KR102146877B1 - 일체형 비표지식 바이오 센서 및 이를 이용한 분석 방법 - Google Patents

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Abstract

본 발명은 기판 상에 광원(light source), 광감지기(photodetector), 광도파로(optical waveguide) 및 마이크로켄틸레버(microcantilever)을 집적하여 이를 통해 바이오 분자를 고감도로 분석할 수 있는 일체형 비표지식 바이오 센서 및 이를 이용한 바이오항원의 감지 방법에 관한 것이다. 본 발명에 따른 일체형 비표지식 바이오 센서는 제조 비용이 저렴하고 실리콘 전자 소자와의 집적화 측면에서 매우 용이한 장점이 있으면서 동시에 바이오 분자를 비표지식 방법으로 고감도로 감지할 수 있다.

Description

일체형 비표지식 바이오 센서 및 이를 이용한 분석 방법{Integral Label-Free Biosensor and Method for Analysis Using the Same}
본 발명은 바이오 분자를 감지할 수 있는 일체형 비표지식 바이오 센서 및 이를 이용한 분석 방법에 관한 것이고, 보다 상세하게는 실리콘 기판 상에 광원(light source), 광감지기(photodetector), 광도파로(optical waveguide) 및 마이크로켄틸레버(microcantilever)을 일체화하여 집적하여 이를 통해 바이오 분자를 정성 및 정량적으로 분석할 수 있는 일체형 비표지식 바이오 센서 및 이를 이용한 분석 방법에 관한 것이다.
바이오 센서는 바이오 감지물질(bioreceptor)과 신호변환기(signal transducer)로 구성되어 분석하고자 하는 바이오 물질을 선택적으로 감지할 수 있는 센서이다.
바이오 감지물질로는 특정 바이오 물질과 선택적으로 반응 및 결합할 수 있는 효소, 단백질, 수용체, 세포, 조직 및 DNA 등이 쓰이고 있으며, 신호변환 방법으로는 전기화학(electrochemical), 형광, 광학, 발색 및 압전 등 다양한 물리화학적 방법이 사용되고 있다.
바이오 센서의 응용 분야는 혈당, 당뇨, 암 및 심근경색 등 다양한 질병 등의 조기진단 및 모니터링용 센서 분야뿐만 아니라, 폐수의 페놀, 중금속, 농약, 인화물 및 질소화합물 측정에 이용되는 환경 분야, 식품의 잔류 농약, 항생체 및 감염성 병원균의 분석에 응용되며, 군사용, 산업용 및 연구용 센서에 이르기까지 응용분야가 매우 광범위한 중요한 기술 분야이다.
바이오 물질을 감지하는 방법으로 이용되는 신호변환 방식은 일반적으로 두 가지 방법, 전기화학적 방법과 광학적 방법으로 나눌 수 있다.
전기화학적 방법은 샘플 내에 존재하는 바이오 물질의 반응으로부터 나오는 미세한 전기 신호를 감지하기 위하여 증폭기 등의 기기를 사용하여 측정이 가능한 전기 신호로 변환시켜주어야 하기 때문에 바이오 센서를 구성하는 장비 및 회로가 복잡하고 사용되는 전자 장비의 가격이 비싸다는 단점이 존재한다. 또한, 전기화학적 방법은 분석하고자 하는 바이오 물질을 포함하고 있는 체액(혈액, 소변, 눈물 등) 샘플 내에 전하를 갖는 수많은 이온들이 존재하기 때문에 이러한 이온들이 바이오 센서의 전기적 신호에 영향을 줄 가능성이 있기 때문에 선택성이 뛰어나고 감도가 우수한 바이오 센서를 제작하는데 한계가 존재한다.
반면, 광학적 방법은 바이오 물질로부터 나오는 광학 신호를 광원 및 광감지기를 이용하여 변환시킴으로써 바이오 물질의 유무 및 농도를 분석하는 방법으로써 전기화학적 방법보다는 상대적으로 바이오 센서를 구성하기가 간단하고 샘플 내에 존재하는 전하를 갖는 이온들의 영향을 받을 가능성이 적다는 장점이 있어 일반적으로 고감도 바이오 센서에 많이 이용되고 있다.
