KR101671204B1 - 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법 및 장치 - Google Patents

캔틸레버 센서의 신호 측정 방법 및 장치 Download PDF

Info

Publication number
KR101671204B1
KR101671204B1 KR1020140093501A KR20140093501A KR101671204B1 KR 101671204 B1 KR101671204 B1 KR 101671204B1 KR 1020140093501 A KR1020140093501 A KR 1020140093501A KR 20140093501 A KR20140093501 A KR 20140093501A KR 101671204 B1 KR101671204 B1 KR 101671204B1
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
electrode
cantilever
slit
voltage
signal
Prior art date
Application number
KR1020140093501A
Other languages
English (en)
Other versions
KR20160012333A (ko
Inventor
황교선
김진식
김태송
강지윤
채명식
Original Assignee
한국과학기술연구원
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 한국과학기술연구원 filed Critical 한국과학기술연구원
Priority to KR1020140093501A priority Critical patent/KR101671204B1/ko
Publication of KR20160012333A publication Critical patent/KR20160012333A/ko
Application granted granted Critical
Publication of KR101671204B1 publication Critical patent/KR101671204B1/ko

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/02—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/84—Systems specially adapted for particular applications
    • 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
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01P—MEASURING LINEAR OR ANGULAR SPEED, ACCELERATION, DECELERATION, OR SHOCK; INDICATING PRESENCE, ABSENCE, OR DIRECTION, OF MOVEMENT
    • G01P5/00—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft
    • G01P5/26—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the direct influence of the streaming fluid on the properties of a detecting optical wave

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Food Science & Technology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Aviation & Aerospace Engineering (AREA)
  • Cell Biology (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Micromachines (AREA)

Abstract

본 발명은 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법 및 장치에 대한 것으로, 더욱 구체적으로는 슬릿(slit)을 중심으로 서로 대향하는 제1전극과 제2전극을 갖는 캔틸레버 센서에서, 유전체전기영동힘(DEP)과 같은 보정힘을 이용하여 캔틸레버의 무작위적인 움직임을 최소화함으로서, 더욱 정확하고 다양하게 신호를 측정할 수 있는 효과가 있는 것이다.

