(57)【要約】  本発明に係るＲＧＯベースのバイオセンサは、基板；基板上に形成されたソース電極とドレイン電極；ソース電極とドレイン電極との間に形成される還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）チャネル；ＲＧＯチャネルに反応溶液を供給するポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）チップ；ＰＤＭＳチップを介して供給される反応溶液が前記ソース電極とドレイン電極に接触しないように密閉させるパッシベーション層；及びゲート電極；を含んでなる。このとき、パッシベーション層は、ＳＵ−８フォトレジストからなり、ゲート電極は、反応溶液に直接接触して液相駆動が行われるように構成される。パッシベーション層をＳＵ−８フォトレジストから構成することにより、反応溶液をＰＤＭＳチップを介して便利かつ安定して供給することができる。ゲート電極の液相駆動により、約−１．０Ｖ〜１．０Ｖのゲート電圧で駆動可能で、高感度を有する電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）型バイオセンサを実現することができる。
2021526223.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
基板；
前記基板上に形成されたソース電極とドレイン電極；
前記ソース電極と前記ドレイン電極との間に形成される還元型酸化グラフェンチャネル；
前記還元型酸化グラフェンチャネルに反応溶液を供給するポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）チップ；
前記ＰＤＭＳチップを介して供給される反応溶液が前記ソース電極とドレイン電極に接触しないように密閉させるパッシベーション層；及び
前記ＰＤＭＳチップを介して供給され、前記還元型酸化グラフェンチャネルに接触した反応溶液に電気的に接続されるゲート電極；
を含む、液相中のバイオ物質検出のための還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）ベースのバイオセンサ。
【請求項２】
前記パッシベーション層は、ＳＵ−８フォトレジストからなることを特徴とする、請求項１に記載の液相中のバイオ物質検出のための還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサ。
【請求項３】
前記ゲート電極は、前記反応溶液に直接接触することを特徴とする、請求項１に記載の液相中のバイオ物質検出のための還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサ。
【請求項４】
基板上にソース電極とドレイン電極を形成する第１ステップ；
前記ソース電極とドレイン電極が形成された基板上に還元型酸化グラフェン層を形成する第２ステップ；
前記還元型酸化グラフェン層の上に第１保護層を形成する第３ステップ；
パターニング工程を行い、前記ソース電極とドレイン電極との間に還元型酸化グラフェンチャネルを形成する第４ステップ；
前記ソース電極とドレイン電極を含めて前記還元型酸化グラフェンチャネルの周囲を取り囲むパッシベーション層を形成する第５ステップ；及び
前記第１保護層を除去する第６ステップ；
を含む、還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサの製造方法。
【請求項５】
前記ソース電極とドレイン電極は、２０ｎｍ／１００ｎｍの厚さのＣｒ／Ａｕからなり、
前記第１保護層は、５０ｎｍの厚さのＡｌ２Ｏ３からなることを特徴とする、請求項４に記載の還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサ製造方法。
【請求項６】
前記第６ステップにおいて、前記第１保護層は、１８０℃に加熱されたウェットエッチング液環境から除去されることを特徴とする、請求項５に記載の還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサの製造方法。
【請求項７】
前記基板は、Ｓｉ／ＳｉＯ２基板であり、
前記第２ステップは、
５％の３−アミノプロピルトリエトキシシラン（ＡＰＴＥＳ）を前記基板上に固定するステップ；
酸化グラフェン（ＧＯ）を蒸留水で３ｍｇ／ｍＬの濃度に希釈した溶液を、スピンコーティング方式により前記基板上に蒸着するステップ；および
前記蒸着された酸化グラフェン薄膜を８０℃のヨウ化水素酸（ＨＩ）蒸気に所定時間さらして還元反応を起こすステップ；を含むことを特徴とする、請求項４に記載の還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサの製造方法。
