KR100941065B1 - 바이오 랩온어칩, 및 그 제조 및 작동 방법 - Google Patents

바이오 랩온어칩, 및 그 제조 및 작동 방법 Download PDF

Info

Publication number
KR100941065B1
KR100941065B1 KR1020070114116A KR20070114116A KR100941065B1 KR 100941065 B1 KR100941065 B1 KR 100941065B1 KR 1020070114116 A KR1020070114116 A KR 1020070114116A KR 20070114116 A KR20070114116 A KR 20070114116A KR 100941065 B1 KR100941065 B1 KR 100941065B1
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
sensing
bio
chip
thin film
piezoelectric thin
Prior art date
Application number
KR1020070114116A
Other languages
English (en)
Other versions
KR20090047968A (ko
Inventor
이대식
박래만
맹성렬
정문연
박선희
Original Assignee
한국전자통신연구원
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 한국전자통신연구원 filed Critical 한국전자통신연구원
Priority to US12/740,348 priority Critical patent/US20100304501A1/en
Priority to KR1020070114116A priority patent/KR100941065B1/ko
Priority to PCT/KR2007/005655 priority patent/WO2009061017A1/en
Publication of KR20090047968A publication Critical patent/KR20090047968A/ko
Application granted granted Critical
Publication of KR100941065B1 publication Critical patent/KR100941065B1/ko

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54366—Apparatus specially adapted for solid-phase testing
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L3/00—Containers or dishes for laboratory use, e.g. laboratory glassware; Droppers
    • B01L3/50—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes
    • B01L3/502—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures
    • B01L3/5027—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures by integrated microfluidic structures, i.e. dimensions of channels and chambers are such that surface tension forces are important, e.g. lab-on-a-chip
    • B01L3/502707—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures by integrated microfluidic structures, i.e. dimensions of channels and chambers are such that surface tension forces are important, e.g. lab-on-a-chip characterised by the manufacture of the container or its components
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L3/00—Containers or dishes for laboratory use, e.g. laboratory glassware; Droppers
    • B01L3/50—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes
    • B01L3/502—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures
    • B01L3/5027—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures by integrated microfluidic structures, i.e. dimensions of channels and chambers are such that surface tension forces are important, e.g. lab-on-a-chip
    • B01L3/50273—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes with fluid transport, e.g. in multi-compartment structures by integrated microfluidic structures, i.e. dimensions of channels and chambers are such that surface tension forces are important, e.g. lab-on-a-chip characterised by the means or forces applied to move the fluids
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54366—Apparatus specially adapted for solid-phase testing
    • G01N33/54373—Apparatus specially adapted for solid-phase testing involving physiochemical end-point determination, e.g. wave-guides, FETS, gratings
    • G01N33/5438—Electrodes
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2200/00—Solutions for specific problems relating to chemical or physical laboratory apparatus
    • B01L2200/06—Fluid handling related problems
    • B01L2200/0673—Handling of plugs of fluid surrounded by immiscible fluid
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/06—Auxiliary integrated devices, integrated components
    • B01L2300/0627—Sensor or part of a sensor is integrated
    • B01L2300/0636—Integrated biosensor, microarrays
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/06—Auxiliary integrated devices, integrated components
    • B01L2300/0627—Sensor or part of a sensor is integrated
    • B01L2300/0645—Electrodes
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/08—Geometry, shape and general structure
    • B01L2300/0809—Geometry, shape and general structure rectangular shaped
    • B01L2300/0816—Cards, e.g. flat sample carriers usually with flow in two horizontal directions
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/08—Geometry, shape and general structure
    • B01L2300/089—Virtual walls for guiding liquids
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2300/00—Additional constructional details
    • B01L2300/16—Surface properties and coatings
    • B01L2300/161—Control and use of surface tension forces, e.g. hydrophobic, hydrophilic
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2400/00—Moving or stopping fluids
    • B01L2400/04—Moving fluids with specific forces or mechanical means
    • B01L2400/0403—Moving fluids with specific forces or mechanical means specific forces
    • B01L2400/0433—Moving fluids with specific forces or mechanical means specific forces vibrational forces
    • B01L2400/0436—Moving fluids with specific forces or mechanical means specific forces vibrational forces acoustic forces, e.g. surface acoustic waves [SAW]
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
    • B01L2400/00—Moving or stopping fluids
    • B01L2400/04—Moving fluids with specific forces or mechanical means
    • B01L2400/0493—Specific techniques used
    • B01L2400/0496—Travelling waves, e.g. in combination with electrical or acoustic forces

Abstract

바이오 랩온어칩이 제공된다. 이 랩온어칩은 기판 상에 구비된 압전 박막, 압전 박막 상에 구비되되, 미세 유체의 바이오 신호를 감지하기 위한 감지부, 및 감지부에 인접하게 구비되어 미세 유체의 이송을 제어하는 유체 제어부를 포함한다. 또한, 바이오 랩온어칩의 제조 방법이 제공된다. 이 방법은 기판 상에 압전 박막을 형성하는 단계, 압전 박막 상에 미세 유체의 바이오 신호를 감지하기 위한 감지부를 형성하는 단계 및 미세 유체의 이송을 제어하기 위해 감지부에 인접하는 유체 제어부를 형성하는 단계를 포함한다.
Figure R1020070114116
압전, 표면 탄성파, 미세 유체, 액체 방울, 랩온어칩

