本发明涉及生物检测技术领域，特别是涉及一种生物传感器装置。
背景技术：
生物传感器可用于测量生物特征，例如：血球、蛋白质、醣、抗体、或金属离子等。生物传感器的优点在于它的高专一性、高敏感度及高选择性，并可应用于医药、生物技术、食品、农业及环境监测等领域。
图1显示一种已知的传感器装置1，其中，检测线11用于侦测目标生物分子。然而，由于制造公差，例如蚀刻不均匀、涂布不均匀或掺杂不均匀，传感器装置1可能存在某些缺陷12。如图1所示，缺陷12存在于检测线11的一部分，当检测时，将导致传感器装置1测量不准确。
图2显示另一种已知的传感器装置2，其中，多个检测线21用于侦测目标生物分子，如此，某些检测线21可避开缺陷12。然而，为了接收检测线所产生的检测信号，需要多任务器22以选择欲输出的检测信号。多任务器22及其布线将增加传感器装置2的制造复杂度及成本。
因此，有必要提供一种改良的生物传感器，以减缓或解决上述问题。
技术实现要素：
本发明的一个目的在于提供一种生物传感器装置，其可减少制造变异性的影响，并改进测量的变异性系数。
本发明的另一目的在于提供一种生物传感器装置，其可减少生物传感器装置的制造复杂度及成本。
为了实现上述目的，本发明的生物传感器装置包括基板、氧化物层及检测线。氧化物层设置(沉积)在基板上。检测线设置(沉积)在氧化物层上。检测线用于接收目标生物分子。检测线包括沿着第一方向延伸的至少一第一区段及沿着第二方向延伸的至少一第二区段，至少一第一区段连续于至少一第二区段，且第一方向不同于第二方向。检测线具有宽度及总长度，且总长度与宽度的比值大于500。
通过以下详细说明，配合附图，本发明的其他目的、优点及新颖的特征将更明确。
附图说明
图1显示一种已知的传感器装置；
图2显示另一种已知的传感器装置；
图3显示本发明的一种实施例的生物传感器装置的俯视图；
图4显示本发明的生物传感器装置的结构的立体图；及
图5至8显示本发明的其他多种实施例的生物传感器装置的俯视图。
【附图标记说明】
1-传感器装置；11-检测线；12-缺陷；2-传感器装置；21-检测线；22-多任务器；3-生物传感器装置；31-基板；32-场氧化物层；33-导电层；34-氧化物层；35-检测线；351-第一区段；352-第二区段；353-短区段；354-长区段；36-涂布层；37-壁层；371-壁；38-钝化层；39-井；40-界面区；w-宽度；l-总长度；p0-起点；p1-终点。
具体实施方式
以下说明书将提供本发明不同实施例。可理解的是，这些实施例并非用以限制。本发明的特征可加以修饰、置换、组合、分离及设计以应用于其他实施例。
图3显示本发明的一种实施例的生物传感器装置3的俯视图。如图3所示，检测线35在生物传感器装置3的接口区40中沿着z字形路径延伸。
为了描述生物传感器装置3的细部，图4显示本发明的生物传感器装置的结构的立体图。具体而言，图4显示图3的a-a线段处的剖面图。如图4所示，生物传感器装置3包括基板31、场氧化物层32、导电层33、氧化物层34、检测线35、涂布层36、壁层37及钝化层38。
基板31可由半导体材料形成，半导体材料例如是硅、锗、碳化硅、砷化镓、磷化镓、磷化铟、砷化铟、锑化铟、硅锗、磷砷化镓、砷化铟铝、砷化铝镓、砷化铟镓、磷化镓铟、砷磷化镓铟或上述组合，而优选由硅形成。
场氧化物层32形成在基板31上。其可由介电材料形成，介电材料例如是二氧化硅、氮化硅、氮氧化硅、高介电系数(high-k)的介电质或上述组合。
导电层33形成在场氧化物层32上。其可由上述用于基板31的半导体材料形成，而优选由wsix组成。或者，导电层33可由导电材料形成，导电材料例如是铜、钨、钛、钽、铬、铂、银、金、氮化钛、氮化钽、硅化镍或硅化钴。
氧化物层34形成在导电层33上。其可由上述用于场氧化物层32的介电材料形成。
检测线35形成在氧化物层34上。其可由上述用于基板31的半导体材料形成。以硅而言，其可由结晶硅(c-si)、多晶硅(poly-si)或非晶硅(a-si)形成。此外，在本例中，检测线35掺杂有n型掺杂物(n+、n或n-)以增加其导电性。在其他例子中，其可掺杂有p型掺杂物(p+、p或p-)。
广义而言，检测线35的一端连接至第一导电部(图未示)，其另一端连接至第二导电部(图未示)。进而，导电部连接至电极，使得检测线35所产生的检测信号可输出至额外的电路(图未示)，例如，比较器、放大器或滤波器。
导电部可与检测线35同时形成，和/或其可与检测线35具有相同材料，和/或其可与检测线35位在氧化物层34上的相同层。各导电部的宽度大于检测线35的宽度w(如图4所示)，以减少导通电阻。