【請求項８】
前記スピンコーティングは、４，０００ｒｐｍで３０秒間行い、
前記酸化グラフェン薄膜を８０℃のＨＩ蒸気にさらす時間は、３時間であることを特徴とする、請求項７に記載の還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサの製造方法。
【請求項９】
前記第４ステップは、前記第１保護層の上にフォトレジストを用いて前記還元型酸化グラフェンチャネルをパターニングした後、ドライエッチング方法で処理することを特徴とする、請求項４に記載の還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサの製造方法。
【請求項１０】
前記パッシベーション層は、ＳＵ−８フォトレジストからなることを特徴とする、請求項４に記載の還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサの製造方法。
【請求項１１】
前記還元型酸化グラフェンチャネルに反応溶液を供給するためのＰＤＭＳチップを前記パッシベーション層上に貼り付けるステップをさらに含む、請求項４乃至１０のいずれか一項に記載の還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサの製造方法。
【請求項１２】
請求項１乃至３のいずれか一項に記載の還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサの還元型酸化グラフェンチャネルに生体物質を固定するステップ；
前記固定された生体物質に反応溶液を供給するステップ；
前記ドレイン電極とソース電極との間に流れる電流とゲート電圧を測定してディラック点（Ｄｉｒａｃ  ｐｏｉｎｔ）を求めるステップ；及び
前記ディラック点に基づいて、前記反応溶液に含まれている標的物質の検出有無および濃度の少なくとも一方を判定するステップ；を含み、
前記ゲート電圧は、前記還元型酸化グラフェンチャネルに反応溶液が接触した状態で、前記反応溶液に直接印加されることを特徴とする、還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサを用いたバイオ物質の検出方法。
【請求項１３】
前記ディラック点は、−１Ｖ以上１Ｖ以下であることを特徴とする、請求項１２に記載の還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサを用いたバイオ物質の検出方法。
【請求項１４】
前記生体物質は、アルツハイマー病の診断に使用できる６Ｅ１０抗体、またはアセチルコリンエステラーゼ（ＡＣｈＥ）を含むことを特徴とする、請求項１２に記載の還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサを用いたバイオ物質の検出方法。
【請求項１５】
請求項１１に記載の還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサの製造方法によって製造されたバイオセンサの還元型酸化グラフェンチャネルに生体物質を固定するステップ；
前記固定された生体物質に反応溶液を供給するステップ；
前記ドレイン電極とソース電極との間に流れる電流とゲート電圧を測定してディラック点（Ｄｉｒａｃ  ｐｏｉｎｔ）を求めるステップ；及び
前記ディラック点に基づいて、前記反応溶液に含まれている標的物質の検出有無および濃度の少なくとも一方を判定するステップ；
を含み、
前記ゲート電圧は、前記還元型酸化グラフェンチャネルに反応溶液が接触した状態で、前記反応溶液に直接印加されることを特徴とする、還元型酸化グラフェンベースのバイオセンサを用いたバイオ物質の検出方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）ベースのバイオセンサに係り、さらに詳しくは、還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）チャネルが形成された電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）を用いてバイオ物質を検出できるバイオセンサ及びその製造方法、並びにこのようなバイオセンサを用いてバイオ物質を検出する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
グラフェン（Ｇｒａｐｈｅｎｅ）は、優れた特性を有するナノ物質であり、電気的素子及びセンサへの応用のための経済性と性能を確保するために、様々な研究が行われている。しかしながら、最高の電気的および物理的特性を有する純粋な単層グラフェン（ｍｏｎｏｌａｙｅｒ  ｇｒａｐｈｅｎｅ）を得るためには、複雑なプロセス及び高価な装備が必要であるため、大量生産による素子製造が困難であり経済性が劣る。このような欠点を克服し、バイオセンサに応用するために、酸化グラフェン（ＧＯ：ｇｒａｐｈｅｎｅ  ｏｘｉｄｅＧＯ）をベースにした還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ：ｒｅｄｕｃｅｄ  ｇｒａｐｈｅｎｅ  ｏｘｉｄｅ）が研究されている。