종래의 바이오 물질을 감지하는 광학적 방법은 주로 바이오 항체에 빛을 내는 형광 물질 등으로 표지를 한 후 이에 대응하는 바이오 항원을 감지하고 바이오 센서로부터 측정되는 형광의 세기에 비례하여 감지하고자 하는 바이오 항원의 농도의 양을 계산하는 광학적 바이오 센서가 널리 사용되고 있다.
또한, 최근에는 형광 물질과 같은 표지 물질을 사용하지 않는 비표지식 바이오 센서로서 표면 플라즈몬 바이오 센서(Surface Plasmon Biosensor), 광도파로 바이오 센서(Waveguide Biosensor) 등의 광학적 바이오 센서들에 대한 연구 개발이 활발하게 이루어지고 있다.
광학적 바이오 센서는 광을 생성하는 외부 광원과 광학 신호를 측정하는 광감지기로 구성된다. 광을 생성하는 광원으로는 레이저(laser) 소자가 사용되고 있으며, 광학 신호의 감지는 스펙트로미터(spectrometer)가 사용되고 있다.
상기 광학적 바이오 센서에 사용되는 레이저 소자는 일반적으로 화합물 반도체 박막을 이용하여 제조되기 때문에 양질의 화합물 반도체 박막을 성장시키기가 어려울 뿐만 아니라 박막의 성장 및 소자를 제작하는데 드는 비용이 매우 비싸다는 단점이 있다. 또한, 종래의 광원 제조에 이용되는 화합물 반도체 박막은 비실리콘 계열의 기판 상에 성장하기 때문에 주변 전자 회로를 구성하기 위한 실리콘 전자 소자와의 집적이 용이하지 않는 등 많은 어려움을 가지고 있다. 더욱이 광학적 바이오 센서는 외부 광원과 광감지기를 사용하여 센서를 구성하기 때문에 매우 복잡하고 정밀한 광학계를 필요로 하므로 소형, 대량 생산 및 저가의 바이오 센서 제조에는 많은 단점이 존재한다.
이에 본 발명자들은 외부광원 없이 간단한 구성의 광학적 바이오 센서를 개발하기 위한 연구를 하면서, 실리콘 기판 상에 실리콘 나노 결정 광원 및 광감지기 형성하고, 광원과 광감지기를 연결하는 광도파로를 구성시키고, 그 위에 마이크로켄틸레버를 구성시키는 경우, 소형이면서, 대량 생산이 가능하고 저가의 바이오 센서를 제조할 수 있음을 밝히고 본 발명을 완성하였다.
따라서, 본 발명이 이루고자 하는 기술적 과제는 소형이며, 제작 비용이 저렴하고 주변회로를 구성하기 위한 실리콘 전자 소자와의 집적이 매우 용이하며, 외부 광원이 필요 없는 자체 광원, 광감지기, 광도파로 및 마이크로켄틸레버를 하나의 실리콘 기판상에 집적하여 고감도의 정량 분석을 용이하게 할 수 있는 일체화된 비표지식 바이오 센서를 제공하는 데 있다.
또한, 본 발명이 이루고자 하는 다른 기술적 과제는 소형이며, 제작 비용이 저렴하고 주변회로를 구성하기 위한 실리콘 전자 소자와의 집적이 매우 용이하며, 외부 광원이 필요 없는 자체 광원, 광감지기, 광도파로 및 마이크로켄틸레버를 하나의 기판상에 집적하여 고감도의 정량 분석을 용이하게 할 수 있는 일체화된 비표지식 바이오 센서를 이용한 분석 방법을 제공하는 데 있다.
