KR102173767B1 - 양자점 바이오센서 - Google Patents

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Abstract

본 발명은 양자점 바이오센서에 관한 것으로, 본 발명의 일 측면에 따르면, 기판과, 기판 상에 마련된 게이트 전극과, 게이트 전극 상에 마련된 절연층과, 절연층 상에 각각 마련된 소스 전극 및 드레인 전극과, 소스 전극과 드레인 전극 사이에 마련된 n-type 채널, 및 n-type 채널 상에 마련되고, 타겟 바이오 물질의 진동 에너지와 공명이 일어날 수 있는 전자-전이 에너지를 갖도록 마련된 양자점층을 포함하는 바이오 센서가 제공된다.

Description

양자점 바이오센서{Quantum dot BIOSENSOR}
본 발명은 바이오센서에 관한 것으로, 특히 양자점을 이용한 바이오센서에 관한 것이다.
양자점(Quantum dot)은 그 크기를 조절함에 따라 에너지 밴드갭을 용이하게 조절할 수 있으며, 이러한 특성을 이용하여 발광 재료로 사용할 수 있다. 또한 양자점은 다양한 파장의 빛을 흡수하여 전하를 발생시킬 수 있으며, 따라서 발광 재료 외에도 바이오 센서 및 광감지 센서의 소재로 활용할 수 있다.
한편, 생체저분자인 Immunoglobulin E 등의 메타 볼라이트나 글루코오스(Glucose), 변형된 유전자, 암세포, 환경 호르몬 등 특정 바이오 물질을 실시간으로 모니터하기 위한 연구개발 및 투자가 매우 활발히 진행되고 있다.
통상 사용되는 바이오센서의 기술적인 방식으로는 Electrochemical 바이오센서, Piezoelectric 바이오센서, Optical 바이오센서, Thermal 바이오센서 등이 있으며, 많은 경우에 측정 중 시료가 파괴되어 실시간 시료 농도에 대한 평형을 변화시킬 수 있다. 또한, 추가적인 바이오 표지를 통해 검출하기 때문에 바이오 표지 물질을 첨가하는 추가적인 절차가 필요하며, 접붙여진 바이오 표지의 밀도가 낮은 단점을 가지고 있다.
본 발명은 양자점층과 타겟 바이오 분자와 전자-진동 에너지(electronic vibrational) 전달에 따른 양자점층의 전위가 변하게 되는데, 이 때 발생하는 미세한 전위차를 전류 변화로 유도하여 측정할 수 있는 바이오센서를 제공하는 것을 해결하고자 하는 과제로 한다.
또한, 본 발명은 포집부의 전하를 효과적으로 감지부로 전달할 수 있는 바이오센서를 제공하는 것을 해결하고자 하는 과제로 한다.
상기한 과제를 해결하기 위하여, 본 발명의 일 측면에 따르면, 기판과, 기판 상에 마련된 게이트 전극과, 게이트 전극 상에 마련된 절연층과, 절연층 상에 각각 마련된 소스 전극 및 드레인 전극과, 소스 전극과 드레인 전극 사이에 마련된 n-type 채널, 및 n-type 채널 상에 마련되고, 타겟 바이오 물질의 진동 에너지와 공명이 일어날 수 있는 전자 전이 에너지를 갖도록 마련된 양자점층을 포함하는 바이오센서가 제공된다.
또한, 상기 양자점층을 구성하는 양자점은 콜로이달 양자점이다.
또한, 바이오센서는 양자점층에 마련되며, 분석하고자 하는 바이오 물질을 포집하기 위한 포집부를 추가로 포함할 수 있다.