【０００３】
グラファイト（ｇｒａｐｈｉｔｅ）を化学処理して得られる酸化グラフェン（ＧＯ）は、酸素官能基を有するため、水等の極性溶媒には容易に溶け、酸化グラフェン溶液を用いてソリューションプロセス（ｓｏｌｕｔｉｏｎ  ｐｒｏｃｅｓｓ）をベースにして低コストの様々な蒸着技術を適用することができる。
【０００４】
酸素官能基を有する酸化グラフェン薄膜は、純粋なグラフェンとは異なり絶縁体であるが、化学的還元反応により還元して得られる還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）は、電気伝導性（導電性）を確保できるため、電気素子への応用が可能である。
【０００５】
一方、ほとんどの生化学反応は液相で起こるので、標的物質をリアルタイムで検出するためには、液相で駆動できるバイオセンサを開発する必要がある。
【０００６】
特に、電界効果トランジスタ（ＦＥＴ：Ｆｉｅｌｄ  ｅｆｆｅｃｔ  ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）型バイオセンサは、感度が高く、構造が単純であるため、バイオセンサとして広く研究されている。しかしながら、電界効果トランジスタは、一般に、ゲート物質（ｇａｔｅ  ｍａｔｅｒｉａｌ）としてｈｉｇｈ−ｋ物質を有するバックゲート（ｂａｃｋ−ｇａｔｅｄ）ＦＥＴ構造を有し、このため、高い駆動電圧を必要とするという欠点がある。
【０００７】
さらに、バイオセンサを、生化学反応が起こる液相で駆動させて現場で適用するには、様々な問題が発生する可能性がある。例えば、還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）パターンのみを反応溶液にさらすことは容易ではなく、還元型酸化グラフェンパターンに合わせてマイクロチャネルを貼り付けることも困難である。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
したがって、本発明は、上記問題を解決するために案出されたものであり、その目的は、実際に適用できる電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）構造を持ちながら、ゲート電圧を反応溶液に直接印加して低電圧駆動が可能なＲＧＯベースのバイオセンサを提供することである。
【０００９】
本発明の別の目的は、上記のようなＲＧＯベースのバイオセンサを製造できる方法を提供することである。
【００１０】
本発明のさらに別の目的は、上記のようなＲＧＯベースのバイオセンサを用いて標的バイオ物質を検出する方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
上記目的を達成するために、本発明に係る液相中のバイオ物質検出のためのＲＧＯベースのバイオセンサは、基板；前記基板上に形成されたソース電極とドレイン電極；前記ソース電極と前記ドレイン電極との間に形成される還元型酸化グラフェンチャネル；前記還元型酸化グラフェンチャネルに反応溶液を供給するポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）チップ；前記ＰＤＭＳチップを介して供給される反応溶液が前記ソース電極とドレイン電極に接触しないように密閉させるパッシベーション層；及び前記ＰＤＭＳチップを介して供給され、前記還元型酸化グラフェンチャネルに接触した反応溶液に電気的に接続されるゲート電極；を含んでなる。
【００１２】
前記パッシベーション層はＳＵ−８フォトレジストからなり、前記ゲート電極は前記反応溶液に直接接触する。
【００１３】
本発明に係るＲＧＯベースのバイオセンサの製造方法は、基板上にソース電極とドレイン電極を形成する第１ステップ；前記ソース電極とドレイン電極が形成された基板上に還元型酸化グラフェン層を形成する第２ステップ；前記還元型酸化グラフェン層の上に第１保護層を形成する第３ステップ；パターニング工程を行い、前記ソース電極とドレイン電極との間に還元型酸化グラフェンチャネルを形成する第４ステップ；前記ソース電極とドレイン電極を含めて前記還元型酸化グラフェンチャネルの周囲を取り囲むパッシベーション層を形成する第５ステップ；及び前記第１保護層を除去する第６ステップ；を含んでなる。
【００１４】
前記ＲＧＯベースのバイオセンサの製造方法は、前記還元型酸化グラフェンチャネルに反応溶液を供給するためのＰＤＭＳチップを前記パッシベーション層上に貼り付けるステップをさらに含んでいてもよい。
