Продвинутое моделирование биосенсора на базе туннельного полевого транзистора с двойным источником и траншейвным затвором с диэлектрической модуляцией для детекции биомолекул

Аннотация

В данной работе предлагается биосенсор на основе туннельного полевого транзистора с двойным источником и траншейвным затвором, модулируемого диэлектриком (DM-DSTGTFET), для обнаружения биомолекул. Структура DM-DSTGTFET использует двойной источник и траншейвный затвор для усиления тока в открытом состоянии и генерации двунаправленного тока. В предлагаемой структуре над оксидным слоем затвора толщиной 1 нм выгравированы две полости для заполнения биомолекулами. Для анализа чувствительности используется двухмерное моделирование в среде TCAD (Technology Computer-Aided Design). Результаты показывают, что при низком напряжении питания чувствительность по току DM-DSTGTFET достигает 1,38 × 10⁵, а чувствительность по пороговому напряжению — 1,2 В. Таким образом, биосенсор DM-DSTGTFET обладает хорошими перспективами применения благодаря низкому энергопотреблению и высокой чувствительности.

Введение

В последнее время значительный исследовательский интерес сосредоточен на кремниевых биосенсорах на базе полевых транзисторов (FET) благодаря их высокой чувствительности, минимальной задержке, малым размерам и низкой стоимости [1–6]. Однако FET-биосенсоры ограничены тепловым электронным излучением и имеют субпороговый наклон (SS) более 60 мВ/дек. Благодаря механизму проводимости через зонно-зонное туннелирование (BTBT) туннельные полевые транзисторы (TFET) преодолевают это ограничение и снижают эффекты короткого канала [7–10]. Следовательно, TFET-биосенсоры становятся подходящими кандидатами для достижения более высокой чувствительности и скорости отклика по сравнению с FET-биосенсорами [11–14].

Наиболее распространенный метод детекции молекул в TFET основан на диэлектрической модуляции. Часть диэлектрика затвора удаляется для формирования полости; при заполнении биомолекулами диэлектрическая проницаемость полости меняется, что отражается на токе стока и передаточных характеристиках [15–17]. Диэлектрическая модуляция позволяет детектировать как заряженные, так и нейтральные молекулы. В последнее время концепция диэлектрической модуляции применяется в TFET, и биосенсоры на базе диэлектрически модулируемых TFET (DM-TFET) привлекают большое внимание исследователей. Изучен p-n-p-n TFET, работающий как биосенсор для бесполевой детекции биомолекул. Результаты показывают, что TFET-биосенсор имеет низкий ток в закрытом состоянии в отсутствии биомолекул и высокую чувствительность к диэлектрической постоянной и заряду [18]. Наблюдается, что наличие биомолекул в полости рядом с туннельным переходом обеспечивает эффективную связь, что ведет к высокой чувствительности и устойчивости DM-TFET к снижению чувствительности при уменьшении размеров [19]. Изучаются TFET-биосенсоры различных структур. По сравнению с традиционным DGTFET, внедрение архитектуры с коротким затвором (SG) в структуру DMTFET значительно повышает чувствительность и снижает стоимость [20]. Зарядно-плазменный биосензор на базе затворного подпространства с диэлектрической модуляцией (CPB DM-JLTFET) обеспечивает максимальную чувствительность (к нейтральным и заряженным биомолекулам) при правильном выборе длины и толщины полости рядом с туннельным переходом при соответствующем смещении [21]. Для повышения чувствительности в вертикальный диэлектрически модулируемый TFET (V-DMTFET) вводится сильно легированный передний затвор n⁺-карман и перекрытие затвора-истока [22]. Круглый гетероструктурный туннельный полевой транзистор демонстрирует более высокую чувствительность, чем однородный HJ TFET, благодаря неравномерной архитектуре затвора [23]. Двухканальный траншейвный затвор TFET показывает высокую чувствительность по току и экстремально высокую чувствительность по напряжению [24]. Биосенсор на базе TFET с двойным затвором и двойными металлами делает изменение чувствительности более очевидным [25].

