双表面电荷感应生物传感器的制作方法

双表面电荷感应生物传感器


背景技术：

1.本发明总体上涉及电气、电子和计算机领域，并且更具体地，涉及集成传感器。
2.微电子学的进步促进了许多应用的引入，这些应用以不可估量的方式提高了生活质量并造福于社会。除了传统消费电子产品的主流应用外，微电子产品还可用于人口偏远的地区。鉴于社会日益全球化，对海量信息的精确获取、实时(或接近实时)处理和分析的需求量很大。一个例子是使用可以检测并提供相关环境信息的生物传感器，例如但不限于辐射水平、无机颗粒、生物实体等，以确保环境控制的安全、保障和稳定性。此外，随着移动技术的进步，通过将此类生物传感器集成到个人设备中以提供实时和定制的信息读取，已经实现了技术优势。
3.通常，制造不同类型的生物传感器用于检测相应的不同类型的材料/物质。例如，盖革计数器用于检测辐射剂量，利用盖革
‑
米勒管中产生的电离，并提供实时和半定量读数。然而，盖革计数器在测量高辐射率和测量入射辐射能量方面的成功有限。可穿戴徽章等形式的个人辐射剂量计可用，但无法提供实时辐射指示；相反，这种个人辐射剂量计提供了累积辐射或接收到的总辐射剂量的指示。生物传感器通常将生物成分与物理化学检测器结合在一起，这取决于要检测的材料类型，由于反应/检测机制，通常需要一定的时间进行读数。此外，更好的分辨率/灵敏度需要更长的处理时间，这有时涉及仅在实验室中可用的特殊仪器，从而限制了生物传感器的便携性。


技术实现要素：

4.如本发明的一个或多个实施例所示，本发明的原理涉及一种用于检测生物实体存在的整体式生物传感器，以及用于制造所述生物传感器的方法。在一个或多个实施例中，提供了一种生物传感器结构，包括嵌入的流体通道和与其集成的垂直定向的横向双极结晶体管(bjt)装置。这种结构优选地利用bjt电流
‑
电压(i
‑
v)曲线的理想60mv/decade斜率的开启电压的偏移来实现邻近bjt器件的基极区的电荷的检测。这种新颖的生物传感器结构能够同时感知正和。
5.负表面电荷(分别使用npn和pnp bjt)具有额外的缩放优势(例如，通过延长基极长度)。此外，独特的嵌入式流体通道可以通过其更大的液体容纳容量来检测痕量的电荷/感兴趣的物质。
6.根据本发明的实施例，用于检测生物材料存在的生物传感器包括体硅衬底、形成在衬底的至少一部分上的垂直bjt和形成在bjt的本征基极的两个垂直表面的至少一部分上的感测结构。bjt包括发射区、集电区和形成在发射区和集电区之间的外延生长的本征基极区。感测结构包括开口(例如，通道或沟道)，在至少第一侧和第二侧上暴露本征基极区，以及形成在开口中并接触本征基极区的至少一部分的至少一个介电层。介电层被配置为响应生物分子中的电荷，电荷被bjt转换为感测信号。
7.在一个或多个实施例中，生物传感器的感测结构还包括形成在介电层的至少一部分的表面上的阻挡层。阻挡层被配置为减少由来自被测试的生物分子的离子渗透到感测结
构的介电层中而引起的漂移效应。
8.如本文所用，“促进”动作包括执行动作、使动作更容易、帮助执行动作或导致执行动作。因此，仅作为示例而非限制，在处理器实现的方法的上下文中，在一个处理器上执行的指令可以促进由在远程处理器上执行的指令执行的动作，通过发送适当的数据或命令来导致或帮助要执行的动作。为免生疑问，当行为者通过执行动作以外的方式促进动作时，该动作仍由某个实体或实体组合执行。
9.本发明的一个或多个实施例或其要素可以以计算机程序产品的形式实现，该计算机程序产品包括具有用于执行所指示的方法步骤的计算机可用程序代码的计算机可读存储介质。此外，本发明的一个或多个实施例或其元件可以以系统(或装置)的形式实现，该系统(或装置)包括存储器和至少一个耦合到该存储器并且可操作以执行示例性方法步骤的处理器。此外，在另一方面，本发明的一个或多个实施例或其要素可以以用于执行本文所述的一个或多个方法步骤的装置的形式来实施；该装置可以包括(i)硬件模块，(ii)存储在计算机可读存储介质(或多个此类介质)中并在硬件处理器上实现的软件模块，或(iii)(i)和(ii)的组合；以及(i)
‑
(iii)中的任何一个都实现了此处列出的特定技术。
10.本发明的技术可以提供显着有益的技术效果。仅作为示例而非限制，根据本发明的一个或多个实施例的生物传感器可以提供以下优点中的一个或多个：
