴とする請求項５に記載のセンサ（１００）。
【請求項７】
前記測定電極（１１２）に接続する、少なくとも前記パッシベーション層（１１６、１２２、１２８）、前記半導体物質層（１０８）、及び、前記誘電層（１０６）を貫通して形成された少なくとも１つの孔（１３２）が形成されることを特徴とする請求項５に記載のセンサ（１００）。
【請求項８】
前記電子回路（２１４）は、貫通ビア（２１８）によって前記測定電極（２０８）に電気的に接続され、そして、前記半導体物質層（２０２、３０２）に対向して配置される少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層（２１６、２２２、２２８）に形成される少なくとも１つの導電物質からなる少なくとも１つの電気接続層（２２０）に接続され、そして、測定電極（２０８）へのアクセスを確保する、少なくとも前記パッシベーション層（２１６、２２２、２２８）を貫通する少なくとも１つの孔（２３０）が形成されることを特徴とする請求項１に記載のセンサ（２００、３００）。
【請求項９】
前記測定電極（２０８）は、少なくとも前記半導体層（２０２、３０２）に形成される凹部に配置されることを特徴とする請求項１又は８に記載のセンサ（３００）。
【請求項１０】
前記センサ（１００、２００、３００）により検出される分子と相補的な生物学的受容体が測定電極（１１２、２０８）上に接合されることを特徴とする前記請求項のいずれか１つに記載のセンサ（１００、２００、３００）。
【請求項１１】
参照電極を形成する第２電極、又は、それぞれ参照電極と対電極とを形成する第２及び第３電極をさらに含み、前記センサ（１００、２００、３００）の前記各電極は、前記ダイヤモンド層（１０４）の少なくとも一部をさらに含むことを特徴とする前記請求項のいずれか１つに記載のセンサ（１００、２００、３００）。
【請求項１２】
少なくとも、
電気化学的及び／又は電気測定をすることが可能であって、不純物を添加されたダイヤモンド層（１０４）と半導体物質層（１０８、２０２、３０２）との間に配置される少なくとも１つの誘電層（１０６、２０４）を含む積層からなる基板の不純物を添加されたダイヤモンド層（１０４）の少なくとも一部（１１２、２０８）を含む測定電極（１１２、２０８）を形成し、
前記半導体物質層（１０８、２０２、３０２）の一部に、前記測定電極から出る電気信号を増幅及び／または処理するための電子回路（１１４、２１４）を形成し、
少なくとも前記測定電極（１１２、２０８）と前記電子回路（１１４、２１４）との間に電気接続部（１１８、１２０、２１８、２２０）を形成すること、
を含むことを特徴とする電気化学的及び／又は電気測定のための生物学的センサ（１００、２００、３００）の製造方法。
【請求項１３】
前記測定電極（１１２）を形成することは、少なくとも、
前記ダイヤモンド層（１０４）、前記半導体層（１０８）、及び、前記誘電層（１０６）を少なくとも貫通し、前記測定電極（１１２）を形成するための前記ダイヤモンド層（１０４）の一部（１１２）を区切るトレンチ（１１０）をエッチングし、
少なくとも誘電物質によって前記トレンチ（１１０）を充填すること
によって実現されることを特徴とする請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
前記測定電極（１１２）と前記電子回路（１１４）と間の電気接続部（１１８、１２０）を形成することは、少なくとも、
前記電子回路（１１４）を被覆する、少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層（１１６）を前記半導体物質層（１０８）の上に堆積させ、
少なくとも前記パッシベーション層（１１６）を貫通して、前記測定電極（１１２）と前記電子回路（１１４）とに電気的に接続する少なくとも１つの導電体からなる貫通ビア（１１８）を形成し、
前記電気接続層（１２０）の少なくとも一部と貫通電極（１１８）とが前記測定電極（１１２）と前記電子回路（１１０）とに接続するように、前記パッシベーション層（１１６）の少なくとも１つの導電体からなる電気接続層（１２０）を形成すること
