KR100277533B1 - Needle type sensor and manufacturing method thereof - Google Patents
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Abstract
본 발명은 니들(needle)형 센서 및 그 제조 방법에 관한 것이다.The present invention relates to a needle sensor and a method of manufacturing the same.
본 발명은 미세 반도체 가공 기술을 이용하여 화학적으로 절대적인 전압을 결정하기 위한 기준 전극, 기준 전극에서 결정된 전압을 기준으로 하여 인가된 전압에 의해 동작하며, 실제적인 화학 반응이 일어나는 영역인 다수의 작업 전극, 작업 전극에 흐르는 전류의 절대량 변화를 측정하기 위한 카운터 전극, 기준 전극, 다수의 작업 전극, 카운터 전극에 각기 금속 배선을 통해 각기 전압을 공급하기 위한 전압 인가용 다수의 전극으로 이루어지며, 기준 전극, 다수의 작업 전극, 카운터 전극, 다수의 전압 인가용 전극 및 금속 배선은 니들형의 반도체 기판 상에 형성되는 니들형 센서 및 그 제조 방법을 제시한다.The present invention operates by a reference electrode for determining a chemically absolute voltage using a micro-semiconductor processing technology, a voltage applied on the basis of the voltage determined at the reference electrode, and a plurality of working electrodes which are areas where actual chemical reactions occur. The reference electrode is composed of a counter electrode for measuring a change in absolute amount of current flowing through the working electrode, a reference electrode, a plurality of working electrodes, and a plurality of electrodes for voltage application for supplying voltages to the counter electrodes through metal wires, respectively. A plurality of working electrodes, a counter electrode, a plurality of voltage application electrodes, and metal wirings present a needle-type sensor formed on a needle-shaped semiconductor substrate and a manufacturing method thereof.
Description
본 발명은 니들(needle)형 센서 및 그 제조 방법에 관한 것으로, 특히 미세 반도체 가공 기술에 의해 인체의 화학적 특성을 감지할 수 있는 센서를 니들형의 기판 위에 동시에 형성하므로써, 인체 내로의 직접 주입에 의해 인체의 화학적 특성을 측정할 수 있는 니들형 센서 및 그 제조 방법에 관한 것이다.The present invention relates to a needle-type sensor and a method of manufacturing the same, and in particular, by forming a sensor that can detect the chemical characteristics of the human body by a fine semiconductor processing technology on the needle-like substrate at the same time, to direct injection into the human body The present invention relates to a needle sensor capable of measuring chemical properties of a human body and a manufacturing method thereof.
종래의 혈당 측정용 센서와 같은 의학용 센서는 실리콘 기판의 사각형 센서 모듈(sensor module) 상에 센싱 셀이 형성된 구조를 사용하였다. 이러한 센서를 사용하는 경우에는 카테터(catheter) 등의 운반 기구에 센서를 장착하여 인체 내부로 삽입한 후 혈당량 등을 측정하게 된다.Conventional medical sensors, such as blood glucose measurement sensors, have a structure in which a sensing cell is formed on a rectangular sensor module of a silicon substrate. In the case of using such a sensor, the sensor is mounted on a transporting device such as a catheter, and then inserted into the human body to measure blood glucose levels.
또한, 종래에는 절연 기판 상에 센서 셀(cell)을 형성하여 구성한 센서를 사용하기도 하였다. 이러한 센서를 사용하는 경우에는 채취한 혈액을 센서의 표면에 도포하여 혈당량 등의 화학 성분을 측정하였다.In addition, conventionally, a sensor formed by forming a sensor cell on an insulating substrate has been used. In the case of using such a sensor, the collected blood was applied to the surface of the sensor to measure chemical components such as blood glucose level.
그리고, 니들형의 침구 표면에 접착 또는 코팅 방법으로 센서 셀을 형성하고 채취한 혈액에 센서를 담그어 측정하는 방법도 사용되고 있다.In addition, a method of forming a sensor cell by bonding or coating a needle-type bedding surface and immersing the sensor in the collected blood is also used.