Description

바이오 랩온어칩, 및 그 제조 및 작동 방법{Bio Lab-On-A-Chip and Method of Fabricating and Operating the Same}
본 발명은 바이오 미세 전자기계 시스템 및 그 제조 방법에 관한 것으로, 더 구체적으로 바이오 랩온어칩, 및 그 제조 및 작동 방법에 관한 것이다.
본 발명은 정보통신부 및 정보통신연구진흥원의 IT원천기술개발사업의 일환으로 수행한 연구로부터 도출된 것이다[과제관리번호: 2006-S-007-02, 과제명: 유비쿼터스 건강관리용 모듈 시스템].
일반적으로 바이오 미세 전자기계 시스템(Bio-Micro Electro Mechanical Systems : Bio-MEMS) 분야에서, 질병의 조기 진단 또는/및 화학 분석 등과 같은 과정을 작은 칩(chip) 상에서 수행하기 위해서는 가능한 한 초미량의 유체를 이송, 정지, 혼합 및 반응시킬 수 있는 미세 유체 제어와 질병에 관련된 바이오마커(biomarker, 예를 들어, 단백질, 디엔에이(DeoxyriboNucleic Acid : DNA) 등)를 고감도로 감지하는 센서가 집적되는 것이 반드시 요구된다.
바이오 미세 전자기계 시스템 분야에서, 특히 화학 분석 또는/및 질병 조기 진단 등에 사용되는 마이크로 시스템, 예를 들어, 바이오 랩온어칩(bio lab-on-a- chip) 분야에서는 소형화, 저가격화, 집적화, 자동화 및 실시간 진단이 가능한 방향으로 연구가 진행되고 있다. 이는 범용 시약의 가격이 대체로 고가인 경우가 많기 때문에, 꼭 필요한 최소량의 생체 시료를 사용하면서 외부 환경으로부터의 오염이 없는 화학 분석을 재현성 있게 수행하기 위한 것이다. 이에 따라, 저렴한 가격의 미세 유체 제어 시스템(microfluidic control system)이 많은 관심을 끌고 있다.
그러나 종래의 미세 유체 제어 시스템은 유체의 흐름의 속도를 변경시키거나, 유체의 흐름을 정지시키거나 또는 서로 다른 유체들의 흐름이 서로 만나게 하여 반응을 일어나게 하는 연속성을 갖는 유체의 흐름을 제어하는 시스템에 불과하다. 또한, 종래의 유체 시료의 바이오 신호를 감지하기 위한 감지 센서는 튜브(tube)와 같은 용기 내부에서의 반응을 이용하는 엘리사(Enzyme-Linked ImmunoSorbent Assay : ELISA) 시스템이나, 유체 형태로 전기화학적 발광, 형광 발광 또는/및 표면 플라즈몬 공명(Surface Plasmon Resonance : SPR) 등과 같은 연속적인 흐름 내에서의 반응을 이용하는 시스템에 불과하다.
특히, 랩온어칩 형태로 화학 분석 및 질병의 조기 진단 등에 사용되기 위해서는 극소량의 시료를 소비하면서, 빠르게 그리고 정확하게 유체를 이송, 정지, 혼합 및 반응시킬 수 있는 미세 유체 제어 시스템과 바이오마커와 같은 항원을 고정 및 감지할 수 있는 감지 센서가 결합하는 것이 필수적이다.
지금까지는 액체 방울 수준의 유체를 이송하기 위해서, 별도의 미세 구동기(microactuator)로 유체의 이동성을 향상시키거나, 또는 정시시키는 미세 유체 조절 시스템을 사용하여 왔다. 이러한 미세 유체 조절 시스템은 압전형(piezoelectric), 열공압형(thermopneumatic) 등과 같은 구동기에 의해 발생하는 압력 차를 이용하여 액체 방울 수준의 유체가 이송, 정지, 혼합 및 반응되도록 하는 것으로, 미세 유체 조절 시스템과 구동기가 서로 개별적으로 구동되는 형태이다.
이와는 달리, 별도의 구동기 없이 단지 미세한 채널(channel)에서 발생하는 모세관력(capillary force)과 채널의 형상만으로 유체를 이송, 정지, 혼합 및 반응시키는 미세 유체 조절 시스템이 제시되었다. 이러한 미세 유체 조절 시스템은 생체 시료로 이루어진 유체가 연속적인 흐름을 가지기 때문에, 실질적으로 바이오 마커를 감지하기 위해 사용되는 생체 시료의 양과 이에 혼합되는 고가의 시약들이 보다 많이 소비되는 단점이 있다. 또한, 유체 내에서 단백질, 세포 또는 DNA 등과 같은 목적 생체 물질의 분산을 유지하기 위한 별도의 장치가 필요한 단점이 있다.
지금까지는 바이오 마커를 감지하기 위해서, 연속적인 유체의 흐름 이동 속에서 감지가 대부분 이루어졌다. 표면 탄성파(Surface Acoustic Wave : SAW)를 이용하는 바이오 마커를 감지하는 경우에서도 마찬가지였다. 석영(quartz)으로 이루어진 벌크(bulk) 기판을 이용하여 제작되는 다양한 종류의 분석 물질을 정량화하기 위한 바이오 센서도 제시되었다. 이러한 바이오 센서에 사용되는 석영 벌크 기판은 가격이 높고 그리고 기존의 실리콘(silicon) 기판을 기반으로 제작되는 범용의 반도체 제조 공정을 적용하기 어려운 단점이 있다. 이에 더하여, 단일 칩 상에 미세 유체 조절 시스템과 감지 센서를 제작할 때, 주변 신호 처리 회로부(예를 들어, 증 폭 회로, 아날로그/디지털 변환기 등)를 집적할 수 없는 단점이 있다.
본 발명이 해결하고자 하는 과제는 시료 소모량을 최소화하면서 미세 유체에 대한 이송, 반응 및 감지를 단일 칩 상에서 수행할 수 있는 바이오 랩온어칩을 제공하는 데 있다.
본 발명이 해결하고자 하는 다른 과제는 시료 소모량을 최소화하면서 미세 유체에 대한 이송, 반응 및 감지를 단일 칩 상에서 수행할 수 있는 바이오 랩온어칩의 제조 방법을 제공하는 데 있다.
본 발명이 해결하고자 하는 또 다른 과제는 시료 소모량을 최소화하면서 미세 유체에 대한 이송, 반응 및 감지를 단일 칩 상에 수행할 수 있는 바이오 랩온어칩의 작동 방법을 제공하는 데 있다.
상기한 과제를 달성하기 위하여, 본 발명은 바이오 랩온어칩을 제공한다. 이 랩온어칩은 기판, 기판 상에 구비된 압전 박막, 압전 박막 상에 구비되되, 미세 유체의 바이오 신호를 감지하기 위한 감지부, 및 감지부에 인접하게 구비되어 미세 유체의 이송을 제어하는 유체 제어부를 포함할 수 있다.
압전 박막 상에 구비되되, 감지부와 유체 제어부 사이에 위치하는 미세 유체 경로부를 더 포함할 수 있다. 미세 유체 경로부는 소수성 물질을 포함할 수 있다. 소수성 물질은 실란 화합물, 카본 나노 튜브 및 다이아몬드 카본 중에서 선택된 적어도 하나의 물질을 포함할 수 있다.
기판은 실리콘, 유리, 플라스틱, 금속 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다.
압전 박막은 0.1μm~10μm 범위의 두께를 가질 수 있다. 압전 박막은 산화아연, 질화알루미늄, 니오브산리튬, 탄탈산리튬, 석영, 폴리머 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다.
감지부 상에 구비된 항체들을 더 포함할 수 있다. 항체들은 자가조립 단분자막 또는 단백질을 포함할 수 있다.
유체 제어부와 감지부를 가상으로 잇는 선 방향에 수직한 방향으로 감지부에 인접하도록 위치하는 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들을 더 포함하되, 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들 사이에는 감지부가 위치할 수 있다.
한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들은 표면 탄성파를 감지부로 보내는 선택된 하나의 인터디저테이티드 트랜스듀서 및 감지부에 의해 변형된 표면 탄성파를 전기적 신호로 변환하는 선택되지 않은 하나의 인터디저테이티드 트랜스듀서로 이루어질 수 있다.
유체 제어부는 감지부 방향으로 표면 탄성파를 제공하는 인터디저테이티드 트랜스듀서일 수 있다.
감지부 및 미세 유체 경로부를 둘러싸는 댐부를 더 포함할 수 있다. 댐부는 감광성 폴리머를 포함할 수 있다.
또한, 상기한 다른 과제를 달성하기 위하여, 본 발명은 바이오 랩온어칩의 제조 방법을 제공한다. 이 방법은 기판 상에 압전 박막을 형성하는 단계, 압전 박 막 상에 미세 유체의 바이오 신호를 감지하기 위한 감지부를 형성하는 단계 및 미세 유체의 이송을 제어하기 위해 감지부에 인접하는 유체 제어부를 형성하는 단계를 포함할 수 있다.
압전 박막은 0.1μm~10μm 범위의 두께를 갖게 형성될 수 있다.
압전 박막을 형성하는 단계는 기판 상에 압전 물질을 증착하는 단계 및 증착된 압전 물질을 열 처리하는 단계를 포함할 수 있다. 압전 물질은 산화아연, 질화알루미늄, 니오브산리튬, 탄탈산리튬, 석영, 폴리머 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다.
압전 물질을 증착하는 단계는 반응성 스퍼터링 방식, 화학 기상 증착 방식, 분자 빔 에피택시 방식, 원자층 증착 방식 및 이들의 조합된 방식 중에서 선택된 적어도 하나의 방식을 포함할 수 있다.
유체 제어부는 인터디저테이티드 트랜스듀서 형태를 가질 수 있다.
유체 제어부를 형성하는 단계는 압전 박막을 형성하는 단계 전에 수행될 수 있다.
감지부와 유체 제어부는 동시에 형성될 수 있다.
감지부와 유체 제어부를 동시에 형성하는 것은 압전 박막 상에 감지부 영역 및 유체 제어부 영역을 노출하는 포토레지스트 패턴을 형성하는 단계, 포토레지스트 패턴 상 및 포토레지스트 패턴에 의해 노출된 압전 박막 상에 도전성 금속막을 형성하는 단계, 및 리프트-오프 방식으로 포토레지스트 패턴 및 포토레지스트 패턴 상의 도전성 금속막을 제거하는 단계를 포함할 수 있다.
유체 제어부와 감지부를 가상으로 잇는 선 방향에 수직한 방향으로 감지부에 인접하는 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들을 형성하는 단계를 더 포함하되, 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들의 사이에는 감지부가 위치할 수 있다.
한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들은 유체 제어부와 동시에 형성될 수 있다.
한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들은 감지부 및 유체 제어부와 동시에 형성될 수 있다.
감지부 상에 항체들을 형성하는 것을 더 포함할 수 있다. 항체들은 자가조립 단분자막 또는 단백질을 포함할 수 있다.
감지부 및 미세 유체 경로부를 둘러싸는 댐부를 형성하는 단계를 더 포함할 수 있다. 댐부는 감광성 폴리머로 형성될 수 있다.
이에 더하여, 상기한 또 다른 과제를 달성하기 위하여, 본 발명은 바이오 랩온어칩의 작동 방법을 제공한다. 이 방법은 압전체를 포함하는 기판 상의 서로 인접하는 유체 제어부와 감지부 사이의 영역에 미세 유체를 제공하는 단계, 유체 제어부의 구동에 의해 생성되는 표면 탄성파를 이용하여 미세 유체를 감지부로 이송하는 단계 및 감지부에서 미세 유체의 바이오 신호를 감지하는 단계를 포함할 수 있다.