또한, 본 발명의 또 다른 측면에 따르면, 기판과, 기판 상에 마련된 게이트 전극과, 게이트 전극 상에 마련된 절연층과, 절연층 상에 각각 마련된 소스 전극 및 드레인 전극, 및 절연층 상에 마련되며, 소스 전극 및 드레인 전극을 전기적으로 연결하도록 마련되고, 타겟 바이오 물질의 진동 에너지와 공명이 일어날 수 있는 전자 전이 에너지를 갖도록 마련된 양자점층을 포함하는 바이오센서가 제공된다. 또한, 상기 양자점층을 구성하는 양자점은 콜로이달 양자점이다. 또한, 바이오센서는 양자점층에 마련되며, 분석하고자 하는 바이오 물질을 포집하기 위한 포집부를 추가로 포함할 수 있다.
이상에서 살펴본 바와 같이, 본 발명의 적어도 일 실시예와 관련된 바이오센서에 따르면, 양자점층과 타겟 바이오 분자와 전자-진동 에너지 전달에 따른 양자점층의 전류 변화를 측정할 수 있으므로, 바이오물질을 감지할 수 있다. 또한, 포집부의 전하를 효과적으로 감지부로 전달할 수 있고, 바이오센서의 효율을 향상시킬 수 있다.
도 1은 본 발명의 제1 실시예와 관련된 바이오센서를 나타내는 개략 단면도이다.
도 2는 본 발명의 제2 실시예와 관련된 바이오센서를 나타내는 개략 단면도들이다.
도 3은 본 발명의 제3 실시예와 관련된 바이오센서를 나타내는 개략 단면도이다.
도 4 및 도 5는 시스테인(Cystein)의 감지 결과를 나타내는 그래프들이다.
이하, 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오센서를 첨부된 도면을 참고하여 상세히 설명한다.
또한, 도면 부호에 관계없이 동일하거나 대응되는 구성요소는 동일 또는 유사한 참조번호를 부여하고 이에 대한 중복 설명은 생략하기로 하며, 설명의 편의를 위하여 도시된 각 구성 부재의 크기 및 형상은 과장되거나 축소될 수 있다.
도 1은 본 발명의 제1 실시예와 관련된 바이오센서(10)를 나타내는 개략 단면도이다.
본 발명은 n-type 채널 상에 형성된 양자점층을 포함하는, 바이오센서(100)를 제공한다. 또한, 상기 양자점층은 타겟 바이오 물질의 진동 에너지와 공명이 일어날 수 있는 전자 전이 에너지를 갖도록 마련된다.
도 1을 참조하면, 제1 실시예와 관련된 상기 바이오센서(10)는 기판(11), 게이트 전극(14), 절연층(18), 소스 전극(12), 드레인 전극(13), n-type 채널(15), 및 양자점층(16)을 포함한다
구체적으로, 본 발명의 일 실시예와 관련된 바이오센서(10)는 기판(11)과, 기판(11) 상에 마련된 게이트 전극(14)과, 게이트 전극(14) 상에 마련된 절연층(18)과, 절연층(18) 상에 각각 마련된 소스 전극(12) 및 드레인 전극(13)을 포함한다. 또한, 바이오센서(10)는 소스 전극(12)과 드레인 전극(13) 사이에 마련된 n-type 채널(15) 및 전류가 흐르도록 마련되고, n-type 채널(15) 상에 마련된 양자점층(16)을 포함한다.
또한, 상기 n-type 채널(15)은 소스 전극(12)과 드레인 전극(13)을 전기적으로 연결하도록 마련된다.
또한, 양자점층(16)은 타겟 바이오 물질의 진동 에너지와 공명이 일어날 수 있는 전자 전이 에너지(띠내 전자 전이 에너지)를 갖도록 마련된다.
또한, 양자점층(16)은 소스 전극(12)과 드레인 전극(13)을 전기적으로 연결하도록 마련될 수도 있고, 양자점층(16)은 소스 전극(12)과 드레인 전극(13)을 전기적으로 연결하지 않도록 마련될 수도 있다.
양자점층(16)은 구 형상을 갖는 복수 개의 양자점이 층을 이루도록 배열된 것으로, 양자점은 그 크기와 조성을 조절함에 따라 전자 구조의 에너지 갭을 용이하게 조절할 수 있다.