【００１５】
本発明に係るバイオ物質の検出方法は、ＲＧＯチャネルに生体物質を固定するステップ；前記固定された生体物質に反応溶液を供給するステップ；前記ドレイン電極とソース電極との間に流れる電流とゲート電圧を測定してディラック点を求めるステップ；及び前記ディラック点に基づいて、前記反応溶液に含まれている標的物質の検出有無および濃度の少なくとも一方を判定するステップ；を含む。
【００１６】
このとき、前記ゲート電圧は、前記ＲＧＯチャネルに反応溶液が接触した状態で、前記反応溶液に直接印加される。
【発明の効果】
【００１７】
本発明に係るバイオセンサは、パッシベーション層を備え、このパッシベーション層は、ＰＤＭＳチップを介して還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）チャネルに供給される反応溶液がソース電極およびドレイン電極などの外部に流出しないように密閉させる。したがって、エラーなしで正確にバイオ物質を検出することができる
【００１８】
特に、パッシベーション層は、ＳＵ−８フォトレジストからなってもよいが、ＳＵ−８フォトレジストは、一般的なフォトレジスト（ＰＲ）ポリマーとは異なり、硬化時に生体親和性があり、極性溶媒や酸／塩基などにも耐火性があるため、生化学反応のための溶液露出に適した物性を有している。
【００１９】
また、ゲート電圧は、還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）チャネルに反応溶液が接触した状態で、反応溶液に直接印加される。これにより、約−１．０Ｖ〜１．０Ｖのゲート電圧で駆動可能な高感度を有する電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）型バイオセンサを実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２０】
【図１】本発明に係るＲＧＯベースのバイオセンサの一実施形態である。
【図２】本発明に係るＲＧＯベースのバイオセンサを製造する方法の実施形態である。
【図３】ＲＧＯベースのバイオセンサを製造する各プロセスを説明する例である。
【図４】ＲＧＯ薄膜のＸＰＳ分析の例である。
【図５】本発明に係るＲＧＯベースのバイオセンサの実物製品の例である。
【図６】本発明に係るＲＧＯベースのバイオセンサを用いてバイオ物質を検出する方法の実施形態である。
【図７】ディラック点を説明する例である。
【図８】アルツハイマー病を診断するためのバイオマーカーであるＡβタンパク質を定量的に検出する実験の例である。
【図９】ＲＧＯバイオセンサを用いたイオン感度を観察する実験例である。
【図１０】ＲＧＯバイオセンサを用いたアセチルコリンエステラーゼ（ＡＣｈＥ）酵素反応を検出する実験の例である。
【図１１】ＡＣｈＥ阻害剤による薬物効果を観察する実験の例である。
【発明を実施するための形態】
【００２１】
本発明は、様々な変換を加えることができ、色々な実施形態を有することができるところ、特定の実施形態を図面に例示して詳細な説明において詳細に説明する。
【００２２】
しかし、これは本発明を特定の実施形態について限定するものではなく、本発明の思想および技術範囲に含まれるすべての変換、均等物ないし代替物を含むものと理解されるべきである。本発明を説明するにあたって、関連する公知技術に対する具体的な説明が本発明の要旨を曖昧にする可能性があると判断される場合、その詳細な説明を省略する。
【００２３】
本出願で使用した用語は、単に特定の実施形態を説明するために使用されたもので、本発明を限定する意図はない。単数の表現は、文脈上明らかに異なるものを意味しない限り、複数の表現を含む。
【００２４】
本出願において、「含む」または「有する」などの用語は、明細書上に記載された特徴、数字、ステップ、動作、構成要素、部品、またはこれらを組み合わせたものが存在することを指定しようとするものであって、一つまたはそれ以上の他の特徴や数字、ステップ、動作、構成要素、部品、またはこれらを組み合わせたものの存在または付加の可能性を予め排除しないものと理解されるべきである。
【００２５】
第１、第２などの用語は、様々な構成要素を説明するために使用することができるが、前記構成要素は、前記用語によって限定されてはならない。前記用語は、一つの構成要素を他の構成要素から区別するためにのみ使用される。
【００２６】
図１を参照すると、本発明に係るＲＧＯベースのバイオセンサ１００は基板１１０に形成され、基板１１０には、ソース（ｓｏｕｒｃｅ）電極１２１とドレイン（ｄｒａｉｎ）電極１２２とが形成され、ソース電極１２１とドレイン電極１２２との間には、還元型酸化グラフェン（ｒｅｄｕｃｅｄ  ｇｒａｐｈｅｎｅ  ｏｘｉｄｅ、ＲＧＯ）チャネル１３０が形成される。