유체 제어부는 표면 탄성파를 제공하는 인터디저테이티드 트랜스듀서일 수 있다.
미세 유체는 나노리터 크기의 액체 방울일 수 있다.
미세 유체는 광학적 표지물질 또는 방사능적 표지물질을 포함할 수 있다.
미세 유체의 바이오 신호를 감지하는 단계는 감지부 상에 구비된 항체들과 미세 유체 사이의 반응을 광학적 신호 또는 방사능적 신호로 감지하는 것일 수 있다.
미세 유체의 바이오 신호를 감지하는 단계는 감지부 상에 구비된 항체들과 미세 유체 사이의 반응을 전기적 신호로 감지하는 것일 수 있다. 전기적 신호를 감지하는 것은 감지부에 인접하도록 위치하는 적어도 하나의 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서를 이용하되, 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서로부터 발생하는 표면 탄성파가 감지부를 통과함에 따라 변형된 표면 탄성파의 공진 주파수를 측정하는 것일 수 있다.
표면 탄성파의 공진 주파수의 변화량은 항체들과 미세 유체 사이의 반응량에 비례할 수 있다.
감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서는 표면 탄성파를 감지부로 보내는 제 1 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서 및 감지부에 의해 변형된 표면 탄성파를 검출하는 제 2 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서로 이루어질 수 있다.
또한, 본 발명은 바이오 랩온어칩의 다른 작동 방법을 제공한다. 이 방법은 미세 유체의 바이오 신호를 감지하기 위한 감지 센서를 압전체 상에 제공하는 단계, 감지 센서에 표면 탄성파를 제공하는 단계 및 감지 센서와 미세 유체 사이의 반응에 따라 변화되는 표면 탄성파의 공진 주파수를 측정하는 단계를 포함하되, 표면 탄성파의 공진 주파수의 변화량은 감지 센서와 미세 유체 사이의 반응량에 비례 할 수 있다.
표면 탄성파를 제공하는 단계는 감지 센서에 인접하는 적어도 하나의 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서를 이용하는 것일 수 있다.
감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서는 표면 탄성파를 감지 센서에 제공하는 제 1 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서 및 감지 센서와 미세 유체 사이의 반응에 의해 변형된 표면 탄성파를 검출하는 제 2 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서로 이루어질 수 있다.
상술한 바와 같이, 본 발명의 과제 해결 수단에 따르면 마이크로 크기의 방울 용액 형태의 미세 유체를 이송, 정지, 반응 및 감지를 단일 칩 상에서 수행할 수 있다. 이에 따라, 생체 시료 및 시약의 낭비가 최소화됨으로써, 분석 비용을 낮출 수 있는 바이오 랩온어칩이 제공될 수 있다. 또한, 화학 분석의 모든 과정이 단일 칩에서 수행됨으로써, 신속 및 정확한 분석을 가능하게 하는 바이오 랩온어칩이 제공될 수 있다. 이에 더하여, 압전 박막이 고가의 벌크 기판을 대체함으로써, 제조 비용을 낮출 수 있는 바이오 랩온어칩이 제공될 수 있다. 추가로, 범용 반도체 제조 공정이 적용되어 신호 처리부가 단일 칩 상에 집적됨으로써, 단백질 랩온어칩, 유전자 증폭(Polymerase Chain Reaction : PCR) 칩, DNA 랩온어칩 또는 미세 생물/화학 반응기(micro biological/chemical reactor) 등을 포함하는 다양한 바이오 랩온어칩 분야에 적용이 가능할 수 있다.
이하, 첨부된 도면들을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예를 상세히 설명하기로 한다. 그러나 본 발명은 여기서 설명되는 실시예에 한정되지 않고 다른 형태로 구체화될 수도 있다. 오히려, 여기서 소개되는 실시예는 개시된 내용이 철저하고 완전해질 수 있도록 그리고 당업자에게 본 발명의 사상이 충분히 전달될 수 있도록 하기 위해 제공되는 것이다. 또한, 바람직한 실시예에 따른 것이기 때문에, 설명의 순서에 따라 제시되는 참조 부호는 그 순서에 반드시 한정되지는 않는다. 도면들에 있어서, 막 및 영역들의 두께는 명확성을 기하기 위하여 과장된 것이다. 또한, 막이 다른 막 또는 기판 상에 있다고 언급되는 경우에 그것은 다른 막 또는 기판 상에 직접 형성될 수 있거나 또는 그들 사이에 제 3의 막이 개재될 수도 있다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩을 설명하기 위한 사시도이다.
도 1을 참조하면, 바이오 랩온어칩은 기판(110), 압전 박막(114), 감지부(122sa 및 122sb) 및 유체 제어부(122ia 및 122ib)를 포함할 수 있다. 바이오 랩온어칩은 감지부(122sa 및 122sb)와 유체 제어부(122ia 및 122ib) 사이에 위치하는 미세 유체 경로부(126)를 더 포함할 수 있다.
기판(110)은 실리콘, 유리(glass), 플라스틱(plastic), 금속 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다. 바람직하게는, 기판(110)은 실리콘 기판일 수 있다.
압전 박막(114)은 기판(110) 상에 구비될 수 있다. 압전 박막(114)은 0.1μ m~10μm 범위의 두께를 가질 수 있다. 바람직하게는, 압전 박막(114)은 0.5μm~10μm 범위의 두께를 가질 수 있다. 압전 박막(114)은 산화아연(ZnO), 질화알루미늄(AlN), 니오브산리튬(LiNbO3), 탄탈산리튬(LiTaO3), 석영, 폴리머(polymer) 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다. 바람직하게는, 압전 박막(114)은 산화아연을 약 5.5μm 정도의 두께로 증착한 막일 수 있다.
실리콘 산화막(SiO2, 112)은 기판(110)과 압전 박막(114) 사이에 개재될 수 있다. 실리콘 산화막(112)은 압전 박막(114)을 따라 전달되어야 하는 표면 탄성파가 기판(110) 쪽으로 전달되어 손실되는 것을 최소화하기 위한 것일 수 있다.
감지부(122sa 및 122sb)는 압전 박막(114) 상에 구비될 수 있다. 감지부(122sa 및 122sb)는 도전성 금속막일 수 있다. 도전성 금속막은 금(Au), 은(Ag), 알루미늄(Al), 백금(Pt), 텅스텐(W), 니켈(Ni), 구리(Cu) 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다. 바람직하게는, 감지부(122sa 및 122sb)는 금을 증착한 막일 수 있다.
도시된 바와 같이, 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 감지부(122sa 및 122sb)는 제 1 감지부(122sa) 및 제 2 감지부(122sb)로 구성될 수 있다. 즉, 바이오 랩온어칩은 바이오 랩온어칩의 보정을 위한 비교 감지부와 생체 시료의 분석을 위한 시료 감지부를 동시에 포함하기 때문에, 바이오 랩온어칩에 대한 사전 보정이 필요하지 않을 수 있다. 또한, 바이오 랩온어칩이 사전 보정되어 있다면, 동시에 2가지 생체 시료에 대한 분석이 가능할 수 있다.
감지부(122sa 및 122sb) 상에는 항체들(124a 및 124b)이 더 구비될 수 있다. 항체들(124a 및 124b)은 자가조립 단분자막(Self-Assembling Monolayer : SAM) 또는 단백질을 포함할 수 있다. 이러한 항체들(124a 및 124b)은 항원-항체 반응 등과 같은 면역 반응을 통해 미세 유체(130a 및 130b)에 포함된 항원들을 감지부(122sa 및 122sb)에 부착시킬 수 있다.
유체 제어부(122ia 및 122ib)는 감지부(122sa 및 122sb) 방향으로 표면 탄성파를 제공하는 인터디저테이티드 트랜스듀서(InterDigitated Transducer : IDT)일 수 있다. 유체 제어부(122ia 및 122ib)는 도전성 금속막일 수 있다. 도전성 금속막은 금, 은, 알루미늄, 백금, 텅스텐, 니켈, 구리 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다. 바람직하게는, 유체 제어부(122ia 및 122ib)는 감지부(122sa 및 122sb)와 동일하게 금을 증착한 막일 수 있다.
미세 유체 경로부(126)는 감지부(122sa 및 122sb)와 유체 제어부(122ia 및 122ib) 사이의 압전 박막(114) 상에 구비될 수 있다. 미세 유체 경로부(126)는 소수성(hydrophobic) 물질을 포함할 수 있다. 소수성 물질은 실란(silane : SiH4) 화합물, 카본 나노 튜브(Carbon Nano Tube : CNT) 및 다이아몬드 카본(Diamond Like Carbon : DLS) 중에서 선택된 적어도 하나의 물질을 포함할 수 있다. 이에 따라, 액체 방울 형태의 미세 유체(130a 및 130b)가 그 형태를 유지하면서 미세 유체 경로부(126)를 통해 감지부(122sa 및 122sb)로 이송될 수 있다.
유체 제어부(122ia 및 122ib)와 감지부(122sa 및 122sb)를 가상으로 잇는 선 방향에 수직한 방향으로 감지부(122sa 및 122sb)에 인접하도록 위치하는 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서(122ic 및 122id)가 더 구비될 수 있다. 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서(122ic 및 122id)는 도전성 금속막일 수 있다. 도전성 금속막은 금, 은, 알루미늄, 백금, 텅스텐, 니켈, 구리 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다. 바람직하게는, 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서(122ic 및 122id)는 유체 제어부(122ia 및 122ib)와 동일하게 금을 증착한 막일 수 있다.