を行うことによって実現されることを特徴とする請求項１２又は１３に記載の方法。
【請求項１５】
前記測定電極（１１２）と前記電子回路（１１４）との間の前記電気接続部（１１８、１２０）を形成した後に、少なくとも前記電気接続層（１２０）を被覆する第２パッシベーション層（１２２、１２８）を少なくとも堆積させ、そして、前記センサ（１００）の機械的支持を形成する固体層（１３０）によって前記第２パッシベーション層（１２８）を固定すること
をさらに含むことを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項１６】
前記測定電極（１１２）と前記電子回路（１１４）との間の前記電気接続部（１１８、１２０）を形成した後に、前記測定電極（１１２）へのアクセスを確保するため、少なくとも前記パッシベーション層（１１６、１２２、１２８）、前記半導体物質層（１０８）、及び、前記誘電層（１０６）を貫通する、少なくとも１つの孔をエッチングすること
を含むことを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項１７】
前記測定電極（２０８）を形成することは、少なくとも前記ダイヤモンド層にエッチングする少なくとも一工程を行うことによって実現されることを特徴とする請求項１２に記載の方法。
【請求項１８】
前記測定電極（２０８）を形成することは、少なくとも、
前記誘電層（２０４）の上に前記ダイヤモンド層を堆積し、前記ダイヤモンド層及び前記誘電層（２０４）の少なくとも一部（２１３）は、少なくとも前記半導体物質層（２０２、 ３０２）の上に形成される凹部に配置されることを行うことによって実現されることを特徴とする請求項１２に記載の方法。
【請求項１９】
前記測定電極（２０８）を形成することと、前記電子回路を形成することとの間に、
少なくとも前記誘電層（２０４）の残りの部分（２１０、２１３）を前記測定電極（２０８）と前記半導体層（２０２、３０２）との間に配置するように前記誘電層（２０４）をエッチングして、そして、前記誘電物質（２１２、２１５）を堆積させて、少なくとも前記測定電極（２０８）を被覆することをさらに含むことを特徴とする請求項１７又は請求項１８に記載の方法。．
【請求項２０】
前記測定電極（２０８）と電気回路（２１４）との電気接続部（２１８、２２０）を形成することは、少なくとも、
前記半導体物質層（２０２、３０２）の上に、少なくとも１つの誘電物質からなり、前記電気回路（２１４）と前記測定電極（２０８）とを被覆する、少なくとも１つのパッシベーション層（２１６）を堆積させ、
少なくとも前記パッシベーション層（２１６）を貫通して、前記測定電極（２０８）と前記電気回路（２１４）とに電気的に接続する、少なくとも１つの導電体からなる貫通ビア（２１８）を形成し、
電気接続層（２２０）の少なくとも一部と貫通ビア（２１８）とを、前記測定電極（２０８）と前記電気回路（２１４）とに電気的に接続するように、パッシベーション層（２１６）の上の少なくとも１つの導電体からなる電気接続層（２２０）を形成すること
を行うことによって達成されることを特徴とする請求項１７から１９のいずれか１つに記載の方法。
【請求項２１】
前記測定電極（２０８）と前記電気回路（２１４）との前記電気接続部（２１８、 ２２０）を形成した後に、
前記測定電極（２０８）へのアクセスを確保する、前記パッシベーション層（２１６）を少なくとも貫通する、少なくとも１つの孔（２３０）をエッチングすることをさらに含むことを特徴とする請求項２０に記載の方法。
【請求項２２】
前記測定電極（１１２、２０８）を形成することは、参照電極を形成する第２電極、又は、それぞれ参照電極と対電極とを形成する第２及び第３電極をも形成し、前記センサ（１００、２００、３００）の各電極は、少なくとも前記ダイヤモンド層（１０４）の一部を含むことを特徴とする請求項１２から２１に記載の方法。
【請求項２３】
前記センサ（１００、２００、３００）によって検出される分子と相補的な生物学的受容体を前記測定電極（１１２、２０８）の上に接合させることをさらに含むことを特徴とする請求項１２から２２に記載の方法。