양자점을 이용한 바이오센서(10)의 작동 원리는, 양자점층에 흐르는 전류를 실시간으로 감지하여, 양자점층(16)의 전류 변화를 이용하는 것이다. 예를 들어, 양자점을 이용한 바이오센서(10)의 경우, 전계효과 박막트랜지스터(TFT)와 결합하여 이를 응용할 수 있다.
특히, 양자점층(16)과 타겟 바이오 물질과 전자-진동 에너지(electronic vibrational) 전달에 따른 양자점층(16)의 전위가 변하게 되는데, 이 때 발생하는 미세한 전위차를 전류 변화로 유도하여 측정할 수 있다.
또한, 양자점층(16)은 필름 형태로 제조될 수 있다.
상기 전계효과 박막 트랜지스터에서 양자점층(16) 표면에서 일어나는 작용기의 변화는 양자점의 전위를 변화시키는데, 이 미세한 전위의 변화를, 전자가 n-type 채널의 전도 채널(conduction channel)의 전류변화로 변환 및 증폭시키게 된다. 요약하면, 양자점에서의 표면전위의 변화는 곧 박막 트랜지스터에서의 전류변화를 나타내게 되는데, 임계 전압의 변화로도 나타나며, 이를 측정하여 바이오 센서로 응용할 수 있다.
구체적으로, 박막 트랜지스터(TFT)에서 소스 전극과 게이트 전극 사이에 임계 전압(threshold voltage) 이상의 전압이 인가되면, n-type 채널에서 전도 채널(conduction channel)이 형성되고 이를 통하여 소스 전극(12)과 드레인 전극(13) 간에 전자가 이동할 수 있다. 그리고, 양자점의 전위 역시 n-type 전도채널에 영향을 줄 수 있으므로, 임계전압에 영향을 미칠 수 있다.
따라서, 본 발명에 따른 바이오센서(10)는 소스 전극(12)과 게이트 전극(14) 사이에 전류를 실시간으로 측정한다면, 양자점층(16)에 유도되는 전위차를 관찰할 수 있으며, 타겟 바이오 분자로부터 양자점층(16)으로 전달되는 특정 전자-진동 에너지 전달(electronic-vibrational energy transfer)에 따라 변화된 전류를 측정하도록 마련된다. 또한, 측정하고자 하는 전류는 타겟 바이오 분자의 특정 작용기의 진동에 의해서 양자점의 띠내 전이 에너지가 흡수되어 전류의 변화가 일어나게 된다.
또한, 타겟 바이오 분자의 진동에 의한 전위의 증가는 새롭고 실현 가능성이 높은 측정 방식이며, 바이오 분자의 농도에 따라 전위값이 비례하게 된다.
또한, 양자점층(16)과 바이오 분자 진동 간의 커플링에 의한 에너지 전달이기 때문에, 바이오 분자와 양자점층(16) 간의 물리적인 거리에 대한 정보도 측정할 수 있다.
한편, 본 발명에서 사용할 수 있는 n-type 채널(15)은 IGZO, ZnO, ZTO, IZO, IHZO, AIN, InN, GaN 및 InGaN으로 구성되는 군으로부터 선택되는 어느 하나의 n-type 물질로 이루어질 수 있다.
특히, IGZO로 이루어진 n-type 채널(15)이 바람직한데, 이는 우수한 광학 투명성, 비결정 구조, 높은 전자 이동성을 가지고 있으며, 또한 양자점이 직접 IGZO 채널 상에 기능화 될 수 있기 때문이다. 나아가, IGZO 채널은 직접 active matrix backplane으로 기능할 수 있어, 별도의 집적화 공정이 생략될 수 있는 장점이 있다.
또한, 본 발명에서 사용할 수 있는 양자점은 콜로이달 양자점을 사용하는 것이 바람직하다. 콜로이달 양자점을 사용할 경우, n-type 채널(15) 상에 스핀 코팅과 같은 간단한 방법으로 형성할 수 있으며, 양자점을 균일하게 분포시킬 수 있다.
