KR100889564B1 - 바이오 센서 및 그 제조 방법 - Google Patents

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Abstract

본 발명은 타겟분자(Taget molecule)와 프로브분자(probe molecules)간의 상호반응을 통하여 특정 바이오 물질을 검출할 수 있는 바이오 센서 및 그 제조 방법에 관한 것으로, 이를 위한 본 발명은 제1도전형의 반도체 기판; 상기 반도체 기판에 형성된 제2도전형의 도핑층; 상기 도핑층의 양 끝단 상부에 형성된 전극 및 상기 도핑층에 고정된 프로브분자를 포함하는 바이오 센서를 제공한다.
바이오 센서, 접합 절연, 실리콘 나노선

Description

바이오 센서 및 그 제조 방법{BIO SENSOR AND METHOD FOR FABRICATING THE SAME}
본 발명은 바이오 센서 및 그 제조방법에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 타겟분자(Taget molecule)과 프로브분자(probe molecules)간의 상호반응을 통하여 특정 바이오 물질을 검출할 수 있는 바이오 센서 및 그 제조 방법에 관한 것이다.
최근에 바이오 기술(Biology Technology, BT)을 기반으로, 그동안 독자적으로 발전을 거듭해왔던 IT(Information Technology) 및 NT(Nano Technology) 기술들을 융합시켜 새로운 기술적 기반을 개발하기 위한 노력이 급속히 진행되고 있다. 특히, 나노-바이오(NT-BT) 융합기술의 하나인 나노-바이오칩 분야에서 혈액내 단백질 검출을 목적으로 하는 바이오 센서에 대한 연구가 활발히 이루어지고 있다.
나노-바이오칩 분야에서 특정 바이오 물질의 검출, 분석 및 정량화를 위한 다양한 방법들이 개발되고 있다. 그 중에서 대표적인 것이 특정 바이오 물질을 형광 레이벌링(fluorescence labeling)을 통하여 검출하는 방법이다. 형광 레이벌링 방법은 현재 통용되고 있는 DNA 칩에서 많이 응용되고 있다. 하지만, 형광 레이벌링 방법은 특정 바이오 물질을 검출하기 위하여 혈액, 타액과 같은 측정시료의 추가적인 바이오화학적 준비 단계가 필요하며, 이로 인하여 다양한 물질들을 적용하기 힘들다. 예컨대, 단백질을 레이벌링 하는 경우, 기능성 단백질의 약 50% 정도가 불특정(unspecific) 레이벌링 과정에서 비활성화된다. 따라서, 매우 적은 양의 분석대상물질(analyte)만 목적에 맞게 이용 가능하다는 단점이 있다.
이에 따라, 민감도나 재현성을 향상시키면서 반도체 공정을 이용하여 대량생산이 가능한 실리콘에 근간을 둔 바이오 센서들이 제안되기 시작하였다. 일례로, 실리콘 나노선(Si-nano wire)을 이용하여 특정 바이오 물질을 검출할 수 있는 바이오 센서가 제안되었다. 실리콘 나노선을 이용한 바이오 센서는 타겟분자와 프로브분자간의 상호반응시 발생하는 변화 예컨대, 전도도(conductivity)의 변화를 매우 민감하게 감지할 수 있기 때문에 큰 감지능력을 제공한다. 하지만, 나노선의 합성이 용이하지 않고, 바이오 센서내 원하는 위치에 나노선을 정렬시키기 어렵기 때문에 나노선을 활용한 바이오 센서의 제작이 매우 힘들다는 큰 문제점을 가지고 있다.
이를 해결하기 위하여, 최근에 SOI(Silcon On Insulator) 기판에 기초를 두고, 보편적인 반도체 미세 가공 기술을 이용해서 탑다운(Top-down) 방식으로 나노선을 패터닝(patterning)하여, 특정 바이오 물질의 검출하기 위한 민감한 나노구조를 갖는 바이오 센서를 제작하는 기술이 제안되었다.