상기 과제를 해결하기 위하여, 본 발명은 기판; 상기 기판의 상부에 형성된 광원; 상기 기판의 상부에 상기 광원과 이격되어 형성된 광감지기; 상기 광원과 연결되어 상기 광 감지기 방향으로 확장된 제1 광도파로; 상기 광감지기와 연결되어 상기 광원 방향으로 확장된 제2 광도파로; 상기 광원과 상기 광감지기 사이의 상기 기판 상에 형성되고 상기 제1 및 제2 광도파로를 지지하는 절연막; 상기 제1 광도파로에 연결되고, 제1 광도파로와 제2 광도파로 사이에 위치된 마이크로켄틸레버; 및 상기 마이크로켄틸레버로 샘플을 주입하기 위한 마이크로 플루이딕 채널을 포함하는 일체형 비표지식 바이오 센서를 제공한다.
또한, 본 발명은 제1 광도파로와 연결된 마이크로켄틸레버 상에 바이오 항체를 고정하는 단계; 광원으로부터 제1 광도파로, 마이크로켄틸레버 및 제2 광도파로를 거쳐 광감지기로 입사되는 광전류를 측정하는 단계; 마이크로 플루이딕 채널을 통해 바이오 항원을 포함하는 샘플을 주입하여, 상기 마이크로켄틸레버 상에서 항체-항원을 반응시키는 단계; 및 항체-항원 반응 후, 상기 광원으로부터 상기 제1 광도파로, 상기 마이크로켄틸레버, 및 상기 제2 광도파로를 거쳐 사익 광감지기로 입사되는 광 전류의 변화를 측정하는 단계를 포함하는 일체형 비표지식 바이오 센서를 이용한 분석 방법을 제공한다.
본 발명에 따르면, 기판 상에 실리콘 나노 결정을 포함하는 자체 광원, 광감지기, 광도파로 및 마이크로켄틸레버를 집적하여 일체형 비표지식 바이오 센서를 제조할 수 있다. 따라서, 제조 비용이 저렴하고 실리콘 전자 소자와의 집적화 측면에서 매우 용이한 장점이 있다.
또한, 실리콘 나노 결정 광원과 광감지기를 이용하므로, 여분의 외부 광원 및 스펙트로미터가 필요 없고, 하나의 기판 상에 광도파로 및 마이크로켄틸레버를 형성하므로 집적화된 일체형 비표지식 광학적 바이오 센서를 구성하기가 매우 용이하다.
또한, 본 발명에 따른 일체형 비표지식 광학적 바이오 센서는 단백질, DNA, 호르몬, 바이러스, 효소 등을 기반으로 하는 바이오 분자를 비표지식 방법으로 고감도로 감지하므로, 정성 및 정량 분석에 이용될 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 일체형 비표지식 바이오 센서의 단면도이다.
도 2은 본 발명의 또 다른 일 실시예에 따른 일체형 비표지식 바이오 센서의 단면도이다.
도 3은 도 2의 바이오 센서의 마이크로켄틸레버 및 광도파로 상부에 형성된 마이크로 플루이딕 채널의 구성 및 감지원리를 설명하기 위한 모식도이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 일체형 비표지식 바이오 센서를 이용하여 바이오 항원을 감지하는 과정을 설명하기 위한 흐름도이다.
이하, 첨부도면을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예를 상세히 설명한다. 그러나, 다음에 예시하는 본 발명의 실시예는 여러 가지 다른 형태로 변형될 수 있으며, 본 발명의 범위가 다음에 상술하는 실시예에 한정되는 것은 아니고, 서로 다른 다양한 형태로 구현될 수 있다. 본 발명의 실시예는 당 업계에서 평균적인 지식을 가진 자에게 본 발명을 보다 완전하게 설명하기 위하여 제공된 것이다. 도면에서 막 또는 영역들의 크기 또는 두께는 명세서의 명확성을 위하여 과장된 것이다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 일체형 비표지식 바이오 센서의 단면도이다.