【請求項１】
少なくとも、
電気化学的及び／又は電気的な測定が可能であり、不純物を添加されたダイヤモンド層（１０４）と半導体物質層（１０８、２０２、３０２）との間に配置される少なくとも１つの誘電層（１０６、２０４）を含む積層からなる基板の、前記不純物を添加されたダイヤモンド層（１０４）の少なくとも一部を含む測定電極（１１２、２０８）と、
前記半導体物質層（１０８、２０２、３０２）の一部に形成され、前記測定電極（１１２、２０８）と電気的に接続し、前記測定電極（１１２、２０８）から出る少なくとも１つの電気信号を増幅及び／又は処理するための電子回路（１１４、２１４）と、
を含むことを特徴とする電気化学的及び／又は電気測定のための生物学的センサ（１００、２００、３００）。
【請求項２】
前記基板は、ＳＯＤタイプであることを特徴とする請求項１に記載のセンサ（１００）。
【請求項３】
前記半導体物質層（１０８）は１μｍ以下の厚みを有し、前記電子回路（１１４）は、ＰＤ−ＳＯＩ又はＦＤ−ＳＯＩタイプの１つ以上のトランジスタを含むことを特徴とする請求項２に記載のセンサ（１００）。
【請求項４】
前記測定電極（１１２）は、少なくとも１つの誘電物質で充填され、少なくとも前記ダイヤモンド層（１０４）をクロスするトレンチ（１１０）によって、前記ダイヤモンド層（１０４）の残りの部分から区切られることを特徴とする請求項２又は３に記載のセンサ（１００）。
【請求項５】
前記電子回路（１１４）は、貫通ビア（１１８）によって前記測定電極（１１２）に電気的に接続され、少なくとも１つの電気接続層（１２０）は、少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層（１１６、１２２、１２８）の中に形成される導電物質からなり、前記半導体物質層（１０８）は、前記ダイヤモンド層（１０４）と前記パッシベーション層（１１６、１２２、１２８）との間に配置されることを特徴とする請求項２から４のいずれか１つに記載のセンサ（１００）。
【請求項６】
前記パッシベーション層（１１６、１２２、１２８）が前記センサ（１００）の機械的支持を形成するマッシブ層（１３０）と前記半導体層（１０８）との間に配置されることを特徴とする請求項５に記載のセンサ（１００）。
【請求項７】
前記測定電極（１１２）に接続する、少なくとも前記パッシベーション層（１１６、１２２、１２８）、前記半導体物質層（１０８）、及び、前記誘電層（１０６）を貫通して形成された少なくとも１つの孔（１３２）が形成されることを特徴とする請求項５に記載のセンサ（１００）。
【請求項８】
前記電子回路（２１４）は、貫通ビア（２１８）によって前記測定電極（２０８）に電気的に接続され、そして、前記半導体物質層（２０２、３０２）に対向して配置される少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層（２１６、２２２、２２８）に形成される少なくとも１つの導電物質からなる少なくとも１つの電気接続層（２２０）に接続され、そして、測定電極（２０８）へのアクセスを確保する、少なくとも前記パッシベーション層（２１６、２２２、２２８）を貫通する少なくとも１つの孔（２３０）が形成されることを特徴とする請求項１に記載のセンサ（２００、３００）。
【請求項９】
前記測定電極（２０８）は、少なくとも前記半導体層（２０２、３０２）に形成される凹部に配置されることを特徴とする請求項１又は８に記載のセンサ（３００）。
【請求項１０】
前記センサ（１００、２００、３００）により検出される分子と相補的な生物学的受容体が測定電極（１１２、２０８）上に接合されることを特徴とする前記請求項のいずれか１つに記載のセンサ（１００、２００、３００）。
【請求項１１】
参照電極を形成する第２電極、又は、それぞれ参照電極と対電極とを形成する第２及び第３電極をさらに含み、前記センサ（１００、２００、３００）の前記各電極は、前記ダイヤモンド層（１０４）の少なくとも一部をさらに含むことを特徴とする前記請求項のいずれか１つに記載のセンサ（１００、２００、３００）。
【請求項１２】
少なくとも、