Description

캔틸레버 센서의 신호 측정 방법 및 장치{A method and apparatus for signal measurement of cantilever sensor}
본 발명은 캔틸레버(cantilever) 센서에 대한 것으로, 특히 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 센서에서 신호를 측정하는 방법 및 장치에 대한 것이며, 더욱 구체적으로는 캔틸레버의 무작위적인 움직임을 최소화하여 더욱 정확하고 다양하게 신호를 측정하기 위한 것이다.
근래에는 물리적인 현상이나 또는 화학적 반응의 감지를 위하여, MEMS 공정에 의하여 제조된 캔틸레버를 기초로 하는 센서의 개발이 많이 이루어지고 있다.
종래의 캔틸레버 센서들은 열이나 질량(mass) 등에 의한 캔틸레버의 정적인 휨(static deflection)을 감지하거나 또는 공진 주파수 변화의 감지를 레이저와 같은 광원을 이용하여 측정하는 방식이 대부분이다.
캔틸레버의 정적인 휨을 광학계를 이용하여 측정하는 방식의 경우, Nature Biotechnology 19, 856-860 (2001)과 Science 288, 316-318 (2000)에 마이크로 캔틸레버 표면에서 발생하는 생물학적 반응에 의한 단백질 및 유전자의 감지방법이 소개되어 있다. 이와 같은 정적인 휨에 의한 센싱 방법은 레이저와 같은 광원을 캔틸레버 표면에 조사하여 위치인식 다이오드(sensing position diode)로 집광시킴으로써 단백질 또는 유전자의 존재 여부를 파악하는 방식으로 진행된다. 그러나, 광원을 이용하여 캔틸레버의 변형을 측정하는 방식은 광학계 설치를 위한 일정 공간이 요구됨에 따라, 소형화 및 고집적화를 이루는데 그 한계가 있다.
또한, 공진주파수 변화를 이용한 마이크로 캔틸레버 센서에 관한 연구를 살펴보면, Cornell 대학에서는 직사각형의 캔틸레버를 이용하고 Purdue 대학에서는 길이가 약 3㎛인 초소형 캔틸레버를 제작하여 진공이나 공기 중에 포함된 특정 가스의 감지가 가능함을 보고한 바 있다. 다른 예로서, 미국 특허등록번호 US 5,719,324는 화학물질의 캔틸레버 상에서의 반응을 이용한 캔틸레버 센서에 관한 발명을 개시하고 있는데, 타겟 화학물질의 분석을 위해 공진주파수의 변화를 이용하는 것을 특징으로 하고 있다. 또 다른 예로, US 6,212,939 및 US 6,289,717은 실리콘 캔틸레버에 있어서의 흡착에 의한 화학적 센서 및 캔틸레버 상에서의 감지하고자 하는 물질의 바인딩 파트너(binding partner)를 결합시킨 후 감지하는 센서에 관한 발명을 개시하고 있다. 그러나, 이와 같이 공진주파수 변화를 측정하는 방식은 액상 시료의 점도 변화에 따른 공진주파수의 변화 등으로 인해 실험적 오차가 크고, 액상 시료에서 캔틸레버의 댐핑(damping)으로 인해 민감도(sensitivity)가 떨어진다는 문제점이 있다.
이에 따라, MIT에서는 액상 시료에서의 댐핑을 줄이기 위하여 캔틸레버 구조 안에 마이크로플루이딕스 채널(microfluidics channel)을 형성하여 생체 반응이 캔틸레버 구조 안에서 일어나도록 하였고, 일본의 동경대에서는 도 1 및 도 2에 나타난 바와 같이 수㎛ 범위 내의 미세한 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 구조를 만들어서 민감도를 증가시키고자 하였다(Lab Chip, 2011 Dec 21;11(24):4187-93, Epub 2011 Oct 28, High-resolution cantilever biosensor resonating at air-liquid in a microchannel, Park J, Nishida S, Lambert P, Kawakatsu H, Fujita H.). 그러나, 상기와 같이 마이크로플루이딕스 채널을 형성하는 경우 캔틸레버 구조가 복잡해지는 단점이 있고, 슬릿을 갖는 캔틸레버 구조의 경우 레이저 광원을 이용하기 때문에 소형화가 어렵다는 단점이 있다.
이와 관련하여, 본 발명자들은 대한민국 특허출원 제10-2014-0025905호(발명의 명칭 : 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서 및 이를 포함하는 바이오센서)를 통하여, 평판에 형성된 슬릿(slit)과 상기 슬릿에 의해 형성된 캔틸레버; 상기 캔틸레버 상에 형성된 제1전극; 및 상기 슬릿을 중심으로 상기 제1전극에 대향하여(countered) 상기 평판에 형성된 제2전극;을 포함하는 캔틸레버 센서를 출원하였다.
이러한 캔틸레버 센서에서 신호를 측정하는 방법은 캔틸레버 센서의 표면에서 특정한 생체 반응(예, 항원-항체 반응)이 일어났을 때 표면응력 변화에 의하여 발생하는 휘어짐을 측정하는 정적 모드 (static mode or deflection mode)와 질량 증가 및 스프링 상수의 변화에 의하여 발생하는 공진주파수 변화를 측정하는 동적 모드(dynamic mode or dynamic mode) 두 가지로 구분할 수 있고, 상기 동적모드에서는 상기 캔틸레버의 제1전극과 제2전극 사이에 흐르는 전류에 의한 공진주파수의 변화를 측정하는 것에 의할 수 있다.
예를 들어, 캔틸레버 표면에 고정되어 있는 수용체(예, 항체)와 검출하고자 하는 타겟물질(예, 항원)이 결합되었을 때 타겟물질의 질량이 더 해져서 상기 캔틸레버의 질량은 증가하게 되고, 이에 따라 타겟물질의 결합 전후에 변화하는 공진주파수 변화를 상기 제1전극과 제2전극 사이에 흐르는 전류의 변화로 측정하거나, 레이져에 의한 광학방식으로 측정하는 것이 가능하다.
그러나, 미세한 크기의 캔틸레버는 슬릿을 가지는 평판의 상하로 움직일 뿐만 아니라 불규칙적으로 좌우로도 흔들리는 현상을 가지고 있고, 이에 따라 상기 캔틸레버에 의해 발생되는 공진주파수의 불규칙한 변화폭이 커지는 단점이 있다. 특히, 타겟물질이 혈액이나 뇌척수액 또는 버퍼와 같은 액상에 포함되어 있는 경우에는 공진주파수 뿐만 아니라 이에 따른 q-factor 값이 크게 변하면서, 신호 측정의 정확성과 반복재현성 및 신뢰성을 떨어뜨리는 단점이 있다.
본 발명은 상기한 문제점을 해결하기 위한 것으로, 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 센서에서 캔틸레버의 무작위적인 움직임을 최소화하여 더욱 정확하고 다양하게 신호를 측정하는 것이 목적이다.
상기한 목적을 달성하기 위한 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법은, 평판; 상기 평판에 형성된 슬릿(slit)에 의해 외곽 형상이 형성된 캔틸레버; 상기 캔틸레버 상에 형성된 제1전극; 및 상기 슬릿을 중심으로 상기 제1전극에 대향하여(countered) 상기 평판에 형성된 제2전극;을 포함하는 캔틸레버 센서에서 신호를 측정하는 방법으로서, 상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 전압을 인가하는 단계; 및 상기 전압을 인가한 후, 상기 캔틸레버에서 발생되는 신호를 측정하는 단계;를 포함한다.
여기서, 상기 전압을 인가하는 것은, 교류(AC) 전압을 인가하여 상기 슬릿이 위치하는 공간의 전기장을 변화시키는 것이 바람직하다.
그리고, 상기 전압을 인가하는 것은, 교류(AC) 전압을 인가하여 상기 캔틸레버에서 발생되는 공진주파수를 변화시키는 것이 가능하다.
또한, 상기 전압을 인가하는 것은, 교류(AC) 전압을 인가하여 상기 캔틸레버의 강직도 또는 스프링 상수를 변화시키는 것일 수 있다.
또한, 상기 제1전극과 제2전극은 서로 마주하는 면에 뾰족한(pointed) 표면을 가지는 것이 바람직하다.
또한, 본 발명의 다른 예는, 평판; 상기 평판에 형성된 슬릿(slit)에 의해 외곽 형상이 형성된 캔틸레버; 상기 캔틸레버 상에 형성된 제1전극; 및 상기 슬릿을 중심으로 상기 제1전극에 대향하여(countered) 상기 평판에 형성된 제2전극;을 포함하는 캔틸레버 센서에서 신호를 측정하는 방법으로서, 상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 제1전압을 인가하여, 제1공진주파수를 가지는 상기 캔틸레버에서 발생되는 제1신호를 측정하는 단계; 상기 제1신호를 측정한 다음, 상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 제2전압을 인가하여, 제2공진주파수를 가지는 상기 캔틸레버에서 발생되는 제2신호를 측정하는 단계; 및 상기 측정한 제1신호와 제2신호를 비교하는 단계;를 포함하는 것이 가능하다.
삭제
또한, 상기 캔틸레버에서 발생되는 신호를 측정하는 것은, 상기 캔틸레버에서 발생되는 신호를 광학 방식으로 측정하는 것이 바람직하다.
또한, 상기 광학 방식은 레이져유속계(Laser Doppler Velocimetry : LDV)를 이용하는 것이 가능하다.
또한, 상기 전압을 인가하는 것은, 직류(DC) 전압을 인가하여 상기 제1전극과 제2전극 사이에 인력 또는 척력을 형성하는 것일 수 있다.
이와 함께, 본 발명의 다른 구체예는 평판; 상기 평판에 형성된 슬릿(slit)에 의해 외곽 형상이 형성된 캔틸레버; 상기 캔틸레버 상에 형성된 제1전극; 및 상기 슬릿을 중심으로 상기 제1전극에 대향하여(countered) 상기 평판에 형성된 제2전극;을 포함하는 캔틸레버 센서에서 신호를 측정하는 방법으로서, 상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 자기장을 발생시킬 수 있는 물질을 구비시켜서 자기장을 발생시키는 단계; 및 상기 자기장을 발생시킨 후, 상기 캔틸레버에서 발생되는 신호를 측정하는 단계;를 포함하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법도 가능하다.
한편, 본 발명의 다른 실시형태는, 평판; 상기 평판에 형성된 슬릿(slit)에 의해 외곽 형상이 형성된 캔틸레버; 상기 캔틸레버 상에 형성된 제1전극; 및 상기 슬릿을 중심으로 상기 제1전극에 대향하여(countered) 상기 평판에 형성된 제2전극;을 포함하는 캔틸레버 센서에서 신호를 측정하는 장치로서, 상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 전압을 인가하는 수단; 및 상기 캔틸레버에서 발생되는 신호를 측정하는 수단;을 포함하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 장치이다.
여기서, 상기 전압을 인가하는 수단은, 상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 교류(AD) 또는 직류(DC) 전압을 인가하는 것이 바람직하다.
그리고, 상기 신호를 측정하는 수단은 광학방식에 의해 신호를 측정하는 것이 가능하고, 레이져유속계(Laser Doppler Velocimetry : LDV)일 수도 있다.
기타 실시예들의 구체적인 사항들은 상세한 설명 및 도면들에 포함되어 있다.
이러한 본 발명은 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 센서에서 캔틸레버의 무작위적인 움직임을 최소화하여 더욱 정확하고 다양하게 신호를 측정할 수 있는 효과가 있다.
도 1은 종래기술에 따른 캔틸레버 센서의 구조를 나타내는 사시도(a), 부품 결합도(b) 및 흐름도(c)이고,
도 2는 도 1에 따른 캔틸레버 센서의 레이저 광학 방식을 설명하기 위한 단면도(a, b) 및 슬릿 사진(c)이고,
도 3은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 측정 원리 일례를 설명하기 위한 모식도이고,
도 4는 캔틸레버 센서가 액체 내에 위치했을 때 민감도 값인 q-factor 가 감소하는 양상을 설명하기 위한 그래프이고,
도 5는 본 발명에 따라 q-factor 값의 증가를 위하여 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 센서의 일례를 설명하기 위한 개념도이고,
도 6은 본 발명의 바람직한 일 실시예에 따른 캔틸레버 센서의 상세한 구성을 나타내는 상세도이고,
도 7은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 움직임에 따라 수신되는 신호의 크기 일례를 설명하기 위한 개념도이고,
도 8은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 제1전극과 제2전극의 A타입(type) 일례를 설명하기 위한 부분 확대도이고,