Однако большинство биосенсоров основаны на двойнозатворных TFET, где биомолекулы необходимо вводить с боков обоих затворах. В предлагаемой структуре биомолекулы добавляются вертикально сверху устройства, что упрощает операцию. Кроме того, благодаря большой площади перекрытия затвора и источника, где взаимодействие источника и биомолекул наиболее выражено, чувствительность биосенсора DM-DSTGTFET выше, чем у других устройств, как показано в Таблице 1. Таблица 1 суммирует сравнение чувствительностей данной работы с результатами других исследований.

В данной работе изучается чувствительность биосенсора DM-DSTGTFET. Структура статьи следующая: разделы 2 и 3 описывают базовую структуру устройства, технологический процесс, модель и метод моделирования. Раздел 4 характеризует влияние различных факторов на чувствительность биосенсора DM-DSTGTFET. В частности, анализируются влияния разных диэлектрических постоянных, толщины полости и заряженных биомолекул на передаточные характеристики, чувствительность I_on/I_off и чувствительность ΔV_th предлагаемого устройства. Раздел 5 подводит итоги исследования.

Структуры устройств

Рисунок 1 показывает поперечное сечение биосенсора на базе DM-DSTGTFET. Рабочая функция затвора DM-DSTGTFET составляет 4,2 эВ. Для увеличения тока в открытом состоянии TFET используется структура с двойным источником. Два источа с концентрацией легирования 1 × 10²⁰ см⁻³ расположены симметрично по обе стороны от затвора. p-канал высотой (H_c) 37 нм и концентрацией легирования 1 × 10¹⁵ см⁻³ находится под источниками и затвором. n-сток с концентрацией легирования 1 × 10¹⁷ см⁻³ и высотой (H_d) 18 нм расположен под каналом. Два оксида на областях источников — это HfO₂ толщиной 2 нм. Два карманных региона толщины (T_p) 5 нм симметрично размещены по обе стороны от затвора с донорской концентрацией легирования 1 × 10¹⁹ см⁻³. Дополнительно для предлагаемого биосенсора T_ox (1 нм) и T_c (5 нм) — это толщина HfO₂ затвора и ширина нанополости соответственно. Для обеспечения соответствующего изменения параметра чувствительности значение рабочей функции металла затвора выбрано так, чтобы туннелирование происходило только при накоплении биомолекул в полости. Поэтому выбрана рабочая функция металла Φ_MS = 4,2 эВ (над HfO₂). Анализируются пять типов малых биомолекул с разными диэлектрическими постоянными (1, 2,5, 5, 11, 23) и пять значений толщины нанополости (5, 7, 9, 11, 13 нм).

Метод fabricación DM-DSTGTFET аналогичен опубликованному в [24]. Рисунок 2 показывает этапы fabricación предлагаемого DM-DSTGTFET. На первом этапе (Рис. 2a) через маску, экспозицию, травление, ионную имплантацию и отжиг на слаболегированном кремниевом субстрате формируется область стока в нижней части устройства. Концентрация легирования образуемого стока — 10¹⁷ см⁻³, легирующий ион — мышьяк. Затем на область стока эпитаксиально выращивается интринзисный кремний для формирования канала. Как показано на Рис. 2b, два угла над каналом удаляются травлением. Одновременно, как описано на Рис. 2c, N⁺-легирование осаждается методом химофазного осаждения (CVD) для формирования карманных регионов DM-DSTGTFET. В области источника кремниевая двухistoчниковая структура выращивается методом CVD, и выполняются маскировка, экспозиция, травление, ионная имплантация и отжиг для p⁺-легирования области источника с концентрацией 10²⁰ см⁻³ (Рис. 2d). На следующем этапе в канальном слое формируется траншея и осаждается SiO₂ (Рис. 2e). Затем траншея формируется полностью (Рис. 2f). Металлизация и структурирование проводятся для получения затворных контактов (Рис. 2g). Далее в SiO₂ по обе стороны от затвора выгравированы полости (Рис. 2h). На финальном этапе на боковых стенках полостей выращивается 1 нм HfO₂ для получения предлагаемой структуры (Рис. 2i).

Метод и модель моделирования

Для более четкого изучения характеристик биосенсоров DM-DSTGTFET в данной работе используется инструмент TCAD (Sentaurus) для анализа чувствительности TFET-сенсоров. Применяются соответствующие физические модели для точного моделирования.

