Simulación avanzada de un biosensor TFET de doble fuente y compuerta en zanja con modulación dieléctrica para la detección de biomoléculas

Resumen

En este trabajo se propone un biosensor basado en un transistor de efecto túnel (TFET) de doble fuente y compuerta en zanja con modulación dieléctrica (DM-DSTGTFET) para la detección de biomoléculas. El DM-DSTGTFET adopta una estructura de doble fuente y compuerta en zanja para aumentar la corriente en estado de encendido y generar corriente bidireccional. En la estructura propuesta, se graban dos cavidades sobre el óxido de compuerta de 1 nm para el llenado de biomoléculas. Se utiliza una simulación 2D en Technology Computer-Aided Design (TCAD) para el análisis de sensibilidad. Los resultados muestran que, bajo bajo voltaje de alimentación, la sensibilidad de corriente del DM-DSTGTFET alcanza 1,38 × 10⁵ y la sensibilidad del voltaje umbral puede llegar a 1,2 V. Por tanto, el biosensor DM-DSTGTFET presenta buenas perspectivas de aplicación gracias a su bajo consumo energético y alta sensibilidad.

Introducción

En los últimos años, se ha centrado un gran interés investigador en los biosensores basados en transistores de efecto de campo (FET) de silicio, debido a sus prometedoras características de alta sensibilidad, retardo mínimo, dimensiones reducidas y bajo coste [1-6]. Los biosensores basados en FET presentan la limitación de la emisión térmica de electrones y una pendiente subumbral (SS) que puede superar los 60 mV/década. Gracias al mecanismo de conducción por túnel banda a banda (BTBT), el TFET supera esta limitación y reduce el efecto de canal corto [7-10]. Por ello, los biosensores basados en TFET han surgido como candidatos idóneos para lograr mayor sensibilidad y tiempo de respuesta que los basados en FET [11-14].

El método más común en TFETs para la detección de moléculas se basa en la modulación dieléctrica. Se elimina una parte del material dieléctrico de la compuerta para formar una cavidad; al llenarse esta con biomoléculas, cambia la constante dieléctrica de la cavidad, lo que se refleja en la corriente de drenaje y en las características de transferencia [15-17]. Al mismo tiempo, la modulación dieléctrica permite detectar tanto moléculas cargadas como neutras. Recientemente, el concepto de modulación dieléctrica se ha aplicado en TFETs, y los biosensores basados en TFET con modulación dieléctrica (DM-TFET) han atraído gran atención. Se ha estudiado un TFET p-n-p-n funcionando como biosensor para la detección de biomoléculas sin marcadores mediante simulación de dispositivos. Los resultados revelan que un biosensor basado en TFET presenta baja corriente en estado de apagado en ausencia de biomoléculas y alta sensibilidad tanto a la constante dieléctrica como a la carga [18]. En [19] se observó que la presencia de biomoléculas en la cavidad cerca de la unión de túnel produce un acoplamiento efectivo, lo que conduce a alta sensibilidad y hace al DM-TFET resistente a la reducción de sensibilidad en dimensiones menores. Se están estudiando biosensores basados en TFET de diversas estructuras. Comparado con el DGTFET tradicional, la incorporación de la arquitectura de compuerta corta (SG) en la estructura DMTFET mejora significativamente la sensibilidad y reduce el coste [20]. El transistor de efecto túnel de unión con plasma de carga y compuerta solapada con modulación dieléctrica (CPB DM-JLTFET) alcanza la máxima sensibilidad (para biomoléculas neutras y cargadas) seleccionando adecuadamente la longitud y el grosor de la cavidad cerca de la unión de túnel bajo el sesgo apropiado [21]. Para mejorar la sensibilidad, se introduce una región n+ de bolsillo frontal fuertemente dopada y solapamiento compuerta-fuente en un TFET de túnel con modulación dieléctrica vertical (V-DMTFET) [22]. El transistor de efecto túnel de heterounión con compuerta circular exhibe mayor sensibilidad que el HJ TFET de compuerta uniforme debido a su arquitectura de compuerta no uniforme [23]. El TFET de doble canal y compuerta en zanja muestra alta sensibilidad de corriente y una sensibilidad de voltaje exorbitante [24]. El biosensor TFET de doble compuerta y doble material metálico hace que el cambio de sensibilidad sea más evidente [25].