감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서(122ic 및 122id)는 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들로 이루어질 수 있으며, 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들 사이에는 감지부(122sa 및 122sb)가 위치할 수 있다. 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서(122ic 및 122id)는 표면 탄성파를 감지부(122ic 및 122id)로 보내는 제 1 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서 및 감지부(122sa 및 122sb)에 의해 변형된 표면 탄성파를 검출하는 제 2 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서로 이루어질 수 있다. 제 1 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서 및 제 2 인터디저테이티드 트랜스듀서는 감지부(122sa 및 122sb)를 사이에 두고 서로 마주볼 수 있다. 또한, 감지부(122sa 및 122sb)와 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서(122ic 및 122id) 사이의 압전 박막(114) 상에도 미세 유체 경로부(127)가 구비될 수 있다. 이러한 미세 유체 경로부(127)는 감지부(122sa 및 122sb)에서 항체들(124a 및 124b)과 반응을 끝내 미세 유체(130a 및 130b)를 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서(122ic 및 122id)로부터 발생하는 표면 탄성파를 이용하여 용이하게 제거하기 위한 것일 수 있다.
유체 제어부(122ia 및 122ib)와 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서(122ic 및 122id)는 인터디저테이티드 트랜스듀서 형태를 갖기 때문에, 동일한 공정 단계에서 동시에 형성되는 것이 바람직할 수 있다. 도시된 것과는 달리, 유체 제어부(122ia 및 122ib)와 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서(122ic 및 122id)는 압전 박막(114)의 하부에 구비될 수도 있다.
감지부(122sa 및 122sb) 및 미세 유체 경로부(126 및 127)를 둘러싸는 댐부(dam portion, 128)를 더 포함할 수 있다. 댐부(128)는 감광성 폴리머(photo sensitive polymer)를 포함할 수 있다. 이에 따라, 액체 방울 형태의 미세 유체(130a 및 130b)가 외부로 이탈하지 않고, 미세 유체 경로부(126)를 통해 감지부(122sa 및 122sb)로 안정적으로 이송될 수 있다.
상기와 같은 바이오 랩온어칩의 작동 방법의 일례는 다음과 같을 수 있다.
압전 박막(114)이 구비된 기판(110) 상의 서로 인접하는 유체 제어부(122ia 및 122ib)와 감지부(122sa 및 122sb) 사이의 미세 유체 경로부(126)에 미세 유체(130a 및 130b)를 제공한다. 미세 유체(130a 및 130b)는 나노리터(nl) 크기의 액체 방울일 수 있다. 미세 유체(130a 및 130b)는 광학적 표지물질 또는 방사능적 표지물질을 포함할 수도 있다.
유체 제어부(122ia 및 122ib)를 구동하여 감지부(122sa 및 122sb)로 향하는 표면 탄성파를 생성한다. 유체 제어부(122ia 및 122ib)의 구동에 의해 생성되는 표면 탄성파에 의해 미세 유체(130a 및 130b)가 감지부(122sa 및 122sb) 쪽으로 이동 할 수 있다. 유체 제어부(122ia 및 122ib)의 구동을 멈추면 미세 유체(130a 및 130b)는 감지부(122sa 및 122sb) 상에 정지하게 된다.
감지부(122sa 및 122sb)로 이동된 미세 유체(130a 및 130b)는 감지부(122sa 및 122sb) 상에 구비된 항체들(124a 및 124b)과 반응한다. 미세 유체(130a 및 130b)에 포함된 항원들은 항체들(124a 및 124b)과 항원-항체 반응을 일으켜 감지부(122sa 및 122sb)에 부착된다.
감지부(122sa 및 122sb)에 부착되어 있는 항원들로부터 바이오 신호를 감지한다. 바이오 신호를 감지하는 것은 미세 유체(130a)에 포함된 광학적 표지물질 또는 방사능적 표지물질과 결합하고 있는 항원들에 대한 광학적 신호 또는 방사능적 신호를 측정하는 것일 수 있다. 이와는 달리, 바이오 신호를 감지하는 것은 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서(122ic 및 122id)로부터 발생하는 표면 탄성파가 항원들이 부착되어 있는 감지부(122sa 및 122sb)를 통과함에 따라 변형되는 공진 주파수를 측정하는 것일 수 있다. 예를 들어, 제 1 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서에서 발생한 표면 탄성파가 감지부(122sa 및 122sb)를 통과하면서 그 공진 주파수가 변형되고, 공진 주파수가 변형된 표면 탄성파를 제 2 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서에서 검출하는 것일 수 있다.
또한, 상기와 같은 바이오 랩온어칩의 작동 방법의 다른 일례는 다음과 같을 수 있다.
압전 박막(114)이 구비된 기판(110) 상의 각각 서로 인접하는 유체 제어부들(122ia 및 122ib)와 감지부들(122sa 및 122sb) 사이에 위치하는 각각의 미세 유 체 경로부들(126)에 각각의 미세 유체들(130a 및 130b)을 제공한다. 미세 유체들(130a 및 130b)은 제 1 미세 유체(130a) 및 제 2 미세 유체(130b)로 구성될 수 있다. 미세 유체들(130a 및 130b)은 나노리터(nl) 크기의 액체 방울들일 수 있다. 미세 유체들(130a 및 130b)은 광학적 표지물질 또는 방사능적 표지물질을 포함할 수도 있다.
유체 제어부들(122ia 및 122ib)을 구동하여 감지부들(122sa 및 122sb)로 향하는 각각의 표면 탄성파들을 생성한다. 유체 제어부들(122ia 및 122ib)은 제 1 유체 제어부(122ia) 및 제 2 유체 제어부(122ib)로 구성될 수 있다. 유체 제어부들(122ia 및 122ib)의 구동에 의해 생성되는 표면 탄성파들에 의해 미세 유체들(130a 및 130b)이 각각의 감지부들(122sa 및 122sb) 쪽으로 이동할 수 있다. 감지부들(122sa 및 122sb)은 제 1 감지부(122sa) 및 제 2 감지부(122sb)로 구성될 수 있다. 유체 제어부들(122ia 및 122ib)의 구동을 멈추면 미세 유체들(130a 및 130b)는 각각의 감지부들(122sa 및 122sb) 상에 정지하게 된다.
감지부들(122sa 및 122sb)로 이동된 미세 유체들(130a 및 130b)은 감지부들(122sa 및 122sb) 상에 각각 구비된 제 1 및 제 2 항체들(124a 및 124b)과 각각 반응한다. 미세 유체들(130a 및 130b)에 포함된 각각의 항원들은 제 1 및 제 2 항체들(124a 및 124b)과 각각 항원-항체 반응을 일으켜 감지부들(122sa 및 122sb)에 각각 부착된다.
감지부들(122sa 및 122sb) 각각에 부착되어 있는 항원들로부터 각각의 바이오 신호들을 감지한다. 바이오 신호들을 감지하는 것은 미세 유체들(130a 및 130b) 에 포함된 광학적 표지물질 또는 방사능적 표지물질과 결합하고 있는 각각의 항원들에 대한 광학적 신호 또는 방사능적 신호를 측정하는 것일 수 있다. 이와는 달리, 바이오 신호들을 감지하는 것은 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서들(122ic 및 122id)로부터 발생하는 표면 탄성파들이 항원들이 부착되어 있는 감지부들(122sa 및 122sb)을 통과함에 따라 변형되는 공진 주파수들을 측정하는 것일 수 있다. 예를 들어, 제 1 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서들에서 발생한 표면 탄성파들이 각각의 감지부들(122sa 및 122sb)를 통과하면서 각각의 공진 주파수들이 변형되고, 공진 주파수가 변형된 표면 탄성파들을 제 2 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서들에서 검출하는 것일 수 있다.
제 1 감지부(122sa) 및 제 2 감지부(122sb)는 각각 표준 감지부 및 시료 감지부일 수 있다. 즉, 바이오 랩온어칩은 바이오 랩온어칩의 보정을 위한 표준 감지부와 생체 시료의 분석을 위한 시료 감지부를 동시에 포함하기 때문에, 바이오 랩온어칩에 대한 사전 보정이 필요하지 않을 수 있으며, 그리고 표준 감지부에 의해 바이오 랩온어칩의 배경 잡음(background noise)이 제거될 수 있기 때문에, 생체 시료에 대한 정확한 분석이 가능할 수 있다. 표준 감지부, 즉, 제 1 감지부(122sa)로 제공되는 제 1 미세 유체(130a)는 표준 시료일 수 있다. 또는, 표준 감지부로는 미세 유체가 제공되지 않고, 시료 감지부, 즉, 제 2 감지부(122sb)로만 미세 유체가 제공될 수 있다.
또한, 제 1 감지부(122sa) 및 제 2 감지부(122sb)는 각각 제 1 시료 감지부 및 제 2 시료 감지부일 수 있다. 즉, 바이오 랩온어칩이 사전 보정되어 있다면, 동 시에 2가지 생체 시료를 각각 제 1 시료 감지부와 제 2 감지부에서 개별적으로 분석하는 것이 가능할 수 있다.
상기와 같은 바이오 랩온어칩은 압전 박막을 이용하여 나노리터 크기의 방울 용액 형태의 미세 유체를 이송, 정지, 반응 및 감지하기 때문에, 최소한의 시료를 사용하면서도 화학 분석의 모든 과정이 단일 칩 상에서 수행될 수 있다. 이에 따라, 분석 비용이 낮아질 수 있는 동시에 바이오 랩온어칩의 제조 비용도 낮아질 수 있다.
도 2a 내지 도 2d는 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 감지부에서 일어나는 반응을 구체적으로 설명하기 위한 개념 단면도들이다.
도 2a 및 도 2b를 참조하면, 감지부(112s) 상에 항체들(124)이 구비될 수 있다. 항체들(124)은 자가조립 단분자막 또는 단백질을 포함할 수 있다.
유체 제어부(도 1의 122ia 또는 122ib 참조)로부터 생성되는 표면 탄성파에 의해 미세 유체(130)가 감지부(122s)로 이송될 수 있다. 미세 유체(130)는 다양한 종류의 항원들(132a, 132b 및 132c)을 포함하는 나노리터(nl) 크기의 액체 방울일 수 있다. 미세 유체(130)는 광학적 표지물질 또는 방사능적 표지물질을 포함할 수도 있다.
도 2c 및 도 2d를 참조하면, 미세 유체(130)의 특정 항원들(132a)만이 감지부(112s) 상에 구비된 항체들(124)과 항원-항체 반응을 항체들(124)에 고정된다. 이에 따라, 미세 유체(130)에 포함된 특정 항원들(132a)은 감지부(122s)에 부착될 수 있다.