도 9는 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 제1전극과 제2전극의 B타입(type) 일례를 설명하기 위한 부분 확대도이고,
도 10은 본 발명의 바람직한 일 실시예에 따른 캔틸레버 센서의 제조방법을 설명하기 위한 흐름도이고,
도 11은 본 발명에 따라 다층 증착(multi-layer doposition) 과정과 액츄에이팅층 및 통신전극 패터닝(actuating layer & communication electrode patterning) 과정을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 사진이고,
도 12는 본 발명에 따라 패시베이션 및 금 패드 패터닝(passivation & Au pad patterning) 과정을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 사진이고,
도 13은 본 발명에 따라 실리콘 벌크 에칭(Si bulk etching) 과정과 슬릿 패터닝(slit patterning) 과정을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 사진이고,
도 14는 본 발명에 따라 웨이퍼 상에 형성된 다수의 캔틸레버 센서 일례를 나타내는 사진이고,
도 15는 도 14의 부분 확대도이고,
도 16은 본 발명에 따라 제조된 A타입 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 확대 사진이고,
도 17은 본 발명에 따라 제조된 B타입 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 확대 사진이고,
도 18은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서에 타겟물질 결합물질을 결합시키는 방법의 일례를 설명하기 위한 개념도이고,
도 19는 본 발명에 따라 시료 이송 채널을 포함하는 바이오 센서의 일례를 나타내는 사진이고,
도 20은 본 발명에 따른 바이오 센서를 이용하여 베타아밀로이드를 감지한 결과의 일례를 나타내는 그래프이고,
도 21은 본 발명에 따른 바이오 센서를 이용한 공기 중 및 액상 시료에서의 공진주파수 분석 결과 일례를 나타내는 그래프이다.
도 22는 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 전극이 뾰족한(pointed) 표면을 가지는 것의 일례를 설명하기 위한 평면도이고,
도 23은 본 발명의 일 실시예 따라 제조된 캔틸레버의 실제 사진과 이것의 시뮬레이션 구성 일례를 나타내는 모식도이고,
도 24는 본 발명의 일 실시예에 따라 유전체전기영동힘(DEP)을 보정 힘으로 이용하여 마이크로 캔틸레버와 전극 사이에 형성된 전기장의 크기 변화 일례를 나타내는 그래프이고,
도 25는 본 발명의 바람직한 일 실시예에 따른 캔틸레버 센서의 신호 측정 장치 구성 일례를 나타내는 구성도이고,
도 26의 도 25에 따른 캔틸레버 센서의 신호 측정 장치 일례를 실제로 나타내는 사진이고.
도 27은 본 발명의 일 실시예에 따른 유전체전기영동힘(DEP)의 유무에 따른 공진주파수 변화 일례를 나타내는 그래피이고,
도 28은 본 발명의 일 실시예에 따른 Convolution을 이용한 다차 모드간 신호 증폭 결과의 일례를 나타내는 그래프이다.
본 발명은 다양한 변환을 가할 수 있고 여러 가지 실시 예를 가질 수 있는 바, 특정 실시 예들을 도면에 예시하고 상세한 설명에서 상세하게 설명하고자 한다. 그러나, 이는 본 발명을 특정한 실시 형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변환, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다. 본 발명을 설명함에 있어서 관련된 공지 기술에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 흐릴 수 있다고 판단되는 경우 그 상세한 설명을 생략한다.
본 출원에서 사용한 용어는 단지 특정한 실시예를 설명하기 위해 사용된 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다. 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. 본 출원에서, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 명세서상에 기재된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
제1, 제2 등의 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성요소들은 상기 용어들에 의해 한정되어서는 안 된다. 상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다.
1. 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버의 측정 원리
도 3은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 측정 원리 일례를 설명하기 위한 모식도이다.
여기에 나타난 바와 같이, 마이크로 캔틸레버를 이용하여 생체물질을 검출하는 원리는 마이크로 캔틸레버 센서의 표면에서 특정한 생체 반응(예, 항원-항체 반응)이 일어났을 때 표면응력 변화에 의하여 발생하는 휘어짐을 측정하는 정적 모드 (static mode or deflection mode)와 질량 증가 및 스프링 상수의 변화에 의하여 발생하는 공진주파수 변화를 측정하는 동적 모드(dynamic mode or dynamic mode) 두 가지로 구분할 수 있다.
상기 동적모드에서 측정하는 요소인 공진주파수는 후크의 법칙과 뉴턴 제 2법칙에 의하여 아래와 같은 수학식 1로 나타낼 수 있다.
[수학식 1]
Figure 112014069508557-pat00001
여기서, f 0 는 공진 주파수, m*는 캔틸레버 질량, k는 스프링 상수이다. 캔틸레버 표면에 고정되어 있는 수용체(예, 항체)와 검출하고자 하는 타겟물질(예, 항원)이 결합되었을 때 타겟물질의 질량이 더 해져서 상기 캔틸레버의 질량은 증가한다. 그리고, 타겟물질은 이웃하는 생체분자들과 동일한 전하를 가지고 있으므로 상기 타겟물질에 척력(밀어내는 힘)이 작용하여 캔틸레버에는 압축 응력(compressive stress)이 발생한다. 이에 따라, 스프링 상수는 감소하게 되고 결국 공진주파수는 감소하게 된다. 이러한 동적 모드를 이용하여 마이크로 캔틸레버 센서의 공진주파수 변화를 측정함으로서 생체물질을 정량분석 할 수 있다.
도 4는 캔틸레버 센서가 액체 내에 위치했을 때 민감도 값인 q-factor 가 감소하는 양상을 설명하기 위한 그래프이고, 도 5는 본 발명에 따라 q-factor 값의 증가를 위하여 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 센서의 일례를 설명하기 위한 개념도이다.
마이크로 캔틸레버 센서를 이용하여 생체물질을 검출하고자 하는 경우, 생체물질이 존재하는 환경은 액체이기 때문에 슬릿이 없는 캔틸레버 센서를 액체 내에 위치시키면 캔틸레버 센서는 액체에 의한 댐핑(damping)으로 인하여 신호가 감소되는 경향을 나타낸다. 이는 수영장 안에서 걸을 때가 일반 평지를 걸을 때보다 더 많은 에너지가 소모되는 것과 같은 원리라고 할 수 있다. 공진주파수 측정 측면에서 보았을 때, 슬릿이 없는 캔틸레버 센서가 액체 내에서 구동할 경우에는 도 4에 나타난 바와 같이 공진주파수 측정 신호가 좌우로 넓게 퍼지게 되고(이를 quality factor(q-factor)가 감소하였다고 함), 이는 정확한 공진주파수 측정을 방해하기 때문에 센서의 민감도 저하를 야기한다.
이러한 액체 내 환경에서의 q-factor 감소로 인한 캔틸레버 센서의 민감도 저하를 최소화하기 위하여, 본 발명에서는 기본적으로 캔틸레버 둘레를 감싸는 슬릿(slit)을 마이크로미터 수준으로 형성하였고, 캔틸레버 센서의 한쪽면(위면 혹은 아래면)에만 시료를 포함하는 액체를 위치시켜서 사용하였다. 마이크로미터 수준의 슬릿은 액체를 통과시키지 않기 때문에, 캔틸레버의 한 면에만 액체가 위치하는 경우 액체가 위 아래 모두에 위치하는 경우보다 액체에 의한 댐핑이 상대적으로 작아지고, 이에 따라 q-factor를 개선시키고 민감도를 높일 수 있는 것이다.
2. 전극을 갖는 캔틸레버의 구체적인 예
도 6은 본 발명의 바람직한 일 실시예에 따른 캔틸레버 센서의 상세한 구성을 나타내는 상세도이고, 도 7은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 움직임에 따라 수신되는 신호의 크기 일례를 설명하기 위한 개념도이다.
도 6에 나타난 바와 같이, 본 발명에 따른 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서는, 평판(10); 상기 평판(10)에 형성된 슬릿(20)에 의해 형성된 캔틸레버(30); 제1전극(40); 및 제2전극(50);을 포함하여 이루어진다.
상기 캔틸레버(30)는 평판(10)에 형성된 슬릿(20)에 의해 만들어진 것으로, 본 발명에 따른 센서는 평판(10)에 형성된 슬릿(20)을 별도의 구성요소로 포함하는 것도 가능하다. 상기 캔틸레버(30)는 그것의 한쪽 끝이 고정되어 있고 다른 쪽 끝은 자유롭게 움직일 수 있는 구조물을 모두 포함하며, 직사각형 모양의 널판지 형상을 갖는 것이 보통이지만 이에 제한되지 않고 삼각형, 타원형 등의 형상을 가질 수도 있다. 일례로, 상기 캔틸레버(30)는 평판에 연결된 고정단(fixed-end, 31)과, 상기 고정단(31)에 대향하는 자유단(fee-end, 32)을 갖는 것이 가능하다. 상기 캔틸레버(30)는 실리콘 등으로 이루어진 기판을 이용하여 제작할 수 있고, 실리콘 질화막 및/또는 실리콘 산화막에 의한 별도의 지지 플레이트 물질을 더 포함하는 것도 가능하다. 상기 캔틸레버(30)의 크기는 특별히 제한되지 않지만, 10㎛~1,000㎛ 범위 내의 길이와 5㎛~500㎛ 범위 내의 폭을 갖는 것이 미세물질의 검출에 바람직하다.
본 발명에서 있어서 상기 캔틸레버(30)는 평판(10)에 슬릿(20)을 형성함으로서 동시에 만들어질 수 있다. 즉, 평판(10)에 슬릿(20)으로 구멍을 뚫어서 캔틸레버(30)의 외곽 형상을 만드는 것이다. 일례로, 도 6에 나타난 바와 같이, 평판(10)에 "ㄷ"자 형상의 슬릿(20)을 형성하면, 상기 슬릿(20)의 내부가 캔틸레버(30)가 되는 것이다. 상기 평판(10)은 실리콘 등으로 이루어진 기판일 수 있고, 슬릿(20)을 형성하는 방법은 특별히 제한되지 않는다. 상기 슬릿(20)은 시료를 포함하는 액체는 통과시키지 않으면서 상기 액체에 의해 발생하는 댐핑 현상을 줄일 수 있는 것으로, 본 발명에서는 특별히 후술하는 제1전극(40)과 제2전극(50) 사이에서 전자(electron)가 이동하는 갭(gap)이 된다. 이를 위한 슬릿(20)의 폭(width)은 1㎛~20㎛ 범위 내인 것이 가능하고, 3㎛~15㎛ 범위 내인 것이 바람직하며, 5㎛~10㎛ 범위 내인 것이 더욱 바람직하다. 상기 범위 미만이면 캔틸레버(30)의 움직임이 방해되고 전자가 원할하게 이동하지 않아 신호값이 작아질 수 있는 단점이 있고, 상기 범위를 초과하면 q-factor 값이 작아지거나 액상 시료가 통과해 버리는 단점이 있다.
상기 제1전극(40)은 상기 캔틸레버(30) 상에 형성된 것으로서, 상기 캔틸레버(30)의 움직임에 따라 같이 움직이는 것이 특징이다. 상기 제1전극(40)은 캔틸레버(30)의 전체 또는 그 일부에 형성될 수도 있고, 그 개수나 모양 또는 방향은 특별히 제한되지 않는다.
상기 제2전극(50)은 상기 슬릿(20)을 중심으로 상기 제1전극(40)에 대향하여(countered) 상기 평판(10)에 형성된 것이다. 즉, 상기 제2전극(50)은 평판(10)에 형성되어 있어서, 캔틸레버(30)에 형성된 제1전극(40)과의 통신을 위한 것이다. 다시 말해서, 상기 제2전극(50)은 캔틸레버(30)의 움직임에 의해 제1전극(40)에서 송신되는 신호를 수신하는 기준전극일 수 있다. 이와 같은 제1전극(40)과 제2전극(50) 간의 신호 전달을 위하여, 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)은 슬릿(20)을 가운데 두고 서로 마주보는 위치에 형성되는 것이 바람직하다. 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)은 슬릿(20)을 사이에 두고 서로 대응하거나 대향하는 위치에 형성되어 통신하는 것이 특징이고, 이를 통하여 캔틸레버(30)의 공진주파수를 전기적으로 측정하는 것이 가능하다.