상기 양자점으로는, CdS, CdSe, CdTe, ZnS, ZnSe, ZnTe, ZnO, HgS, HgSe, HgTe, CdSeS, CdSeTe, CdSTe, ZnSeS, ZnSeTe, ZnSTe, HgSeS, HgSeTe, HgSTe, CdZnS, CdZnSe, CdZnTe, CdHgS, CdHgSe, CdHgTe, HgZnS, HgZnSe, CdHgZnTe, CdZnSeS, CdZnSeTe, CdZnSTe, CdHgSeS, CdHgSeTe, CdHgSTe, HgZnSeS, HgZnSeTe, HgZnSTe; GaN, GaP, GaAs, GaSb, InN, InP, InAs, InSb, GaNP, GaNAs, GaNSb, GaPAs, GaPSb, InNP, InNAs, InNSb, InPAs, InPSb, GaInNP, GaInNAs, GaInNSb, GaInPAs, GaInPSb, SnS, SnSe, SnTe, PbS, PbSe, PbTe, SnSeS, SnSeTe, SnSTe, PbSeS, PbSeTe, PbSTe, SnPbS, SnPbSe, SnPbTe, SnPbSSe, SnPbSeTe, SnPbSTe, Si, Ge, SiC, 및 SiGe으로 구성되는 군으로부터 선택되는 어느 하나 이상을 사용할 수 있다.
특히, 본 발명의 일 실시예와 관련된 바이오센서(10)는 적외선 영역, 특히 중적외선 영역에서 전자전이를 갖는 양자점층(16)을 사용할 수 있다. 이 경우, 상기 양자점의 종류 또는 크기를 조절하여 적외선 영역, 특히 1000 nm 내지 20 ㎛ 파장, 바람직하게, 1000 nm 내지 8000 nm 파장의 빛을 흡수하는 양자점을 사용할 수 있다. 또한, 콜로이달 양자점은 저비용으로 대면적의 가공이 가능하기 때문에 본 발명에서도 콜로이달 양자점을 이용하는 것이 바람직하다.
또한, 상기 양자점은 리간드 치환된 양자점을 사용할 수 있다. 양자점은 유기 리간드 및 무기 리간드 중 적어도 하나의 리간드로 치환될 수 있다. 상기 양자점인 상기 리간드의 예로는 EDT(ethanedithol), BDT(butanethiol), MPA(mercaptocarboxylic acid), CTAB(tyltrimethylammonium bromide), HTAC(hexadecyltrimethylammonium chloride), TBAI(tetrabutylammonium iodide), 또는 Na2S을 들 수 있다.
양자점은 콜로이달 용액의 분산성과 안정성을 위하여 올레산 리간드로 감싸져 있는 구조를 가지고 있다. 이 상태의 양자점도 바이오센서에 적용할 수 있으나, 올레산 리간드는 사슬 구조가 길기 때문에, 양자점에서 발생한 전자가 n-type 채널(15)로 이동하는데 방해가 된다. 따라서, 보다 짧은 사슬 구조의 리간드로 상기의 리간드로 치환하는 것이 바람직하다. 상기 리간드 치환된 양자점을 사용하는 경우, 예를 들어 올레산 리간드로 감싸진 양자점을 n-type 채널(15) 상에 형성한 후 상기 리간드와 반응시켜 치환하는 방법으로 사용할 수 있다.
이와는 다르게, 콜로이달 양자점층의 유기물질 리간드를 단분자 유기 리간드 또는 무기 리간드로 치환하여 타겟 바이오 분자의 접근성을 향상시키고 바이오 분자의 작용기의 진동 모드와 양자점층의 띠내 전이의 공명을 용이하게 할 수 있다.