【００２７】
基板１１０は、様々な材質で構成されてもよい。具体例としては、シリコン（Ｓｉ）基板上にＳｉＯ２が蒸着された基板を使用することができるが、これに限定されるものではない。
【００２８】
ソース電極１２１およびドレイン電極１２２は、様々な材質で構成されてもよく、クロム及び金（Ｃｒ／Ａｕ）で構成されてもよいが、これらに限定されるものではない。
【００２９】
ソース電極１２１、ドレイン電極１２２およびＲＧＯチャネル１３０の上にはパッシベーション（ｐａｓｓｉｖａｔｉｏｎ）層１４１が形成される。パッシベーション層１４１は、ＰＤＭＳチップ１５０を介して供給される反応溶液がソース電極１２１およびドレイン電極１２２に接触しないようにする役割を果たす。すなわち、パッシベーション層１４１は、反応溶液と接触しなければならない還元型酸化グラフェンチャネル１３０部分を取り囲む領域を密閉させることで、反応溶液の外部への流出を防止する。
【００３０】
このために、パッシベーション層１４１は、密閉機能だけでなく、ＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン、Ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘａｎｅ）チップ１５０の貼り付け機能をも考慮して構成されることが好ましい。パッシベーション層１４１を構成する１つの好ましい実施形態は、ＳＵ−８フォトレジストから構成することである。
【００３１】
ＳＵ−８フォトレジストを用いてパッシベーション層１４１を構成すれば、ＰＤＭＳチップ１５０を接着するための別途の手段がなくてもファンデルワールス（Ｖａｎ  ｄｅｒ  Ｗａａｌｓ）力によってＰＤＭＳチップ１５０と接着され得る。そして、このような単純な接着状態でも、反応溶液の注入や液相での測定時に漏れや分離が発生しない程度の接着力を確保することができる。
【００３２】
ＰＤＭＳチップ１５０は、還元型酸化グラフェンチャネル１３０に反応溶液を供給するためのものであり、内部には反応溶液を供給するための空間（マイクロチャネル、１５１が形成される。このようなマイクロチャネル１５１は、多様に構成可能であり、反応溶液を入れる入口と、反応溶液が抜けていく出口とを備えてもよい。
【００３３】
パッシベーション層１４１の上部にＰＤＭＳチップ１５０が貼り付けられると、反応溶液が、ＰＤＭＳチップ１５０の内部に形成されているマイクロチャネル１５１を介して供給され、この反応溶液は、還元型酸化グラフェンチャネル１３０に接触する状態になる。
【００３４】
このとき、ゲート電極１２３は、還元型酸化グラフェンチャネル１３０に接触している反応溶液に電気的に接続される。
【００３５】
すなわち、ゲート電極１２３は、反応溶液に直接接触して液相駆動が行われる。このために、ＰＤＭＳチップ１５０は、ゲート電極１２３が反応溶液と直接接触するように構成してもよい。
【００３６】
図２は、本発明に係るＲＧＯベースのバイオセンサの製造方法の一実施形態であり、図３は、バイオセンサの製造プロセスを概略的に示すものである。
【００３７】
図２及び図３を参照して、本発明に係るＲＧＯベースのバイオセンサを製造する方法を具体的に説明する。
【００３８】
第１ステップ：基板上にソース電極とドレイン電極を形成する（ステップ２１１）。
【００３９】
ステップ２１１は、還元型酸化グラフェン薄膜を形成する前に行うことが好ましい。そうすると、以降の工程において還元型酸化グラフェン薄膜がフォトレジストや有機物などにより汚染されることを防ぐことができる。
【００４０】
ステップ２１１においてソース電極とドレイン電極を形成する方法は、様々に構成されてもよい。
【００４１】
具体例としては、ソース電極とドレイン電極は、フォトレジスト（ｐｈｏｔｏｒｅｓｉｓｔ）を用いてパターニングした後、電子ビーム蒸着装置（ｅ−ｂｅａｍ  ｅｖａｐｏｒａｔｏｒ）で前面に厚さ２０ｎｍ／１００ｎｍのＣｒ／Ａｕを蒸着し、アセトン（ａｃｅｔｏｎｅ）に浸してフォトレジストを除去するリフトオフ（ｌｉｆｔ−ｏｆｆ）方式で形成してもよい。図３（ａ）は、ステップ２１１が行われた基板の例を示すものである。
【００４２】
第２ステップ：ソース電極とドレイン電極上に還元型酸化グラフェン層を形成する（ステップ２１２）
【００４３】
還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）薄膜を蒸着するためには、まず、グラフェンパウダー（ｇｒａｐｈｉｔｅ  ｐｏｗｄｅｒ）を「ハマーズ法（Ｈｕｍｍｅｒｓ'ｍｅｔｈｏｄ）」により酸化して酸化グラフェン（ｇｒａｐｈｅｎｅ  ｏｘｉｄｅ、ＧＯ）を形成する。酸化グラフェン（ＧＯ）は、水などの極性溶媒に凝集することなく、溶液の形で分散することが可能である。