그러나 이와 같은 센서는 사각형 또는 원 형태의 기판 상에 비교적 큰 크기로 제작되고, 카테터 등의 운반기구에 장착하여 인체 내부로 삽입하여 사용하거나, 혈액을 채취하여 센서에 도포하므로써 인체의 화학적 특성을 측정하였기 때문에 센싱 과정이 복잡해지는 단점이 있다.However, such a sensor is manufactured in a relatively large size on a rectangular or circular substrate, and is mounted on a carrier such as a catheter and inserted into the human body, or the blood is collected and applied to the sensor to measure the chemical characteristics of the human body. As a result, the sensing process is complicated.
따라서, 본 발명은 반도체 제작 공정의 미세 가공 기술에 의해 니들형의 센서를 제조하므로써, 인체에 직접 주입하여 간단하고 용이하게 인체의 화학적 특성을 측정할 수 있는 니들형 센서 및 그 제조 방법을 제공하는데 그 목적이 있다.Accordingly, the present invention provides a needle-type sensor and a method of manufacturing the same, by manufacturing a needle-type sensor by the microfabrication technology of the semiconductor fabrication process, which can be directly and directly injected into the human body to measure chemical characteristics of the human body. The purpose is.
상술한 목적을 달성하기 위한 본 발명에 따른 니들형 센서는 화학적으로 절대적인 전압을 결정하기 위한 기준 전극, 상기 기준 전극에서 결정된 전압을 기준으로 하여 인가된 전압에 의해 동작하며, 실제적인 화학 반응이 일어나는 영역인 다수의 작업 전극, 상기 작업 전극에 흐르는 전류의 절대량 변화를 측정하기 위한 카운터 전극, 상기 기준 전극, 다수의 작업 전극 및 카운터 전극에 금속 배선을 통해 각기 전압을 공급하기 위한 전압인가용 다수의 전극으로 이루어지며, 상기 기준 전극, 다수의 작업 전극, 카운터 전극, 다수의 전압인가용 전극 및 금속 배선은 니들형의 반도체 기판 상에 형성되는 것을 특징으로 한다.Needle type sensor according to the present invention for achieving the above object is operated by a reference electrode for determining a chemically absolute voltage, a voltage applied on the basis of the voltage determined in the reference electrode, the actual chemical reaction occurs A plurality of working electrodes which are regions, a counter electrode for measuring a change in the absolute amount of current flowing through the working electrode, a plurality of voltages for applying voltages for supplying voltages to the reference electrode, the plurality of working electrodes, and the counter electrode through metal wires, respectively The reference electrode, the plurality of working electrodes, the counter electrode, the plurality of voltage applying electrodes, and the metal wirings are formed on a needle-type semiconductor substrate.
또한, 상술한 목적을 달성하기 위한 본 발명에 따른 니들형 센서의 제조 방법은 실리콘 웨이퍼 상에 희생 산화막, 실리콘층, 금속층 및 제 1 절연막을 순차적으로 형성하는 단계와, 전체 구조 상부에 티타늄층 및 플래티늄층을 순차적으로 형성하는 단계와, 상기 티타늄층 및 플래티늄층의 선택된 영역을 패터닝하여 기준 전극, 다수의 작업 전극, 카운터 전극, 금속 배선 및 다수의 전압인가용 전극을 형성하는 단계와, 상기 기준 전극 상에 Ag2Cl층 및 Au층 중 어느 하나의 층을 형성하는 단계와, 상기 다수의 작업 전극 상에 센싱층을 형성하는 단계와, 전체 구조 상부에 제 2 절연막을 형성한 후 에지 부분이 개방된 감광막을 이용한 식각 공정으로 상기 제 2 절연막, 제 1 절연막, 금속층 및 희생 산화막의 일부를 순차적으로 제거하여 전체 구조의 외곽을 니들형으로 확정하는 단계와, 상기 기준 전극, 다수의 작업 전극, 카운터 전극 및 전극 상부의 제 2 절연막의 일부를 제거하여 기준 전극, 다수의 작업 전극, 카운터 전극 및 다수의 전압인가용 전극 상부를 개방하여 웰을 형성하는 단계를 포함하여 이루어지는 것을 특징으로 한다.In addition, the method of manufacturing a needle-type sensor according to the present invention for achieving the above object comprises the steps of sequentially forming a sacrificial oxide film, a silicon layer, a metal layer and a first insulating film on a silicon wafer, the titanium layer and Sequentially forming a platinum layer, patterning selected regions of the titanium layer and the platinum layer to form a reference electrode, a plurality of working electrodes, a counter electrode, a metal wiring, and a plurality of voltage application electrodes; Forming an Ag 2 Cl layer or an Au layer on the electrode, forming a sensing layer on the plurality of working electrodes, forming a second insulating film over the entire structure, and then forming an edge portion. In the etching process using the open photoresist film, a part of the second insulating film, the first insulating film, the metal layer, and the sacrificial oxide film is sequentially removed to cover the entire structure. Deciding in a field shape, and removing a portion of the reference electrode, the plurality of working electrodes, the counter electrode, and the second insulating film on the electrode to open the reference electrode, the plurality of working electrodes, the counter electrode, and the plurality of voltage application electrodes. To form a well characterized in that it comprises a.