감지부(122s)에 부착되어 있는 항원들(132a)로부터 바이오 신호를 감지한다. 바이오 신호를 감지하는 것은 미세 유체(130)에 포함된 광학적 표지물질 또는 방사능적 표지물질과 결합하고 있는 항원들(132a)에 대한 광학적 신호 또는 방사능적 신호를 측정하는 것일 수 있다. 이와는 달리, 바이오 신호를 감지하는 것은 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서(도 1의 122ic 및 122id 참조)로부터 발생하는 표면 탄성파가 특정 항원들(132a)이 부착되어 있는 감지부(122s)를 통과함에 따라 변형되는 공진 주파수를 측정하는 것일 수 있다.
감지부(112s) 상에 구비된 항체들(124)과 항원-항체 반응을 일으키지 않은 항원들(132b 및 132c)을 포함하는 미세 유체(130)는 유체 제어부 또는 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서로부터 생성되는 표면 탄성파에 의해 제거될 수 있다.
도 3a는 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 압전 박막을 설명하기 위한 주사 전자 현미경 사진이고, 도 3b는 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 압전 박막의 결정 상태를 설명하기 위한 그래프이다.
도 3a를 참조하면, 기판(110) 상에 증착된 압전 박막(114)을 주사 전자 현미경(Scanning Electron Microscope : SEM)을 이용하여 촬영한 사진이다. 기판(110)은 실리콘 기판이며, 압전 박막(114)은 산화아연을 반응성 스퍼터링 방식으로 약 5.5μm 정도의 두께로 증착한 후, 질소(N2) 분위기 하에서 400℃의 온도로 10분간 열처리한 막일 수 있다. 사진에서 보이는 바와 같이, 실리콘 기판 상에서도 산화아연 박막이 주상(pillar-shaped) 구조로 잘 성장하는 것을 알 수 있다.
도 3b를 참조하면, 기판(110) 상에 증착된 압전 박막(114)을 X-선 광전자 분광법(X-ray Photoelectron Spectroscopy : XPS)으로 분석한 그래프이다. 압전 박막(114)의 깊이 방향으로 산화아연 박막의 아연(Zn)과 산소(O)에 대한 화학양론적 원소 구성 비율이 1:1의 비율로 잘 구성된 것을 알 수 있다. 이러한 결정학적인 구성 비율은 산화아연 벌크 기판의 값을 참조하여 평가한 것이다.
그리고 X-선 회절 분석법(X-Ray Diffractometry : XRD)으로 압전 박막(114)이 (0 0 2) 결정 방향으로 섬유아연석(wurtzite) 구조로 성장이 잘 이루어진 것을 알 수 있었다(미도시). 또한, 압전 박막(114)의 입도(grain size)는 약 20nm 정도인 것을 셔(Scherr) 방정식을 통해 확인할 수 있었다.
결과적으로, 압전 박막을 범용 실리콘 기판 상에 형성할 수 있으며, 이러한 압전 박막은 벌크 기판과 유사하게 우수한 결정성을 갖는 것을 확인할 수 있었다.
도 4는 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 압전 박막의 공진 특성을 설명하기 위한 그래프이다.
도 4를 참조하면, 바이오 랩온어칩의 압전 박막의 공진 특성을 알아보기 위해 벡터 네트워크 분석기(Vector Network Analyzer : VNA)를 사용하여 S-파라미터(Scattering parameter)를 측정한 결과값들이 도시되어 있다. S-파라미터는 라디오파(RadioFrequency : RF)에서 가장 널리 사용되는 회로 결과값이다. S-파라미터 중 S11 및 S22는 입력 포트에서 입력한 라디오파와 그 라디오파가 반사되어 다시 입력 포트에서 출력된 라디오파 사이의 세기 비를 나타내는 값들이고, S12 및 S21은 입력 포트에서 입력한 라디오파와 출력 포트에서 출력된 라디오파 사이의 세기 비를 나타내는 값들이다.
즉, S11 및 S22는 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀스를 입력 포트와 출력 포트로 하는 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀스로 압전 박막의 반사 특성에 대해 측정한 값들이고, S12 및 S22는 압전 박막의 투과 특성에 대해 측정한 값들이다. 도시된 것과 같이, 본 발명의 실시예에 따른 산화아연 압전 박막은 특정 주파수들인 175MHz(세자와 모드(Sezawa mode)) 및 120MHz(레일라이 모드(Rayleigh mode))에서 공진 특성을 갖는 것을 알 수 있다.
즉, 압전 박막도 벌크 기판에서처럼 공진이 발생하는 것을 알 수 있다. 이에 따라, 표면 탄성파에 의한 압전 박막의 공진 특성에 의해 미세 유체의 이송, 반응 및 감지가 수행될 수 있다. 이러한 미세 유체의 이송, 반응 및 감지는 유체 제어부 또는/및 제 1 및 제 2 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서들에 라디오파가 인가되는 순서 및 각각에 인가되는 라디오파 에너지의 세기에 의해 조절될 수 있다. 인터디저테이티드 트랜스듀서 형태의 유체 제어부에 175MHz의 공진 주파수에서 약 44V 정도의 라디오파 에너지를 인가하면 200nl 크기의 방울 용액이 약 20mm/s의 속도로 이동하는 것을 확인할 수 있었다.
도 5a 내지 도 5d는 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 감지부를 설명하기 위한 개념 단면도들이다. 여기서는 생체 시료에 포함된 전립선 특이 항원(Prostate-Specific Antigen : PSA) 단백질을 분석하기 위한 면역 반응을 예로 들어 설명하고자 한다.
도 5a 및 도 5b를 참조하면, 바이오 랩온어칩의 감지부(122s) 상에 씨스타민 들(cystamine, NH2-CH2-CH2-S-S-CH2-CH2-NH2)이 제공된다. 감지부(122s)는 금을 증착한 막일 수 있다. 제공된 씨스타민들에 포함된 황(S) 원자들과 감지부(122)의 표면 사이에서 발생하는 공유 결합에 의해 감지부(122s)의 표면에 씨스타민 자가조립 단분자막이 형성될 수 있다. 씨스타민 자가조립 단분자막이 형성된 감지부(122s)에 항전립선 특이 항원 항체들(anti-PSA antibody, 124)이 제공된다.
도 5c 및 도 5d를 참조하면, 씨스타민 자가조립 단분자막의 씨스타민들에 포함된 질소(N) 원자들과 항전립선 특이 항원 항체들(124)에 포함된 탄소(C) 원자들 사이에서 발생하는 공유 결합에 의해 항전립선 특이 항원 항체들(124)이 감지부(122s)에 고정될 수 있다. 이때, 항전립선 특이 항원 항체들(124)에 포함된 탄소 원자들과 공유 결합하는 씨스타민들에 포함된 질소 원자들에 결합하여 있던 수소(H) 원자들은 공유 결합 과정에서 분리되어 배출될 수 있다.
항전립선 특이 항원 항체들(124)이 고정된 감지부(122s)에 전립선 특이 항원들(132)이 제공된다. 전립선 특이 항원들(132)과 항전립선 특이 항원 항체들(124) 사이의 면역 반응에 의해 전립선 특이 항원들(132)이 항전립선 특이 항원 항체들(124)에 결합된 면역 복합체(immuno-complex)가 형성될 수 있다. 이러한 면역 복합체는 씨스타민 자가조립 단분자막에 의해 감지부(122s)에 부착된 상태로 유지될 수 있다.
도 6은 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 공진 주파수 및 진폭의 변화를 설명하기 위한 그래프이다.
도 6을 참조하면, 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서(도 1의 122ic 또는/및 122id 참조) 사이에 위치하는 금으로 증착된 감지부(도 5a의 122s 참조)에 항전립선 특이 항원 항체들(도 5b의 124 참조) 및 전립선 특이 항원(도 5c의 132 참조)이 순차적으로 부착됨에 따른, 공진 주파수 및 그 공진 세기를 측정한 그래프이다.
금으로 증착된 감지부(실선)에 순차적으로 항전립선 특이 항원 항체(일점 쇄선) 및 전립선 특이 항원(점선)이 부착될수록 공진 주파수 및 그 공진 세기가 낮아짐을 확인할 수 있다.
도 7은 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 항원에 양에 따른 공진 주파수의 천이 정도를 설명하기 위한 그래프이다.
도 7을 참조하면, 바이오 랩온어칩의 감지부 상에 구비된 항전립선 특이 항원 항체들과 반응하여 부착된 전립선 특이 항원들의 양에 따른, 공진 주파수를 측정한 그래프이다.
감지부에 부착되는 전립선 특이 항원들의 양이 2ng/ml에서 20,000ng/ml까지의 범위 내에서 변화됨에 따라, 공진 주파수가 천이되는 것을 알 수 있다. 이러한 공진 주파수의 천이량은 감지부에 부착된 전립선 특이 항원들의 양에 대해 지수함수적으로 비례하는 경향을 보임을 알 수 있다. 즉, 감지부에 부착되는 항원들에 대한 정량적인 측정이 가능함을 알 수 있다.
도 8a 내지 도 8j는 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 제조 방법을 설명하기 위해 도 1의 Ⅰ-Ⅰ' 선을 따라 절단한 단면도들이다.
도 8a 및 도 8b를 참조하면, 기판(110)을 준비한다. 기판(110)은 실리콘, 유 리, 플라스틱, 금속 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다. 바람직하게는, 기판(110)은 실리콘 기판일 수 있다.
기판(110) 상에 실리콘 산화막(112)이 형성될 수 있다. 실리콘 산화막(112)은 압전 박막(114)을 따라 전달되어야 하는 표면 탄성파가 기판(110) 쪽으로 전달되어 손실되는 것을 최소화하기 위한 것일 수 있다.
도 8c를 참조하면, 실리콘 산화막(112) 상에 압전 박막(114)이 형성될 수 있다. 압전 박막(114)은 0.1μm~10μm 범위의 두께를 갖게 형성될 수 있다. 바람직하게는, 압전 박막(114)은 0.5μm~10μm 범위의 두께를 갖게 형성될 수 있다.