그러나, SOI 기판을 이용한 바이오 센서는 SOI 기판의 나노선이 형성되는 상 부 실리콘층과 접하는 매립 산화층(Buried Oxide Layer, BOX)의 계면(surface) 또는 계면 근처에서의 트랩(trap)으로 인하여 바이오 센서의 감지능력이 저하되는 문제점이 있다. 또한, 고가의 SOI 기판을 이용하는 센서는 제조 단가가 매우 높다는 고유한 큰 문제점을 안고 있다.
본 발명은 상기한 종래기술의 문제점을 해결하기 위해 제안된 것으로, 저렴한 가격으로 제작할 수 있는 바이오 센서 및 그 제조방법을 제공하는데 그 목적이 있다.
또한, 본 발명은 감지능력이 향상된 바이오 센서 및 그 제조방법을 제공하는데 다른 목적이 있다.
또한, 본 발명은 하나의 바이오 센서내에 다수의 특정 바이오 물질을 검출할 수 있는 바이오 센서 및 그 제조방법을 제공하는데 또 다른 목적이 있다.
상기 목적을 달성하기 위한 일 측면에 따른 본 발명의 바이오 센서는 제1도전형의 반도체 기판; 상기 반도체 기판에 형성된 제2도전형의 도핑층; 상기 도핑층의 양 끝단 상부에 형성된 전극 및 상기 도핑층에 고정된 프로브분자를 포함한다. 이때, 상기 반도체 기판과 상기 도핑층은 서로 상보적인 N형 또는 P형을 갖도록 형성할 수 있으며, 이를 통하여 상기 반도체 기판과 상기 도핑층이 접합 절연되어 서로 전기적으로 분리될 수 있다.
본 발명의 도핑층은 에피택셜층, 이온주입층 또는 확산층 중 어느 하나일 수 있으며, 상기 도핑층은 복수개 구비되고, 각 도핑층에 서로 다른 프로브분자가 고정될 수 있다.
또한, 본 발명의 바이오 센서는 상기 프로브분자가 고정된 도핑층의 영역에 유체의 통로를 제공하는 유체관을 더 포함할 수 있으며, 상기 프로브분자는 항원, 항체, DNA 및 단백질로 이루어진 그룹에서 선택된 어느 하나 또는 이들의 조합으로 형성할 수 있다.
상기 목적을 달성하기 위한 다른 일 측면에 따른 본 발명의 바이오 센서의 제조방법은 제1도전형의 반도체 기판에 제2도전형의 도핑층을 형성하는 단계; 상기 도핑층의 양 끝단 상부에 전극을 형성하는 단계 및 상기 도핑층에 프로브분자를 고정하는 단계를 포함한다. 이때, 상기 반도체 기판과 상기 도핑층은 서로 상보적인 N형 또는 P형을 갖도록 형성할 수 있으며, 이를 통하여 상기 반도체 기판과 상기 도핑층이 접합 절연되어 서로 전기적으로 분리될 수 있다.
본 발명의 도핑층은 상기 반도체 기판 상부에 인시튜(in-situ)로 불순물 도핑과 에피택셜층 성장을 동시에 진행하여 형성하거나, 상기 반도체 기판 표면에 이온주입(ion implantation)법 및 열확산(thermal diffusion)법 중 어느 한 방법을 이용하여 형성할 수 있다. 또한, 상기 도핑층을 패터닝하여 채널영역과 패드영역을 형성하는 단계를 더 포함할 수 있다.
또한, 상기 프로브분자가 고정된 상기 도핑층의 영역에 유체의 통로를 제공하는 유체관을 형성하는 단계를 더 포함할 수 있으며, 상기 프로브분자는 항원, 항제, DNA 및 단백질로 이루어진 그룹에서 선택된 어느 하나 또는 이들을 조합하여 형성할 수 있다.
이상에서 설명한 바와 같이, 본 발명은 접합 절연을 통하여 고가의 SOI 기판 대신에 저가의 벌크 실리콘 기판을 사용하여 바이오 센서를 제작함으로써, 저렴한 가격으로 바이오 센서를 생산할 수 있는 효과가 있다.