Sin embargo, la mayoría de los biosensores se basan en TFET de doble compuerta, donde las biomoléculas deben añadirse desde los laterales de ambas compuertas. En la estructura propuesta, las biomoléculas se añaden verticalmente desde la parte superior del dispositivo, lo que simplifica la operación. Además, al ser grande el área de solapamiento compuerta-fuente —es decir, el área donde la interacción entre la fuente y las biomoléculas es evidente—, la sensibilidad del biosensor DM-DSTGTFET es superior a la de otros dispositivos, como se muestra en la Tabla 1, que resume la comparación de sensibilidades entre este trabajo y otros estudios de referencia.

En este artículo se estudia la sensibilidad del biosensor DM-DSTGTFET; el contenido específico es el siguiente. Las secciones 2 y 3 describen la estructura básica del dispositivo, el proceso de fabricación, el modelo y el método de simulación. La sección 4 caracteriza el efecto de diferentes factores en la sensibilidad del biosensor DM-DSTGTFET: la influencia de distintas constantes dieléctricas, grosor de cavidad y biomoléculas cargadas en las características de transferencia, la sensibilidad I_on/I_off y la sensibilidad ΔV_th del dispositivo propuesto. La sección 5 concluye los hallazgos de la investigación realizada.

Estructuras del dispositivo

La Figura 1 muestra una imagen transversal del biosensor basado en DM-DSTGTFET. El electrodo de compuerta del DM-DSTGTFET tiene una función de trabajo de 4,2 eV. Para aumentar la corriente en estado de encendido del TFET, se utiliza una estructura de doble fuente. Las dos regiones de fuente, con una concentración de dopaje de 1 × 10²⁰ cm⁻³, se sitúan simétricamente a ambos lados de la compuerta. El canal tipo p, con altura (H_c) de 37 nm y concentración de dopaje de 1 × 10¹⁵ cm⁻³, se encuentra debajo de la fuente y la compuerta. El drenaje tipo n, con concentración de dopaje de 1 × 10¹⁷ cm⁻³ y altura (H_d) de 18 nm, está bajo el canal. Los dos óxidos sobre las regiones de fuente son HfO₂ con un grosor de 2 nm. Las dos regiones de bolsillo de grosor (T_p) 5 nm se colocan simétricamente a ambos lados de la compuerta con concentración de dopaje donante de 1 × 10¹⁹ cm⁻³. Además, para el biosensor propuesto, T_ox (1 nm) y T_c (5 nm) son el grosor del óxido de compuerta HfO₂ y el ancho de la nanocavidad, respectivamente. Para facilitar un cambio apropiado en el parámetro de sensibilidad, el valor de la función de trabajo del metal de compuerta debe elegirse de modo que el túnel ocurra solo cuando las biomoléculas se acumulen en la cavidad. Por ello se elige una función de trabajo del metal Φ_MS = 4,2 eV (sobre el óxido de compuerta HfO₂). Se analizan cinco tipos de pequeñas biomoléculas con diferentes constantes dieléctricas (1, 2,5, 5, 11, 23) y cinco grosores distintos de nanocavidad (5, 7, 9, 11, 13 nm) para el biosensor propuesto.