압전 박막(114)을 형성하는 단계는 기판(110) 상에 압전 물질을 증착하는 단계 및 증착된 압전 물질을 열 처리하는 단계를 포함할 수 있다. 압전 물질은 산화아연, 질화알루미늄, 니오브산리튬, 탄탈산리튬, 석영, 폴리머 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다. 압전 물질을 증착하는 단계는 반응성 스퍼터링(reactive sputtering) 방식, 화학 기상 증착(Chemical Vapor Deposition : CVD) 방식, 분자 빔 에피택시(molecular beam epitaxy) 방식, 원자층 증착(Atomic Layer Deposition : ALD) 방식 및 이들의 조합된 방식 중에서 선택된 적어도 하나의 방식을 포함할 수 있다. 바람직하게는, 압전 박막(114)은 산화아연을 반응성 스퍼터링 방식으로 약 5.5μm 정도의 두께로 증착한 후, 질소 분위기 하에서 400℃의 온도로 10분간 열 처리한 막일 수 있다. 압전 박막(114)에 대한 이러한 증착 방식은 증착된 압전 물질에 가해진 스트레스의 감소 및 압전 박막(114)의 결정성 향상을 위한 것일 수 있다.
도 8d 내지 도 8f를 참조하면, 압전 박막(114) 상에 포토레지스트(116)가 도포될 수 있다. 포토레지스트(116) 상에 마스크 패턴(118)이 제공될 수 있다. 마스크 패턴(118)을 마스크로 하는 사진식각 공정을 수행함으로써, 압전 박막(114) 상에 유체 제어부 영역(A, 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서 영역 포함) 및 감지부 영역(B)을 노출하는 포토레지스트 패턴(116a)이 형성될 수 있다.
도 8g 및 도 8h를 참조하면, 마스크 패턴(118)을 제거한 후, 포토레지스트 패턴(116a) 상 및 포토레지스트 패턴(116a)에 의해 노출된 압전 박막(114) 상에 도전성 금속막(120)이 형성될 수 있다. 도전성 금속막(120)은 금, 은, 알루미늄, 백금, 텅스텐, 니켈, 구리 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다.
리프트-오프(lift-off) 방식으로 포토레지스트 패턴(116a) 및 포토레지스트 패턴(116a) 상의 도전성 금속막(120)이 제거될 수 있다. 이에 따라, 압전 박막(114) 상에 감지부(122s) 및 유체 제어부(122i, 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서 포함)가 형성될 수 있다. 유체 제어부(122i)는 인터디저테이티드 트랜스듀서 형태를 가질 수 있다.
도 8i를 참조하면, 감지부(122s)와 유체 제어부(122i) 사이의 압전 박막(114) 상에 미세 유체 경로부(126)가 형성될 수 있다. 미세 유체 경로부(126)는 소수성 물질로 형성될 수 있다. 소수성 물질은 실란 화합물, 카본 나노 튜브 및 다이아몬드 카본 중에서 선택된 적어도 하나의 물질을 포함할 수 있다. 이에 따라, 액체 방울 형태의 미세 유체가 그 형태를 유지하면서 미세 유체 경로부(126)를 통 해 감지부(122s)로 이송될 수 있다.
도시되지 않았지만, 감지부(122s) 상에 항체들(도 2a의 124 참조)이 형성되는 것을 더 포함할 수 있다. 항체들은 자가조립 단분자막 또는 단백질을 포함할 수 있다.
도 8j를 참조하면, 감지부(122s) 및 미세 유체 경로부(126)를 둘러싸는 댐부(128)가 형성될 수 있다. 댐부(128)는 감광성 폴리머로 형성될 수 있다. 이에 따라, 액체 방울 형태의 미세 유체가 외부로 이탈하지 않고, 미세 유체 경로부(126)를 통해 감지부(122s)로 안정적으로 이송될 수 있다.
도 9a 내지 도 9g는 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 제조 방법을 설명하기 위해 도 1의 Ⅰ-Ⅰ' 선을 따라 절단한 단면도들이다.
도 9a 및 도 9b를 참조하면, 기판(110)을 준비한다. 기판(110)은 실리콘, 유리, 플라스틱, 금속 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다. 바람직하게는, 기판(110)은 실리콘 기판일 수 있다.
기판(110) 상에 실리콘 산화막(112)이 형성될 수 있다. 실리콘 산화막(112)은 압전 박막(114)을 따라 전달되어야 하는 표면 탄성파가 기판(110) 쪽으로 전달되어 손실되는 것을 최소화하기 위한 것일 수 있다.
도 9c 및 도 9d를 참조하면, 실리콘 산화막(112) 상에 유체 제어부(122i, 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서 포함)가 형성될 수 있다. 유체 제어부(122i)는 금, 은, 알루미늄, 백금, 텅스텐, 니켈, 구리 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다. 유체 제어부(122i)는 인터디저테이티드 트랜스듀서 형태를 가질 수 있다.
유체 제어부(122i)가 형성된 실리콘 산화막(112)을 덮도록 압전 박막(114)이 형성될 수 있다. 압전 박막(114)은 0.1μm~10μm 범위의 두께를 갖게 형성될 수 있다. 바람직하게는, 압전 박막(114)은 0.5μm~10μm 범위의 두께를 갖게 형성될 수 있다.
압전 박막(114)을 형성하는 단계는 기판(110) 상에 압전 물질을 증착하는 단계 및 증착된 압전 물질을 열 처리하는 단계를 포함할 수 있다. 압전 물질은 산화아연, 질화알루미늄, 니오브산리튬, 탄탈산리튬, 석영, 폴리머 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다. 압전 물질을 증착하는 단계는 반응성 스퍼터링 방식, 화학 기상 증착 방식, 분자 빔 에피택시 방식, 원자층 증착 방식 및 이들의 조합된 방식 중에서 선택된 적어도 하나의 방식을 포함할 수 있다. 바람직하게는, 압전 박막(114)은 산화아연을 반응성 스퍼터링 방식으로 약 5.5μm 정도의 두께로 증착한 후, 질소 분위기 하에서 400℃의 온도로 10분간 열 처리한 막일 수 있다. 압전 박막(114)에 대한 이러한 증착 방식은 증착된 압전 물질에 가해진 스트레스의 감소 및 압전 박막(114)의 결정성 향상을 위한 것일 수 있다.
도 9e를 참조하면, 압전 박막(114) 상에 감지부(122s)가 형성될 수 있다. 감지부(122s)는 금, 은, 알루미늄, 백금, 텅스텐, 니켈, 구리 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함할 수 있다.
도시되지 않았지만, 감지부(122s) 상에 항체들(도 2a의 124 참조)이 형성되는 것을 더 포함할 수 있다. 항체들은 자가조립 단분자막 또는 단백질을 포함할 수 있다.
도 9f를 참조하면, 감지부(122s)와 유체 제어부(122i) 사이의 압전 박막(114) 상에 미세 유체 경로부(126)가 형성될 수 있다. 미세 유체 경로부(126)는 소수성 물질로 형성될 수 있다. 소수성 물질은 실란 화합물, 카본 나노 튜브 및 다이아몬드 카본 중에서 선택된 적어도 하나의 물질을 포함할 수 있다. 이에 따라, 액체 방울 형태의 미세 유체가 그 형태를 유지하면서 미세 유체 경로부(126)를 통해 감지부(122s)로 이송될 수 있다.
도 9g를 참조하면, 감지부(122s) 및 미세 유체 경로부(126)를 둘러싸는 댐부(128)가 형성될 수 있다. 댐부(128)는 감광성 폴리머로 형성될 수 있다. 이에 따라, 액체 방울 형태의 미세 유체가 미세 유체 경로부(126)를 통해 감지부(122s)로 안정적으로 이송될 수 있다.
상기와 같은 바이오 랩온어칩의 제조 방법들에 따라 제조된 바이오 랩온어칩은 압전 박막을 이용하여 나노리터 크기의 방울 용액 형태의 미세 유체를 이송, 정지, 반응 및 감지하기 때문에, 최소한의 시료를 사용하면서도 화학 분석의 모든 과정이 단일 칩 상에서 수행될 수 있다. 이에 따라, 분석 비용이 낮아질 수 있는 동시에 바이오 랩온어칩의 제조 비용도 낮아질 수 있다.
상기한 본 발명의 실시예들에 따른 바이오 랩온어칩은 마이크로 크기의 방울 용액 형태의 미세 유체를 이송, 정지, 반응 및 감지하기 때문에, 생체 시료 및 시약의 낭비를 최소화할 수 있다. 이에 따라, 분석 비용이 낮아질 수 있다. 또한, 화학 분석의 모든 과정이 단일 칩에서 수행되기 때문에, 신속 및 정확한 분석이 가능 할 수 있다. 이에 더하여, 압전 박막이 고가의 벌크 기판을 대체하기 때문에, 제조 비용이 낮아질 수 있다. 추가로, 범용 반도체 제조 공정이 적용될 수 있기 때문에, 단백질 랩온어칩, 유전자 증폭 칩, 디엔에이 랩온어칩 또는 미세 생물/화학 반응기 등을 포함하는 다양한 바이오 랩온어칩 분야에 적용이 가능할 수 있다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩을 설명하기 위한 사시도;
도 2a 내지 도 2d는 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 감지부에서 일어나는 반응을 구체적으로 설명하기 위한 개념 단면도들;
도 3a는 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 압전 박막을 설명하기 위한 주사 전자 현미경 사진;
도 3b는 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 압전 박막의 결정 상태를 설명하기 위한 그래프;
도 4는 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 압전 박막의 공진 특성을 설명하기 위한 그래프;
도 5a 내지 도 5d는 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 감지부를 설명하기 위한 개념 단면도들;
도 6은 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 공진 주파수 및 진폭의 천이를 설명하기 위한 그래프;
도 7은 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 항원에 양에 따른 공진 주파수의 천이 정도를 설명하기 위한 그래프;
도 8a 내지 도 8j는 본 발명의 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 제조 방법을 설명하기 위해 도 1의 Ⅰ-Ⅰ' 선을 따라 절단한 단면도들;
도 9a 내지 도 9g는 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 랩온어칩의 제조 방법을 설명하기 위해 도 1의 Ⅰ-Ⅰ' 선을 따라 절단한 단면도들.
*도면의 주요 부분에 대한 부호의 설명*
110 : 기판 112 : 실리콘 산화막
114 : 압전 박막 116 : 포토레지스트
116a : 포토레지스트 패턴 118 : 마스크 패턴
120 : 도전성 금속막
122i, 122ia, 122ib, 122ic, 122id : 인터디저테이티드 트랜스듀서
122s, 122sa, 122sb : 감지부 124, 124a, 124b, 124c : 항체
126 : 미세 유체 경로부 128 : 댐부
130a, 130b : 액체 방울 형태의 미세 유체 132, 132a, 132b, 132c : 항원