Нелокальная модель BTBT учитывает электрическое поле в каждой точке туннельного пути как переменную, что означает, что вероятность BTBT-туннелирования зависит от изгиба зон в туннельном переходе. Нелокальная модель туннелирования лучше соответствует реальной ситуации моделирования TFET [29]. Поэтому в данной работе используется нелокальная модель BTBT. В Sentaurus для динамической нелокальной модели BTBT используется модель Кэна. В модели Кэна скорость BTBT-туннелирования выражается как [30]:

$$G_{\text{BTBT}} = A\left( \frac{E}{E_{0}} \right)^{P} \exp \left( - \frac{B}{E_{0}} \right)$$ (1)

где константа E₀ = 1 В/см, P = 2 для прямого зонного туннелирования, и P = 2,5 для фонон-ассистированного непрямого зонного туннелирования. Поскольку устройства в данной работе основаны на кремнии, выбирается P = 2,5. Параметр A = 4 × 10¹⁴ см⁻³·с⁻¹, E — электрическое поле, экспоненциальный фактор B = 9,9 × 10⁶ В/см.

Модель Шокли-Рид-Холла (SRH) выбрана для учета рекомбинации носителей. Модель сужения запрещенной зоны активирует эффект высокой концентрации в запрещенной зоне. Статистика Ферми-Дирака включается для учета изменения свойств сильно легированных областей. Модель подвижности в кремнии должна учитывать модель рассеяния на ионизированных примесях (µ_dop), модель рассеяния на границе раздела (µ_InterSc) и модель насыщения в высоком поле (µ_F) [31], и итоговая эффективная модель подвижности выражается как:

$$\frac{1}{\mu} = \frac{1}{\mu_{\text{dop}}} + \frac{1}{\mu_{\text{InterSc}}} + \frac{1}{\mu_{\text{F}}}$$ (2)

В материале, заполняющем полость, вводится модель подвижности Пула-Френкеля, и подвижность как функция электрического поля задается:

$$\mu = \mu_{0} \exp \left( - \frac{E_{0}}{KT} \right)\exp \left( \sqrt{E} \left( \frac{\beta}{T} - \gamma \right) \right)$$ (3)

где µ₀ — подвижность в слабом поле, β и γ — параметры подгонки, E₀ — эффективная энергия активации, E — движущая сила (электрическое поле). K — постоянная Больцмана, T — температура. Значения по умолчанию: E₀ = 0, γ = 0, β = 0,1.

На основе откалиброванной физической модели анализируются электрофизические характеристики биосенсора DM-DSTGTFET.

При моделировании рассматриваются четыре различных диэлектрические постоянные биомолекул (k = 2,5; 5; 11; 23), пять значений толщины полости (T_c = 5, 7, 9, 11, 13 нм) и разные плотности заряженных биомолекул. Обычно при изучении чувствительности сенсора принимается эталонное условие. Эталон выбирается таким, чтобы отклик сенсора на целевое вещество был очевиден. Эталоном принимается случай, когда полости заполнены воздухом, то есть условие отсутствия биомолекул в полостях. Таким образом, меры чувствительности по пороговому напряжению, току стока и субпороговому наклону DM-DSTGTFET определяются как [22] [28] [32]:

$$\Delta V_{\text{th}} = V_{\text{th(air)}} - V_{\text{th(bio)}}$$ (4)

$$S_{\text{drain}} = \frac{I_{\text{ds(bio)}} - I_{\text{ds(air)}}}{I_{\text{ds(air)}}}$$ (5)

$$S_{\text{SS}} = \frac{SS_{\text{air}} - SS_{\text{bio}}}{SS_{\text{air}}}$$ (6)

где V_th(air) — пороговое напряжение биосенсора при заполнении полостей воздухом, V_th(bio) — пороговое напряжение при заполнении биомолекулами. Аналогично, I_ds(air) и SS_air — ток стока в открытом состоянии и субпороговый наклон при заполнении воздухом, I_ds(bio) и SS_bio — соответствующие значения при заполнении биомолекулами.

Через анализ электрофизических характеристик DM-DSTGTFET извлекаются пороговое напряжение, ток стока в открытом состоянии и субпороговый наклон для анализа чувствительности биосенсора.