Vista transversal esquemática del biosensor DM-DSTGTFET

El método de fabricación del DM-DSTGTFET es similar al publicado en [24]. La Figura 2 muestra los pasos de fabricación del DM-DSTGTFET propuesto. En el primer paso (Fig. 2a), mediante máscara, exposición, grabado, implantación iónica y recocido sobre un sustrato de silicio ligeramente dopado, se forma una región de drenaje en la parte inferior del dispositivo. La concentración de dopaje de la región de drenaje formada es 10¹⁷/cm³, y el ion de dopaje es arsénico. Luego, se crece silicio intrínseco epitaxialmente sobre la región de drenaje para formar la región de canal del dispositivo. Como se muestra en la Fig. 2b, se graban las dos esquinas superiores del canal. Simultáneamente, se deposita dopaje N+ mediante deposición química de vapor (CVD) como se describe en la Fig. 2c para formar las regiones de bolsillo del DM-DSTGTFET. En la región de fuente, se crece una región de doble fuente basada en Si mediante CVD, y se realizan enmascarado, exposición, grabado, implantación iónica y recocido para dopaje tipo P alto en la región de fuente, con concentración de 10²⁰/cm³, como se muestra en la Fig. 2d. En el siguiente paso, se realiza una zanja en la capa de canal y se deposita SiO₂ en la zanja (Fig. 2e). Luego se forma la zanja como se muestra en la Fig. 2f. Se llevan a cabo la metalización y el patrón para obtener los contactos de compuerta (Fig. 2g). Posteriormente, se tallan cavidades en el SiO₂ a ambos lados de la compuerta (Fig. 2h). En el paso final, se crece 1 nm de HfO₂ en la pared lateral de las cavidades para obtener la estructura propuesta (Fig. 2i).

Flujo de fabricación del DM-DSTGTFET como biosensor

Método y modelo de simulación

Para estudiar el rendimiento de los biosensores DM-DSTGTFET con mayor claridad, este artículo utiliza la herramienta TCAD (Sentaurus) para analizar la sensibilidad de los sensores TFET. Se adoptan los modelos adecuados para una simulación precisa.

El modelo BTBT no local considera el campo eléctrico en cada punto de la trayectoria de túnel como variable, lo que significa que la probabilidad de túnel BTBT depende de la curvatura de bandas en la unión de túnel. El modelo de túnel no local se ajusta mejor a la situación real de la simulación de TFET [29]. Por tanto, se adopta el modelo BTBT no local. En Sentaurus se utiliza el modelo de Kane para el modelo dinámico de túnel BTBT no local. En el modelo de Kane, la tasa de túnel BTBT se expresa como [30]:

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

donde la constante E₀ = 1 V/cm, P = 2 para túnel de banda directa, y P = 2,5 para túnel de banda indirecta asistido por fonones. Dado que los dispositivos de este trabajo son principalmente de silicio, se elige P = 2,5. El parámetro A = 4 × 10¹⁴/cm³s, E es el campo eléctrico y el factor exponencial B = 9,9 × 10⁶ V/cm.

Se elige Shockley-Read-Hall (SRH) para incluir la recombinación de portadores. Se adopta el modelo de estrechamiento de banda para activar el efecto de alta concentración en la banda. Se invocan las estadísticas de Fermi-Dirac para incluir el cambio de propiedades en una región fuertemente dopada. El modelo de movilidad en material Si debe considerar el modelo de dispersión por impurezas ionizadas (μ_dop), el modelo de dispersión en interfaz (μ_InterSc) y el modelo de saturación a alto campo (μ_F) [31], y el modelo final de movilidad efectiva se expresa como:

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

Se introduce el modelo de movilidad Poole-Frenkel en el material que llena la cavidad, y la movilidad en función del campo eléctrico viene dada por:

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

donde μ₀ es la movilidad a bajo campo, β y γ son parámetros de ajuste, E₀ es la energía de activación efectiva, y E es la fuerza motriz (campo eléctrico). K es la constante de Boltzmann, y T es la temperatura. El valor por defecto de E₀ y γ es 0, β = 0,1.

Basado en el modelo físico calibrado anterior, se analizan las características eléctricas del biosensor DM-DSTGTFET.