도 1을 참조하면, 본 발명에 따른 일체형 비표지식 바이오 센서의 구성은 기판(100), 기판(100) 상부에 형성된 광원(110), 기판(100)의 사부에 광원(110)과 이격되어 형성된 광감지기(120), 광원(110)과 연결되어 광 감지기(120) 방향으로 확장된 제1 광도파로(140A), 광 감지기(120)와 연결되어 광원(110) 방향으로 확장된 제2 광도파로(140B), 광원(110)과 광감지기(120) 사이의 기판(100) 상에 형성되고 제1 및 제2 광도파로(140A, 140B)를 지지하는 절연막(130), 제1 광도파로(140A)에 연결되어 제1 광도파로(140A)와 제2 광도파로(140B) 사이에 위치된 마이크로켄틸레버(150) 및 마이크로켄틸레버(150)로 샘플을 주입하기 위한 마이크로 플루이딕 채널(170)을 포함한다. 또한, 바이오 센서는 제1 및 제2 광도파로(140A, 140B) 및 마이크로켄틸레버(150) 상에 형성된 고분자막(160)을 더 포함할 수 있다.
기판(100)은 실리콘 전자 소자의 집적이 용이하게 이루어지는 물질로 이루어지며, 실리콘 기판일 수 있다. 실리콘 기판은 가격이 저렴하며, 광원(110), 광감지기(120) 등을 형성하기 위해 사용되는 소스 가스들의 비용이 저렴하다. 따라서, 비표지식 바이오 센서의 제조 비용을 절감할 수 있다.
기판(100)의 상부에 광원(110) 및 광감지기(120)를 형성한다. 여기서, 광원(110)과 광감지기(120)는 소정 거리 이격되어 위치된다. 예를 들어, 기판(100) 상부 일측에 광원(110)을 형성하고, 같은 기판(100)의 상부 타측에 광감지기(120)를 형성한다.
광원(100)은 광을 방출하는 발광부이다. 광감지기(120)는 광원(100)으로부터 입사된 광을 흡수하여 전류로 변환함으로써, 이를 감지하는 감지부이다.
이어서, 광원(110)과 광감지기(120) 사이의 기판(100) 상부에 절연막(130)을 형성한다. 여기서, 절연막(130)은 제1 및 제2 광도파로(140A, 140B)를 지지하기 위한 것으로, 광원(110) 및 광감지기(120)에 비해 높은 높이로 형성되는 것이 바람직하다. 예를 들어, 절연막(130)은 실리콘 옥사이드(SiO2) 등으로 형성된다.
이어서, 광원(110)과 연결된 제1 광도파로(140A), 제1 광도파로(140A)와 연결된 마이크로켄틸레버(150) 및 광감지기(120)와 연결된 제2 광도파로(140B)를 형성한다. 제1 광도파로(140A)는 광원(110) 및 절연막(130)의 상부에 형성되어 광 감지기(120)을 향해 확장될 수 있다. 제2 광도파로(140A)는 광감지기(120) 및 절연막(130)의 상부에 형성되어 광 원(110)을 향해 확장될 수 있다. 또한, 마이크로켄틸레버(150)는 제1 광도파로(140A)에 연결되어 형성되며, 제1 광도파로(140A)와 제2 광도파로(140B)의 사이에 경사지게 위치된다.
이러한 구조에 따르면, 광원(110)과 광감지기(120)는 제1 광도파로(140A), 마이크로켄틸레버(150) 및 제2 광도파로(140B)를 통해 연결될 수 있다. 예를 들어, 광원(110)으로부터 수직으로 위쪽 방향으로 나오는 광이 좌측의 광도파로(140)를 따라 진행한 후, 마이크로켄틸레버(150)를 통과하여 우측의 광도파로(140)로 입사한다. 이어서, 우측의 광도파로(140)로부터 수직으로 아래 방향으로 광이 진행하여 광감지기(120)로 들어가게 된다. 즉, 제1 및 제2 광도파로(140A, 140B)는 광원(110)으로부터 입사되는 광을 전달하는 역할을 하며, 실리콘 나이트라이드(SiNx)로 형성될 수 있다.