11.·
当采用npn和pnp横向bjt器件时，每个器件都有自己的感应通道和输出(集电极)电流端子，能够在一个公共感应平台上分别同时检测正负电荷；
12.·
自校准电荷，当npn和pnp横向bjt器件共享一个感应通道但具有单独的输出(集电极)端子时；
13.·
能够检测少量(例如，痕量)电荷，其优势在于信号放大和陡峭的阈值斜率(60mv/decade)，并且优选设计具有低(例如，接近零)开启电压(基极
‑
发射极电压，vbe)的npn和/或pnp横向bjt。
14.本发明的这些和其他特征和优点将从结合附图阅读的说明性实施例的以下详细描述中变得显而易见。
附图说明
15.以下附图仅通过示例而非限制的方式呈现，其中相同的附图标记(当使用时)在多个视图中指示对应的元件，并且其中：
16.图1是描述基于反向横向双极结晶体管(bjt)结构的标准生物传感器的截面图；
17.图2和图3是描绘包括横向绝缘体上硅(soi)bjt结构的示例性单片生物传感器的截面图；
18.图4a和4b分别是根据本发明的实施例的包括双表面电荷感测的示例性单片生物传感器的至少一部分的俯视图和截面图；
19.图4c是描绘根据本发明实施例的包括使用npn和pnp垂直定向的横向bjt器件的双表面电荷感测的示例性单片生物传感器的至少一部分的俯视图；
20.图5至图28是描绘根据本发明实施例的示例性生物传感器的制造中的示例性处理步骤/阶段的截面图，包括垂直定向的横向bjt结构和双感测表面；
21.图29概念性地描绘了根据本发明一个或多个实施例的通过仔细设计生物传感器
中的横向soi bjt结构来优化生物传感器的灵敏度的示例性方法；
22.图30a和30b概念性地描绘了根据本发明示例性实施例的soi层的两种不同厚度，即20nm和50nm的示例性bjt集电极电流灵敏度之间的比较。
23.应当理解，图中的元件是为了简单和清楚而示出的。在商业上可行的实施例中可能有用或必要的常见但易于理解的元件可能不会被示出，以促进对所示实施例的较少阻碍的视图。
具体实施方式
24.本文将在示例性硅基生物传感器的上下文中描述本发明的原理，硅基生物传感器包括与独特感测结构一体形成的垂直双极结晶体管(bjt)装置。感测结构包括与垂直bjt装置结合配置的嵌入式流体通道，以提供具有双感测表面的生物传感器。根据一个或多个实施例的生物传感器使用互补金属氧化物半导体(cmos)工艺制造，从而允许生物传感器容易地与标准cmos控制和/或处理电路集成。然而，应当理解，本发明不限于在此示例性地示出和描述的特定设备和/或方法。相反，本公开的方面更广泛地涉及具有双感测表面的基于双极晶体管操作的单片生物传感器，以及用于制造该生物传感器的方法。此外，对于本领域技术人员来说，鉴于这里的教导，可以对示出的实施例进行许多修改，这些修改在要求保护的本发明的范围内将变得显而易见。即，不会或不应构成对本文所示和描述的实施例的限制。
25.图1是描绘基于反向横向bjt结构的标准生物传感器100的截面图。生物传感器100包括掺杂成p型导电性的硅衬底102。发射极(e)区和集电极(c)区106和108分别形成在衬底102中的限定区域(例如，阱)中的绝缘层104上。发射极区和集电极区106、108被掺杂为具有n型导电性，通过p型衬底的一部分彼此横向分隔。分离发射极区和集电极区106、108的衬底102的部分用作p型基极(b)，其与n型发射极区和集电极区结合形成横向bjt结构。
26.与p型基极的接触由p型衬底102提供。对于p型衬底是用于器件制造的起始晶片的一部分的情况，可以经由p型衬底的背面提供与p型衬底102的电接触。或者，可以通过从器件结构的顶面向下延伸到p型衬底102的p型贯通区域(未明确示出)从正面提供与p型衬底的电接触。
27.生物传感器100还包括形成在横向bjt结构的上表面上的平面感测层112。氧化层110形成于感测层112与bjt结构之间以将bjt结构与平面感测层电隔离。感测层112包括特异性结合生物分子的氧化物改性表面。由于存在于感测层112上的结合生物分子，bjt结构能够检测电荷。
28.这种生物传感器100有几个缺点。例如，由于反向横向bjt结构的布置，需要衬底接触(即与p型衬底102的接触)来设置发射极
‑