또한, 본 발명은 접합 절연을 통하여 기판과 감지영역을 전기적으로 분리함으로써, SOI 기판에서의 트랩에 의한 감지능력 저하를 근본적으로 방지하여 바이오 센서의 감지능력을 향상시킬 수 있는 효과가 있다
또한, 본 발명은 도핑층을 수직 및 수평방향으로 균일한 도핑 프로파일을 갖도록 형성함으로써, 측정수치의 정량화와 바이오 센서의 재현성 확보를 용이하게 하는 효과가 있다.
또한, 본 발명은 채널영역의 형상을 자유롭게 조절함으로써, 바이오 센서의 감지특성을 향상시킬 수 있다.
또한, 본 발명은 각각 다른 프로브분자가 고정된 복수개의 도핑층을 구비함으로써, 하나의 바이오 센서내에 다수의 특정 바이오 물질을 검출할 수 있는 효과가 있다.
이하 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진자가 본 발명의 기술적 사상을 용이하게 실시할 수 있을 정도로 상세히 설명하기 위하여, 본 발명의 가장 바람직한 실시예를 첨부도면을 참조하여 설명하기로 한다. 또한 도면들에 있 어서, 층 및 영역들의 두께는 명확성을 기하기 위하여 과장되어진 것이며, 층이 다른 층 또는 기판 "상"에 있다고 언급되어지는 경우에 그것은 다른 층 또는 기판상에 직접 형성될 수 있거나, 또는 그들 사이에 제 3의 층이 개재될 수도 있다. 또한 명세서 전체에 걸쳐서 동일한 도면번호로는 표시된 부분은 동일한 요소를 나타낸다.
도 1a 및 도 1b는 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 바이오 센서를 도시한 도면이다. 도 1a는 사시도, 도 1b는 도 1a의 X-X` 절취선을 따라 도시한 단면도이다.
도 1a 및 도 1b에 도시된 바와 같이, 본 발명의 바이오 센서는 제1도전형의 반도체 기판(100), 반도체 기판(100)에 형성된 제2도전형의 도핑층(110), 도핑층(110) 양 끝단의 상부에 형성된 전극(120) 및 도핑층(110)에 고정된 프로브분자(130), 프로브분자(130)가 고정된 도핑층(110)의 영역에 유체의 통로를 제공하기 위한 유체관(140)을 포함한다. 이때, 반도체 기판(100)은 저가의 벌크 실리콘 기판을 사용할 수 있다.
도핑층(110)은 반도체 기판(100)과 서로 상보적인 N형 또는 P형을 갖도록 형성할 수 있다. 예컨대, 반도체 기판(100)이 P형 불순물인 붕소(B)가 도핑된 P형 도전형이라면, 도핑층(110)은 N형 불순물인 인(P)이 도핑된 N형 도전형으로 형성한다. 이를 통하여 반도체 기판(100)과 도핑층(110) 사이를 접합 절연시켜 전기적으로 분리할 수 있다. 이를 도 2a 및 도 2b를 참조하여 살펴본다.
도 2a는 본 발명의 반도체 기판과 도핑층간의 접합 절연을 설명하기 위한 개 략도이고, 도 2b는 도 2a에 도시된 Itop 및 Isub 나타낸 전류-전압(current-voltage) 특성 그래프이다.
먼저, 도 2a에 도시된 바와 같이, 실리콘 기판(300) 상부에 실리콘 기판(300)과 다른 타입의 불순물이 도핑된 도핑층(310)이 형성되고, 도핑층(310)의 양 끝단 상부에 전극(320)이 형성되어 있다. 도핑층(310)의 형상은 높이 50nm, 폭 100nm, 길이가 10um 정도이다. 이때, 실리콘 기판(300)은 N형 불순물 예컨대, 인(P)이 1×1015/cm3 도핑되어 있으며, 도핑층(310)은 P형 불순물 예컨대, 붕소(B)가 7×1018/cm3 도핑되어 있다. 여기서, 실리콘 기판(300)과 도핑층(310)이 PN접합을 형성함으로써, 실리콘 기판(300)과 도핑층(310) 사이에 공핍층(depletion region, 360)이 형성되고, 도핑농도의 차이에 따라 대부분의 공핍층(360)이 실리콘 기판(300)쪽에 형성된다. 결국, 공핍층(360)에 의해 실리콘 기판(300)과 도핑층(310)은 접합 절연되어 전기적으로 분리된다 .