電気化学的及び／又は電気測定をすることが可能であって、不純物を添加されたダイヤモンド層（１０４）と半導体物質層（１０８、２０２、３０２）との間に配置される少なくとも１つの誘電層（１０６、２０４）を含む積層からなる基板の不純物を添加されたダイヤモンド層（１０４）の少なくとも一部（１１２、２０８）を含む測定電極（１１２、２０８）を形成し、
前記半導体物質層（１０８、２０２、３０２）の一部に、前記測定電極から出る電気信号を増幅及び／または処理するための電子回路（１１４、２１４）を形成し、
少なくとも前記測定電極（１１２、２０８）と前記電子回路（１１４、２１４）との間に電気接続部（１１８、１２０、２１８、２２０）を形成すること、
を含むことを特徴とする電気化学的及び／又は電気測定のための生物学的センサ（１００、２００、３００）の製造方法。
【請求項１３】
前記測定電極（１１２）を形成することは、少なくとも、
前記ダイヤモンド層（１０４）、前記半導体層（１０８）、及び、前記誘電層（１０６）を少なくとも貫通し、前記測定電極（１１２）を形成するための前記ダイヤモンド層（１０４）の一部（１１２）を区切るトレンチ（１１０）をエッチングし、
少なくとも誘電物質によって前記トレンチ（１１０）を充填すること
によって実現されることを特徴とする請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
前記測定電極（１１２）と前記電子回路（１１４）と間の電気接続部（１１８、１２０）を形成することは、少なくとも、
前記電子回路（１１４）を被覆する、少なくとも１つの誘電物質からなる少なくとも１つのパッシベーション層（１１６）を前記半導体物質層（１０８）の上に堆積させ、
少なくとも前記パッシベーション層（１１６）を貫通して、前記測定電極（１１２）と前記電子回路（１１４）とに電気的に接続する少なくとも１つの導電体からなる貫通ビア（１１８）を形成し、
前記電気接続層（１２０）の少なくとも一部と貫通電極（１１８）とが前記測定電極（１１２）と前記電子回路（１１０）とに接続するように、前記パッシベーション層（１１６）の少なくとも１つの導電体からなる電気接続層（１２０）を形成すること
を行うことによって実現されることを特徴とする請求項１２又は１３に記載の方法。
【請求項１５】
前記測定電極（１１２）と前記電子回路（１１４）との間の前記電気接続部（１１８、１２０）を形成した後に、少なくとも前記電気接続層（１２０）を被覆する第２パッシベーション層（１２２、１２８）を少なくとも堆積させ、そして、前記センサ（１００）の機械的支持を形成する固体層（１３０）によって前記第２パッシベーション層（１２８）を固定すること
をさらに含むことを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項１６】
前記測定電極（１１２）と前記電子回路（１１４）との間の前記電気接続部（１１８、１２０）を形成した後に、前記測定電極（１１２）へのアクセスを確保するため、少なくとも前記パッシベーション層（１１６、１２２、１２８）、前記半導体物質層（１０８）、及び、前記誘電層（１０６）を貫通する、少なくとも１つの孔をエッチングすること
を含むことを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項１７】
前記測定電極（２０８）を形成することは、少なくとも前記ダイヤモンド層にエッチングする少なくとも一工程を行うことによって実現されることを特徴とする請求項１２に記載の方法。
【請求項１８】
前記測定電極（２０８）を形成することは、少なくとも、
前記誘電層（２０４）の上に前記ダイヤモンド層を堆積し、前記ダイヤモンド層及び前記誘電層（２０４）の少なくとも一部（２１３）は、少なくとも前記半導体物質層（２０２、 ３０２）の上に形成される凹部に配置されることを行うことによって実現されることを特徴とする請求項１２に記載の方法。
【請求項１９】
前記測定電極（２０８）を形成することと、前記電子回路を形成することとの間に、