基极偏置电压，这显著限制了器件密度并且由于不良衬底隔离而增加了噪声。另外，感测层112的平面(即，平坦)形状使得难以有效地限制被测试的生物材料，特别是液体/液滴。此外，由于感测层112的形状相对平坦，因此只有位于基极区正上方的电荷才会在基极中感应出相应的镜像电荷，进而感应出感测信号。位于发射极正上方的电荷在发射极中感应出相应的镜像电荷，而位于集电极正上方的电荷在集电极中感应出相应的镜像电荷。因此，位于发射极和集电极正上方的电荷对感测信号没有贡献。平面结构限制了用于检测在感兴趣的流体中被测试/检测的痕量物质的感测区域的缩放。
29.图2和图3是描绘包括横向soi bjt结构的单片生物传感器的截面图。具体地，参考图2，生物传感器200包括横向soi bjt结构，该结构包括衬底202，在衬底202上形成掩埋氧化物(box)层204。在box层204的上表面上形成硅层205，在此可以称为绝缘体上硅(soi)层。在soi层205中形成的n+导电类型的横向间隔区域206和208靠近soi层的上表面，分别形成soi bjt结构的发射极(e)和集电极(c)。p型导电区210形成在soi层205的上表面中发射极区206和集电极区208之间。p区210基本上形成soi bjt结构的本征基极(b)，与n+区206、208横向相邻，从而形成相应的基极
‑
发射极和基极
‑
集电极p
‑
n结。
30.生物传感器200还包括一体形成在bjt结构的上表面上并与本征基极区210电耦合的感测结构。感测结构包括绝缘结构212，形成在bjt结构的上表面上，靠近发射极区和集电极区206、208。绝缘结构212可以通过图案化绝缘层、使用标准光刻工艺以及蚀刻绝缘层以限定穿过绝缘层以暴露本征基极区210的开口来形成。介电间隔物214形成在限定本征基极区开口的绝缘结构212的侧壁上。
31.介电层216沉积在生物传感器200的上表面上(即，在绝缘结构212、侧壁间隔物214和暴露的本征基极区210上方)。介电层216的轮廓由于绝缘结构212和其上形成介电层的间隔物214而被配置为锥形或“漏斗形”，其有利地用作容器218(即，包含结构)以用于限制被测试/检测的生物材料(例如，液体和/或液滴)。绝缘结构212和侧壁间隔物214的尺寸和形状(例如，厚度)将决定介电层216的轮廓，包括容器218的深度。介电层216的表面特性使其对生物分子敏感。
32.由直接位于本征基极区210上方的结合生物分子产生的电荷，包括位于间隔物214上的改性介电层216部分上的那些电荷，在本征基极区中感应出相应的镜像电荷，从而导致从发射极206流向集电极208的电子电流增加。由位于别处(例如发射极206和/或集电极208上方)的结合生物分子产生的电荷通常离本征基极区210太远而无法有效地促进从发射极206流向集电极208的电子电流。由位于顶部介电层上的结合生物分子产生的电荷在导电中间层中形成镜像电荷，进而在本征基极区210中形成相应的镜像电荷。
33.图3是描绘包括横向soi bjt结构的另一个生物传感器300的截面图。生物传感器300以与图2所示的生物传感器200一致的方式形成，除了生物传感器300包括与图2的生物传感器200的传感结构相比略有修改的传感结构。具体地，参考图3，生物传感器300的感测结构包括形成在绝缘结构212的上表面的至少一部分上的第二绝缘结构302。该第二级绝缘结构302导致介电层216呈现出更多阶梯轮廓和更深的容器304，用于限制更大体积的被测试生物分子。
34.几个缺点与生物传感器200和300相关。例如，平面(即，平坦)结构限制了用于检测感兴趣流体中待测试/检测的痕量物质的感测区域的缩放。此外，如果需要，生物传感器200、300的上表面上的流体限制限制了与外围电子设备的集成能力。
35.图4a和4b描绘了根据本发明的实施例的包括双表面电荷感测的示例性单片生物传感器400的至少一部分；图4a是生物传感器的俯视图，图4b是沿图4a中的线b
‑
b'截取的生物传感器的截面图。生物传感器400包括垂直定向的横向bjt装置和感测结构，该感测结构包括多个(例如，在该示例中为两个)嵌入式流体通道402和404。尽管图4a中示出了两个流体通道，但是应当理解，本发明的实施例不限于两个通道。流体通道402、404优选地形成为不延伸到结构的平面上表面之上，而是适于在生物传感器400的上表面之下传送待测试/检