涂布层36选择性地涂布在检测线35上，以捕捉(固定住)目标生物分子。涂布层36包括有机材料例如蛋白质、抗原、肽、多肽、抗体、核苷酸或交联剂，例如用于硅烷化的化学物质。在其他例子中，涂布层36可被省略。
在制造中，壁层37形成在基板31上，并被钝化层38覆盖。壁层37及钝化层38被蚀刻以形成井39，直到井39到达基板31。接着，在基板31上依序将场氧化物层32、导电层33、氧化物层34、检测线35及涂布层36形成在井39中。
可注意到，壁层37实质上是由多个壁371形成，其限定井39及检测线35的路径(如图3所示)。
壁层37可为具有间层介电质(ild)的多层互连(mli)结构。壁层37可容纳联机于生物传感器装置3的某些额外的电路。这些额外的电路可用于处理检测信号。
钝化层38用于保护壁层37。在某些例子中，钝化层38可被省略。
在操作中，检测线35用于接收目标生物分子，例如血球、蛋白质、醣、抗体、或金属离子。目标生物分子将在检测线35上引起电场，而电场则将在检测线35中感应出电荷。所感应出的电荷将影响检测线35的电阻。由此，检测线35将产生感测讯号。根据感测讯号，即可判断目标分子的存在、数量或种类。
请再参照图3，接口区40是矩形区，如此可简化生物传感器装置3的电路布局，并可使生物传感器装置3的制造兼容于标准cmos制程。
如图3所示，检测线35包括沿着第一方向(x轴方向)延伸的多个第一区段351及沿着第二方向(y轴方向)延伸的多个第二区段352。第一方向不同于第二方向，亦即，两者并非平行。在本例中，第一方向垂直于第二方向。此外，各第二区段352连接相邻的二第一区段351的相邻的二端。
值得注意的是，检测线35沿着没有任何岔路的路径连续地延伸。因此，比起图2所示的已知的传感器装置2，本发明的生物传感器装置3并不需要由多任务器进行选择。
检测线35优选延伸于整个接口区40，以便增加有效的感测面积。如图3所示，检测线35至少延伸经过接口区40的中心、四个边及四个角。
由于检测线35包括沿着第一方向(x轴方向)延伸的多个第一区段351及沿着第二方向(y轴方向)延伸的多个第二区段352，它可水平地延伸以实现z字形路径。
由于缺陷可能以相同机率分布于各处，检测线35遇到缺陷的机率可充分地由z字形路径加以分散。此外，由于遇到缺陷的区段连续于避开缺陷的区段，两者各自的检测信号将被混合而被平均。如此即可减轻缺陷的影响。比起如图1所示的已知的传感器装置1，将检测线35实现成具有z字形路径是有益的。
再者，若检测线35的总长度足够长，其可获得较佳的检测效能。为了定量分析，在图3中定义检测线35的宽度w及总长度l。值得注意的是，总长度l是以接口区40左上角的p0为起点，沿着检测线35，而以界面区40右下角的p1为终点。
实验结果显示，若总长度l与宽度w的比值，亦即l/w足够大，检测线35可获得较佳的检测效能。优选地，检测线35具有50nm的宽度w及大于25um的总长度l，如此，l/w大于500。优选地，检测线35具有50nm的宽度w及大于50um的总长度l，如此，l/w大于1000。
图5至8显示本发明的生物传感器装置3的其他多个实施例。这些图显示除了如图3所示的z字形路径之外的多种可能的路径。
图5显示沿着环状路径延伸的检测线35。环状路径只经过接口区40的四个边一圈，且检测线35的总长度l(以p0为起点，沿着检测线35，以p1为终点)与检测线35的宽度w的比值大于500。由于l/w＞500，比起先前技术，检测线35仍可提供较佳的检测效能。如果在制造上可行，亦可实现圆环路径。
图6显示沿着螺旋路径延伸的检测线35，其可视为以图5的实施例为基础的改良。如图6所示，检测线35的一端是位在接口区40的中心，而检测线35的另一端是位在界面区40的一个角，而检测线35的总长度l(以p0为起点，沿着检测线35，以p1为终点)与检测线35的宽度w的比值大于500。
图7显示沿着对称路径延伸的检测线35。第一(左侧)子路径对称于第二(右侧)子路径，而两者都是z字形路径，且检测线35的总长度l(以p0为起点，沿着检测线35，以p1为终点)与检测线35的宽度w的比值大于500。各壁371具有宽度w’，且等于检测线35的宽度w。
图8显示沿着特定路径延伸的检测线35路径，其包括互相连接的多个短区段353，及互相连接的多个长区段354。检测线35是以短区段353之一为起点，而以长区段354之一为终点，且检测线35的总长度l(以p0为起点，沿着检测线35，以p1为终点)与检测线35的宽度w的比值大于500。
如此，上述提供不同实施例以实现一种生物传感器装置，其可减少制造变异性的影响，并改进测量的变异性系数，更可减少生物传感器装置的制造复杂度及成本。
尽管本发明已通过上述实施例说明，可理解的是，在不悖离本发明精神及申请专利范围之下，可进行许多其他修饰及变化。