일례로, 도 7에 나타난 바와 같이, 캔틸레버의 일면에 위치한 두 개의 통신전극(communication electrodes), 즉 본 발명에 따른 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)에 직류전압을 인가한 후 마이크로 슬릿(slit)을 통과하여 전달되는 전압 신호의 크기를 측정할 수 있다. 그래서, 상기 통신 전극을 통해 전달되는 신호의 크기를 실시간으로 측정함으로서, 변위가 가장 클 때(도 7에서 (a) 및 (c)의 경우)와 변위가 가장 작을 때(도 7에서 (b)의 경우)의 주파수를 알 수 있다. 변위가 가장 클 때는 두 전극 사이의 거리가 가장 긴 경우이고 전기적 에너지 이동은 최소가 되며, 변위가 가장 작을 때는 두 전극 사이의 거리가 가장 짧은 경우이고 전기적 에너지 이동은 최대가 된다. 이러한 방법으로 캔틸레버의 공진주파수를 정교하게 측정하는 것이 가능하다.
이와 같이, 본 발명은 캔틸레버(30)에 형성된 제1전극(40)과, 슬릿(20)을 사이에 두고 상기 제1전극(40)에 마주하는 제2전극(50)간의 신호 전달을 특징으로 하는바, 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)의 개수, 모양, 크기 및/또는 위치는 서로 다른 것도 가능하지만, 서로 동일하거나 유사한 것이 바람직하다.
나아가, 상기 제1전극(40)이 캔틸레버(30) 상에서 고정단(31)에서부터 자유단(32) 방향으로, 또는 자유단(32)에서부터 고정단(31) 방향으로 길게 형성되는 경우에는 캔틸레버(30)의 움직임을 가장 잘 반영하여 신호를 더욱 크고 정확하게 전달할 수 있는 장점이 있다. 또한, 상기 제1전극(40)의 일단이 캔틸레버(30)의 자유단(32) 끝단에 맞닿아 있는 경우에는 제2전극(50)과의 전자의 이동을 더욱 원할하게 할 수 있어서 신호 변화를 더욱 크게 얻을 수 있는 효과가 있다.
이러한 본 발명은 슬릿(20)을 갖는 캔틸레버(30) 센서에 서로 대응되는 통신 전극을 구비하는 것을 특징으로 하여, 전기적인 방법으로 센싱이 가능하며, 이를 통해 센서를 소형화할 수 있는 효과가 있다.
이와 함께, 본 발명의 다른 특징은 상기 캔틸레버(30) 주변에 형성된 압전박막층(piezoelectric actuating layer, 60)을 더 포함하는 것일 수 있다.
상기 압전박막층(60)은 캔틸레버(30) 주변에 구비되어 진동신호를 캔틸레버(30)에 전달함으로서, 상기 서로 대응되는 통신 전극, 즉 제1전극(40)과 제2전극(50) 간에서 발생되는 신호의 크기를 더욱 크게 증폭시키는 기능을 가진다.
상기 압전박막층(60)은 진동을 발생시키는 압전박막 또는 압전막을 포함하는 것이 특징이고, 일례로 상기 압전박막층(60)은 압전박막(63)과 상기 압전박막(63)의 위 및 아래에 형성된 상부전극(61) 및 하부전극(62)을 포함하여 이루어진 것이 가능하다. 이를 통해, 압전박막(63)의 상부전극(61)과 하부전극(62)에 저주파에서 고주파수를 갖는 교류신호를 순차적으로 인가하여 캔틸레버(30)에 진동에너지를 전달시킬 수 있고, 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)에 직류전압을 인가한 후 슬릿(20)을 통과하여 전달되는 전압 신호의 크기를 측정하는 것이 가능하다. 그러면, 캔틸레버(30)의 공진주파수와 동일한 주파수의 교류신호가 압전박막(63)을 통하여 전달되었을 때 캔틸레버(30)는 가장 큰 변위를 가지면서 상하로 진동하게 된다. 그래서, 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)을 통해 전달되는 신호의 크기를 실시간으로 측정하여 변위가 가장 클 때의 주파수를 알 수 있고, 이러한 방법으로 마이크로 캔틸레버(30)의 공진주파수를 더욱 정교하게 측정하는 것이 가능하다.
이때, 상기 압전박막층(60)이 캔틸레버(30)보다 더 큰 폭(width)을 갖는 경우에는 상기 캔틸레버(30)에 진동에너지를 더욱 많이 전달할 수 있어서 효과적이다.
또한, 상기 압전박막층(60)은 캔틸레버(30) 주변 어디에 형성되는 것도 가능하지만, 캔틸레버(30)의 고정단(31) 뒤쪽(뿌리(anchor) 부분)에 형성된 것이 상기 캔틸레버(30)에 진동에너지를 더욱 효과적으로 전달할 수 있다. 상기 고정단(31) 뒤쪽이라 함은 캔틸레버(30)가 평판에 연결되어 지지되는 부분 및/또는 상기 고정단(31)으로부터 자유단(32)에 반대되는 방향의 일부분을 포함하는 개념이다.
또한, 본 발명은 상기 제1전극(40)과 연결된 전극라인(41)을 더 포함하고, 상기 전극라인(41)은 상기 압전박막층(60)과 캔틸레버(30) 사이에 또는 상기 압전박막층(60)과 캔틸레버(30)의 고정단(31) 사이에 형성되는 것이 바람직한데, 이와 같이 압전박막층(60)과 캔틸레버(30) 사이에 전극라인(41)을 배치함으로서 상기 압전박막층(60)을 캔틸레버(30)와 더욱 근접한 위치에 배치할 수 있고, 나아가 센서의 집적화 및 소형화를 가능하게 할 수 있다.
도 8은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 제1전극(40)과 제2전극(50)의 A타입(type) 일례를 설명하기 위한 부분 확대도이고, 도 9는 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)의 B타입(type) 일례를 설명하기 위한 부분 확대도이다.
먼저, 본 발명에 따른 상기 제1전극(40)은 하나로 형성되는 것도 가능하지만, 서로 이격되어 있는 2개 이상의 전극(40a, 40b)을 포함하여 이루어질 수도 있다. 또한, 상기 제2전극(50) 역시 하나로 형성되는 것도 가능하지만, 서로 이격되어 있는 2개 이상의 전극(50a, 50b)을 포함하여 이루어질 수도 있다. 마이크로 수준의 캔틸레버(30)의 경우 좌우로 수평이 잘 맞지 않을 수 있는데, 1개의 전극을 사용하는 것보다 상기와 같이 2개 이상의 전극을 이용하는 경우에는 신호를 양쪽에서 균형 있게 검출할 수 있는 효과가 있다.
이를 위하여, 상기 2개 이상의 전극은 각각 캔틸레버(30)의 일면 상에서 양쪽 측단에 위치하는 것이 바람직하고, 캔틸레버 중심에서 점 대칭 또는 선 대칭되는 위치에 형성된 것이 더욱 바람직하다.
또한, 상기 제2전극(50)은 도 9에 나타난 바와 같이, 상기 제1전극(40)의 전부 또는 일부를 감싸는 형상을 갖는 것이 바람직하다. 즉, 상기 제2전극(50)은 상기 캔틸레버(30)의 자유단(31)에 대향하는 부분과 상기 캔틸레버(30)의 둘레부(33)에 대향하는 부분을 연속적으로 포함하여 이루어질 수 있다. 상기 제2전극(50)이 이와 같은 형상을 갖는 경우에는 상기 제1전극(40)에서 송신되거나 수신되는 신호를 빠짐없이 전달받거나 전달할 수 있는 효과가 있다.
한편, 본 발명의 본 발명의 다른 실시형태는 상기 캔틸레버(30) 상에 구비된 타겟물질 결합물질을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서이다.
상기 타겟물질 결합물질은 분석하거나 검출하고자 하는 목적이 되는 타겟물질을 포획하기 위한 것으로, 상기 타겟물질에 따라 달라질 수 있으며, 상기 타겟물질과 이를 위한 결합물질은 이 기술분야에 알려진 모든 것을 포함할 수 있다.
또한, 본 발명에 따른 바이오 센서는 상기 캔틸레버(30) 상이나 또는 그것의 제1전극(40) 전부 또는 일부에 형성되고 상기 타겟물질 결합물질이 결합되는 금 박막층을 더 포함할 수 있다(도 18 참조). 상기 금 박막층은 상기 캔틸레버(30) 또는 제1전극(40)에 형성되어 타겟물질 결합물질을 더욱 용이하게 결합시키기 위한 것으로, 이 기술분야에 알려진 모든 것을 포함할 수 있다.
또한, 본 발명에 따른 바이오 센서는 상기 캔틸레버(30)의 일측으로 타겟물질이 포함된 액상시료를 이송하는 채널(도시하지 않음)을 더 포함하는 것이 가능하다(도 1 및 도 2 참조). 상기 채널은 캔틸레버(30)의 위면 또는 아래면에 배치되는 것이 가능하고, 상기 캔틸레버(30)의 길이 방향에 수직한 방향으로 구비되는 것이 시료의 이동에 의해 캔틸레버(30)의 움직임이 방해받지 않아서 더욱 바람직하다.
도 10은 본 발명의 바람직한 일 실시예에 따른 캔틸레버 센서의 제조방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
여기에 도시된 본 발명의 또 다른 실시형태는 평판(10)에 제1전극(40)과 상기 제1전극(40)에 대향하는 제2전극(50)을 형성하는 단계(S100); 및 상기 형성된 제1전극(40)과 제2전극(50) 사이에 슬릿(20)을 형성하여 캔틸레버(30)를 제조하는 단계(S200);를 포함하여 이루어지는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서의 제조방법이다.
이러한 본 발명은 슬릿(20)을 갖는 캔틸레버(30)에 있어서 상기 슬릿(20)을 중심으로 대응하는 제1전극(40)과 제2전극(50)을 형성하는 것이 기본적인 특징이고, 특별히 평판(10)에 제1전극(40)과 제2전극(50)을 증착시킨 후 슬릿(20)을 형성하는 것을 특징으로 한다. 이러한 본 발명에 따른 제조방법은 제조과정 상에서 더욱 간단하고 용이할 뿐만 아니라, 수 마이크로미터 수준의 슬릿(20)에 전극 형성을 위한 페이스트들이 채워져 막히는 문제점을 해소할 수 있는 효과도 있다.
구체적으로, 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)을 형성하는 단계(S100)는 다층 증착(multi-layer doposition) 과정(도 10의 (1)), 액츄에이팅층 및 통신전극 패터닝(actuating layer & communication electrode patterning) 과정(도 10의 (2)), 패시베이션 및 금 패드 패터닝(passivation & Au pad patterning) 과정(도 10의 (3)) 및 실리콘 벌크 에칭(Si bulk etching) 과정(도 10의 (4))을 포함할 수 있다.
상기 다층 증착(multi-layer doposition) 과정(S110)은 실리콘 등으로 이루어진 기판의 적어도 일면에 실리콘 질화막을 증착시키고, 본 발명에 따른 압전박막층과 제1전극 및 제2전극을 형성하기 위한 재료를 적층시키는 것이다. 일례로, 상기 압전박막층의 하부전극, 압전박막, 상부전극 형성을 위해 Pt/PZT/Pt 를 차례로 증착시킬 수 있고, 그 중에서 하부 Pt는 상기 제1전극 및 제2전극의 형성에도 사용된다(도 10의 (1)).
상기 액츄에이팅층 및 통신전극 패터닝(actuating layer & communication electrode patterning) 과정(S120)은 상기 다층 증착된 층을 위에서부터 차례로 식각하여 압전박막층과 제1전극 및 제2전극을 형성하는 것이다. 일례로, 상부 백금(Pt)층을 식각하여 압전박막층의 상부전극을 형성하고, PZT 층을 식각하여 압전박막을 형성하며, 하부 백금(Pt)층을 식각하여 압전박막층의 하부전극을 형성하는 것이다. 이와는 별도로 또는 이와 함께, 상기 압전박막층과는 다른 위치에서 상기 하부 백금(Pt)층을 식각하여 본 발명에 따른 제1전극 및 제2전극을 형성할 수 있다(도 10의 (2)).
도 11은 본 발명에 따른 다층 증착 과정(S110)과 액츄에이팅층 및 통신전극 패터닝 과정(S120)을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 사진이고, 도 11에서 오른쪽 위의 사진은 상부 백금(Pt)층을 식각하여 압전박막층의 상부전극을 형성한 상태이며, 도 11에서 왼쪽 아래 사진은 PZT 층을 식각하여 압전박막을 형성한 상태이다.
그리고, 상기 패시베이션 및 금 패드 패터닝(passivation & Au pad patterning) 과정(S130)은 보호층으로서 실리콘 산화막을 증착하고 전극연결단자를 형성하는 것이다. 일례로, 상기 액츄에이팅층 및 통신전극 패터닝 과정(S120)을 거친 센서의 전면에 SiO2 를 고르게 증착하여 보호층을 형성할 수 있는데, 이는 나중에 캔틸레버 센서에 표면처리를 시행할 때 화학물질 및 이온이 녹아져 있는 용액에 담그게 되는데 그러한 용액들로부터 센서를 보호하기 위한 것이다. 그리고는, 나중에 캔틸레버의 제1전극에 타겟물질 결합물질을 고정시키고 제1전극과 제2전극의 신호 전달을 위하여, 상기 제1전극 및 제2전극의 일부분(타겟물질 결합물질이 고정되는 부분 및/또는 제1전극의 자유단 끝 부분 등)에 증착된 절연물질인 실리콘 산화막을 에칭하는 과정(Pt electrode contact hole etching)을 거칠 수 있다. 그리고, 금 패드 패터닝 과정을 거치는데 이는 캔틸레버 센서에서 외부로 연결하여 신호를 주고 측정을 하는데 필요한 모든 전극들을 접촉이 용이하도록 만들어 주는 것이다(도 10의 (3)).