【００４４】
ステップ２１２では、グラフェン薄膜とＳｉＯ２表面との間の結合力を向上させるために、蒸着前に５％の３−アミノプロピルトリエトキシシラン（３−ａｍｉｎｏｐｒｏｐｙｌｔｒｉｅｔｈｏｘｙｓｉｌａｎｅ：ＡＰＴＥＳ）をＳｉＯ２上に２時間固定化することができる。そうすると、グラフェンの酸素官能基をＡＰＴＥＳのアミン（ａｍｉｎｅ、−ＮＨ２）反応基により共有結合させて接着力を向上させることができる。
【００４５】
酸化グラフェン（ＧＯ）を蒸留水で３ｍｇ／ｍＬの濃度に希釈して酸化グラフェン溶液を形成し、スピンコーティング（ｓｐｉｎ  ｃｏａｔｉｎｇ）を「４０００ｒｐｍ」で約「３０秒」行うことにより、４インチのＳｉＯ２ウェハに蒸着する。
【００４６】
蒸着された酸化グラフェン薄膜は、電気伝導性（導電性）を持たないため、還元反応により酸素官能基を除去することにより、導電性物質である還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）を形成することができる（図３（ｂ））。具体例として、還元反応は、酸化グラフェン薄膜を８０℃で３時間ヨウ化水素酸（ＨＩ：ｈｙｄｒｏｉｏｄｉｃ  ａｃｉｄ）蒸気にさらすことによって達成することができる。
【００４７】
第３ステップ：還元型酸化グラフェン層の上に第１保護層を形成する（ステップ２１３）。
【００４８】
第１保護層は、還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）をパターニングする際に発生する可能性のある汚染などの問題を防止するためのものであり、第２ステップで蒸着された還元型酸化グラフェン薄膜のすぐ上に形成される。
【００４９】
具体例として、第１保護層はＡｌ２Ｏ３から構成されてもよく、Ａｌ２Ｏ３層は、ＲＦスパッタ（ｓｐｕｔｔｅｒ）を用いて約５０ｎｍの厚さに形成されてもよい。
【００５０】
第４ステップ：パターニング工程を行い、ソース電極とドレイン電極との間に還元型酸化グラフェンチャネルを形成する（ステップ２１４）。
【００５１】
ステップ２１４は、ＲＧＯアクティブチャネル（ａｃｔｉｖｅ  ｃｈａｎｎｅｌ）をパターニングするプロセスである。
【００５２】
具体例として、ステップ２１４では、蒸着されたＲＧＯ／Ａｌ２Ｏ３薄膜上にフォトレジストを用いてパターニングを行い、その後、誘導結合プラズマ反応性イオンエッチング（ｉｎｄｕｃｔｉｖｅｌｙ  ｃｏｕｐｌｅｄ  ｐｌａｓｍａ  ｒｅａｃｔｉｖｅ  ｉｏｎ  ｅｔｃｈｉｎｇ、ＩＣＰ−ＲＩＥ）およびＲＩＥ装置をそれぞれ用いたドライエッチング方法により還元型酸化グラフェンチャネルを形成することができる（図３（ｃ））。
【００５３】
第５ステップ：ソース電極とドレイン電極を含めて還元型酸化グラフェンチャネルの周囲を取り囲むパッシベーション層を形成する（ステップ２１５）。
【００５４】
還元型酸化グラフェン−電界効果トランジスタ（ＲＧＯ−ＦＥＴ）が液相でスムーズに駆動するために、ＲＧＯパターンのみが溶液にさらされ、ソース電極とドレイン電極が絶縁されている必要がある。万が一、ソース電極とドレイン電極が反応溶液にさらされると、ゲートバイアス（ｇａｔｅ  ｂｉａｓ）が印加されたときにゲート−ドレインに漏れ電流（ｃｕｒｒｅｎｔ  ｌｅａｋａｇｅ）が発生するため、通常の電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）動作が不可能になるからである。
【００５５】
パッシベーション層は、絶縁体であり、生体適合性（ｂｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ）があると知られているネガ型フォトレジスト（ｎｅｇａｔｉｖｅ  ｐｈｏｔｏｒｅｓｉｓｔ）であるＳＵ−８（ＳＵ８−２００５）を使用して形成されてもよい。
【００５６】
ＳＵ−８フォトレジストは、一般的なフォトレジストポリマーとは異なり、硬化時に生体親和性があり、極性溶媒や酸／塩基などにも耐火性があるため、生化学反応のための溶液露出に適した物性を有している。
【００５７】
パッシベーション層を形成する具体例としては、ソース電極、ドレイン電極、ＲＧＯ／Ａｌ２Ｏ３のパターンが形成されているウェハの全面にＳＵ−８をスピンコートにより塗布し、フォトリソグラフィ（ｐｈｏｔｏｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｙ）によってパターニングすることができる（図３（ｄ））。
【００５８】
第６ステップ：第１保護層を除去する（ステップ２１６）。
【００５９】
すなわち、還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）チャネルのみを反応溶液にさらすために、第１保護層（Ａｌ２Ｏ３）を除去する。
【００６０】