Durante la simulación, se consideran cuatro constantes dieléctricas de biomoléculas (k = 2,5, 5, 11, 23), cinco grosores de cavidad (T_c = 5, 7, 9, 11, 13 nm) y diferentes densidades de biomoléculas cargadas. En general, se adopta una referencia al estudiar la sensibilidad del sensor. La referencia se toma en el caso en que las cavidades están llenas de aire, o simplemente, la condición cuando no hay biomoléculas en las cavidades. Por tanto, se define una medida de la sensibilidad del voltaje umbral, la sensibilidad de la corriente de drenaje y la sensibilidad de la pendiente subumbral del DM-DSTGTFET como [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)

donde V_th(air) es el voltaje umbral del biosensor cuando las cavidades están llenas de aire, y V_th(bio) es el voltaje umbral cuando están llenas de biomoléculas. De igual modo, I_ds(air) y SS_air son la corriente de drenaje en estado de encendido y la pendiente subumbral, respectivamente, del biosensor con cavidades llenas de aire, e I_ds(bio) y SS_bio son los correspondientes cuando están llenas de biomoléculas.

Mediante el análisis de las características eléctricas del DM-DSTGTFET, se extraen el voltaje umbral, la corriente de drenaje en estado de encendido y la pendiente subumbral para analizar la sensibilidad del biosensor.

Resultados y discusión

Impacto de diferentes biomoléculas en el DM-DSTGTFET

La Figura 3 muestra la característica de transferencia, la variación de bandas de energía, la sensibilidad del voltaje umbral y la sensibilidad de corriente en estado de encendido del DM-DSTGTFET cuando la cavidad se llena con biomoléculas de diferentes constantes dieléctricas. Al elegir una función de trabajo del metal de compuerta más baja (Φ_MS = 4,2), se puede estudiar la sensibilidad de la corriente de drenaje ajustando los diferentes valores de k.

a Características de transferencia, b variación de bandas de energía respecto al eje y, c sensibilidad I_on/I_off y d sensibilidad del voltaje umbral del biosensor DM-DSTGTFET para diferentes valores de k a V_d = 0,5 V y T_c = 5 nm

Como se ve en la Fig. 3a, al aumentar la k del dieléctrico de compuerta, aumenta la capacidad de control de la compuerta y la corriente en estado de encendido también aumenta. La Figura 3b describe el diagrama de bandas de energía para diferentes k de biomoléculas. Cuando k = 1, significa que no hay biomoléculas en la cavidad; en este caso, la torsión en la banda de energía es mínima. Al aumentar la constante dieléctrica de las biomoléculas en la cavidad, la banda de energía se curva cada vez más. Esto implica una mayor alineación de bandas a mayor k, reduciendo así el ancho de barrera a través de la unión. La Figura 3c muestra el efecto de la constante dieléctrica de las biomoléculas en la sensibilidad I_on e I_on/I_off del DM-DSTGTFET. Al aumentar k, ambas sensibilidades mejoran. Esto se debe a que al aumentar k, la curvatura de la banda de energía es más severa, reduciendo el ancho de barrera en la unión fuente-canal y aumentando la probabilidad de túnel. Al aumentar la probabilidad de túnel, la generación de electrones por túnel BTBT aumenta, como se ve claramente en la Figura 4. El dispositivo propuesto alcanza la máxima sensibilidad I_on/I_off de 1,1 × 10¹⁰ a k = 23, notablemente superior a biosensores TFET publicados. La Figura 3d muestra la variación de V_th y la sensibilidad ΔV_th del DM-DSTGTFET respecto a k. Evidentemente, al aumentar k, la corriente I_on aumenta más rápido y el voltaje umbral disminuye. Mientras tanto, ΔV_th muestra una tendencia creciente con el aumento de k, porque la diferencia entre el V_th con diferentes biomoléculas y el V_th sin biomoléculas se hace mayor. En general, el V_th con aire es mayor que con otros valores de k. El DM-DSTGTFET propuesto alcanza una sensibilidad ΔV_th máxima de 1,2 V a k = 23. Por tanto, el DM-DSTGTFET ofrece alta sensibilidad de corriente y de voltaje umbral para biomoléculas.