이어서, 도 2b에 도시된 바와 같이, 도핑층(310)은 실리콘 기판(300)과 전기적으로 서로 분리되기 때문에 도핑층(310)을 통해 흐르는 전류 즉, Itop은 실리콘 기판(300)에 흐르는 전류 즉, Isub에 비하여 1000배 정도의 훨씬 큰 값을 보이고 있다. 이러한 결과는 접합 절연을 통하여 도핑층(310)이 실리콘 기판(300)과 전기적으로 잘 분리가 되었다는 것을 의미한다. 따라서, SOI 기판의 상부 실리콘층이 하부 기판층과 매립 산화층(BOX)에 의해 분리가 되어있는 것과 전기적으로 동일한 효 과를 볼 수 있다.
이와 같이, 본 발명의 바이오 센서는 반도체 기판(100)과 도핑층(110) 사이를 접합 절연을 통하여 전기적으로 분리함으로써, 고가의 SOI 기판 대신에 저가의 벌크 실리콘 기판을 사용할 수 있으며 이를 통하여, 바이오 센서를 저렴한 가격으로 제작할 수 있는 효과가 있다.
또한, 본 발명은 반도체 기판(100)과 도핑층(110) 사이를 접합 절연을 통하여 전기적으로 분리함으로써, 반도체 기판(100)과 도핑층(110) 사이의 트랩에 의한 바이오 센서의 감지특성 저하를 근본적으로 방지할 수 있다.
도핑층(110)은 반도체 기판(100)에 불순물 확산(diffusion)을 통하여 형성된 확산층, 불순물 이온주입을 통하여 형성된 이온주입층 또는 에피택셜 성장을 통하여 형성된 에피택셜층 중에서 어느 하나로 형성할 수 있다. 특히, 에피택셜층은 수직 및 수평방향으로 균일한 도핑 프로파일을 갖기 때문에 바이오 센서의 측정수치 정량화와 재현성 확보를 용이하게 할 수 있다.
또한, 도핑층(110)은 채널영역(110A)과 패드영역(110B)로 나눌 수 있으며, 채널영역(110A)에는 특정 바이오 물질 즉, 타겟분자를 검출할 수 있는 프로브분자(130)가 고정되고, 패드영역(110B) 상에 전극(120)이 형성된다. 이때, 도핑층(110)의 채널영역(110A)은 프로브분자(130)와 타겟분자의 상호반응에 따른 전도도의 변화를 센싱(sensing)하는 영역으로써, 센싱 효율을 향상시키기 위하여 다양한 형상으로 제작할 수 있다. 이에 따라, 채널영역(110A)의 폭은 수 nm에서 수백 um 이상의 크기도 가능하지만 채널영역(110A)의 폭이 넓어지면 상대적으로 감지능 력이 저하될 우려가 있다. 그러므로, 우수한 감지특성을 확보하기 위하여 실리콘 나노선과 같이 좁은 폭을 갖도록 형성하는 것이 바람직하다. 또한, 채널영역(110A)의 길이를 조절하여 전체 저항값을 조절할 수 있으며, 이를 통하여 전류의 양을 제어할 수 있다.
전극(120)은 도핑된 폴리실리콘막, 금속막, 도전성금속질화막 및 금속실리사이드막으로 이루어진 그룹에서 선택된 어느 하나로 형성할 수 있으며, 도핑층(110)의 패드영역(110B)과 오믹콘택(ohmic contact)을 형성할 수 있는 물질이면 어떤것이든 사용이 가능하다.
프로브분자(130)는 검출하고자 하는 타겟분자에 따라 DNA, 항원, 항체 및 단백질로 이루어진 그룹에서 선택된 어느 하나 또는 이들의 조합으로 형성할 수 있다.