일 실시예로, 전하 이동을 위한 유기 리간드로는 전술한, EDT, BDT, MPA 등의 길이가 짧은 두자리 리간드(bidentate ligand)를 사용할 계획이며, 무기 리간드와 혼합하여 콜로이달 양자점층의 필름 구조를 균일하게 형성할 수 있다.
CTAB(Cetyltrimethylammonium bromide), CTACl(Cetyltrimethylammonium chloride), TBAI(Tributylammonium iodide) 등의 할로겐 이온을 제공하는 화합물을 이용하여 합성 후 사용되고 있는 유기 리간드를 Br-, Cl-, I- 등의 할로겐 이온으로 치환할 수 있다. 유기 리간드로 감싸진 콜로이달 양자점층으로 구성된 필름 상에 수분 동안 할로겐 이온을 존재하게 하여 상온에서 치환과정을 진행할 수 있다. 필름의 두께는 순차적으로 증가시킬 수 있으며, 두께는 10nm 에서 300nm까지 일 수 있다. 할로겐의 경우 원자 리간드이기 때문에 리간드에 의한 진동운동이 없어서 중적외선 영역에서 타겟 바이오 분자외의 공명 현상을 일으킬 분자를 제거할 수 있다. 이에 따라 보다 향상되고 안정된 전기 신호를 얻을 수 있다.
무기 리간드로 치환하는 다른 방법으로는 극성 용액과 무극성 용액과의 극성 차이를 이용하는 방법이 이용될 수 있다. 무극성 유기 리간드로 개질되어 있는 콜로이달 양자점 용액을 극성 무기 리간드 용액과 상온에서 교반시키면, 콜로이달 양자점 표면에 극성 리간드가 개질되게 되어 콜로이달 양자점의 유전율(dielectric constant)가 증가한다. 따라서, 무기 리간드로 개질된 콜로이달 양자점은 극성 용액에 존재하게 된다. 극성 무기 리간드로 개질된 콜로이달 양자점 용액은 표면 위에 콜로이드 용액을 코팅시킬 수 있는 장점이 있다.
또한, 상기 절연층(18)은, SiO2, Al2O3, TiO2, ZrO2, HfO2, 또는 SiNx 등으로 형성될 수 있다.
또한, 상기 게이트 전극(14)은, 금속으로 형성될 수 있고, 예를 들어 Cr, Mo, Al, Ti/Au, Ag, Cu, 및 Pt으로 구성되는 군으로부터 선택될 수 있다.
또한, 상기 소스 전극(12) 및 드레인 전극(13)은, 각각 금속으로 형성될 수 있고, 예를 들어 Cr, Ti/Au, Mo, Al, Ag, Cu, Pt 및 W로 구성되는 군으로부터 선택될 수 있다.
한편, 상술한 절연층(18), n-type 채널(15), 양자점층(16), 소스 및 드레인 전극(12, 13) 이외의 나머지 구성은 통상 바이오센서(10)에서 사용할 수 있는 것이면 특별히 제한되지 않는다.
예를 들어, 상기 기판(11)으로는 유리 기판이나 플라스틱 기판이 사용될 수 있으며, 바이오센서(10)에 적용되는 것이면 특별히 제한되지 않는다. 또한, 바이오센서(10)의 각 구성요소의 배치 등은 종래 바이오센서(100)에서 적용되는 것이면 특별히 제한되지 않는다.
도 2는 본 발명의 제2 실시예와 관련된 바이오 센서(100)를 나타내는 개략 단면도이다.
도 2를 참조하면, 상기 바이오센서(100)는 기판(110), 게이트 전극(140), 절연층(180), 소스 전극(120), 드레인 전극(130), n-type 채널(150), 및 양자점층(160) 및 포집부(170)를 포함한다. 즉, 제2 실시예에 따른 바이오센서(100)는 양자점층(160)에 마련되며, 타켓 바이오 물질을 포집하기 위한 포집부(170)를 추가로 포함할 수 있다. 제2 실시예에서, 그 밖에 다른 구성요소는 제1 실시예에서 설면한 바이오센서(10)의 구성요소들과 동일하다.