마이크로켄틸레버(150)는 제1 광도파로(140A)와 일체로 연결되어 형성될 수 있다. 즉, 제1 광도파로(140A)의 일부 영역이 마이크로켄틸레버(150)로 사용될 수 있으며, 마이크로켄틸레버(150)는 실리콘 나이트라이드(SiNx)로 형성될 수 있다.
예를 들어, 제1 및 제2 광도파로(140A, 140B) 상에 고분자막(160)을 형성한 후, 전자빔 리소그래피를 이용하여 고분자막(160)을 핑거 모양으로 패터닝한다. 이어서, 화학적 식각 방법으로 제1 및 제2 광도파로(140A, 140B)를 식각하면, 고분자막(160)과 동일한 핑거 모양의 패턴으로 제1 및 제2 광도파로(140A, 140B)가 식각된다. 이와 같이, 제1 광도파로(140A)를 패터닝하여, 제1 광도파로(140A)의 일부 영역으로 마이크로켄틸레버(150)를 형성할 수 있다. 이러한 경우, 고분자막(160)과 광도파로(140)로 사용되는 실리콘 나이트라이드(SiNx)를 식각하여 마이크로켄틸레버(150)를 형성하므로, 실리콘 나이트라이드(SiNx) 광도파로(140)와 고분막(160)이 구조적으로 마이크로켄틸레버(150)를 형성하게 된다.
이어서, 제1 광도파로(140A), 마이크로켄틸레버(150) 및 제2 광도파로(140B)의 상부에 마이크로 플루이딕(microfluidic) 채널(170)을 형성한다. 채널(170)은 바이오 항원을 포함하는 체액(혈액, 소변, 눈물 등) 등의 샘플을 주입하기 위한 것이다.
마이크로켄틸레버(150)의 상부 또는 고분자막(160)의 상부에는 바이오 항체가 고정된다. 따라서, 마이크로켄틸레버(150)에 고정된 바이오 항체와 마이크로 플루이딕 채널(170)을 통해 유입된 바이오 항원이 반응하면, 마이크로켄틸레버(150)가 움직여 좌측의 제1 광도파로(140A)와 우측의 제2 광도파로(140B)를 연결시킨다. 이어서, 광원(110)로부터 발광된 광이 제1 광도파로(140A), 마이트로켄틸레버(150) 및 제2 광도파로(140B)를 통해 광감지기(120)로 입사되어 광 전류로 변환된다.
이러한 경우, 바이오 항체-항원의 반응이 일어나기 전과 후의 광 전류가 차이를 갖게 된다. 따라서, 이러한 광 전류의 차이를 분석하면 원하는 바이오 물질, 즉 바이오 항원의 유무를 알 수 있고, 또한 농도를 정량적으로 바이오 항원을 분석할 수 있다.
참고로, 제2 광도파로(140B)의 상부 또는 제2 광도파로(140B) 상에 형성된 고분자막(160) 상에도 항체가 고정될 수 있다.
도 2은 본 발명의 또 다른 일 실시예에 따른 일체형 비표지식 바이오 센서의 단면도이다.
도 2를 참조하여, 본 발명에 따른 바이오 센서 구성을 살펴보면, 도 1과 마찬가지로, 기판(100) 상부 한쪽 면에 광원(110)을 구성하고 같은 기판 상부 다른 쪽에 광감지기(120)를 형성한다.
광원(110)은 실리콘 기판(100) 상부에 형성된 정공(hole) 주입층(111), 발광층(112) 및 전자 주입층(113)을 포함할 수 있다. 정공 주입층(111)은 정공을 발광층(112)에 주입하는 층으로 p형 실리콘 박막, p형 실리콘 카바이드계 박막, 및 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 이루어진 군에서 선택된 박막으로 형성될 수 있다. 정공 주입층(111) 상부에 형성된 발광층(112)은 전자와 정공을 결합시켜 광을 방출하는 층이다. 예를 들어, 실리콘 나노 결정 발광층(112)은 실리콘 나노 결정을 포함하는 실리콘 카바이드(SiC) 박막을 이용하여 형성될 수 있다. 발광층(112) 상부에 전자 주입층(113)은 전자를 발광층(112)에 주입하는 층이다. 예를 들어, 전자 주입층(113)은 n형 실리콘 카바이드계 박막 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성된다.