Generación de electrones BTBT en el biosensor DM-DSTGTFET para diferentes biomoléculas a V_d = 0,5 V, T_c = 5 nm y V_g = 1,5 V

La Figura 5a muestra SS y la sensibilidad SS del DM-DSTGTFET cuando las cavidades se llenan con diferentes biomoléculas. Se observa que el incremento de la constante dieléctrica resulta en una disminución de SS y una mejora de S_SS. Cuanto menor es SS, menor es el consumo energético del TFET y mejor su rendimiento. Por tanto, al aumentar k, SS disminuye, S_SS aumenta y la capacidad de control de la compuerta mejora.

a Pendiente subumbral, sensibilidad de pendiente subumbral y b sensibilidad de corriente de drenaje con diferentes biomoléculas a V_d = 0,5 V, T_c = 5 nm y V_g = 1,5 V

La sensibilidad de corriente de drenaje varía en función de k para el DM-DSTGTFET propuesto en la Fig. 5b. La sensibilidad aumenta con k, debido a que el aumento de k mejora el campo eléctrico en la unión de túnel, reduciendo el ancho de túnel y aumentando S_drain.

Impacto de diferentes grosores de cavidad en el DM-DSTGTFET

Dado que para k = 23 la sensibilidad S_drain, ΔV_th y S_SS del biosensor DM-DSTGTFET son máximas (conclusión de la sección anterior), esta sección estudia la influencia del grosor de cavidad en la sensibilidad bajo la condición k = 23.

La Figura 6 describe las características de transferencia del biosensor DM-DSTGTFET a diferentes grosores de cavidad (T_c). Al aumentar T_c, la corriente en estado de encendido disminuye. El efecto de diferentes T_c en la sensibilidad I_on e I_on/I_off se muestra en la Fig. 7a. Al aumentar T_c, la capacitancia entre compuerta y canal se reduce, lo que conduce a un mayor ancho de túnel en la unión fuente-canal y a una menor corriente de drenaje. Para k = 23, la sensibilidad I_on e I_on/I_off disminuye al aumentar T_c debido a la mejora en el acoplamiento capacitivo entre compuerta y canal para T_c mayores. Por otro lado, el dispositivo muestra una tendencia creciente en V_th y, por tanto, en la sensibilidad ΔV_th al aumentar T_c (Fig. 7b). Esto se debe a que el aumento de T_c reduce I_on y aumenta V_th. En otras palabras, el control de la compuerta sobre el canal disminuye para cavidades más anchas, lo que lleva a un V_th más alto. Por tanto, el DM-DSTGTFET funciona como un mejor biosensor de voltaje para cavidades más estrechas.

Características de transferencia del biosensor DM-DSTGTFET para diferentes valores de grosor de cavidad (T_c) a V_d = 0,5 V, V_g = 1,5 V y k = 23

a Efecto de diferentes valores de grosor de cavidad (T_c) en I_on, sensibilidad I_on/I_off, b V_th y ΔV_th del DM-DSTGTFET a V_g = 1,5 V, V_d = 0,5 V y k = 23

Impacto de biomoléculas cargadas en el DM-DSTGTFET

Para investigar la influencia de las diferentes cargas de las biomoléculas en la sensibilidad del sensor propuesto, se estudiaron primero el rango dinámico y el límite de detección. En este trabajo, el DM-DSTGTFET puede detectar material sensor con densidad de carga desde 10¹⁰ cm⁻² hasta 10¹³ cm⁻², un rango de detección más amplio comparado con otros sensores [32]. Por tanto, en la simulación siguiente se usa la densidad de carga dentro del límite del rango dinámico para la investigación de sensibilidad.

La Figura 8 muestra el efecto de llenar la cavidad con biomoléculas con diferentes cargas positivas y negativas en las características de transferencia del DM-DSTGTFET bajo diferentes k. Como se ve, a k = 2,5, bajo biomoléculas cargadas positiva y negativamente, la curva de transferencia tiene un rango de cambio mayor. Por tanto, la siguiente discusión se centra en el efecto de diferentes cargas positivas y negativas en la sensibilidad del biosensor DM-DSTGTFET cuando k = 2,5.