제2 실시예와 관련된 바이오센서(100)는 기판(110)과, 기판(110) 상에 마련된 게이트 전극(140)과, 게이트 전극(140) 상에 마련된 절연층(180)과, 절연층(180) 상에 각각 마련된 소스 전극(120) 및 드레인 전극(130)을 포함한다. 또한, 바이오센서(100)는 소스 전극(120)과 드레인 전극(130) 사이에, 소스 전극(120)과 드레인 전극(130)을 전기적으로 연결하도록 마련된 n-type 채널(150)을 포함한다. 상기 소스 전극(120)과 드레인 전극(130)은 각각 절연층(180) 및 n-type 채널(150) 상에 걸쳐 마련된다. 또한, 바이오 센서(100)는 전류가 흐르도록 마련되고, n-type 채널(150) 상에 마련되며, 타겟 바이오 물질의 진동 에너지와 공명이 일어날 수 있는 전자 전이 에너지를 갖도록 마련된 양자점층(160) 및 양자점층(160)에 마련되며, 타겟 바이오 물질을 포집하기 위한 포집부(170)을 포함한다.
상기 포집부(170)는 복수 개의 포집 분자를 포함할 수 있다. 또한, 복수 개의 포집분자는 양자점의 곡면부에 고정될 수 있다. 즉, 양자점층(160)은 굴곡 있는 표면을 갖도록 마련될 수 있다. 또한, 양자점층(160)은 필름 형태로 제조될 수 있다.
상기 전계효과 박막 트랜지스터에서 양자점층의 전류변화는 이의 전자가 n-type 채널의 전도 채널(conduction channel)로 이동하여 임계 전압의 변화를 발생시키며, 이를 측정하여 바이오 센서로 응용할 수 있다.
구체적으로, 박막 트랜지스터(TFT)에서 소스 전극과 게이트 사이에 임계 전압(threshold voltage) 이상의 전압이 인가되면, n-type 채널(150)에서 전도 채널(conduction channel)이 형성되고 이를 통하여 소스 전극(120)과 드레인 전극(130) 간에 전자가 이동할 수 있다.
따라서, 본 발명에 따른 바이오센서(100)는 소스 전극과 게이트 전극 사이에 임계전압 전후 +/- 5 V 이내에서의 일정량의 전압이 인가된 후, 양자점층(160)에 흐르는 전류에 대한 실시간 측정으로, 포집부에 포집된 타겟 바이오 분자와 양자점층(160) 간의 특정 전자-진동 에너지 전달(electric-vibrational energy transfer)에 따라 양자점층(160)에 미세한 전위차를 유도하고 이는 n-type 채널(150)에서 전류가 변화되어 측정하도록 마련된다. 측정하고자 하는 전류는 타겟 바이오 분자의 특정 작용기의 진동에 의해서 띠내 전이 에너지가 흡수되어 전류의 변화가 일어나게 된다.
또한, 타겟 바이오 분자의 진동에 의한 양자점에서의 전위의 변화는, 새롭고 실현 가능성이 높은 측정 방식이며, 바이오 분자의 농도에 따라 전류값의 변화가 비례하게 된다.
또한, 이러한 방식의 양자점층(160)에 의한 박막트랜지스터로의 장점은, 특정에너지의 바이오 분자변화에 특징적으로 반응할 수 있으며, 그 신호를 증폭할 수 있다는데 있다.
또한, 양자점층(160)과 바이오 분자 진동 간의 커플링에 의한 에너지 전달이기 때문에, 바이오 분자와 양자점층(160) 간의 물리적인 거리에 대한 정보도 측정할 수 있다.
또한, 상기 절연층(180)은, SiO2, Al2O3, TiO2, ZrO2, HfO2, 또는 SiNx 등으로 형성될 수 있다.