测的流体并靠近相对的垂直侧壁bjt器件的基极区406。在一个或多个实施例中，外延形成的bjt器件的基极区406设置在下面的发射极区408和上面的集电极区410之间。如图所示，bjt器件和感测结构被集成在公共衬底412上。
36.生物传感器结构有利地利用了bjt电流
‑
电压曲线的理想60mv/decade斜率的导通电压(即基极
‑
发射极电压，vbe)的变化以实现对bjt基极区附近电荷的检测。尽管图4a和4b中所示的说明性生物传感器400使用npn bjt装置，但应理解，在其他实施例中，bjt结构可包括npn和/或pnp bjt装置。这种bjt器件结构能够感测正负表面电荷(分别通过npn和pnp bjt器件)。此外，在利用npn和pnp bjt器件的实施例中，每个器件具有它们自己的感测通道和输出(集电极)电流端子，生物传感器400用作一个通用感测平台，适于有利地分别和同时检测正电荷和负电荷。
37.图4c是描绘根据本发明的实施例的包括使用npn和pnp bjt器件的双表面电荷感测的示例性单片生物传感器450的至少一部分的俯视图。双bjt生物传感器450包括两个嵌入的流体通道402和404以及沿通道402、404彼此相邻形成的npn和pnp垂直定向的横向bjt装置。具体地，npn bjt器件包括n+集电极区408和对应的集电极触点452，以及n+发射极区454和对应的发射极触点。同样，pnp bjt器件包括p+集电极区456和对应的集电极触点458，以及n+发射极区460和对应的发射极触点。沿线c
‑
c'截取的生物传感器450的pnp bjt器件部分的横截面，说明了bjt器件的本征基极区和嵌入的流体通道402、404的示例性制造，将与图4b所示的截面图的说明性横截面基本相同，除了形成集电极、本征基极区和发射极区域的相应材料的导电类型(n或p)将被颠倒之外，这对于本领域技术人员来说将是显而易见的。
38.此外，npn和pnp bjt器件应该彼此电隔离，并且使用多个掩模进行处理。在一个或多个实施例中，生物传感器450优选地包括形成在npn和pnp bjt器件之间的分离区域，例如浅沟道隔离(sti)区域。本领域技术人员将知道如何形成sti或类似的隔离区。
39.在一个或多个实施例中，独立的npn和pnp垂直定向的横向bjt器件共享一个感测通道但具有独立的输出(集电极)电流端子，提供自校准电荷感测。例如，当被测流体通道中存在一定数量的正电荷时，npn垂直定向的横向bjt器件将具有较低的导通(v
be
)电压，从而导致更高的输出(集电极)电流(i
c_npn
)与相同的v
be
在通道中没有任何电荷，而pnp垂直定向的横向bjt器件将具有较低的i
c_pnp
。通过比较从δi
c_npn
和δi
c_pnp
计算出的电荷(或通过比较δv
be_npn
和δv
be
以保持i
c_npn
和i
c_pnp
的相同水平)，可以获得/校准流体中电荷的精确数量/密度。
40.仅作为示例而非限制，图5至图28是描绘根据本发明的实施例的示例性生物传感器500的制造中的示例性处理步骤/阶段的截面图，该示例性生物传感器500包括垂直定向的横向npn bjt。尽管整个制造方法和由此形成的结构是完全新颖的，但是实现该方法所需的某些单独的处理步骤可以利用传统的半导体制造技术和传统的半导体制造工具。鉴于本文的教导，相关领域的普通技术人员已经熟悉这些技术和工具。此外，许多用于制造半导体器件的加工步骤和工具也在许多现成的出版物中有所描述，例如：p.h.holloway等人，《化合物半导体手册：生长、加工、表征和器件》，剑桥大学出版社，2008年；和r.k.willardson等人，化合物半导体的加工和特性，学术出版社，2001年。需要强调的是，虽然这里阐述了一些单独的处理步骤，但这些步骤仅仅是说明性的，本领域技术人员可能熟悉也落入本发明范
围内的几种同样合适的替代方案。
41.应当理解，附图中所示的各个层和/或区域可能未按比例绘制。此外，在给定的图中可能没有明确地示出这种集成电路器件中常用类型的一个或多个半导体层以促进更清楚的描述。这并不意味着在实际集成电路器件中省略了未明确示出的半导体层。