Claims (42)

  1. 기판;
    상기 기판 상에 구비된 압전 박막;
    상기 압전 박막 상에 구비되되, 미세 유체의 바이오 신호를 감지하기 위한 감지부; 및
    상기 감지부에 인접하게 구비되어 상기 미세 유체의 이송을 제어하는 유체 제어부를 포함하는 바이오 랩온어칩.
  2. 제 1항에 있어서,
    상기 유체 제어부는 상기 감지부 방향으로 표면 탄성파를 제공하는 인터디저테이티드 트랜스듀서인 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  3. 제 1항 또는 제 2항에 있어서,
    상기 압전 박막 상에 구비되되, 상기 감지부와 상기 유체 제어부 사이에 위치하는 미세 유체 경로부를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  4. 제 3항에 있어서,
    상기 미세 유체 경로부는 소수성 물질을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  5. 제 4항에 있어서,
    상기 소수성 물질은 실란 화합물, 카본 나노 튜브 및 다이아몬드 카본 중에서 선택된 적어도 하나의 물질을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  6. 제 1항 또는 제 2항에 있어서,
    상기 기판은 실리콘, 유리, 플라스틱, 금속 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  7. 제 1항 또는 제 2항에 있어서,
    상기 압전 박막은 0.1μm~10μm 범위의 두께를 갖는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  8. 제 1항 또는 제 2항에 있어서,
    상기 압전 박막은 산화아연, 질화알루미늄, 니오브산리튬, 탄탈산리튬, 석영, 폴리머 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  9. 제 1항 또는 제 2항에 있어서,
    상기 감지부 상에 구비된 항체들을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  10. 제 9항에 있어서,
    상기 항체들은 자가조립 단분자막 또는 단백질을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  11. 제 1항 또는 제 2항에 있어서,
    상기 유체 제어부와 상기 감지부를 가상으로 잇는 선 방향에 수직한 방향으로 상기 감지부에 인접하도록 위치하는 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들을 더 포함하되, 상기 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들 사이에는 상기 감지부가 위치하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  12. 제 11항에 있어서,
    상기 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들은:
    표면 탄성파를 상기 감지부로 보내는 선택된 하나의 인터디저테이티드 트랜스듀서; 및
    상기 감지부에 의해 변형된 표면 탄성파를 전기적 신호로 변환하는 선택되지 않은 하나의 인터디저테이티드 트랜스듀서로 이루어지는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  13. 제 1항 또는 제 2항에 있어서,
    상기 감지부 및 상기 미세 유체 경로부를 둘러싸는 댐부를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  14. 제 13항에 있어서,
    상기 댐부는 감광성 폴리머를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩.
  15. 기판 상에 압전 박막을 형성하는 단계;
    상기 압전 박막 상에 미세 유체의 바이오 신호를 감지하기 위한 감지부를 형성하는 단계; 및
    상기 미세 유체의 이송을 제어하기 위해 상기 감지부에 인접하는 유체 제어부를 형성하는 단계를 포함하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  16. 제 15항에 있어서,
    상기 유체 제어부는 인터디저테이티드 트랜스듀서 형태를 갖는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  17. 제 15항 또는 제 16항에 있어서,
    상기 압전 박막은 0.1μm~10μm 범위의 두께를 갖게 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  18. 제 15항 또는 제 16항에 있어서,
    상기 압전 박막을 형성하는 단계는:
    상기 기판 상에 압전 물질을 증착하는 단계; 및
    증착된 상기 압전 물질을 열 처리하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  19. 제 18항에 있어서,
    상기 압전 물질은 산화아연, 질화알루미늄, 니오브산리튬, 탄탈산리튬, 석영, 폴리머 및 이들의 조합물 중에서 선택된 적어도 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  20. 제 17항에 있어서,
    상기 압전 물질을 증착하는 단계는 반응성 스퍼터링 방식, 화학 기상 증착 방식, 분자 빔 에피택시 방식, 원자층 증착 방식 및 이들의 조합된 방식 중에서 선택된 적어도 하나의 방식을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  21. 제 15항 또는 제 16항에 있어서,
    상기 유체 제어부를 형성하는 단계는 상기 압전 박막을 형성하는 단계 전에 수행되는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  22. 제 15항 또는 제 16항에 있어서,
    상기 감지부와 상기 유체 제어부는 동시에 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  23. 제 22항에 있어서,
    상기 감지부와 상기 유체 제어부를 동시에 형성하는 것은:
    상기 압전 박막 상에 감지부 영역 및 유체 제어부 영역을 노출하는 포토레지스트 패턴을 형성하는 단계;
    상기 포토레지스트 패턴 상 및 상기 포토레지스트 패턴에 의해 노출된 상기 압전 박막 상에 도전성 금속막을 형성하는 단계; 및
    리프트-오프 방식으로 상기 포토레지스트 패턴 및 상기 포토레지스트 패턴 상의 상기 도전성 금속막을 제거하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  24. 제 15항 또는 제 16항에 있어서,
    상기 유체 제어부와 상기 감지부를 가상으로 잇는 선 방향에 수직한 방향으로 상기 감지부에 인접하는 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들을 형성하는 단계를 더 포함하되, 상기 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들의 사이에는 상기 감지부가 위치하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  25. 제 24항에 있어서,
    상기 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들은 상기 유체 제어부와 동시에 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  26. 제 24항에 있어서,
    상기 한 쌍의 인터디저테이티드 트랜스듀서들은 상기 감지부 및 상기 유체 제어부와 동시에 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  27. 제 15항 또는 제 16항에 있어서,
    상기 감지부 상에 항체들을 형성하는 것을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  28. 제 27항에 있어서,
    상기 항체들은 자가조립 단분자막 또는 단백질을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  29. 제 15항 또는 제 16항에 있어서,
    상기 감지부 및 상기 미세 유체 경로부를 둘러싸는 댐부를 형성하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  30. 제 29항에 있어서,
    상기 댐부는 감광성 폴리머로 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 제조 방법.
  31. 압전 박막을 포함하는 기판 상의 서로 인접하는 유체 제어부와 감지부 사이의 영역에 미세 유체를 제공하는 단계;
    상기 유체 제어부의 구동에 의해 생성되는 표면 탄성파를 이용하여 상기 미세 유체를 상기 감지부로 이송하는 단계; 및
    상기 감지부에서 상기 미세 유체의 바이오 신호를 감지하는 단계를 포함하는 바이오 랩온어칩의 작동 방법.
  32. 제 31항에 있어서,
    상기 유체 제어부는 상기 표면 탄성파를 제공하는 유체 제어용 인터디저테이티드 트랜스듀서인 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 작동 방법.
  33. 제 31항 또는 제 32항에 있어서,
    상기 미세 유체는 나노리터 크기의 액체 방울인 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 작동 방법.
  34. 제 31항 또는 제 32항에 있어서,
    상기 미세 유체는 광학적 표지물질 또는 방사능적 표지물질을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 작동 방법.
  35. 제 31항 또는 제 32항에 있어서,
    상기 미세 유체의 상기 바이오 신호를 감지하는 단계는 상기 감지부 상에 구비된 항체들과 상기 미세 유체 사이의 반응을 광학적 신호 또는 방사능적 신호로 감지하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 작동 방법.
  36. 제 31항 또는 제 32항에 있어서,
    상기 미세 유체의 상기 바이오 신호를 감지하는 단계는 상기 감지부 상에 구비된 항체들과 상기 미세 유체 사이의 반응을 전기적 신호로 감지하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 작동 방법.
  37. 제 36항에 있어서,
    상기 전기적 신호를 감지하는 것은 상기 감지부에 인접하도록 위치하는 적어도 하나의 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서를 이용하되, 상기 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서로부터 발생하는 표면 탄성파가 상기 감지부를 통과함에 따라 변형된 상기 표면 탄성파의 공진 주파수를 측정하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 작동 방법.
  38. 제 37항에 있어서,
    상기 표면 탄성파의 상기 공진 주파수의 변화량은 상기 항체들과 상기 미세 유체 사이의 반응량에 비례하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 작동 방법.
  39. 제 37항에 있어서,
    상기 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서는:
    상기 표면 탄성파를 상기 감지부로 보내는 제 1 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서; 및
    상기 감지부에 의해 상기 변형된 표면 탄성파를 검출하는 제 2 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서로 이루어지는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 작동 방법.
  40. 미세 유체의 바이오 신호를 감지하기 위한 감지 센서를 기판 상의 압전 박막 상에 제공하는 단계;
    상기 감지 센서에 표면 탄성파를 제공하는 단계; 및
    상기 감지 센서와 상기 미세 유체 사이의 반응에 의해 변화된 표면 탄성파의 공진 주파수를 측정하는 단계를 포함하되, 상기 표면 탄성파의 상기 공진 주파수의 변화량은 상기 감지 센서와 상기 미세 유체 사이의 반응량에 비례하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 작동 방법.
  41. 제 40항에 있어서,
    상기 표면 탄성파를 제공하는 단계는 상기 감지 센서에 인접하는 적어도 하나의 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서를 이용하는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 작동 방법.
  42. 제 41항에 있어서,
    상기 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서는:
    상기 표면 탄성파를 상기 감지 센서에 제공하는 제 1 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서; 및
    상기 감지 센서와 상기 미세 유체 사이의 반응에 의해 상기 변형된 표면 탄성파를 검출하는 제 2 감지용 인터디저테이티드 트랜스듀서로 이루어지는 것을 특징으로 하는 바이오 랩온어칩의 작동 방법.
KR1020070114116A 2007-11-09 2007-11-09 바이오 랩온어칩, 및 그 제조 및 작동 방법 KR100941065B1 (ko)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US12/740,348 US20100304501A1 (en) 2007-11-09 2007-11-09 Bio lab-on-a-chip and method of fabricating and operating the same
KR1020070114116A KR100941065B1 (ko) 2007-11-09 2007-11-09 바이오 랩온어칩, 및 그 제조 및 작동 방법
PCT/KR2007/005655 WO2009061017A1 (en) 2007-11-09 2007-11-09 Bio lab-on-a-chip and method of fabricating and operating the same