도 12는 본 발명에 따라 패시베이션 및 금 패드 패터닝 과정(S130)을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 사진이며, Au 단자가 노란색 패드로 나타나 있다.
이어서, 상기 실리콘 벌크 에칭(Si bulk etching) 과정(S140)은 상기와 같은 과정을 거친 센서의 후면 중 캔틸레버가 형성될 부분만을 식각하여 상기 캔틸레버의 두께를 얇게 만드는 것이다. 일례로, 상기 S130의 과정을 거친 센서의 아래면 중 캔틸레버가 형성될 부분 및 제2전극의 일부를 포함하는 부분의 아래면 실리콘(SiNx/Si)을 식각하여, 상기 캔틸레버가 형성될 부분 등을 SiNx/SiO2 로 구성하는 것이다(도 10의 (4)).
도 13의 왼쪽 사진은 본 발명에 따라 실리콘 벌크 에칭 과정(S140)을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 것이고, 특히 왼쪽 아래 사진에서 검은색 부분은 실리콘(SiNx/Si)이 남아있는 부분이며, 밝게 보이는 가운데 부분이 식각된 부분이다.
계속해서, 상기 슬릿(20)을 형성하여 캔틸레버(30)를 제조하는 단계(S200)는 슬릿 패터닝(slit patterning) 과정(도 10의 (5))를 포함할 수 있다.
상기 슬릿 패터닝 과정(S210)은 캔틸레버(30)를 제조하기 위하여 미리 정해진 위치에 슬릿을 형성하는 것이다. 일례로, 제1전극과 제2전극이 형성된 위치의 사이에 슬릿을 형성하여, 상기 제1전극과 제2전극이 상기 슬릿을 사이에 두고 마주보도록 할 수 있다(도 10의 (5))
도 13의 오른쪽 사진은 본 발명에 따라 슬릿 패터닝 과정(S210)을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 사진이고, 제1전극과 제2전극 사이에 슬릿이 형성되었음을 확인할 수 있다.
3. 보정 힘을 이용한 캔틸레버 센서의 신호 측정
상술한 바와 같이, 본 발명에 따른 캔틸레버 센서에서 타겟물질의 검출은 타겟물질의 결합 전후에 변화하는 공진주파수 변화를 상기 제1전극(40)과 제2전극(50) 사이에 흐르는 전류의 변화로 측정하거나, 레이져에 의한 광학방식으로 측정하는 것이 가능하다.
그러나, 미세한 크기의 캔틸레버는 슬릿을 가지는 평판의 상하로 움직일 뿐만 아니라 불규칙적으로 좌우로도 흔들리는 현상을 가지고 있고, 이에 따라 상기 캔틸레버에 의해 발생되는 공진주파수의 불규칙한 변화폭이 커지는 단점이 있다. 특히, 타겟물질이 혈액이나 뇌척수액 또는 버퍼와 같은 액상에 포함되어 있는 경우에는 공진주파수 뿐만 아니라 이에 따른 q-factor 값이 크게 변하면서, 신호 측정의 정확성과 반복재현성 및 신뢰성을 떨어뜨리는 단점이 있다.
이에 따라, 본 발명의 다른 실시형태는 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 센서에서 캔틸레버의 무작위적인 움직임을 최소화하여 더욱 정확하고 다양하게 신호를 측정하기 위한 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법이다.
이러한 본 발명은 상기한 바와 같은 캔틸레버 센서에서 신호를 측정하는 방법으로서, 상기 제1전극(40) 및 제2전극(50) 중 하나 이상에 전압을 인가하는 단계; 및 상기 전압을 인가한 후, 상기 캔틸레버(30)에서 발생되는 신호를 측정하는 단계;를 포함한다.
여기서, 상기 전압을 인가하는 단계는 유전체전기영동힘(DEP)과 같은 보정힘을 이용하여 캔틸레버(30)의 무작위적인 움직임을 최소화하기 위한 것이다. 예를 들어, 상기 제1전극(40) 및/또는 제2전극(50)에 교류(AC) 전압을 인가하면, 상기 제1전극(40)과 제2전극(50) 사이, 또는 슬릿(20)에는 전기장의 큰 변화가 일어나고, 이러한 전기장 변화에 의해 발생한 힘(즉, 유전체전기영동힘(DEP))이 캔틸레버(30)에 가해져서, 상기 캔틸레버(30)를 양측에서 지지하는 효과를 가져온다. 현상학적으로 쉽게 말하면, 상기 캔틸레버(30)의 단단함 또는 경도가 높아지거나 딱딱해져서, 상기 캔틸레버(30)의 무작위적인 떨림이 줄어들며, 이에 따라 더욱 정확하고, 재현성 및 신뢰성이 우수한 신호값을 얻을 수 있다.
이에 따라, 본 발명은 상기 제1전극(40) 및/또는 제2전극(50)에 교류(AC) 전압을 인가하여, 상기 슬릿(20)이 위치하는 공간의 전기장을 변화시키는 것이 가능하다. 예를 들어, 상기 슬릿(20)이 위치하는 공간의 전기장을 증가시켜서, 상기 캔틸레버(30)를 뻣뻣하게 함으로서 그것의 무작위적인 떨림을 줄일 수가 있다.
또한, 상기 캔틸레버(30)에서 발생되는 신호는 상기 제1전극(40) 및/또는 제2전극(50)에 인가한 전압과는 별도의 다른 방법에 의해 측정하는 것이 바람직하다. 예를 들어, 상기 캔틸레버(30)에서 발생되는 신호를 측정하는 것은, 상기 캔틸레버(30)의 제1전극(40)과 제2전극(50) 사이에 흐르는 전류에 의한 공진주파수의 변화를 측정하는 방법 이외에 다른 방법으로 신호를 측정하는 것이 바람직하고, 그 중에서도 상기 캔틸레버(30)에서 발생되는 신호를 광학 방식으로 측정하는 것이 더욱 바람직하며, 특히 싱기 광학 방식은 레이져유속계(Laser Doppler Velocimetry : LDV)를 이용하는 것이 가장 바람직하다.
일반적으로. 유전체전기영동힘(DEP)은 전기장이 변화하는 공간 안에 유전체 물질(예를 들어, 타겟물질이 포함된 액상 시료) 등이 위치하게 되면, 상기 전기장의 변화에 의하여 발생하는 힘으로 알려져 있다. 지구의 중력장의 변화가 가장 큰 곳(북극, 남극) 등에서 오로라와 같은 현상이 발생하는 것도 이와 비슷한 원리에 의한다. 즉, 유전체전기영동힘(DEP)은 어떠한 장(field)의 변화가 발생하는 곳에서 유전체 물질 등이 척력 혹은 인력을 받는 현상을 의미한다.
상기 유전체전기영동힘(DEP)은 아래와 같은 수학식 2 및 수학식 3으로 나타낼 수 있다.
[수학식 2]
Figure 112014069508557-pat00002
[수학식 3]
Figure 112014069508557-pat00003
상기 수학식 2 및 수학식 3에서, 각각의 파라미터는 다음과 같이 정의될 수 있다 : FDEP (DEP 힘), v(유전체 입자의 부피), K(ω) (Clausius-Mossotti factor), E (전기장), εm (나노 입자가 있는 미디어의 유전율), εp (나노 입자의 유전율), σm (나노 입자가 있는 미디어의 전기 전도도), σp (나노 입자의 전기 전도도).
본 발명에서 별도의 나노 입자 없이 DEP만 이용하는 경우에는, 상기 미디어의 입자가 바로 나노 입자인 것으로 볼 수 있다. 즉, 나노 입자 없이 DI와 같은 물질(deionized water)을 이용하여 실험하는 경우, 물 분자가 바로 나노 입자인 것으로 볼 수도 있다.
이에 따르면, DEP는 전기장과 전기장 기울기의 곱에 비례하는 것을 알 수 있고, 전기장의 주파수에 따라 그 크기가 다를 수도 있다. 그래서, 본 발명에서는 다양한 주파수 영역의 교류 전압을 이용하여 DEP를 발생시킬 수 있고, 본 발명자들은 그 중에서도 3Vpp, 50MHz의 사인파 AC를 슬릿에 의해 형성된 캔틸레버의 대향하는 전극에 적용시키는 경우, 가장 효과가 우수한 것을 확인하였다.
이와 같이, DEP와 같은 보정 힘은 캔틸레버를 안정화시킬 수 있을 뿐만 아니라, 캔틸레버 자체의 단담함을 변화시켜서 공진주파수의 변화를 가져올 수 있다. 또한, 1개의 캔틸레버가 다양한 공진 주파수를 갖는 경우, 하나의 센서를 이용하여 다양한 측정이 가능하다.
즉, 공진주파수(f)는 상기 수학식 1에 나타난 바와 같이, 캔틸레버의 강직도를 나타내는 스프링 상수(k)와 질량(m)에 영향을 받는데, DEP와 같은 보정힘을 가하여 캔틸레버의 강직도 k를 높이면 공진주파수를 높일 수가 있다. 또한, 측정하고자 하는 바이오 생체 물질에 영향을 주지 않는 나노 입자 등을 DEP를 이용하여 캔틸레버에 붙이면 캔틸레버의 질량(m)을 높일 수도 있으며, 이를 통하여 캔틸레버의 기본 공진주파수를 낮게 만들 수 있다.
이러한 반응들은 가역적인 반응이어서, DEP가 있을 때와 없을 때의 공진주파수를 다양하게 조절 할 수 있다. 예를 들어, DEP 힘이 없을 때 캔틸레버의 공진 주파수가 150KHz 라고 가정하면 DEP 힘을 이용하는 경우, 상기 캔틸레버의 공진 주파수를 147KHz 혹은 153KHz로 변화시킬 수 있는 것이다. 그러면, 3개의 공진 주파수를 기준으로 바이오 물질의 유무에 따른 변화를 측정할 수 있고, 이러한 다차 모드(다양한 공진 주파수를 의미함)를 이용하면 기존 1개 모드의 공진 주파수로 측정하는 경우에 비해 훨씬 정확하고 다양한 측정이 가능하다. 여기서, 상기 정확의 의미는 3개 모드의 변화를 한 소자에서 보기 때문에 1개의 모드 변화를 측정하는 경우에 비해 정확하다는 것이다. 또한, 상기 다양의 의미는 모드에서의 변화를 그대로 이용할 뿐만 아니라 3개 모드의 convolution 등의 신호 처리를 통하여 신호 증폭 등에 이용할 수 있다는 것이다.
이에 따라, 본 발명은 교류(AC) 전압을 인가하여 상기 캔틸레버(30)에서 발생되는 공진주파수를 변화시키는 것이 가능하다. 또한, 본 발명은 교류(AC) 전압을 인가하여 상기 캔틸레버(30)의 강직도 또는 스프링 상수(k)를 변화시키는 것일 수 있다.
나아가, 본 발명에 따른 방법의 다른 예는, 상기 제1전극(40) 및 제2전극(50) 중 하나 이상에 제1전압을 인가하여, 제1공진주파수를 가지는 상기 캔틸레버(30)에서 발생되는 제1신호를 측정하는 단계; 상기 제1신호를 측정한 다음, 상기 제1전극(40) 및 제2전극(50) 중 하나 이상에 제2전압을 인가하여, 제2공진주파수를 가지는 상기 캔틸레버(30)에서 발생되는 제2신호를 측정하는 단계; 및 상기 측정한 제1신호와 제2신호를 비교하는 단계;를 포함하는 것이 가능하다. 예를 들어, 제1공진주파수를 기본으로 가지는 캔틸레버(30)를 이용하여 제1전압에 의해 타겟물질을 검출한 다음, 제2전압으로 상기 캔틸레버(30)의 기본 공진주파수를 제2공진주파수로 변경한 후 타겟물질을 검출한 다음, 상기 얻은 2가지 결과를 비교하거나 convolution 하여 더욱 정확한 결과를 얻을 수가 있다.
이와 함께, 본 발명에 따른 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)은 서로 마주하는 면에 뾰족한(pointed) 표면을 가지는 것이 바람직하다.
즉, 도 22에 나타난 바와 같이, 슬릿(slit)을 사이에 두고 마주하는 2 전극의 일면을 물결 또는 파도 형상으로 하고, 그것의 마루 영역을 뾰족하게 해서 서로 대응되는 곳에 위치시키는 경우, 전기장의 왜곡을 심하게 만들 수 있으며, 이에 따라 DEP 를 가장 크게 구현할 수 있는 효과가 있다. 즉, 이러한 구조를 가지게 되면 뾰족한 구조물의 수 만큼에 해당하는 배수의 효과가 나타나게 할 수 있다.
상기에서는 캔틸레버의 움직임을 보정하기 위한 보정힘으로서 유전체전기영동힘(DEP)이라는 것을 예로 들어서 상세하게 설명하지만, 본 발명은 이에 제한되는 것은 아니다.
이외에, 본 발명은 상기 보정힘으로서 전기영동힘을 이용하거나 전자기력을 이용하는 것도 가능하다.
즉, 상기 제1전극(40) 및 제2전극(50) 중 하나 이상에 직류(DC) 전압을 인가하여 상기 제1전극(40)과 제2전극(50) 사이에 인력 또는 척력을 형성함으로서, 보정힘을 만들어 낼 수 있다.
또한, 상기 제1전극(40) 및 제2전극(50) 중 하나 이상에 N/S 자기장을 발생시킬 수 있는 물질을 구비시켜서, 자기력을 발생시킴으로서, 보정힘을 만들어 내는 것도 가능하다.
한편, 본 발명의 다른 실시형태는 상기한 캔틸레버 센서에서 신호를 측정하는 장치로서, 상기 제1전극(40) 및 제2전극(50) 중 하나 이상에 전압을 인가하는 수단; 및 상기 캔틸레버(30)에서 발생되는 신호를 측정하는 수단;을 포함하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 장치이다.