42.参考图5，在半导体衬底502上形成穿通停止(pts)层504。衬底502可以包括例如硅，但是本发明的实施例不限于任何特定材料。在一个或多个实施例中，pts层504由介电材料形成，优选为氧化物，例如二氧化硅(sio2)，并且至少部分地用于将随后形成的bjt器件与下层衬底502。应当理解，在soi晶片的上下文中，如图5所示，隔离由soi box层提供。或者，如果生物传感器500形成在体衬底而不是soi晶片上，则pts层504可以包括掺杂有与衬底的导电类型相反的导电类型(例如，n或p)的杂质的半导体层。底部(发射极)外延层506形成在pts层504的上表面的至少一部分上。在一个或多个实施例中，发射极外延层506使用已知的掺杂工艺(例如，离子注入)用n型掺杂剂，例如磷(p)或砷(as)，高度掺杂至规定的掺杂浓度(例如，10
16
至10
21
cm
‑3)。在其他实施例中，例如在形成pnp bjt器件时，可以使用规定掺杂浓度的p型掺杂剂来形成发射极外延层506。
43.在发射极外延层506的上表面的至少一部分上形成覆盖底部间隔物508(例如，氮化物)。牺牲占位材料层510，例如非晶硅(a
‑
si)形成在底部间隔物508的上表面的至少一部分上，然后在牺牲材料层510的上表面的至少一部分上形成顶部间隔物512。底部和顶部间隔物508和512可以分别由绝缘材料形成，例如氮化物(例如，氮化硅)，但是本发明的实施例不限于任何特定材料。此外，底部和顶部间隔物508、512不需要由相同的材料形成。如图所示，在顶部间隔物512的上表面上形成介电层514，优选为氧化物(例如，sio2)。
44.图6描绘了用于对于底部间隔层508选择性的形成穿过氧化层514、顶部间隔层512和牺牲占位材料(a
‑
si)层510的选定部分的基本上垂直的沟道602或其他开口的蚀刻步骤。因此，底部间隔层508的一部分通过沟道602中的开口暴露。例如，可以使用反应离子蚀刻(rie)或本领域技术人员已知的其他合适的蚀刻工艺来形成沟道开口。开口602将用于包含在后续处理步骤中形成的bjt结构的基极区，如下文将更详细地描述。
45.在图7中，介电间隔物702(例如，氧化物)形成在至少暴露在沟道602中的牺牲占位材料层510的侧壁上。如本领域技术人员所知，优选使用等离子体或任何其他氧化方法或在伪多晶硅上形成非常薄的氧化物来形成介电间隔物702。
46.在图8中，形成沟道602的底壁的底部间隔层508的一部分被去除，例如通过对掺杂底部化合物半导体材料选择性蚀刻，从而通过沟道开口暴露掺杂发射极外延层506。
47.参考图9，进行基底材料的外延生长，这将形成npn bjt器件的基极区902在该示例性实施例中，基极区902包括掺杂有p型材料的材料，因此与下面的n+发射极外延层506形成p
‑
n结，其电接触基极区。在形成pnp bjt器件的替代实施例中，基极区902包括掺杂有n型材料的材料并且与下面的p+发射极外延层形成p
‑
n结。然后将该结构的上表面平坦化，例如通过使用化学机械抛光(cmp)工艺等，如图10所示。在cmp之后，在结构的上表面上方突出的基极区902的外延过度生长被去除，使得基极区与氧化层514基本上是平面的。
48.如图11所示，例如通过氧化物沉积过程，氧化层1102或其他介电层形成在结构的上表面的至少一部分上(例如，在氧化层514和基极区902上)。在一些实施例中由与用于形成下面的氧化物层514的材料相同的材料(例如，sio2)构成的氧化物层1102然后优选地被
平坦化(例如，使用cmp等)。如图12所示，然后在氧化物层1102的上表面的至少一部分上形成限定沟道的硬掩模层1202。如本领域技术人员所知，例如使用rie或类似物，硬掩模层1202可以使用标准光刻图案化形成。使用硬掩模层1202，氧化物层1102/514、顶部间隔层512和牺牲占位材料层510的未受保护部分被向下蚀刻到底部间隔层508，如图13所示。
49.参考图14，去除限定沟道的硬掩模层1202并且在结构上方形成绝缘材料层1402，例如层间电介质(ild)材料层。绝缘材料层1402可以使用已知的氧化物沉积技术(例如，原子层沉积(ald)、化学气相沉积(cvd)等)形成以填充结构中的间隙，例如在牺牲占位材料层510、顶部间隔层512和氧化层1102的侧壁上。优选地执行cmp以平坦化该结构。接着，如图15所示，在结构的上表面以选择图案形成硬掩模层1502。硬掩模层1502优选地覆盖下面的基极区902，在基极区的每一侧重叠规定量，并在沟道外侧。对准并不是真正的问题，因为器件尺寸和沟道尺寸大约在100纳米(nm)到几微米(μm)的数量级。硬掩模层1502中的开口1504和1506暴露下面的氧化物层1102，将在随后的处理步骤中用于定义流体通道(例如，图4b中的402、404)，这些通道在完成的生物传感器装置中形成传感结构的一部分。