도 1은 본 발명에 따른 니들형 센서를 설명하기 위한 니들형 센서의 평면도.1 is a plan view of a needle-type sensor for explaining a needle-type sensor according to the present invention.
도 2(a) 내지 2(f)는 본 발명에 따른 니들형 센서의 제조 방법을 설명하기 위해 도 1의 A-A' 부분을 절취한 상태를 나타내는 단면도.2 (a) to 2 (f) are cross-sectional views showing a state taken along the line AA ′ of FIG. 1 to explain a method for manufacturing a needle-type sensor according to the present invention.
도 3은 도 1의 B-B' 부분을 절취한 상태의 도시한 단면도.3 is a cross-sectional view of a state taken along the line B-B 'of FIG.
<도면의 주요 부분에 대한 부호 설명><Description of the symbols for the main parts of the drawings>
21 : 실리콘 웨이퍼 22 : 희생 산화막21 silicon wafer 22 sacrificial oxide film
23 : 실리콘층 24 : 금속층23 silicon layer 24 metal layer
25 : 제 1 절연막 26 : 티타늄층25: first insulating film 26: titanium layer
27 :플래티늄층 28 : Ag2Cl층27: Platinum layer 28: Ag 2 Cl layer
29 : 센싱층 30 : 제 2 절연막29 sensing layer 30 second insulating film
31 : 감광막 32 : 에지부분31: photosensitive film 32: edge portion
33 : 금속 배선 10 : 작업 전극33: metal wiring 10: working electrode
11 : 카운터 전극 12 : 기준 전극11 counter electrode 12 reference electrode
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명을 상세히 설명하기로 한다.Hereinafter, with reference to the accompanying drawings will be described in detail the present invention.
도 1은 본 발명에 따른 니들형 센서를 설명하기 위한 니들형 혈당 센서의 평면도이다.1 is a plan view of a needle-type blood glucose sensor for explaining a needle-type sensor according to the present invention.
본 발명에 따른 니들형 센서(100)는 센싱 셀(sensing cell), 전류 측정 및 전압 공정을 위한 금속 배선(13) 및 전극(14)으로 구성된다. 센싱 셀은 작업 전극(Working Electrode)(10), 카운터 전극(Counter Electrode)(11) 및 기준 전극(Reference Electrode)(12)으로 구성된다.The needle sensor 100 according to the present invention is composed of a sensing cell, a metal wire 13 and an electrode 14 for current measurement and voltage processing. The sensing cell is composed of a working electrode 10, a counter electrode 11, and a reference electrode 12.