광감지기(120)은 실리콘 기판(100) 상부에 형성된 정공 도핑층(121), 광분리층(122) 및 전자 도핑층(123)을 포함한다. 정공 도핑층(121)은 p형 실리콘, p형 실리콘 카바이드계 박막, 및 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 이루어진 군에서 선택된 박막으로 형성될 수 있다. 정공 도핑층(121) 상부에 형성된 광분리층(122)은 자체 발광 광원(110)으로부터 흡수된 광을 전자와 정공으로 분리한다. 예를 들어, 광분리층(122)은 실리콘 나노 결정을 포함하는 실리콘 카바이드(SiC) 박막을 이용하여 형성한다. 광분리층122) 상부에 형성된 전자 도핑층(123)은 n형 실리콘 카바이드계 박막 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성될 수 있다.
이어서, 광원(110)과 광감지기(120) 사이의 실리콘 기판(100) 상부에 절연막(130)을 형성한다. 여기서, 절연막(130)은 실리콘 옥사이드(SiO2)로 형성하는 것이 바람직하다.
이어서, 광원(110)과 광감지기(120)는 절연막(130) 상부에 형성된 광도파로(140)를 통하여 연결되도록 구성한다. 여기서, 광도파로(140)는 실리콘 나이트라이드(SiNx) 박막을 이용하여 형성한다. 마이크로켄틸레버(150)는 광도파로(140)의 일정 영역을 화학적 식각 방법으로 식각하여 형성할 수 있다.
이와 같이 구성되는 본 발명에 따른 비표지식 바이오 센서의 광원(110)과 광감지기(120)는 실리콘 나노 결정을 포함하는 발광층/박막층(112, 122)을 사이에 두고 서로 대향하여 정공 주입층/정공 도핑층(111, 121) 및 전자 주입층/전자 도핑층(113, 123)이 형성되어 있다. 그리고, 본 발명의 바이오 센서의 광원(110)과 광감지기(120)는 외부 전극을 통하여 서로 다른 방향의 전압을 인가하여 광을 광도파로(140) 내부로 입사시키고 광도파로(140) 표면 상에 형성된 마이크로켄틸레버(150) 영역에서 일어나는 바이오 항체와 바이오 항원의 반응을 통한 광 전류 값의 차이를 측정하게 된다.
광도파로(140)와 마이크로켄틸레버(150) 영역 상에는 고분자막(160)이 형성될 수 있다. 또한, 마이크로켄틸레버(150) 및 광도파로(140) 상부에는 마이크로 플루이딕 채널(170)이 형성된다. 마이크로 플루이딕 채널(170)은 실리콘, 유기물 또는 PDMS 등을 이용하여 형성할 수 있다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 감지원리를 설명하기 위한 모식도로서, 특히, 바이오 항원의 농도를 정량적으로 감지하는 원리를 나타낸다.
도 3에 도시된 바와 같이, 마이크로 플루이딕 채널(170)을 통해 바이오 항원(310)을 포함하는 샘플이 주입되면, 마이크로켄틸레버(150) 상부의 고분자막(160)에 고정된 항체(300)에 바이오 항원(310)이 고정된다.
이때, 광도파로(140)는 절연막(130)에 의해 지지되므로, 바이오 항원(310)과 바이오 항체(300)가 결합되더라도, 광도파로(140)는 움직이지 않는다. 반면에, 마이크로켄틸레버(150)는 절연막(130)에 의해 지지되지 않으므로, 바이오 항체(310)에 바이오 항원(300)이 고정되면, 바이오 항원(300)의 질량 때문에 마이크로켄틸레버(150)가 아래쪽으로 움직인다. 따라서, 마이크로켄틸레버(150)와 우측의 광도파로(140) 간의 거리가 가까워지고, 그에 따라, 광 전류가 변화된다.