또한, 본 발명의 바이오 센서는 하나의 바이오 센서내에 복수개의 도핑층(110)을 구비할 수 있으며, 각 도핑층(110)에 서로 다른 프로브분자(130)를 고정시킬 수 있다. 즉, 본 발명의 바이오 센서는 하나의 바이오 센서에 각각 다른 프로브분자(130)가 고정된 복수개의 도핑층(110)을 형성함으로써, 복수의 타겟분자를 동시에 검출하는 멀티플랙싱 검출(multiplexing detection)이 가능하다. 이는 도핑층(110)의 채널영역(110A)에 프로브분자(130)을 고정시키는 과정에 반도체 기판(100)과 채널영역(110A) 사이에 역바이어스(reverse bias)를 인가하여 극성 및 역바이어스의 정도에 따라 프로브분자(130)가 특이반응을 보이는 현상을 활용하여 각각의 도핑층(110)의 채널영역(110A)에 서로 다른 프로브분자(130)를 고정할 수 있다.
도 3은 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 바이오 센서의 동작원리를 설명하기 위한 개략도이다.
도 3에 도시된 바와 같이, 본 발명의 바이오 센서의 유체관(140) 내부에 측정시료(200)를 주입한다. 이때, 측정시료(200)는 기체 또는 액체상태일 수 있으며, 미리 도핑층(110)에 고정된 프로브분자(130)와 반응하는 타겟분자(150) 및 프로브분자(130)과 반응하지 않는 비특이성 분자(210)들을 포함하고 있다. 주입된 측정시료(200)내 타겟분자(150)가 도핑층(110)의 채널영역(110A)에 고정된 프로브분자(130)과 결합하게 되면, 채널영역(110A)의 표면 전위를 변화시키고, 표면 전위의 변화는 차례로 밴드 구조의 변화를 유발한다. 이는 채널영역(110A) 내부의 전하 분포를 변화시켜 채널영역(110A)의 전도도를 변화시킨다. 이러한 전도도의 변화는 전극(120)을 통하여 전도도 변화를 관찰할 수 있는 특정 프로세서와 연결하여 측정시료(200)내 타겟분자(150)를 검출할 수 있다.
이하, 본 발명에 따른 바이오 센서의 제조방법에 대한 실시예를 첨부한 도면을 참조하여 상세히 설명한다. 이하의 공정설명에서 반도체 소자의 제조방법이나 이에 관련된 성막방법에 관련된 기술내용 중 알려진 기술에 대해서는 설명하지 아니하였고, 이는 이러한 알려진 기술들에 의해 본 발명의 기술적 범위가 제한되지 않음을 의미한다.
도 4a 내지 도 4f는 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 바이오 센서의 제조과정을 도시한 공정단면도이다.
도 4a에 도시된 바와 같이, 반도체 기판(100) 상부에 도핑층(110)을 형성한다. 이때, 반도체 기판(100)은 가격이 저렴한 벌크 실리콘 기판을 사용할 수 있으며, 도핑층(110)은 반도체 기판(100)과 서로 상보적인 N형 또는 P형을 갖는 층 예컨대, 반도체 기판(100)이 P형 불순물로 도핑 되었다면, 도핑층(110)은 N형 불순물이 도핑된 층으로 20nm ~ 500nm 범위의 두께로 형성할 수 있다.
여기서, 도핑층(110)은 기존의 공지된 반도체 제조기술을 활용하여 다양한 방법으로 형성할 수 있다. 예를 들어, 반도체 기판(100) 표면에 불순물을 이온주입한 후 열처리하여 형성하는 방법 또는 반도체 기판(100) 표면에 불순물을 열확산시켜 형성하는 방법이 있다. 바람직하게는 수직 및 수평 방향으로 균일한 도핑프로파일을 갖도록 반도체 기판(100) 상에 도핑층(110)을 에픽택셜 성장(epitaxial growth)하면서 인시튜로 불순물을 주입하는 방법으로 형성하는 것이 좋다. 왜냐하면, 도핑층(110)이 수직 및 수평 방향으로 균일한 도핑 프로파일을 가질수록 프로브분자(130)와 타겟분자(150)의 결합에 따른 전도도의 변화를 감지하는데 있어서, 측정수치를 보다 정확하게 정량화할 수 있으며, 바이오 센서의 재현성 확보를 용이하게 할 수 있기 때문이다.