여기서, 상기 전압을 인가하는 수단은 특별히 제한되지 않으며, 상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 교류(AD) 또는 직류(DC) 전압을 인가하는 것이 바람직하다.
그리고, 상기 신호를 측정하는 수단은 특별히 제한되지 않으며, 광학방식에 의해 신호를 측정하는 것이 가능하고, 레이져유속계(Laser Doppler Velocimetry : LDV)일 수도 있다(도 25 참조).
이러한 본 발명에 의하면, 유전체전기영동힘(DEP)과 같은 보정힘을 이용하여 캔틸레버(30)의 무작위적인 움직임을 최소화함으로서, 더욱 정확하고 다양하게 신호를 측정할 수 있는 효과가 있는 것이다.
본 발명은 하기의 실시예에 의하여 보다 더 잘 이해 될 수 있으며, 하기의 실시예는 본 발명의 예시 목적을 위한 것이며, 첨부된 특허청구범위에 의하여 한정되는 보호범위를 제한하고자 하는 것은 아니다.
실시예 1 : 캔틸레버 센서의 제조
마이크로 캔틸레버 센서 제작은 MEMS 공정기술을 이용하여 제작하였다.
먼저, 4인치 실리콘 웨이퍼에 1㎛ 두께로 저응력 질화막(SiNx)을 LPCVD (low pressure chemical vapor deposition) 방법으로 양면에 증착하였고, 웨이퍼 상부에 스퍼터링법으로 하부 전극인 백금층을 0.15 ㎛ 두께로 증착하였다. 그리고, 마이크로 캔틸레버 센서에 진동 에너지를 공급하는 압전 박막인 PZT 막을 솔-젤 (sol-gel) 방식으로 상기 백금층 위에 2㎛ 두께로 증착하였고, 상기 PZT 박막 위에 상부 전극으로서 0.1 ㎛ 두께로 백금을 스퍼터링법으로 증착하였다.
그런 다음, 다층박막이 증착된 웨이퍼를 상부층부터 차례로 식각하였다. 상부 백금과 PZT, 하부 전극 백금 막을 식각하여 압전박막층을 제조하고, 동시에 상기 하부 전극 백금 막을 식각하여 통신전극을 제조하였다.
그 후, 전면에 PECVD (plasma enhanced chemical vapor deposition) 방법으로 산화실리콘 막을 0.2 ㎛ 두께로 증착하였다. 이와 함께, 금 접촉 전극을 lift-off 법으로 형성하여 신호처리를 위한 전극을 제조하였다.
그리고는, 실리콘을 벌크 식각하여 마이크로 캔틸레버의 두께를 약 1.2 ㎛ 두께로 조절하였다.
이어서, 슬릿을 패터닝하고 에칭하여 슬릿과 압전 박막을 포함하는 마이크로 캔틸레버 센서를 제작하였다.
도 14는 본 발명에 따라 웨이퍼 상에 형성된 다수의 캔틸레버 센서 일례를 나타내는 사진이고, 도 15는 도 14의 부분 확대도이며, 도 16은 본 발명에 따라 제조된 A타입 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 확대 사진이고, 도 17은 본 발명에 따라 제조된 B타입 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 확대 사진이다.
실험예 1 : 생체물질 검출 실험
상기 실시예 1을 통하여 제작된 마이크로 캔틸레버 센서를 이용하여 액체 내 특이 생체물질을 검출하고자 하였고, 이를 위해 마이크로 캔틸레버의 상부 또는 하부 표면에 금 박막을 증착하였다.
도 18은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서에 타겟물질 결합물질을 결합시키는 방법의 일례를 설명하기 위한 개념도이고, 여기에 나타난 바와 같이 증착된 금 박막에 에틸린글리콜 기반의 자기조립단분자층을 형성하였으며, 그 위에 알츠하이머 진단을 위한 베타아밀로이드 항체를 고정하였다.
도 19는 본 발명에 따라 시료 이송 채널을 포함하는 바이오 센서의 일례를 나타내는 사진이고, 여기에 나타난 바와 같이, 베타아밀로이드 특이 항체가 고정된 마이크로 캔틸레버 센서를 액체를 주입할 수 있는 채널이 형성되어 있는 칩에 위치시킨 후, 센서의 전극과 측정부를 연결하여 공진주파수를 측정하였다.
도 20은 본 발명에 따른 바이오 센서를 이용하여 베타아밀로이드를 감지한 결과의 일례를 나타내는 그래프이고, 여기에 나타난 바와 같이, 마이크로 캔틸레버 센서가 탑재되어 있는 칩에 버퍼용액(PBS)을 주입하여 20분 동안 공진주파수를 측정한 후 검출하고자 하는 베타아밀로이드가 녹아있는 용액을 주입하였다. 그때 주입한 용액의 농도는 1ng/mL 였고, 용액 주입 후에 항체와 베타아밀로이드와 결합에 의하여 공진주파수가 지속적으로 감소하여 약 38 Hz 감소하였다. 포화수준에 도달한 후(베타아밀오이드 용액 주입 후 약 20분 후) 다시 버퍼용액을 주입하여 공진주파수를 측정하여 비특이적 흡착된 단백질을 제거하고자 하였다. 그 이후에 다시 10 ng/mL의 베타아밀로이드 용액을 주입하여 공진주파수 변화량을 관찰하였다. 주입 후에 급격한 공진주파수 감소를 보였고 약 60 Hz 감소 후에 포화상태에 도달하였다. 이로써 슬릿과 압전박막이 포함된 마이크로 캔틸레버 센서의 공진주파수 변화를 이용하여 생체물질을 검출할 수 있는 가능성을 확인하였다. 이러한 마이크로 캔틸레버 센서를 이용하여 생체물질 검출에 응용한 결과 약 1 ng/mL 수준의 액체 내 생체물질을 검출할 수 있음을 확인하였다.
도 21은 본 발명에 따른 바이오 센서를 이용한 공기 중 및 액상 시료에서의 공진주파수 분석 결과 일례를 나타내는 그래프이고, 여기에 나타난 바와 같이, 액체를 주입하였을 때 본 발명에 따른 마이크로 캔틸레버 센서의 q-factor는 공기 중의 수치(약 100) 보다는 다소 감소하였지만, 종래에 액체 내에 위치한 마이크로 캔틸레버 센서의 q-factor(2~4) 보다는 최대 약 10배 가량 우수한 q-factor(20~40)를 갖는 것을 확인하였다. 이러한 q-factor는 액체 내 존재하는 극미량의 생체물질을 측정하는데 민감도 저해가 최소화되었다고 할 수 있다.
상기 q-factor는 일반적으로
Figure 112014069508557-pat00004
로 정의될 수 있는데, 여기서 Fr은 공진주파수이고 delta Fr3dB는 공진주파수에서의 amplitude(y축)를 1로 보았을 때, 그 값이 약 0.707에 해당하는 주파수가 공진주파수의 좌우로 한 개씩 총 두 개가 존재하는 경우 그 주파수의 차이를 의미한다. 예를 들어, 액체 내에서 공진모양이 매우 넓게 퍼져서 delta Fr3dB 값이 커지게 되면 q-factor 값은 작아지게 된다.
일례로, 본 발명에 따라 폭과 길이가 각각 30, 90 마이크로미터인 캔틸레버 센서의 경우, 액상시료가 캔틸레버 센서의 한쪽 면에 위치하고 있을 때, 공진주파수는 약 80 kHz이고, delat Fr3dB는 약 2.1 kHz 이므로, 80,000/2,100에 의하여 약 38의 q-factor를 갖는 것을 알 수 있다.
실시예 2 : 유체전기영동힘(DEP)를 이용한 신호 측정
실시예 2-1 : 캔틸레버 센서의 제조
상기 실시예 1에서와 같은 방법으로, 도 23에 나타난 바와 같은 구조 및 크기를 가지는 캔틸레버 센서를 제조하였다.
즉, 캔틸레버의 길이는 300 ㎛ 이고, 폭은 100 ㎛ 이며, 슬릿은 5 ㎛ 의 간극을 갖도록 제조하였으며, 제1전극과 제2전극은 서로 마주보도록 제조하였다.
실시예 2-2 : 캔틸레버 센서의 슬릿에 형성된 자기장 확인
상기 실시예 2-1에 따라 제조된 캔틸레버 센서의 전극에 교류 전압(AC)을 인가하고, 이에 따라 유체전기영동힘(DEP)이 발생하였는지 여부를 상기 캔틸레버 센서의 슬릿에 형성된 자기장을 통하여 확인하였다.
실험은 COMSOL Multiphysics를 이용하여 시뮬레이션 하였다. 즉, Electrostatics mode를 이용하여 시뮬레이션하였으며, 상기 실시예 2-1에 따라 제조된 캔틸레버 센서의 크기와 모양이 동일하게 시뮬레이션 툴에서도 구현을 하였다. 그리고는, 전극에 3Vpp의 전압을 인가하였을 때 생겨나는 캔틸레버 주변의 전기장 크기를 측정하였으며, 그 결과는 도 24에 나타난 바와 같다.
도 24는 본 발명의 일 실시예에 따라 유전체전기영동힘(DEP)을 보정 힘으로 이용하여 마이크로 캔틸레버와 전극 사이에 형성된 전기장의 크기 변화 일례를 나타내는 그래프이고, 여기서 각 그래프의 x축은 캔틸레버의 폭이며, y축은 측정된 전기장의 크기를 나타낸다. 캔틸레버 폭이 100um인 경우 가운데를 0으로 하였을 때 슬릿이 위치하는 양쪽 50um 지점에서 전기장이 크게 형성되었음을 알 수 있다.
이에 따르면, 본 실시예에 따른 캔틸레버 센서는 슬릿 영역에 ~106V/m 의 전기장과 ~ 1012V/m2 의 전기장 기울기를 갖는다. 일반적으로 유전체전기영동힘(DEP)은 상기한 식에서와 같이 전기장과 전기장 기울기의 곱에 비례하여 나타나는데, 이에 따르면 상기와 같은 전기장과 전기장 기울기의 경우 ~pN 정도의 힘을 내기 위해 필요하다고 알려져 있는 수준과 비슷한 것으로 판단된다.
실시예 2-3 : 유체전기영동힘(DEP)에 의한 공진주파수의 변화 측정
상기 실시예 2-1에 따라 제조된 캔틸레버 센서의 전극에 3Vpp, 50MHz의 사인파 교류 전압(AC)을 인가하여 유체전기영동힘(DEP)을 발생시키었다.
이론적으로 유체전기영동힘(DEP)은 인력을 나타내는 주파수의 영역과 척력을 나타내는 영역이 존재하고, 이는 유체전기영동힘(DEP) 식의 K(ω)(Clausius-Mossotti factor)에 의하여 정해지는데, 본 발명자들은 다양한 크기의 교류 전압(AC)을 이용하여 실험한 결과, 척력을 나타내는 영역인 3Vpp, 50MHz에서 가장 우수한 효과를 얻을 수 있었다.
이와 함께, 상기 캔틸레버에 의해 발생되는 공진주파수는 도 25에 나타난 바와 같은 LDV (Laser Doppler Vibrometer)를 이용하여 측정하였고, 도 26은 이에 관한 실제 실험 사진이다. 상기 LDV는 레이져로서 캔틸레버에 초점을 맞추어서 그것의 진동을 측정하는 장비이다.
도 27은 본 발명에 따른 유전체전기영동힘(DEP)의 유무에 따른 공진주파수 변화를 측정한 결과이고, 여기에 나타난 바와 같이, 실험은 3Vpp의 전압으로 유전체전기영동힘(DEP)을 만든 경우(빨간색)와, 그렇지 않은 경우(검은색)의 변화를 측정하도록 하였다.
여기에 나타난 바와 같이, 유전체전기영동힘(DEP)이 없는 경우에는 공진 주파수의 변화 폭이 클 뿐만 아니라, 동일한 소자에서도 신호의 intensity 및 그것의 형태 등이 상이하게 차이가 남을 확인할 수 있다.
이과 비교하여, 유전체전기영동힘(DEP)이 있는 경우에는 일정한 경향의 형태를 보였다. 도 27의 그래프에서 빨간색은 2개로 보이는데, 3개 중 2개가 완전히 겹쳐져서 2개처럼 보이는 것이다. 즉, 3회의 측정 결과 유전체전기영동힘(DEP)을 가한 경우에는 그렇지 않았을 때와 비교하여, 훨씬 균일하고 깔끔한 형태의 신호를 얻을 수 있다.
실시예 2-4 : Convolution을 이용한 다차 모드간 신호 증폭
본 실시예에서는 상기 실시예 2-3에 따라 얻어진 그래프를 이용하여 신호 처리를 수행하였다. 즉, 상기 도 27에 나타난 3번의 측정 결과 중에서 중간 정도의 크기를 갖는 신호를 기준으로, 신호 크기가 가장 차이나는 2개의 결과를 convolution을 하여 그 값을 얻었다.
즉, DEP를 가했을 때와 가하지 않았을 때를 나누어 각각의 경우에 대하여 convolution을 진행하였고, 그 결과 도 28에 나타난 바와 같이, DEP를 가한 경우 그렇지 않은 경우보다 약 18% 이상 신호 측정 효율이 좋은 것을 확인할 수 있었다.
상기한 바와 같이, 슬릿을 가지는 캔틸레버에 유전체전기영동힘(DEP) 등의 보정힘을 가하는 경우 센서의 신뢰도를 높힐 수 있음을 확인하였다. 상기한 보정힘은 실제 많은 측정에서도 균일한 특정을 가능하게 하였고, 18% 이상의 신호 증폭 효과를 가져다 주었다. 또한, 이러한 보정힘은 슬릿을 갖는 캔틸레버의 액체 안에서 댐핑에 의한 무작위적 움직임을 제한하고, q-factor의 증가를 통해 더욱 정확하고 다양하게 생체 물질을 측정할 수 있게 해 준다.
상기에서는 본 발명을 특정의 바람직한 실시예에 관련하여 도시하고 설명하였지만, 이하의 특허청구범위에 의해 마련되는 본 발명의 기술적 특징이나 분야를 이탈하지 않는 한도 내에서 본 발명이 다양하게 개조 및 변화될 수 있다는 것은 당업계에서 통상의 지식을 가진 자에게 명백한 것이다.
10 : 평판
20 : 슬릿(slit)
30 : 캔틸레버(cantilever)
31 : 고정단(fixed end)
32 : 자유단(free end)
33 : 둘레부
40 : 제1전극
41 : 전극라인
50 : 제2전극
60 : 압전박막층(piezoelectric actuating layer)
61 : 상부전극
62 : 하부전극
63 : 압전박막