기준 전극(12)은 화학적으로 절대적인 전압(potential)을 결정해 주는 역할을 하는 기준 전극으로, 이를 기준으로 하여 작업 전극(10)에 필요한 전압을 인가하게 된다. 또한, 기준 전극(12)은 절연막 상에 티타늄(Ti) 및 플래티늄(Pt)을 순차적으로 증착한 후, 은(Ag)을 증착하고 염소화 처리하여 표면을 Ag2Cl로 만들어 형성하거나, 플래티늄(Pt) 및 티타늄(Ti)을 순차적으로 증착한 후, 금(Au)을 증착하여 형성한다.The reference electrode 12 is a reference electrode that plays a role of determining a chemically absolute voltage. The reference electrode 12 applies a voltage required to the working electrode 10 based on the reference electrode. In addition, the reference electrode 12 is formed by sequentially depositing titanium (Ti) and platinum (Pt) on the insulating film, and depositing silver (Ag) and chlorination to form a surface of Ag 2 Cl, or platinum (Pt) ) And titanium (Ti) are sequentially deposited and then formed by depositing gold (Au).
작업 전극(10)은 실제로 혈당이 효소 반응을 일으키는 영역이다. 이 작업 전극(10)은 2개, 4개 또는 6개 정도로 형성할 수 있으며, 절연막 상부에 티타늄(Ti) 및 플래티늄(Pt)을 순차적으로 증착한 후, 생화학층(biolayer)을 형성하거나 금속의 화학 처리에 의해 혈당과의 결합이 용이한 센싱층을 형성하므로써 형성한다. 혈당은 센싱층과 반응하여 과산화수소(H2O2)를 형성하고, H2O2는 내부의 플래티늄층으로 확산되어 전자를 배출하고 산화한다. 이때, 배출되는 전자에 의해 전류량이 변화하게 된다.The working electrode 10 is actually a region in which blood sugar causes an enzymatic reaction. The working electrodes 10 may be formed in two, four or six, and after sequentially depositing titanium (Ti) and platinum (Pt) on the insulating film, a biochemical layer (biolayer) or a metal It is formed by forming a sensing layer which is easily bonded to blood sugar by chemical treatment. Blood glucose reacts with the sensing layer to form hydrogen peroxide (H 2 O 2 ), and H 2 O 2 diffuses into the inner platinum layer to emit electrons and oxidize. At this time, the amount of current is changed by the emitted electrons.
카운터 전극(12)은 작업 전극(10) 전류의 절대량 변화를 측정하는 역할을 한다. 이 카운터 전극(12)은 절연막 상에 플래티늄(Pt) 및 티타늄(Ti)을 순차적으로 증착한 후, 생화학층이나 금속 화학 처리를 실시하지 않고 노출된 전극 상태 그대로 사용한다.The counter electrode 12 serves to measure the absolute change in the amount of current in the working electrode 10. The counter electrode 12 is sequentially deposited with platinum (Pt) and titanium (Ti) on an insulating film, and then used as it is without being subjected to a biochemical layer or metal chemical treatment.
혈당이 작업 전극(10)의 센싱층과 반응하여 H2O2를 형성하고 이때 발생된 H2O2가 플래티늄층으로 확산되어 산화하기 위해서는 기준 전극(12)을 기준으로 300 내지 600㎷의 전압이 요구된다.The blood sugar reacts with the sensing layer of the working electrode 10 to form H 2 O 2 , and the generated H 2 O 2 diffuses into the platinum layer and oxidizes at a voltage of 300 to 600 mA based on the reference electrode 12. Is required.
이때, 작업 전극(10)에서의 효소 반응에 의한 화학 반응은 다음의 [화학식 1] 및 [화학식 2]와 같다.At this time, the chemical reaction by the enzyme reaction in the working electrode 10 is the same as the following [Formula 1] and [Formula 2].
본 발명에서는 미세 반도체 가공 기술을 사용하여 작업 전극-기준 전극-카운터 전극(10-12-11)의 센싱 셀을 니들형의 팁(tip) 끝에 형성하고 인체에 주입이 가능하도록 니들의 직경을 최소화하여 혈당 등의 화학적 특성을 측정 할 수 있게 된다.In the present invention, the sensing cell of the working electrode-reference electrode-counter electrode (10-12-11) is formed at the tip of the needle type by using a fine semiconductor processing technique, and the diameter of the needle is minimized to enable injection into the human body. It is possible to measure the chemical properties such as blood sugar.