50.在图16中，蚀刻结构500以去除氧化物层1102的部分、顶部间隔层512和未被硬掩模保护的牺牲占位材料层510的部分。在一个或多个实施例中，rie用于暴露氧化层1102、顶部间隔层512和牺牲材料层510；蚀刻在接近牺牲材料层510/底部间隔层508界面的底部停止，留下至少一个薄部分(例如，10nm)的牺牲材料层暴露在开口1504、1506的底部。应当理解，剩余牺牲材料层510的厚度不是关键；主要目的是蚀刻穿过氧化物层1102和顶部间隔层512，从而暴露牺牲材料层510。rie可以对用于层510的材料具有选择性，使得基本上没有牺牲材料层510被去除，或者rie可以是非选择性的，在这种情况下，一旦牺牲层510暴露，蚀刻将被密切监测和停止。然后去除牺牲占位材料层510，留下基极区902和薄侧壁介电隔离物702，将两个沟道/通道1504、1506分开，如图17所示。
51.在该说明性实施例中，两个通道1504、1506由硬掩模层1502、绝缘材料层1402、氧化物层1102、顶部间隔层514、侧壁介电间隔层702和底部间隔层508包围的空间限定。然后去除围绕基极区902的介电间隔物702，例如使用短氢氟酸(hf)蚀刻或siconi，得到的结构如图18所示。
52.在图19中，介电(例如，氧化物)层1902形成在结构的上表面上方并且衬在通道1504、1506的内壁上。具体地，介电层1902至少形成在硬掩模层1502、绝缘材料层1402、氧化层1102、顶部间隔层514、侧壁介电间隔层702和底部间隔层508上，限定通道1504、1506的内部空间。该介电层1902随后将被修改以具有专门结合到生物分子的表面。然后用牺牲材料2002(例如，a
‑
si、无定形碳(ac)、碳化硅(sic)、sico等)填充通道1504、1506，并执行cmp或替代平坦化工艺以去除硬掩模层1502并平坦化结构的上表面，如图20所示。
53.现在参考图21，硬掩模层2102形成在结构的上表面的至少选定部分上。硬掩模层2102优选地以选择图案形成，其中包括至少一个开口2104，其优选地与基极区902对齐(例如，居中)并略大于基极区902，在基极区的每一侧重叠规定量。硬掩模层2102中的该开口2104随后将用于形成bjt器件的集电极区，如下文将更详细地描述。
54.在图22中，例如通过蚀刻工艺(例如，rie)，通过硬掩模层2102在开口2104中暴露的氧化物层1102的一部分与基极区902的上部一起凹陷，直到顶部间隔层512。如图23所示，集电极区2302形成在由氧化物层1102侧壁和由顶部间隔层512的一部分和基极区902的上
表面形成的底部限定的腔内。在一个或多个实施例中，集电极区2302通过集电极材料的外延生长形成，优选地包括外延或大晶粒多晶硅(其为缺陷外延)；缺陷不会传播到用作种子层的基极外延区902中。集电极材料优选地用n型材料高度掺杂以与下面的p型基极区902形成p
‑
n结。在形成pnp bjt器件的一个或多个替代实施例中，集电极材料优选掺杂有规定浓度的p型材料，以便与下面的n型基极区形成p
‑
n结。在图24中，去除硬掩模层2102，随后是可选的cmp步骤以平坦化结构的上表面。
55.图25描绘了用ild层2502或类似的绝缘材料层填充该结构，使得ild材料形成在该结构的上表面、现有绝缘层1402的上表面、介电层1902、氧化层1102和集电极区2302。用于形成ild层2502的材料优选地与用于形成绝缘层1402的材料相同，但是在一个或多个替代实施例中，用于形成这些层的材料可以不同。
56.在图26中，例如使用已知的光刻图案化和蚀刻在ild层2502中形成至少一个开口，其中形成集电极接触2602。集电极触点2602优选地位于下面的集电极区域2302之上并且相对于集电极区域具有更小的宽度，使得该触点不与传感器结构的相邻元件进行电连接。集电极触点2602提供与bjt器件的集电极区2302的电连接。在该步骤中也形成发射极接触，但未在图26中明确示出，因为它在绘图平面之外(在图4a的示例性俯视平面图中描绘了说明性发射极接触)。