또한, 상기 게이트 전극(140)은, 금속으로 형성될 수 있고, 예를 들어 Cr, Mo, Al, Ti/Au, Ag, Cu, 및 Pt으로 구성되는 군으로부터 선택될 수 있다.
또한, 상기 소스 전극(120) 및 드레인 전극(130))은, 각각 금속으로 형성될 수 있고, 예를 들어 Cr, Ti/Au, Mo, Al, Ag, Cu, Pt 및 W로 구성되는 군으로부터 선택될 수 있다.
한편, 상술한 절연층(180), n-type 채널(150), 양자점층(160), 포집부(170), 소스 및 드레인 전극(120, 130) 이외의 나머지 구성은 통상 바이오센서(100)에서 사용할 수 있는 것이면 특별히 제한되지 않는다.
예를 들어, 상기 기판(110)으로는 유리 기판이나 플라스틱 기판이 사용될 수 있으며, 바이오센서(100)에 적용되는 것이면 특별히 제한되지 않는다. 또한, 바이오센서(100)의 각 구성요소의 배치 등은 종래 바이오센서(100)에서 적용되는 것이면 특별히 제한되지 않는다.
또한, 양자점층(160)에는 포집 분자들이 고정화될 수 있다. 상기 포집 분자들은 분석하고자 하는 타겟 바이오 물질과 특이 결합하여 상기 바이오 물질을 포집할 수 있다. 상기 포집 분자들과 상기 바이오 물질의 반응은 예를 들어, 핵산 혼성화, 항원-항체 반응 또는 효과결합 반응일 수 있다. 또한, 상기 바이오 물질은 상기 포집 분자들의 표면에 고정될 수 있다. 예를 들어, 상기 포집 분자들은 예를 들어, 단백질, 세포, 바이러스, 핵산 유기 분자 또는 무기 분자일 수 있다. 상기 포집 분자들이 단백질인 경우, 상기 단백질은 예를 들어, 항원, 항체, 기질 단백질, 효소 또는 조효소일 수 있다. 상기 포집 분자들이 핵산인 경우, 상기 핵산은 예를 들어, DNA, RNA, PNA, LNA 또는 이들의 혼성체일 수 있다.
양자점층 표면에 포집 분자들(25)을 고정화시키는 방법으로는 화학적인 흡착(chemical adsorption), 공유결합(covalent-binding), 전기적인 결합(electrostatic attraction), 공중합체(copolymerization), 또는 아비딘-바이오틴 결합 시스템(avidin-biotin affinity system) 등이 이용될 수 있다.
예를 들어, 상기 양자점층(160) 표면에 상기 포집 분자들을 고정화시키기 위하여 작용기(functional group)가 제공될 수 있다. 상기 작용기는 예를 들어, 카르복실기(-COOH), 티올기(-SH), 수산기(-OH), 실란기 (Si-H), 아민기(-NH), 또는 에폭시기일 수 있다.
도 3은 본 발명의 제3 실시예와 관련된 바이오센서(200)를 나타내는 개략 단면도이다.
도 3을 참조하면, 바이오센서(200)는 기판(210)과, 기판(210) 상에 마련된 게이트 전극(240)과, 게이트 전극(240) 상에 마련된 절연층(280)과, 절연층(280) 상에 각각 마련된 소스 전극(220) 및 드레인 전극(230)을 포함한다. 또한, 바이오센서(200)는 절연층(280) 상에 위치하고, 소스 전극(220)과 드레인 전극(230) 사이에 전류가 흐르도록 마련되고, 타겟 바이오 물질의 진동 에너지와 공명이 일어날 수 있는 전자 전이 에너지를 갖도록 마련된 양자점층(260)을 포함한다. 또한, 상기 바이오센서(200)는 양자점층(260)에 마련되며, 타겟 바이오 물질을 포집하기 위한 포집부(270)을 추가로 포함할 수 있다.
제3 실시예에서는, 제1 실시예와 다르게, n-type 층(150)이 마련되지 않을 수 있고, 양자점층(260)이 소스 전극(220)과 드레인 전극(230)을 전기적으로 연결한다.