도 2(a) 내지 2(d)는 본 발명에 따른 니들형 센서의 제조 방법을 설명하기 위해 도 1의 A-A' 부분을 절취한 상태를 나타낸 단면도이다.2 (a) to 2 (d) are cross-sectional views showing a state taken along the line AA ′ of FIG. 1 to explain a method of manufacturing a needle sensor according to the present invention.
도 2(a)에 도시된 바와 같이, 실리콘 웨이퍼(21) 상에 희생 산화막(22) 및 실리콘층(23)을 순차적으로 형성된 SOI(Silicon On Insulator) 웨이퍼가 제공된다. 이때, 희생 산화막(22)은 3㎛ 이상의 두께로 형성하고 실리콘층(23)은 6.5㎛ 이상의 두께로 형성한다. 이후, 실리콘 웨이퍼의 휨 특성을 개선하기 위해, 전체 구조 상부에 금속층(24)을 보강재로써 형성한다. 여기에서, 금속층(24)은 티타늄 등을 이용하여 10㎛ 이상의 두께로 형성한다. 다음에, 전체 구조 상부에 열산화막 등을 이용하여 제 1 절연막(25)을 형성한다.As shown in FIG. 2A, a silicon on insulator (SOI) wafer having a sacrificial oxide film 22 and a silicon layer 23 sequentially formed on the silicon wafer 21 is provided. At this time, the sacrificial oxide film 22 is formed to a thickness of 3㎛ or more and the silicon layer 23 is formed to a thickness of 6.5㎛ or more. Then, to improve the bending characteristics of the silicon wafer, the metal layer 24 is formed as a reinforcing material on the entire structure. Here, the metal layer 24 is formed to a thickness of 10 μm or more using titanium or the like. Next, the first insulating film 25 is formed over the entire structure by using a thermal oxide film or the like.
도 2(b)에 도시된 바와 같이, 전체 구조 상부에 플래티늄(Pt)층(26) 및 티타늄(Ti)층(27)을 순차적으로 형성한 후, 패터닝하여 센싱 셀(11, 10, 12), 금속 배선(도시되지 않음) 및 전극(도시되지 않음)을 형성한다. 다음에, 작업 전극(10)으로 사용될 Ti/Pt층 상에는 소정의 공정을 통하여 생화학층(biolayer)을 형성하거나 금속의 화학 처리에 의해 혈당과의 결합이 용이한 센싱층(29)을 형성한다. 또한, 기준 전극(R)으로 사용될 Ti/Pt층 상에는 소정의 공정을 이용하여 은(Ag)을 증착하고 염화처리하여 Ag2Cl층(28)을 형성하거나 금(Au)을 증착(28)한다. 그리고, 센서의 웰 부분은 혈당 효소가 충분히 고일 수 있도록 하여 센싱 감도를 향상시키고 정확도를 확보하기 위해 웰의 깊이를 깊게 형성하여야 한다. 이를 위해 5㎛ 이상의 두꺼운 실리콘 산화막, 질화막 및 폴리마이드(polymide) 중 어느 하나를 이용하여 제 2 절연막(30)을 형성한다.As shown in FIG. 2 (b), the platinum (Pt) layer 26 and the titanium (Ti) layer 27 are sequentially formed on the entire structure, and then patterned to form the sensing cells 11, 10, and 12. , Metal wiring (not shown) and electrodes (not shown) are formed. Next, on the Ti / Pt layer to be used as the working electrode 10, a biolayer is formed through a predetermined process or a sensing layer 29 is easily formed by binding to blood sugar by chemical treatment of metal. Further, on the Ti / Pt layer to be used as the reference electrode R, silver (Ag) is deposited and chlorided using a predetermined process to form an Ag 2 Cl layer 28 or gold (28) is deposited (28). . In addition, the well portion of the sensor should be formed deep enough to allow the blood glucose enzyme to be sufficiently high to improve sensing sensitivity and ensure accuracy. To this end, the second insulating film 30 is formed using any one of a silicon oxide film, a nitride film, and a polymide having a thickness of 5 μm or more.