도 3의 (a)와 (b)는 바이오 항원(310)의 농도 차이에 따른 마이크로켄텔레버(150)의 경사도 차이를 나타낸다. (a)는 바이오 항체(300)에 고정된 바이오 항원(310)의 농도가 상대적으로 낮은 경우를 나타내고, (b)는 바이오 항체(300)에 고정된 바이오 항원(310)의 상대적으로 높은 경우를 나타낸다. 바이오 항체(300)에 고정된 바이오 항원(310)의 농도가 높을수록, 바이오 항원(310)의 질량 때문에 마이크로켄틸레버(150)가 아래쪽으로 더 많이 움직이게 된다. 마이크로켄틸레버(150)가 아래쪽으로 더 많이 움직일수록 우측의 광도파로(140)와의 거리가 더 가까워지므로, 광 전류 또한 더 증가된다. 따라서, 광감지기(120)를 통해 이러한 광 전류의 차이를 분석함으로써, 마이크로켄틸레버(150)에 고정화된 바이오 항원(310)의 농도를 정량적으로 감지할 수 있다.
도 4는 도 2의 바이오 센서를 이용한 바이오 센서를 이용하여 바이오 항원을 감지하는 과정을 설명하기 위한 흐름도이다.
도 4를 참조하면, 본 발명에 따른 바이오 센서의 바이오 항원을 감지 방법은 광도파로(140)의 마이크로켄틸레버 표면상 항체를 고정하는 단계(S11); 광원(110)으로부터 광도파로(140)를 거쳐 입사되는 광전류를 광감지기(120)에서 측정하는 단계(S12); 광도파로(140)의 마이크로켄틸레버(150) 표면상에서 항체-항원을 반응시키는 단계(S13); 및 항체-항원 반응 후 광원(110)으로부터 광도파로(140)를 거쳐 입사되는 광 전류 변화를 광감지기(120)에서 측정하는 단계(S14)를 포함한다.
이를 구체적으로 살펴보면, 먼저, 광도파로(140)의 일정 영역에 형성된 마이크로켄틸레버(150) 표면에 화학적, 물리적 또는 생물학적 방법으로 바이오 항체(300)를 고정한다. 이때, 마이크로켄틸레버(150) 상부의 고분자막(160)의 표면에 바이오 항체(300)가 고정될 수 있다. 이어서, 광원(110)으로부터 입사되는 광전류를 광감지기(120)에서 측정한다. 이어서, 마이크로 플루이딕 채널(170)을 통하여 체액(혈액, 소변, 눈물 등) 샘플을 흘려주면, 마이크로켄틸레버(150) 영역에 고정된 바이오 항체(300)와 체액 내에 존재하는 바이오 항원(310)이 반응하여 결합한다. 그에 따라, 마이크로켄틸레버(150)의 경사가 변경된다. 항체-항원 반응 후, 광감지기(120)에서 광 전류를 다시 측정한다. 이를 통해, 바이오 항체(300)-바이오 항원(310) 반응이 일어나기 전의 광 전류와 반응이 일어난 후의 광 전류가 달라지는 것을 확인할 수 있으며, 이러한 원리를 이용하여 분석하고자 하는 바이오 항원(310)을 감지할 수 있다.