Claims (15)

  1. 평판; 상기 평판에 형성된 슬릿(slit)에 의해 외곽 형상이 형성된 캔틸레버; 상기 캔틸레버 상에 형성된 제1전극; 및 상기 슬릿을 중심으로 상기 제1전극에 대향하여(countered) 상기 평판에 형성된 제2전극;을 포함하는 캔틸레버 센서에서 신호를 측정하는 방법으로서,
    상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 전압을 인가하는 단계; 및
    상기 전압을 인가한 후, 상기 캔틸레버에서 발생되는 신호를 측정하는 단계;를 포함하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 전압을 인가하는 것은,
    교류(AC) 전압을 인가하여 상기 슬릿이 위치하는 공간의 전기장을 변화시키는 것임을 특징으로 하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 전압을 인가하는 것은,
    교류(AC) 전압을 인가하여 상기 캔틸레버에서 발생되는 공진주파수를 변화시키는 것을 특징으로 하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 전압을 인가하는 것은,
    교류(AC) 전압을 인가하여 상기 캔틸레버의 강직도 또는 스프링 상수를 변화시키는 것을 특징으로 하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 제1전극과 제2전극은 서로 마주하는 면에 뾰족한(pointed) 표면을 가지는 것을 특징으로 하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법.
  6. 평판; 상기 평판에 형성된 슬릿(slit)에 의해 외곽 형상이 형성된 캔틸레버; 상기 캔틸레버 상에 형성된 제1전극; 및 상기 슬릿을 중심으로 상기 제1전극에 대향하여(countered) 상기 평판에 형성된 제2전극;을 포함하는 캔틸레버 센서에서 신호를 측정하는 방법으로서,
    상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 제1전압을 인가하여, 제1공진주파수를 가지는 상기 캔틸레버에서 발생되는 제1신호를 측정하는 단계;
    상기 제1신호를 측정한 다음, 상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 제2전압을 인가하여, 제2공진주파수를 가지는 상기 캔틸레버에서 발생되는 제2신호를 측정하는 단계; 및
    상기 측정한 제1신호와 제2신호를 비교하는 단계;를 포함하는 것을 특징으로 하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법.
  7. 삭제
  8. 제1항에 있어서,
    상기 캔틸레버에서 발생되는 신호를 측정하는 것은,
    상기 캔틸레버에서 발생되는 신호를 광학 방식으로 측정하는 것임을 특징으로 하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 광학 방식은 레이져유속계(Laser Doppler Velocimetry : LDV)를 이용하는 것을 특징으로 하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법.
  10. 제1항에 있어서,
    상기 전압을 인가하는 것은,
    직류(DC) 전압을 인가하여 상기 제1전극과 제2전극 사이에 인력 또는 척력을 형성하는 것임을 특징으로 하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법.
  11. 평판; 상기 평판에 형성된 슬릿(slit)에 의해 외곽 형상이 형성된 캔틸레버; 상기 캔틸레버 상에 형성된 제1전극; 및 상기 슬릿을 중심으로 상기 제1전극에 대향하여(countered) 상기 평판에 형성된 제2전극;을 포함하는 캔틸레버 센서에서 신호를 측정하는 방법으로서,
    상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 자기장을 발생시킬 수 있는 물질을 구비시켜서 자기장을 발생시키는 단계; 및
    상기 자기장을 발생시킨 후, 상기 캔틸레버에서 발생되는 신호를 측정하는 단계;를 포함하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법.
  12. 평판; 상기 평판에 형성된 슬릿(slit)에 의해 외곽 형상이 형성된 캔틸레버; 상기 캔틸레버 상에 형성된 제1전극; 및 상기 슬릿을 중심으로 상기 제1전극에 대향하여(countered) 상기 평판에 형성된 제2전극;을 포함하는 캔틸레버 센서에서 신호를 측정하는 장치로서,
    상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 전압을 인가하는 수단; 및
    상기 캔틸레버에서 발생되는 신호를 측정하는 수단;을 포함하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 장치.
  13. 제12항에 있어서,
    상기 전압을 인가하는 수단은,
    상기 제1전극 및 제2전극 중 하나 이상에 교류(AD) 또는 직류(DC) 전압을 인가하는 것임을 특징으로 하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 장치.
  14. 제12항에 있어서,
    상기 신호를 측정하는 수단은 광학방식에 의해 신호를 측정하는 것을 특징으로 하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 장치.
  15. 제12항에 있어서,
    상기 신호를 측정하는 수단은 레이져유속계(Laser Doppler Velocimetry : LDV)인 것을 특징으로 하는 캔틸레버 센서의 신호 측정 장치.
KR1020140093501A 2014-07-23 2014-07-23 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법 및 장치 KR101671204B1 (ko)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020140093501A KR101671204B1 (ko) 2014-07-23 2014-07-23 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법 및 장치