57.如图27所示，开口2702和2704形成为穿过ild层2502(例如，使用标准图案化和蚀刻)，从而提供到感测结构的通道的通路并去除牺牲材料层2002(例如，ac)填充通道(例如，图19中所示的通道1504、1506)。去除牺牲材料层2002以形成感测样品通道2802和2804的所得结构示于图28中。通过本发明的一个或多个实施例实现的一个重要益处是感测结构提供嵌入在生物传感器装置的上表面下方的双感测通道，每个感测通道设置在集成bjt器件的基极区902的相对垂直侧壁上。
58.如前所述，对通道2802、2804内衬的氧化物表面1902进行改性以提供与选择的分子特异性结合的表面。例如，为了检测特定蛋白质(例如，链霉亲和素)，通道氧化物衬里1902的表面可以涂覆有特异性结合感兴趣蛋白质的相应抗体(例如，生物素)。由于大多数生物分子带电，结合的生物分子会在通道氧化物衬垫1902的表面上产生电荷，同时垂直定向横向bjt器件的基极区902发生变化，从而导致导通的偏移bjt器件的电压(vbe)。
59.图29概念性地描绘了根据本发明的一个或多个实施例的通过仔细设计生物传感器中的横向soi bjt结构来优化生物传感器2900的灵敏度的示例性方法。参考图29，与生物传感器2900的氧化物感测层2902的表面结合的正电荷q在横向soi bjt结构的本征基极区2906的上表面附近引起耗尽层2904。耗尽层2904的厚度(即深度)x
dep
将是本征基极掺杂浓度nb的函数，如以下电荷q表达式所证明的：
60.q＝qn
b
·
x
dep x
dep
＜t
soi
，
61.其中q代表电子电荷的大小，t
soi
代表soi衬底的硅层厚度；即，限定在氧化物感测层2902表面上的正电荷q在耗尽层2904中感应出与q大小相同的镜像电荷。
62.在耗尽层2904内，发射极
‑
基极(e
‑
b)势垒降低，导致集电极电流(ic1)呈指数增加。在耗尽层2904之外，集电极电流密度不受影响(ic2)。为了最大限度地提高生物传感器的灵敏度，耗尽层厚度应与soi层厚度(x
dep
～t
soi
)相当。当基极完全耗尽时，灵敏度会降低。
63.考虑以下用于计算集电极电流灵敏度的推导，i
c
(q)/i
c
(0)，其中i
c
(q)是在氧化物
传感层2902表面上有正电荷q时的集电极电流，i
c
(0)是在氧化物传感层2902表面上没有正电荷时的集电极电流：
[0064][0065]
i
c
(q)＝i
c1
+i
c2
[0066][0067][0068][0069]
其中v
s
是由限定在氧化物感测层2902表面上的正电荷q引起的基极区中的最大电压降低，n
b
是基极区的掺杂浓度，q是电子电荷的大小，ε0是真空介电常数，ε
si
是硅的介电常数，x
dep
是基极区耗尽层的厚度，i
c1
是流经基极耗尽部分的集电极电流的分量，i
c2
是流过基极非耗尽部分的集电极电流的组成部分，i
c
(q)是i
c1
和i
c2
之和，t
soi
是soi层的厚度。如前所述，当耗尽层厚度与soi层厚度相当时(即x
dep
～t
soi
)，灵敏度i
c
(q)/i
c
(0)的表达式简化为以下表达式：
[0070][0071]
仅作为示例而非限制，图30a和30b是分别描绘根据本发明的实施例的对于两个不同耗尽层厚度，即x
dep
＝20nm和50nm的说明性横向soi bjt集电极电流灵敏度之间的比较的图和对应的数据表。对于该说明性实施例，假设使用大约10nm
×
10nm的感测窗口开口进行单电荷检测。对于10nm
×
10nm的小开口面积，单个电荷对应的电荷密度为1e12/cm2。
[0072]
在以下条件下进行该说明性实施例的感测电流的模拟：发射极
‑
基极结(二极管)在0.6v处正向偏置并且监测集电极电流。基极触点的存在使发射极
‑
基极结能够正向偏置，而无需参考电极。绑定到本征基极区顶部的氧化物传感层的电荷与基极电容耦合并调制传感集电极电流ic。
[0073]
如图30a所示，当电荷从顶部引起完全耗尽的基极时，实现给定soi厚度的峰值灵敏度(x
dep
＝t
soi
)。在一个或多个实施例中，可以设计更厚的soi衬底具有更轻的掺杂浓度n
b