다음으로, 도 4b에 도시된 바와 같이, 도핑층(110)을 미세 패턴 형성에 의한 마스크 공정을 사용하여 채널영역(110A)과 패드영역(110B)으로 형성한다.(도 1a 참조) 이때, 채널영역(110A)는 후속공정을 통하여 프로브분자가 고정되어 프로브분자와 타겟분자의 상호반응에 따른 전도도의 변화를 센싱하는 영역이다. 따라서, 프로브분자와 타겟분자의 상호반응에 따른 전도도의 변화를 민감하게 센싱하기 위하여 다양한 형상으로 제작할 수 있다. 이에 따라, 채널영역(110A)의 폭은 수 nm에서 수백 um 이상의 크기로 형성할 수 있지만, 채널영역(110A)의 폭이 넓어지면 상대적으로 감지능력이 저하될 우려가 있다. 그러므로 우수한 감지특성을 확보하기 위하여 실리콘 나노선과 같이 좁은 폭을 갖도록 형성하는 것이 바람직하다. 또한, 채널영역(110A)의 길이를 조절하여 전체 저항값을 조절할 수 있으며, 전류의 양을 제어할 수도 있다.
이러한 미세 패턴을 갖는 채널영역(110A)은 포토리소그라피방법(photolithography), 전자빔리소그라피방법(electron beam lithography), 이온빔리소그라피방법(ion beam lithography), X-선리소그라피방법(X-ray lithography) 또는 특정 미세 패턴 형성 기술중 어느 하나를 이용하여 형성할 수 있다.
다음으로, 도 4c에 도시된 바와 같이, 도핑층(110)의 패드영역(110B) 상부에 전극(120)을 형성한다. 이때, 전극(120)은 도핑된 폴리실리콘막, 금속막, 도전성 금속질화막 또는 금속실리사이드막 중 어느 하나를 사용하여 형성할 수 있으며, 패드영역(110B)과 오믹콘택을 형성할 수 있는 물질이면 어떤 것이든 사용이 가능하다.
다음으로, 도 4d에 도시된 바와 같이, 패드영역(110B)과 전극(120) 상부에 절연막(140A)을 형성한다. 절연막(140A)은 후속 공정을 통하여 형성될 유체관의 지지체 역할 및 전극(120)과 도핑층(110)의 채널영역(110A) 사이를 전기적으로 절연하는 역할을 수행하며, 실리콘산화막(SiO2)으로 형성할 수 있다.
다음으로, 도 4e에 도시된 바와 같이, 도핑층(110)의 채널영역(110A)에 특정 바이오 물질 즉, 타겟분자를 검출할 수 있는 프로브분자(130)을 고정한다. 이때, 프로브분자(130)는 검출하고자 하는 타겟분자(150)에 따라서 항원, 항체, DNA 및 단백질로 이루어진 그룹에서 선택된 어느 하나 또는 이들의 조합으로 형성할 수 있다.
이하, 채널영역(110A)에 프로브분자(130)을 고정하는 방법에 대해 프로브분자(130)를 확대하여 도시한 도면을 참조하여 자세히 설명한다. 여기서는 전립선특이항원(prostate specific antigen, 이하 PSA)을 검출할 수 있는 anti-PSA 고정하는 방법을 예를 들어 설명한다.