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020070114116A KR100941065B1 (ko) 2007-11-09 2007-11-09 바이오 랩온어칩, 및 그 제조 및 작동 방법

Publications (2)

Publication Number Publication Date
KR20090047968A KR20090047968A (ko) 2009-05-13
KR100941065B1 true KR100941065B1 (ko) 2010-02-09

Family

ID=40625886

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020070114116A KR100941065B1 (ko) 2007-11-09 2007-11-09 바이오 랩온어칩, 및 그 제조 및 작동 방법

Country Status (3)

Country Link
US (1) US20100304501A1 (ko)
KR (1) KR100941065B1 (ko)
WO (1) WO2009061017A1 (ko)

Families Citing this family (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7878063B1 (en) * 2007-07-24 2011-02-01 University Of South Florida Simultaneous sample manipulation and sensing using surface acoustic waves
US20100140185A1 (en) * 2008-12-05 2010-06-10 John Hill Wastewater treatment
WO2011038112A1 (en) * 2009-09-23 2011-03-31 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Devices and methods for detecting and monitoring hiv and other infections and diseases
KR20130066611A (ko) 2010-04-20 2013-06-20 나노잉크, 인크. 다중화된 딥 펜 어레이를 이용한 바이오센서 기능화
KR101744339B1 (ko) 2010-05-03 2017-06-08 삼성전자주식회사 타겟 생체분자의 분리요소를 포함하는 표면탄성파 센서 디바이스
DE102010036256B4 (de) * 2010-09-03 2018-09-27 Epcos Ag Mikroakustisches Bauelement und Herstellungsverfahren
ITTO20110900A1 (it) * 2011-10-10 2013-04-11 Consiglio Nazionale Ricerche Controllo automatico passivo del posizionamento di liquidi in chip microfluidici
DE102011118742A1 (de) * 2011-11-17 2013-05-23 Forschungszentrum Jülich GmbH Detektor für magnetische Partikel in einer Flüssigkeit
CN102517205B (zh) * 2012-01-09 2013-04-17 青岛理工大学 一种基于dna扩增的热传递检测装置
WO2013116311A1 (en) 2012-01-31 2013-08-08 The Penn State Research Foundation Microfluidic manipulation and sorting of particles using tunable standing surface acoustic wave
WO2014022268A1 (en) 2012-08-01 2014-02-06 The Penn State Research Foundation High efficiency separation and manipulation of particles and cells
WO2014085627A1 (en) 2012-11-27 2014-06-05 The Penn State Research Foundation Spatiotemporal control of chemical microenvironment using oscillating microstructures
CN102938397B (zh) * 2012-12-05 2015-09-09 苏州纳格光电科技有限公司 电子器件及其制备方法
KR101356933B1 (ko) * 2012-12-28 2014-01-29 고려대학교 산학협력단 표면탄성파를 이용한 미세유동 크로마토 그래피 기반 미세입자 분리 장치 및 방법
CN103223358B (zh) * 2013-03-29 2015-01-07 宁波大学 一种声表面波实现数字微流体破裂的装置及方法
KR102122313B1 (ko) * 2013-08-12 2020-06-12 엘지전자 주식회사 유체의 위치 인식이 가능한 바이오 센서 및 이를 이용한 유체 위치 인식 방법
KR101690603B1 (ko) * 2015-08-27 2017-01-13 (주)라디안 래더 브릿지 회로를 포함하는 제세동기
CN105181665B (zh) * 2015-09-18 2018-09-14 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 基于声光联用的分子动力学测试平台
DE102018104669A1 (de) * 2018-03-01 2019-09-05 Dionex Softron Gmbh Verwendung einer akustischen Welle in einem Chromatographiesystem
EP3984639A4 (en) * 2019-06-17 2023-03-22 Boe Technology Group Co., Ltd. PACKAGING COATING CONTAINING A WATER-DISPERSABLE ACRYLIC BLOCK COPOLYMER
CN110653014B (zh) * 2019-10-28 2020-08-25 西安交通大学 一种基于表面声波的粒子多层膜结构生成装置
KR102436003B1 (ko) * 2020-03-19 2022-08-25 성균관대학교산학협력단 전도도 및 주파수 변화 측정을 위한 바이오 센서 어레이 및 제조 방법
CN111686828B (zh) * 2020-05-08 2023-05-02 杭州领挚科技有限公司 电浸润微流控背板及其制备方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6523392B2 (en) 2000-01-25 2003-02-25 Arizona Board Of Regents Microcantilever sensor
KR20030025550A (ko) * 2001-09-21 2003-03-29 주식회사 나노위즈 초소형 전기기계 시스템을 이용한 고주파 소자 및 그 제조방법
US20040072208A1 (en) * 2002-05-23 2004-04-15 Peter Warthoe Surface acoustic wave sensors and method for detecting target analytes
KR20080052296A (ko) * 2006-12-05 2008-06-11 한국전자통신연구원 미세 유체 이송 장치 및 그 제조 방법

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4037176A (en) * 1975-03-18 1977-07-19 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Multi-layered substrate for a surface-acoustic-wave device
US5545531A (en) * 1995-06-07 1996-08-13 Affymax Technologies N.V. Methods for making a device for concurrently processing multiple biological chip assays
US7147763B2 (en) * 2002-04-01 2006-12-12 Palo Alto Research Center Incorporated Apparatus and method for using electrostatic force to cause fluid movement
US6981759B2 (en) * 2002-04-30 2006-01-03 Hewlett-Packard Development Company, Lp. Substrate and method forming substrate for fluid ejection device
KR100523556B1 (ko) * 2002-12-26 2005-11-02 한국건설기술연구원 전광판 지지구조물
KR100509254B1 (ko) * 2003-05-22 2005-08-23 한국전자통신연구원 미세 유체의 이송 시간을 제어할 수 있는 미세 유체 소자
JP4533044B2 (ja) * 2003-08-27 2010-08-25 キヤノン株式会社 センサ
US7943388B2 (en) * 2003-11-14 2011-05-17 3M Innovative Properties Company Acoustic sensors and methods
TWI330461B (en) * 2006-01-12 2010-09-11 Ind Tech Res Inst Surface acoustic wave bio-chip

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6523392B2 (en) 2000-01-25 2003-02-25 Arizona Board Of Regents Microcantilever sensor
KR20030025550A (ko) * 2001-09-21 2003-03-29 주식회사 나노위즈 초소형 전기기계 시스템을 이용한 고주파 소자 및 그 제조방법
US20040072208A1 (en) * 2002-05-23 2004-04-15 Peter Warthoe Surface acoustic wave sensors and method for detecting target analytes
KR20080052296A (ko) * 2006-12-05 2008-06-11 한국전자통신연구원 미세 유체 이송 장치 및 그 제조 방법

Also Published As

Publication number Publication date
WO2009061017A1 (en) 2009-05-14
KR20090047968A (ko) 2009-05-13
US20100304501A1 (en) 2010-12-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR100941065B1 (ko) 바이오 랩온어칩, 및 그 제조 및 작동 방법
Zhang et al. Film bulk acoustic resonators (FBARs) as biosensors: A review
Rapp et al. Biosensors with label-free detection designed for diagnostic applications
Li et al. Gold nanoparticle-based low limit of detection Love wave biosensor for carcinoembryonic antigens
US8580200B2 (en) Method for label-free multiple analyte sensing, biosensing and diagnostic assay
Ogi Wireless-electrodeless quartz-crystal-microbalance biosensors for studying interactions among biomolecules: A review
Nicu et al. Biosensors and tools for surface functionalization from the macro-to the nanoscale: The way forward
US20100297745A1 (en) Flow-through method of functionalizing inner surfaces of a microfluidic device
JP5487200B2 (ja) せん断垂直弾性表面波一体型表面プラズモン共鳴センシング装置および方法
WO2019192125A1 (zh) 一种基于声表面波模式的生物传感器及其检测方法
US20110298455A1 (en) Integrated Microfluidic Sensor System with Magnetostrictive Resonators
CN105431734B (zh) 信号增强的薄膜体声波谐振器
EP3288681A1 (en) Microfluidic valves and devices
JP2010501067A (ja) 目標検体を検出するための、生体表面音響波（ｓａｗ）共振器増幅
US8623284B2 (en) Photonic crystal microarray layouts for enhanced sensitivity and specificity of label-free multiple analyte sensing, biosensing and diagnostic assay
Tigli et al. Fabrication and characterization of a surface-acoustic-wave biosensor in CMOS technology for cancer biomarker detection
US11280784B2 (en) Patterned plasmonic nanoparticle arrays for multiplexed, microfluidic biosensing assays
WO2003025547A1 (en) Method and device for screening analytes using surface plasmon resonance
US9452428B2 (en) Method of making a microfluidic device
WO2005106472A1 (ja) バイオチップの製造方法、バイオチップ、バイオチップ解析装置、バイオチップ解析方法
CN112384797A (zh) 动态范围增加的体声波谐振器
US11344883B2 (en) Microfluidic device with integrated waveguides for analyte identification and method of operation thereof
Viguier et al. Trends and perspectives in immunosensors
KR101515155B1 (ko) 금입자가 융착된 실리카 나노입자를 이용한 전기 화학식 면역 분석 시스템, 이를 이용한 전기 화학식 면역 분석법 및 이를 이용한 면역 분석 장치
CN112449743A (zh) 具有液滴保持结构的传感器

Legal Events

Date Code Title Description
A201 Request for examination
E902 Notification of reason for refusal
E701 Decision to grant or registration of patent right
GRNT Written decision to grant
FPAY Annual fee payment

Payment date: 20130201

Year of fee payment: 4

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20140123

Year of fee payment: 5

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20150126

Year of fee payment: 6

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20160127

Year of fee payment: 7

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20170124

Year of fee payment: 8

LAPS Lapse due to unpaid annual fee