，以获得更高的灵敏度。例如，当t
soi
＝50nm和n
b
＝2e17/cm3时，可以预期峰值灵敏度随着集电极电流增加超过20,000倍。
[0074]
图30b中所示的表描绘了根据本发明的说明性实施例的与生物传感器的横向soi bjt相关联的各种示例性参数的集电极电流灵敏度i
c
(q)/i
c
(0)，其中j
c1
(0)是指具有给定基极和发射极/集电极浓度的集电极电流，j
c1
是指由生物材料的外部电荷引起的基区势垒降低引起的集电极电流的变化。
[0075]
下面的等式描述了集电极电流灵敏度i
c
(q)/i
c
(0)的统一表达式，包括完全耗尽的
情况，x
dep
＞t
soi
，如下：
[0076][0077][0078]
本发明的技术的至少一部分可以在集成电路中实现。在形成集成电路时，通常在半导体晶片的表面上以重复的图案制造相同的管芯。每个管芯包括这里描述的器件，并且可以包括其他结构和/或电路。从晶片上切下或切割出单个管芯，然后将其封装为集成电路。本领域技术人员将知道如何切割晶片和封装管芯以生产集成电路。附图中所示的任何示例性电路或其部分可以是集成电路的一部分。如此制造的集成电路被认为是本发明的一部分。
[0079]
本领域技术人员将理解，以上讨论的示例性结构可以以原始形式(即具有多个未封装芯片的单个晶片)、作为裸管芯、以封装形式分布，或作为中间产品的一部分或受益于其中具有根据本发明的一个或多个实施例形成的传感器装置的最终产品。
[0080]
根据本公开内容的方面的集成电路基本上可以在涉及传感器的任何应用和/或电子系统中采用，传感器可以检测和提供相关环境信息，例如但不限于生物分子、辐射、化学材料、无机颗粒等。用于实施本发明实施例的合适系统可包括但不限于生物传感器。包含这种集成电路的系统被认为是本发明的一部分。鉴于此处提供的本公开的教导，本领域的普通技术人员将能够考虑本发明的实施例的其他实施方式和应用。
[0081]
此处描述的本发明的实施例的说明旨在提供对各种实施例的一般理解，并且它们不旨在用作可能使用的这里描述的电路和技术的装置和系统的所有元件和特征的完整描述。鉴于本文的教导，许多其他实施例对于本领域技术人员将变得显而易见；其他实施例被利用并从中导出，使得可以在不脱离本公开的范围的情况下进行结构和逻辑替换和改变。附图也仅是代表性的并且未按比例绘制。因此，说明书和附图被认为是说明性的而不是限制性的。
[0082]
本发明的实施例在本文中单独地和/或共同地通过术语“实施例”来指代，仅仅是为了方便起见，并且不打算将本技术的范围限制到任何单个或多个实施例或发明构思。因此，虽然这里已经说明和描述了具体实施例，但是应当理解，实现相同目的的布置可以替代所示的具体实施例；即，本公开旨在涵盖各种实施例的任何和所有修改或变化。鉴于本文的教导，以上实施例和本文未具体描述的其他实施例的组合对于本领域技术人员将变得显而易见。
[0083]
此处使用的术语仅用于描述特定实施例的目的，并不旨在限制本发明。如本文所用，单数形式的“一”、“一个”也旨在包括复数形式，除非上下文另有明确指示。将进一步理解，术语“包含”和/或“包括”，当在本说明书中使用时，指定所述特征、步骤、操作、元素和/或组件的存在，但不排除存在或添加一个或多个其他特征、步骤、操作、元素、组件和/或它们的组。诸如“上方”和“下方”之类的术语用于表示元素或结构彼此之间的相对定位，而不是相对高度。
[0084]
权利要求中所有装置或步骤加功能元件的相应结构、材料、动作和等效物旨在包括用于与其他要求保护的元件组合执行功能的任何结构、材料或动作，具体而言声称。已经
出于说明和描述的目的呈现了各种实施例的描述，但不旨在穷举或限制于所公开的形式。在不脱离本发明的范围和精神的情况下，许多修改和变化对于本领域的普通技术人员来说将是显而易见的。选择和描述实施例是为了最好地解释本发明的原理和实际应用，并使本领域普通技术人员能够理解具有适合于预期的特定用途的各种修改的各种实施例。
[0085]
鉴于本文提供的本发明的实施例的教导，本领域的普通技术人员将能够考虑本发明的实施例的技术的其他实施方式和应用。尽管这里已经参照附图描述了本发明的说明性实施例，但是应当理解，本发明的实施例不限于那些精确的实施例，并且本领域技术人员可以在其中做出各种其他改变和修改。在不脱离所附权利要求的范围的情况下。