第１保護層の除去は、様々に構成されてもよい。具体例としては、Ａｌ２Ｏ３の除去は、選択性の高いウェットエッチング液（ｗｅｔ  ｅｔｃｈａｎｔ：ｃｅｒａｍｉｃ  ｅｔｃｈａｎｔ  Ａ，ｓｉｇｍａ−ａｌｄｒｉｃｈ）を１８０℃に加熱する環境で行うことができる。これによりＡｌ２Ｏ３のみを選択的に除去することができ、図４に示すように、ＸＰＳによりグラフェン中に残留Ａｌが残っていないことが確認できる。
【００６１】
第７ステップ：還元型酸化グラフェンチャネルに反応溶液を供給するためのＰＤＭＳチップをパッシベーション層上に貼り付ける（ステップ２１７）。
【００６２】
パッシベーション層がＳＵ−８フォトレジストを用いて構成されると、ＰＤＭＳチップを接着するための別途の手段を必要とせずにファンデルワールス（Ｖａｎ  ｄｅｒ  Ｗａａｌｓ）力によってＰＤＭＳチップをパッシベーション層上に貼り付けることができる（図３（ｅ））。
【００６３】
図５は、前記第１ステップから第７ステップを経て製造されたバイオセンサ１０１の例を示すものである。
【００６４】
バイオセンサ１０１は、検査用治具１０２に取り付けられて使用可能であり、基準電極（ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ  ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ）１０３がＰＤＭＳチップを介して反応溶液に直接接触してゲートを駆動することにより、液相での検査が可能になる。
【００６５】
すなわち、第７ステップ（ステップ２１７）を介してＰＤＭＳチップと結合された還元型酸化グラフェン電界効果トランジスタ（ＲＧＯ  ＦＥＴ）型バイオセンサに反応溶液を注入し、駆動のためのゲートとして活用する。
【００６６】
図６を参照して、本発明に係るＲＧＯベースのバイオセンサを用いてバイオ物質を検出する方法について説明する。
【００６７】
まず、図１を参照して説明したＲＧＯベースのバイオセンサ１００、または、本発明に係るＲＧＯベースのバイオセンサの製造方法によって製造されたＲＧＯベースのバイオセンサにおいて、還元型酸化グラフェンチャネルに生体物質を固定する（ステップ２３１）。
【００６８】
ここで、生体物質は、標的物質を検出するためのリンカーとして機能するバイオ物質をいう。
【００６９】
次いで、ステップ２３１で固定された生体物質に反応溶液を供給する（ステップ２３２）。
【００７０】
ステップ２３２における反応溶液の供給は、ＰＤＭＳチップに形成されたマイクロチャネルを介して行われてもよい。反応溶液は、還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）チャネルに供給されるが、パッシベーション層とＰＤＭＳチップとの密着により外部に流出せず、ドレイン電極及びソース電極には接触しない。
【００７１】
ドレイン電極とソース電極との間に流れる電流とゲート電圧を測定してディラック点（Ｄｉｒａｃ  ｐｏｉｎｔ）を求める（ステップ２３３）。この際、ゲート電圧は、還元型酸化グラフェンチャネルに反応溶液が接触した状態で、反応溶液に直接印加される。
【００７２】
そして、ステップ２３３で得られたディラック点に基づいて標的物質の検出有無や濃度などを判定する（ステップ２３４）。
【００７３】
図７に示すように、グラフェンはバンドギャップがゼロの導電性物質であるため、両極性（ａｍｂｉｐｏｌａｒ）の特性が現れる。
【００７４】
すなわち、電界効果を印加したとき、電荷中性点（ｃｈａｒｇｅ  ｎｅｕｔｒａｌ  ｐｏｉｎｔ）であるディラック点（Ｄｉｒａｃ  ｐｏｉｎｔ）を有する。このようなディラック点は、グラフェンの表面で発生する生化学反応により増減する様相を示すので、バイオセンサに応用すると、ディラック点（ＶＤｉｒａｃ）に基づいて生化学反応を判定することができる。
【００７５】
一方、従来のｈｉｇｈ−ｋ物質をゲート構造として使用する場合には、駆動には高いゲート電圧とソース−ドレイン電圧を必要とする（図７（ａ））。
【００７６】
しかし、本発明のような液相駆動では、低いゲート電圧とソース−ドレイン電圧を必要とする（図７（ｂ））。
【００７７】
例えば、本発明による、電気駆動層として還元型酸化グラフェン薄膜を有する電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）構造では、液相駆動時に、０．１ＶＳＤ、ＶＧ＝±１Ｖで「Ｖ」字型の駆動挙動を示すことができる。しかし、従来の電界効果トランジスタの場合には、５ＶＳＤ、ＶＧ＝±３０Ｖ程度でスムーズな駆動が行われることが知られている。
【００７８】
これは、液体の電気伝導性はｈｉｇｈ−ｋの電気伝導性よりも優れているため、ゲートバイアス（ｇａｔｅ  ｂｉａｓ）によるＲＧＯチャネルの電界効果（ｆｉｅｌｄ−ｅｆｆｅｃｔ）現象がより低電圧環境でスムーズに発生するからである。