少なくとも前記誘電層（２０４）の残りの部分（２１０、２１３）を前記測定電極（２０８）と前記半導体層（２０２、３０２）との間に配置するように前記誘電層（２０４）をエッチングして、そして、前記誘電物質（２１２、２１５）を堆積させて、少なくとも前記測定電極（２０８）を被覆することをさらに含むことを特徴とする請求項１７又は請求項１８に記載の方法。．
【請求項２０】
前記測定電極（２０８）と電気回路（２１４）との電気接続部（２１８、２２０）を形成することは、少なくとも、
前記半導体物質層（２０２、３０２）の上に、少なくとも１つの誘電物質からなり、前記電気回路（２１４）と前記測定電極（２０８）とを被覆する、少なくとも１つのパッシベーション層（２１６）を堆積させ、
少なくとも前記パッシベーション層（２１６）を貫通して、前記測定電極（２０８）と前記電気回路（２１４）とに電気的に接続する、少なくとも１つの導電体からなる貫通ビア（２１８）を形成し、
電気接続層（２２０）の少なくとも一部と貫通ビア（２１８）とを、前記測定電極（２０８）と前記電気回路（２１４）とに電気的に接続するように、パッシベーション層（２１６）の上の少なくとも１つの導電体からなる電気接続層（２２０）を形成すること
を行うことによって達成されることを特徴とする請求項１７から１９のいずれか１つに記載の方法。
【請求項２１】
前記測定電極（２０８）と前記電気回路（２１４）との前記電気接続部（２１８、 ２２０）を形成した後に、
前記測定電極（２０８）へのアクセスを確保する、前記パッシベーション層（２１６）を少なくとも貫通する、少なくとも１つの孔（２３０）をエッチングすることをさらに含むことを特徴とする請求項２０に記載の方法。
【請求項２２】
前記測定電極（１１２、２０８）を形成することは、参照電極を形成する第２電極、又は、それぞれ参照電極と対電極とを形成する第２及び第３電極をも形成し、前記センサ（１００、２００、３００）の各電極は、少なくとも前記ダイヤモンド層（１０４）の一部を含むことを特徴とする請求項１２から２１に記載の方法。
【請求項２３】
前記センサ（１００、２００、３００）によって検出される分子と相補的な生物学的受容体を前記測定電極（１１２、２０８）の上に接合させることをさらに含むことを特徴とする請求項１２から２２に記載の方法。
【図１Ａ】
【図１Ｂ】
【図１Ｃ】
【図１Ｄ】
【図１Ｅ】
【図１Ｆ】
【図１Ｇ】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図２Ｃ】
【図２Ｄ】
【図３Ａ】
【図３Ｂ】
【図３Ｃ】
【図３Ｄ】
【図１Ｂ】
【図１Ｃ】
【図１Ｄ】
【図１Ｅ】
【図１Ｆ】
【図１Ｇ】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図２Ｃ】
【図２Ｄ】
【図３Ａ】
【図３Ｂ】
【図３Ｃ】
【図３Ｄ】
【公開番号】特開２０１１−１３７８２０（Ｐ２０１１−１３７８２０Ａ）
【公開日】平成２３年７月１４日（２０１１．７．１４）
【国際特許分類】
【外国語出願】
【出願番号】特願２０１０−２９０５２２（Ｐ２０１０−２９０５２２）
【出願日】平成２２年１２月２７日（２０１０．１２．２７）
【出願人】（５０６４２３２９１）コミサリア ア レネルジィ アトミーク エ オ ゼネ ルジイ アルテアナティーフ (85)
【氏名又は名称原語表記】ＣＯＭＭＩＳＳＡＲＩＡＴ Ａ Ｌ’ＥＮＥＲＧＩＥ ＡＴＯＭＩＱＵＥ ＥＴ ＡＵＸ ＥＮＥＲＧＩＥＳ ＡＬＴＥＲＮＡＴＩＶＥＳ
【公開日】平成２３年７月１４日（２０１１．７．１４）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−２９０５２２（Ｐ２０１０−２９０５２２）
【出願日】平成２２年１２月２７日（２０１０．１２．２７）
【出願人】（５０６４２３２９１）コミサリア ア レネルジィ アトミーク エ オ ゼネ ルジイ アルテアナティーフ (85)
【氏名又は名称原語表記】ＣＯＭＭＩＳＳＡＲＩＡＴ Ａ Ｌ’ＥＮＥＲＧＩＥ ＡＴＯＭＩＱＵＥ ＥＴ ＡＵＸ ＥＮＥＲＧＩＥＳ ＡＬＴＥＲＮＡＴＩＶＥＳ
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