도 2(c)에 도시된 바와 같이, 센서의 에지(edge; 32부분)를 니들 모양으로 확정하기 위하여, 센서의 에지 부분(32)이 개방된 감광막(31)을 도포한 후 습식 및 건식 식각 공정을 이용하여 제 2 절연막(30), 제 1 절연막(25), 금속층(24) 및 실리콘층(23)을 순차적으로 제거한다. 이와 같이 하여 확정된 니들형 센서의 직경은 200㎛ 이하가 되도록 한다.As shown in FIG. 2 (c), in order to determine the edge of the sensor in the shape of a needle, wet and dry etching after applying the photosensitive film 31 with the edge portion 32 of the sensor open. Using the process, the second insulating film 30, the first insulating film 25, the metal layer 24, and the silicon layer 23 are sequentially removed. The diameter of the needle-type sensor determined in this way is set to 200 micrometers or less.
도 2(d)에 도시된 바와 같이, 소정의 마스크를 이용한 건식 식각 공정으로 제 2 절연막(30)을 제거하여 센싱 셀(11, 10, 12) 및 전극(도시되지 않음) 상부를 개방(open)시킨다.As shown in FIG. 2 (d), the second insulating layer 30 is removed by a dry etching process using a predetermined mask to open the sensing cells 11, 10, and 12 and the upper part of the electrodes (not shown). )
이후, Si3N4, Si 등을 보호막으로 하여 습식 식각 공정 및 기상 식각(Vapor Phase Etching; VPE) 공정을 이용하여 웨이퍼(21) 상의 희생 산화막(22)을 제거하므로써, 센서의 외부 형태를 완성시킨다. 이후, 보호막을 제거하여 센서를 완성시킨다.Subsequently, the external shape of the sensor is completed by removing the sacrificial oxide film 22 on the wafer 21 by using a wet etching process and a vapor phase etching (VPE) process using Si 3 N 4 , Si, or the like as a protective film. Let's do it. After that, the protective film is removed to complete the sensor.
도 3은 도 1의 B-B' 부분을 절취한 상태의 도시한 소자의 단면도이다.FIG. 3 is a cross-sectional view of the device illustrated in a state taken along the line BB ′ of FIG. 1.
도시된 단면도는 니들형 센서를 구성하는 요소 중, 금속 배선(33)과 작업 전극(W)이 형성된 상태를 나타낸다. 도시된 바와 같이, 센싱 셀과 전극을 연결하는 금속 배선(33)은 제 2 절연막(30)이 제거되지 않고 도포되어 있다.The sectional drawing shown shows the state in which the metal wiring 33 and the working electrode W were formed among the elements which comprise a needle-type sensor. As illustrated, the metal wire 33 connecting the sensing cell and the electrode is coated without removing the second insulating film 30.
이와 같이, 본 발명에서는 미세 반도체 가공 기술을 이용하여 직경 200㎛ 이하의 니들형 팁(tip) 끝에 센싱 셀을 동시적으로 형성할 수 있고, 이를 인체 내에 직접 주입하므로써 인체의 화학적 특성을 동시적으로 측정할 수 있다.As described above, in the present invention, a sensing cell can be simultaneously formed at the tip of a needle-type tip having a diameter of 200 μm or less by using a micro-semiconductor processing technology, and the chemical characteristics of the human body can be simultaneously injected by directly injecting it into the human body. It can be measured.
상술한 바와 같이, 본 발명에 의하면 미세 반도체 가공 기술을 이용하여 간편하게 인체 주입형 센서를 제작할 수 있어 공정이 단순해지고, 센서의 소형, 대량 생산이 가능하여 제작 단가를 저감시킬 수 있다. 또한, 니들형으로 센서를 제작함에 따라 채혈 및 인체 혈관에의 삽입 없이 인체의 화학적 특성을 동시적으로 측정할 수 있는 탁월한 효과가 있다.As described above, according to the present invention, a human body implantable sensor can be easily manufactured using a fine semiconductor processing technology, thereby simplifying the process, and miniaturization and mass production of the sensor can be achieved, thereby reducing manufacturing costs. In addition, as the sensor is manufactured in a needle type, there is an excellent effect of simultaneously measuring the chemical properties of the human body without blood collection and insertion into human blood vessels.
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