먼저, 채널영역(110A)에 산소 플라즈마 에싱(O2 plasma ashing)을 통하여 하이드록시 작용기를(-OH) 형성한다. 이어서, 1 % 아미노프로필트리에톡시 실란(aminopropyltriethoxy silane, APTES)이 분산된 에탄올 용액을 교반하면서, 채널영역(110A)를 담근 후 세척 및 건조시킨다. 이어서, 25 wt. % 글루타르알데히드(glutaraldehyde) 용액을 이용하여 알데히드 작용기를 (-CHO) 형성한다. 마지막으로 anti-PSA 용액을 이용하여 알데히드 작용기와 anti-PSA가 결합시키면 채널영역(110A)에 anti-PSA를 고정시킬 수 있다.
마지막으로, 도 4f에 도시된 바와 같이, 도핑층(110)의 채널영역(110A)에 유체의 통로를 제공하기 위한 유체관(140)을 형성한다. 유체관(140)은 공지된 반도체 공정 기술을 이용하여 다양한 방법으로 형성할 수 있다. 예를 들어, PDMS(polydimethylsiloane)를 이용하여 ┌┐형태(하부가 노출된 'ㄷ' 형태)를 갖는 PDMS 패턴(140B)을 형성한 후, 이를 반도체 기판(100) 상부에 위치시킨다. 이때, ┌┐형 PDMS 패턴(140B)의 하부면이 절연막(140A)의 상부면과 일치하도록 얼라인(align) 시킨 후, 반도체 기판(100)과 PDMS 패턴(140B)을 밀착시킴으로써 유체관(140)을 형성할 수 있다.
이와 같이, 상술한 공정과정을 통하여 하나의 특정 타겟분자를 검출할 수 있는 바이오 센서를 제작할 수 있다. 또한, 본 발명의 바이오 센서는 하나의 바이오 센서내에 서로 다른 프로브분자가 고정된 복수개의 도핑층을 형성하여 복수의 타겟분자를 검출할 수도 있다. 즉, 본 발명의 바이오 센서는 하나의 바이오 센서에 각각 다른 프로브분자가 고정된 복수개의 도핑층을 형성함으로써, 멀티플랙싱 검출이 가능하다. 이는 도핑층을 형성하는 과정에서 복수개의 도핑층을 형성한 후, 도핑층에 프로브분자를 고정시키는 과정에서 반도체 기판과 도핑층 사이에 역바이어스를 인가하여 극성 및 역바이어스의 정도에 따라 프로브분자가 특이반응을 보이는 현상을 활용하여 각각의 도핑층에 서로 다른 프로브분자 고정할 수 있다.
본 발명의 기술 사상은 상기 바람직한 실시예에 따라 구체적으로 기술되었으나, 상기 실시예는 그 설명을 위한 것이며, 그 제한을 위한 것이 아님을 주의하여야 한다. 또한, 본 발명의 기술분야의 통상의 전문가라면 본 발명의 기술사상의 범위내의 다양한 실시예가 가능함을 이해할 수 있을 것이다.
도 1a는 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 바이오 센서를 도시한 사시도.
도 1b는 도 1a에 도시된 X-X` 절취선을 따라 도시한 단면도.
도 2a는 본 발명의 반도체 기판과 도핑층간의 접합 절연을 설명하기 위한 개략도.
도 2b는 도 2a에 도시된 Itop 및 Isub 나타낸 전류-전압 특성 그래프.
도 3은 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 바이오 센서의 동작원리를 설명하기 위한 개략도.
도 4a 내지 도 4f는 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 바이오 센서의 제조방법을 도시한 공정단면도.