Результаты и обсуждение

Влияние различных биомолекул в DM-DSTGTFET

Рисунок 3 показывает передаточные характеристики, изменение энергетических зон, чувствительность по пороговому напряжению и чувствительность по току DM-DSTGTFET в открытом состоянии при заполнении полости биомолекулами с разными диэлектрическими постоянными. Выбор более низкой рабочей функции металла затвора (Φ_MS = 4,2) позволяет изучать чувствительность тока стока путем изменения k.

Как видно на Рис. 3a, с увеличением k диэлектрика затвора усиливается управляющая способность затвора, и ток в открытом состоянии растет. Рисунок 3b показывает диаграмму энергетических зон для разных k биомолекул. При k = 1 биомолекул в полости нет. В этом случае изгиб энергетических зон минимален. Когда диэлектрическая постоянная биомолекул в полости начинает увеличиваться, энергетические зоны изгибаются все сильнее. Это означает, что при более высоких k происходит большее выравнивание зон на переходе, и ширина барьера уменьшается. Рисунок 3c демонстрирует влияние диэлектрической постоянной биомолекул на I_on и чувствительность I_on/I_off DM-DSTGTFET. С ростом k улучшаются и I_on, и чувствительность I_on/I_off. Это связано с тем, что увеличение k усиливает изгиб зон, уменьшает ширину барьера на переходе источник-канал, повышая вероятность туннелирования. По мере увеличения вероятности туннелирования растет генерация электронов за счет BTBT, что четко видно на Рис. 4. Предлагаемое устройство обеспечивает максимальную чувствительность I_on/I_off 1,1 × 10¹⁰ при k = 23, что значительно выше опубликованных TFET-биосенсоров. Рисунок 3d показывает изменение V_th и чувствительности ΔV_th DM-DSTGTFET в зависимости от k биомолекул. Очевидно, по мере увеличения k быстрее растет I_on, и пороговое напряжение снижается. Одновременно ΔV_th растет с увеличением k. Причина в том, что разница между V_th при разных биомолекулах и V_th без биомолекул увеличивается. Обычно V_th при заполнении воздухом больше, чем при других k. Предлагаемый DM-DSTGTFET демонстрирует максимальную чувствительность ΔV_th 1,2 В при k = 23. Следовательно, DM-DSTGTFET обеспечивает высокую чувствительность по току и по пороговому напряжению для биомолекул.

Рисунок 5a показывает SS и чувствительность SS DM-DSTGTFET при заполнении полостей разными биомолекулами. Видно, что увеличение диэлектрической постоянной приводит к уменьшению SS и улучшению S_SS. Чем меньше SS, тем ниже энергопотребление TFET и тем лучше его характеристики. Таким образом, по мере увеличения k уменьшается SS, растет S_SS и усиливается управляющая способность затвора.

Рисунок 5b показывает зависимость чувствительности тока стока от k для предлагаемого DM-DSTGTFET. Чувствительность растет с увеличением k. Это связано с тем, что увеличение k усиливает электрическое поле в туннельном переходе, что уменьшает туннельную ширину и повышает S_drain.

Влияние различных толщин полости в DM-DSTGTFET

Поскольку при k = 23 чувствительности S_drain, ΔV_th и S_SS биосенсора DM-DSTGTFET максимальны (вывод из предыдущего раздела), для более четкого изучения влияния толщины полости на чувствительность предлагаемого биосенсора данный раздел рассматривает случай k = 23.

Рисунок 6 показывает передаточные характеристики биосенсора DM-DSTGTFET для разных толщин полости (T_c). По мере увеличения T_c ток в открытом состоянии уменьшается. Влияние разных T_c на I_on и чувствительность I_on/I_off DM-DSTGTFET изображено на Рис. 7a. При увеличении T_c емкость между затвором и каналом снижается, что приводит к увеличению туннельной ширины на переходе источник-канал и уменьшению тока стока. Для k = 23 I_on и чувствительность I_on/I_off уменьшаются с ростом T_c из-за улучшения емкостной связи между затвором и каналом при больших T_c. С другой стороны, предлагаемое устройство демонстрирует растущую тенденцию V_th и, следовательно, чувствительности ΔV_th с увеличением T_c, как показано на Рис. 7b. Это связано с тем, что увеличение T_c снижает I_on и повышает V_th. Иными словами, управление затвора над каналом ослабевает для более широкой полости, что приводит к более высокому V_th. Поэтому DM-DSTGTFET работает как лучший вольтметрический биосенсор для более узкой полости.