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020140093501A KR101671204B1 (ko) 2014-07-23 2014-07-23 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법 및 장치

Publications (2)

Publication Number Publication Date
KR20160012333A KR20160012333A (ko) 2016-02-03
KR101671204B1 true KR101671204B1 (ko) 2016-11-02

Family

ID=55355384

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020140093501A KR101671204B1 (ko) 2014-07-23 2014-07-23 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법 및 장치

Country Status (1)

Country Link
KR (1) KR101671204B1 (ko)

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000111563A (ja) 1998-08-07 2000-04-21 Seiko Instruments Inc 自己検知型ｓｐｍプロ―ブ
JP2007010518A (ja) * 2005-06-30 2007-01-18 Canon Inc カンチレバーセンサを利用するターゲット物質の検出方法及び検出装置

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100438919B1 (ko) * 2002-07-12 2004-07-03 엘지전자 주식회사 잉크젯 인쇄장치의 노즐 검사 장치 및 방법
KR101366347B1 (ko) * 2012-06-18 2014-02-24 국립대학법인 울산과학기술대학교 산학협력단 정전 구동형 캔틸레버 센서

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000111563A (ja) 1998-08-07 2000-04-21 Seiko Instruments Inc 自己検知型ｓｐｍプロ―ブ
JP2007010518A (ja) * 2005-06-30 2007-01-18 Canon Inc カンチレバーセンサを利用するターゲット物質の検出方法及び検出装置

Also Published As

Publication number Publication date
KR20160012333A (ko) 2016-02-03

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US9366651B2 (en) Array of sensors with surface modifications
US7407814B2 (en) Active NEMS arrays for biochemical analyses
Burg et al. Vacuum-packaged suspended microchannel resonant mass sensor for biomolecular detection
Esfandyarpour et al. Microneedle biosensor: A method for direct label-free real time protein detection
JP4913032B2 (ja) 応力に基づく化学反応の静電測定
Senveli et al. Biosensors in the small scale: methods and technology trends
Tsai et al. Multiple type biosensors fabricated using the CMOS BioMEMS platform
US20150177196A1 (en) Differential Humidity Sensor
US8276433B2 (en) Sensor for measuring properties of liquids and gases
US20140166483A1 (en) Electrokinetics-assisted sensor
US8741663B2 (en) Enhanced detection sensitivity with piezoelectric sensors
Beardslee et al. Geometrical considerations for the design of liquid-phase biochemical sensors using a cantilever's fundamental in-plane mode
Leahy et al. A cantilever biosensor based on a gap method for detecting Escherichia coli in real time
KR101583470B1 (ko) 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서 및 이를 포함하는 바이오 센서
US20140364325A1 (en) Array of Sensors Functionalized with Systematically Varying Receptor Materials
JP5822953B2 (ja) 液滴中に存在する検体を検出するための方法およびマイクロシステム
KR101671204B1 (ko) 캔틸레버 센서의 신호 측정 방법 및 장치
CA2804848A1 (en) Electrokinetics-assisted sensor
KR101857357B1 (ko) 바이오센서 및 이를 이용한 목표물질 검출방법
Chepyala et al. Zeta potential and Reynolds number correlations for electrolytic solutions in microfluidic immunosensors
KR101780808B1 (ko) 멤브레인형 공진 센서
Park Capacitive micromachined ultrasonic transducer (cmut) for chemical detection in air
US11525764B2 (en) Device for quantitative measurement of particle properties
Töral Development of a high yield fabrication process for MEMS based resonant mass sensors for cell detection applications
Kangül et al. MEMS‐Based Cell Counting Methods

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: 20190925

Year of fee payment: 4