* 도면의 주요 부분에 대한 부호 설명 *
100 : 반도체 기판 110 : 도핑층
110A : 채널영역 110B : 패드영역
120 : 전극 130 : 프로브분자(probe molecule)
140 : 유체관 150 : 타겟분자(taget molecule)
200 : 측정시료 210 : 비특이성 분자

Claims (23)

  1. 제1도전형의 반도체 기판;
    상기 반도체 기판 상에 형성되고, 상기 제1도전형과 상보적인 제2도전형을 갖는 도핑층;
    상기 도핑층의 양 끝단 상부에 형성된 전극; 및
    상기 도핑층에 고정된 프로브분자
    를 포함하고,
    상기 프로브 분자와 타겟 분자의 반응에 의한 상기 도핑층의 전도도 변화를 센싱하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  2. 제 1항에 있어서,
    상기 반도체 기판과 상기 도핑층은 접합 절연을 통하여 서로 전기적으로 분리된 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  3. 제 1항에 있어서,
    상기 도핑층은 에피택셜층인 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  4. 제 1항에 있어서,
    상기 도핑층은 이온주입층 또는 확산층인 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  5. 제 1항에 있어서,
    상기 도핑층은 복수개 구비되고, 각 도핑층에 서로 다른 프로브분자가 고정된 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  6. 제 1항에 있어서,
    상기 반도체 기판이 N형인 경우, 상기 도핑층은 P형으로 형성되고,
    상기 반도체 기판이 P형인 경우, 상기 도핑층은 N형으로 형성되는
    것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  7. 제 1항에 있어서
    상기 프로브분자가 고정된 도핑층의 영역에 유체의 통로를 제공하는 유체관을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  8. 제 1항에 있어서,
    상기 반도체 기판은 벌크 실리콘 기판인 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  9. 제 1항에 있어서,
    상기 도핑층과 상기 전극은 오믹콘택(ohmic contant)인 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  10. 제 1항에 있어서
    상기 프로브분자는 항원, 항체, DNA 및 단백질로 이루어진 그룹에서 선택된 어느 하나 또는 이들의 조합으로 형성된 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  11. 제1도전형의 반도체 기판 상에, 상기 제1도전형과 상보적인 제2도전형의 도핑층을 형성하는 단계;
    상기 도핑층의 양 끝단 상부에 전극을 형성하는 단계; 및
    상기 도핑층에 프로브분자를 고정하는 단계
    를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조방법.
  12. 제 11항에 있어서,
    상기 도핑층은,
    상기 프로브분자와 타겟 분자의 반응에 의해 전도도가 변화되는
    바이오 센서 제조방법.
  13. 제 11항에 있어서,
    상기 반도체 기판과 상기 도핑층은 접합 절연을 통하여 전기적으로 분리되도록 형성하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조방법.
  14. 제 11항에 있어서,
    상기 도핑층 형성 단계는,
    상기 반도체 기판이 N형인 경우, 상기 도핑층은 P형으로 형성하고,
    상기 반도체 기판이 P형인 경우, 상기 도핑층은 N형으로 형성하는
    것을 특징으로 하는 바이오 센서의 제조방법.
  15. 제 11항에 있어서,
    상기 도핑층은 상기 반도체 기판 상부에 인시튜(in-situ)로 불순물 도핑과 에피택셜층 성장을 동시에 진행하여 형성하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조방법.
  16. 제 11항에 있어서,
    상기 도핑층은 상기 반도체 기판 표면에 이온주입법 또는 열 확산법 중 어느 한 방법으로 형성하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조방법.
  17. 제 16항에 있어서,
    상기 이온주입 후 열처리하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조방법.
  18. 제 11항에 있어서,
    상기 도핑층을 패터닝하여 채널영역과 패드영역을 형성하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조방법.
  19. 제 18항에 있어서,
    상기 패터닝은 포토리소그라피방법(photolithography), 전자빔리소그라피방법(electron beam lithography), 이온빔리소그라피방법(ion beam lithography) 또는 X-선리소그라피방법(X-ray lithigrathy) 중 어느 한 방법으로 형성하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조방법.
  20. 제 11항에 있어서,
    상기 프로브분자가 고정된 상기 도핑층의 영역에 유체의 통로를 제공하는 유체관을 형성하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조방법.
  21. 제 11항에 있어서,
    상기 반도체 기판은 벌크 실리콘 기판을 사용하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조방법.
  22. 제 11항에 있어서,
    상기 도핑층과 상기 전극은 오믹콘택을 갖도록 형성하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조방법.
  23. 제 11항에 있어서,
    상기 프로브분자는 항원, 항체, DNA 및 단백질로 이루어진 그룹에서 선택된 어느 하나 또는 이들을 조합하여 형성하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조방법.
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