110: 실리콘 나노 결정 광원 120: 광감지기
130: 절연막 140A: 제1 광도파로
140B: 제2 광도파로 140: 광도파로
150: 마이크로켄틸레버 160: 고분자막
170 : 마이크로 플루이딕 채널 111 : 정공주입층
112 : 발광층 113 : 전자주입층
121 : 정공도핑층 122 : 광분리층
123 : 전자도핑층 300 : 바이오항체
310 : 바이오 항원

Claims (12)

  1. 기판;
    상기 기판의 상부에 형성된 광원;
    상기 기판의 상부에 상기 광원과 이격되어 형성된 광감지기;
    상기 광원과 연결되어 상기 광 감지기 방향으로 확장된 제1 광도파로;
    상기 광감지기와 연결되어 상기 광원 방향으로 확장된 제2 광도파로;
    상기 광원과 상기 광감지기 사이의 상기 기판 상에 형성되고 상기 제1 및 제2 광도파로를 지지하는 절연막;
    상기 제1 광도파로에 연결되고, 제1 광도파로와 제2 광도파로 사이에 경사지게 위치되고, 항체를 고정시키는 마이크로켄틸레버; 및
    상기 마이크로켄틸레버로 샘플을 주입하기 위한 마이크로 플루이딕 채널
    을 포함하되,
    상기 마이크로켄틸레버는,
    항원의 질량에 따라 제2 광도파로와 거리가 가까워지는 일체형 비표지식 바이오 센서.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 제1 광도파로, 상기 마이크로켄틸레버 및 상기 제2 광도파로 상에 형성된 고분자막
    을 더 포함하는 일체형 비표지식 바이오 센서.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 마이크로켄틸레버 또는 상기 고분자막 상에 바이오 항체가 고정된
    일체형 비표지식 바이오 센서.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 제1 광도파로와 상기 마이크로켄틸레버는 일체로 연결되어 형성되고, 핑거 형태를 갖는
    일체형 비표지식 바이오 센서.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 마이크로 플루이딕 채널은 상기 마이크로켄틸레버, 상기 제1 광도파로 및 상기 제2 광도파로의 상부에 형성된
    일체형 비표지식 바이오 센서.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 광원은 차례로 적층된 정공주입층, 발광층 및 전자주입층을 포함하는
    일체형 비표지식 바이오 센서.
  7. 제6항에 있어서,
    상기 발광층은 실리콘 나노 결정을 포함하는 실리콘 나이트라이드로 형성되고, 상기 정공 주입층은 p형 실리콘 박막, p형 실리콘 카바이드계 박막 및 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 이루어진 군에서 선택되고, 상기 전자 주입층은 n형 실리콘 카바이드계 박막 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막에서 선택되는
    일체형 비표지식 바이오 센서.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 광감지기는 차례로 적층된 정공도핑층, 광분리층 및 전자도핑층을 포함하는
    일체형 비표지식 바이오 센서.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 광분리층은 실리콘 나노 결정을 포함하는 실리콘 나이트라이드로 형성되고, 상기 정공 도핑층은 p형 실리콘 박막, p형 실리콘 카바이드계 박막 및 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 이루어진 군에서 선택되고, 상기 전자 도핑층은 n형 실리콘 카바이드계 박막 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막에서 선택되는
    일체형 비표지식 바이오 센서.
  10. 제1항에 있어서,
    상기 절연막은 실리콘 옥사이드(SiO2) 박막인
    일체형 비표지식 바이오 센서.
  11. 제1항에 있어서,
    상기 광도파로는 실리콘 나이트라이드(SiNx) 박막인
    일체형 비표지식 바이오 센서.
  12. 제1 광도파로와 연결된 마이크로켄틸레버 상에 바이오 항체를 고정하는 단계;
    광원으로부터 제1 광도파로, 마이크로켄틸레버 및 제2 광도파로를 거쳐 광감지기로 입사되는 광전류를 측정하는 단계;
    마이크로 플루이딕 채널을 통해 바이오 항원을 포함하는 샘플을 주입하여, 상기 마이크로켄틸레버 상에서 항체-항원을 반응시키는 단계; 및
    항체-항원 반응 후, 항원의 질량에 따라 상기 제2 광도파로와 거리가 가까워지고, 상기 마이크로켄틸레버와 상기 제2 광도파로의 거리에 기초하여, 상기 광원으로부터 상기 제1 광도파로, 상기 마이크로켄틸레버, 및 상기 제2 광도파로를 거쳐 사익 광감지기로 입사되는 광 전류의 변화를 측정하는 단계
    를 포함하는 제1항 내지 제11항 중 어느 하나의 항에 따른 일체형 비표지식 바이오 센서를 이용한 바이오 항원의 감지 방법.
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