Características de transferencia del biosensor DM-DSTGTFET para constante dieléctrica de biomoléculas, a diferentes cargas positivas y b diferentes cargas negativas de biomoléculas a V_d = 0,5 V, V_g = 1,5 V y T_c = 5 nm

La Figura 9a describe la variación de I_on y la sensibilidad I_on/I_off del DM-DSTGTFET en función de cargas positivas. El aumento de carga positiva de las biomoléculas mejora I_on y la sensibilidad I_on/I_off del dispositivo propuesto. La carga positiva en la cavidad aumenta el dieléctrico efectivo de óxido de compuerta, mejorando la capacidad de control de la compuerta. Este aumento reduce el ancho de túnel de la unión fuente-canal, mejorando I_on y la sensibilidad I_on/I_off. La Figura 9b muestra el efecto de la carga positiva en V_th y la sensibilidad ΔV_th. Se observa que V_th disminuye y la sensibilidad ΔV_th mejora con el aumento de carga positiva. Esto se debe a que la carga positiva en la molécula aumenta I_on y disminuye V_th. La disminución de V_th aumenta la diferencia entre el voltaje umbral de la biomolécula respecto al aire, mejorando ΔV_th.

a Efecto de diferentes cargas positivas de biomoléculas en I_on, sensibilidad I_on/I_off, b V_th y ΔV_th del DM-DSTGTFET a V_g = 1,5 V, V_d = 0,5 V, k = 2,5 y T_c = 5 nm

La Figura 10a muestra la variación de I_on y la sensibilidad I_on/I_off del DM-DSTGTFET en función de cargas negativas para k = 2,5. El aumento de carga negativa disminuye I_on y la sensibilidad I_on/I_off. La carga negativa en la cavidad disminuye el dieléctrico efectivo de óxido de compuerta, reduciendo la capacidad de control de la compuerta. Esta disminución aumenta el ancho de túnel de la unión fuente-canal, reduciendo I_on y la sensibilidad I_on/I_off.

a Efecto de diferentes cargas negativas de biomoléculas en I_on, sensibilidad I_on/I_off, b V_th y ΔV_th del DM-DSTGTFET a V_g = 1,5 V, V_d = 0,5 V, k = 2,5 y T_c = 5 nm

La Figura 10b muestra el efecto de la carga negativa en V_th y la sensibilidad ΔV_th. Se observa que para k = 2,5, V_th aumenta y la sensibilidad ΔV_th disminuye con el aumento de carga negativa. Esto se debe a que la carga negativa disminuye I_on y aumenta V_th. El aumento de V_th aumenta la diferencia entre el voltaje umbral de la biomolécula respecto al aire, reduciendo ΔV_th.

Conclusiones

En conclusión, el DM-DSTGTFET presenta alta sensibilidad para la detección de biomoléculas en aplicaciones de biosensores. La capacidad de detección de la estructura DM-DSTGTFET se evalúa examinando los efectos de la permitividad relativa, el grosor de cavidad, biomoléculas cargadas, sensibilidad I_on/I_off, SS y S_SS. Los resultados muestran que cuanto mayor es la constante dieléctrica, menor el grosor de la cavidad, más cargadas positivamente están las biomoléculas, y mayor es la sensibilidad del dispositivo propuesto. Los resultados de simulación muestran que la estructura propuesta puede aplicarse en dispositivos biosensores ultra-sensibles y de bajo consumo.

Abreviaturas

DM-DSTGTFETS:

Transistores de efecto túnel de doble fuente y compuerta en zanja con modulación dieléctrica

TCAD:

Diseño asistido por computadora para tecnología

BTBT:

Túnel banda a banda

DGTFET:

Transistores de efecto túnel de doble compuerta

SS:

Pendiente subumbral