Влияние заряженных биомолекул на DM-DSTGTFET

Для исследования влияния разных зарядов биомолекул на чувствительность предлагаемого сенсора сначала изучались динамический диапазон и предел детекции. В данной работе DM-DSTGTFET может детектировать сенсорный материал с плотностью заряда от 10¹⁰ до 10¹³ см⁻² — более широкий диапазон детекции по сравнению с другими сенсорами [32]. Поэтому в последующем моделировании для исследования чувствительности используется плотность заряда в пределах динамического диапазона.

Рисунок 8 показывает влияние заполнения полости биомолекулами с разными положительными и отрицательными зарядами на передаточные характеристики DM-DSTGTFET при разных k. Видно, что при k = 2,5 под заряженными положительно и отрицательно биомолекулами передаточная кривая имеет больший диапазон изменений. Поэтому дальнейшее обсуждение фокусируется на влиянии разных положительных и отрицательных зарядов на чувствительность биосенсора DM-DSTGTFET при k = 2,5.

Рисунок 9a показывает изменение I_on и чувствительности I_on/I_off DM-DSTGTFET в зависимости от положительных зарядов. Увеличение положительного заряда биомолекул улучшает I_on и чувствительность I_on/I_off предлагаемого устройства. Положительный заряд в полости увеличивает эффективную диэлектрическую проницаемость затвора, усиливая управляющую способность затвора. Это уменьшает туннельную ширину перехода источник-канал, улучшая I_on и чувствительность I_on/I_off. Рисунок 9b демонстрирует влияние положительного заряда биомолекул на V_th и чувствительность ΔV_th DM-DSTGTFET. Наблюдается, что V_th снижается, а чувствительность ΔV_th улучшается с ростом положительного заряда. Это связано с тем, что положительный заряд на молекуле увеличивает I_on и снижает V_th. Снижение V_th увеличивает разницу между пороговым напряжением биомолекулы и воздухом, улучшая ΔV_th.

Рисунок 10a показывает изменение I_on и чувствительности I_on/I_off DM-DSTGTFET в зависимости от отрицательных зарядов для k = 2,5. Увеличение отрицательного заряда биомолекул снижает I_on и чувствительность I_on/I_off предлагаемого устройства. Отрицательный заряд в полости уменьшает эффективную диэлектрическую проницаемость затвора, что ослабляет управляющую способность затвора. Это увеличивает туннельную ширину перехода источник-канал, снижая I_on и чувствительность I_on/I_off.

Рисунок 10b демонстрирует влияние отрицательного заряда биомолекул на V_th и чувствительность ΔV_th DM-DSTGTFET. Видно, что для k = 2,5 V_th растет, а чувствительность ΔV_th снижается с увеличением отрицательного заряда. Это связано с тем, что отрицательный заряд на молекуле уменьшает I_on и повышает V_th. Повышение V_th увеличивает разницу между пороговым напряжением биомолекулы и воздухом, что приводит к снижению ΔV_th.

Заключение

Подводя итог, DM-DSTGTFET обладает высокой чувствительностью для детекции биомолекул в биосенсорных приложениях. Детектирующая способность структуры DM-DSTGTFET оценивалась путем анализа влияния относительной диэлектрической проницаемости, толщины полости, заряженных биомолекул, чувствительности I_on/I_off, SS и S_SS. Результаты показывают, что чем больше диэлектрическая постоянная, чем меньше толщина полости, чем более положительно заряжены биомолекулы, тем выше чувствительность предлагаемого устройства. Результаты моделирования показывают, что предлагаемая структура может применяться для ультрачувствительных и малоэнергопотребляющих биосенсорных устройств.

Аббревиатуры

DM-DSTGTFETs:

Диэлектрически модулируемые туннельные полевые транзисторы с двойным источником и траншейвным затвором

TCAD:

Технологическое компьютерное моделирование (Technology Computer-Aided Design)

BTBT:

Зонно-зонное туннелирование (Band-to-band tunneling)

DGTFET:

Двойнозатворные туннельные полевые транзисторы

SS:

Субпороговый наклон (Subthreshold slope)