【００７９】
図７に示すように、液相での駆動による生化学的変化を判定するための基準である「Ｖ」字形状の最低点（ディラック点）が詳細に観察されるため、より高い分解能を有する可能性がある。
【００８０】
これにより、バイオセンサの消費電力を大幅に下げることができ、標的物質を含む反応溶液に直接電圧を印加することにより、結合親和性（ｂｉｎｄｉｎｇ  ａｆｆｉｎｉｔｙ）による感度を向上させることができる。
【００８１】
ここで、本発明に係るバイオセンサの還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）チャネルに特定の生体物質を固定して、標的物質の特異的検出を行う実験について説明する。
【００８２】
図８は、アルツハイマー病を診断するためのバイオマーカーであるＡβタンパク質（ｐｒｏｔｅｉｎ）を定量的に検出した例である。
【００８３】
Ａβタンパク質を選択的に検出するために、還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）チャネルの表面に６Ｅ１０抗体を固定化し、１ｐｇ／ｍＬ〜１ｎｇ／ｍＬの濃度のＡβタンパク質溶液をＰＤＭＳチップに注入して特異的反応を誘導した。
【００８４】
図８（ａ）に示すように、ディラック点の変化が確認でき、これに基づいて、図８（ｂ）に示すような定量曲線が確認できた。
【００８５】
図９は、バイオセンサのイオン感度を示すものであり、ｐＨ４、ｐＨ６、ｐＨ８、ｐＨ１０を有する反応溶液を注入して電界を印加し、２回のサイクルにわたってＨ＋イオン濃度変化の反応再現性が観察できた。
【００８６】
さらに、酵素反応を検出するために、バイオセンサにアセチルコリンエステラーゼ（ＡＣｈＥ：Ａｃｅｔｙｌｃｈｏｌｉｎｅｓｔｅｒａｓｅ）を固定化し、アセチルコリン（ＡＣｈ：Ａｃｅｔｙｌｃｈｏｌｉｎｅ）が定量的に検出できた。
【００８７】
図１０（ａ）は、何も処理されていないグラフェンの表面を示し、図１０（ｂ）は、非共有結合を使用してＡＣｈＥを固定した還元型酸化グラフェン（ＲＧＯ）チャネルの表面を示す。
【００８８】
図１０（ｃ）は、ディラック点の変化を示し、図１０（ｄ）は、ＡＣｈＥ酵素反応に関するグラフを示す。
【００８９】
ＡＣｈのダイナミックレンジ（ｄｙｎａｍｉｃ  ｒａｎｇｅ）は１μＭ〜１０ｍＭであり、ｐＨ変化と同様に反応濃度の再現性が確認できた。ＡＣｈＥ酵素反応により水素イオンが発生し、これにより、反応が発生するグラフェンの表面近くのイオン濃度に変化が発生するので、上記のｐＨ変化を観察した結果と同じメカニズムで反応を観察することができた。
【００９０】
図１１は、ＡＣｈＥ阻害剤による薬物効果観察実験の例であり、ＡＤ症状の緩和と関連する薬物反応を示す。
【００９１】
一般に、ＡＤを含む変性脳疾患における認知能力障害の症状は、ＡＣｈなどの神経伝達物質の濃度を超えると発生することが知られている。したがって、通常、ＡＣｈＥ阻害剤を用いてＡＤ患者の体内の神経伝達物質の濃度を調節することで、症状を緩和する治療剤及び治療法が使用されている。
【００９２】
代表的なＡＣｈＥ阻害剤であるドネペジル（ｄｏｎｅｐｅｚｉｌ）とリバスチグミン（ｒｉｖａｓｔｉｇｍｉｎｅ）を用いて、通常のＡＣｈＥ活動阻害反応を観察した。
【００９３】
また、ＡＣｈＥとは反応しないが、体内の他の神経伝達物質酵素の阻害剤として使用されているメマンチン（ｍｅｍｅｎｔｉｎｅ）を用いて、ネガティブコントロール（ｎｅｇａｔｉｖｅ  ｃｏｎｔｒｏｌ）実験を行った。
【００９４】
以上で述べてように、ＲＧＯベースのＦＥＴ型バイオセンサのＲＧＯチャネルは、電気駆動層及び生化学的界面として同時に使用される。
【００９５】
ＲＧＯチャネルの表面に非共有結合のリンカー（ｌｉｎｋｅｒ）を用いて生体物質を固定し、反応溶液にゲート電圧を印加して電界効果を誘導することにより、液体中で素子を電気的に駆動することができる。
【００９６】
前記では本発明を特定の好ましい実施形態に関連して図示して説明したが、以下の特許請求の範囲によって用意される本発明の技術的特徴や分野を逸脱しない限度内で本発明が多様に改造及び変化できるということは、当業界において通常の知識を有する者にとっては明らかである。
【符号の説明】
【００９７】
１００  ＲＧＯベースのバイオセンサ
１１０  基板
１２１  ソース電極
１２２  ドレイン電極
１２３  ゲート電極
１３０  ＲＧＯチャネル
１４１  パッシベーション層
１５０  ＰＤＭＳチップ
１５１  マイクロチャネル
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【国際調査報告】
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