한편, 도 4 및 도 5는 시스테인(Cystein)의 감지 결과를 나타내는 그래프들이다.
박막 트랜지스터(TFT) 소자 위에 아무것도 올리지 않은 상태(Blank)를 측정 후, HgSe샘플을 스핀코팅 방법으로 박막 트랜지스터 (TFT) 소자 위에 증착하여 측정하였다.
도 4에서, A3_Blank_HgSe_HDA에서 볼 수 있는 것처럼 Blank상태의 임계전압(threshold)은 HgSe_HDA가 증착된 후의 임계전압(threshold)보다 작은 값을 가지기 때문에 구동 에너지가 달라진 것을 확인 할 수 있다.
도 5의 A영역을 참조하면, 다시 박막 트랜지스터(TFT) 소자 위에, 시스테인(Cysteine)이 수용액 상으로 존재하는 용액을 도포하면, 임계전압이 HgSe_HDA 그래프에서 Cysteine 그래프로 바뀌는 것을 확인할 수 있었다.
구체적으로, 박막 트랜지스터(TFT) 소자는 화학적 습식 방법으로 합성된 콜로이드 양자점을 활동층으로 사용한 소자로서, 물질은 II-VI족 반도체 화합물, III-V족 반도체 화합물, IV-VI족 반도체 화합물, IV족 반도체 화합물, 또는 이들의 조합을 포함한다.
구체적인 양자점은 AuS, AuSe, AuTe, AgS, AgSe, AgTe, AgO, CuS, CuSe, CuTe, CuO, CdS, CdSe, CdTe, ZnS, ZnSe, ZnTe, ZnO, HgS, HgSe, HgTe, AuSeS, AuSeTe, AuSTe, AgSeS, AgSeTe, AgSTe, CuSeS, CuSeTe, CuSTe, CdSeS, CdSeTe, CdSTe, ZnSeS, ZnSeTe, ZnSTe, HgSeS, HgSeTe, HgSTe, AuAgS, AuAgSe, AuAgTe, AuCuS, AuCuSe, AuCuTe, AuZnS, AuZnSe, AuZnTe, AuCdS, AuCdSe, AuCdTe, AuHgS, AuHgSe, AuHgTe, AgZnS, AgZnSe, AgZnTe, AgCuS, AgCuSe, AgCuTe, AgCdS, AgCdSe, AgCdTe, AgHgS, AgHgSe, AgHgTe, CuZnS, CuZnSe, CuZnTe, CuCdS, CuCdSe, CuCdTe, CuHgS, CuHgSe, CuHgTe, ZnCdS, ZnCdSe, ZnCdTe, ZnHgS, ZnHgSe, ZnHgTe, CdHgS, CdHgSe, CdHgTe, CdHgZnTe, CdZnSeS, CdZnSeTe, CdZnSTe, CdHgSeS, CdHgSeTe, CdHgSTe, HgZnSeS, HgZnSeTe, HgZnSTe; GaN, GaP, GaAs, GaSb, InN, InP, InAs, InSb, GaNP, GaNAs, GaNSb, GaPAs, GaPSb, InNP, InNAs, InNSb, InPAs, InPSb, GaInNP, GaInNAs, GaInNSb, GaInPAs, GaInPSb, SnS, SnSe, SnTe, PbS, PbSe, PbTe, SnSeS, SnSeTe, SnSTe, PbSeS, PbSeTe, PbSTe, SnPbS, SnPbSe, SnPbTe, SnPbSSe, SnPbSeTe, SnPbSTe, Si, Ge, SiC, 및 SiGe로 이루어진 군으로부터 선택된 1종 이상인 것을 특징으로 하는 양자점 나노 입자이다.
화학적 습식 방법으로 제조된 양자점의 표면은 유기·무기 리간드로 둘러 쌓여 있으며, 이것을 치환함으로서 화학 및 물리적 성질을 바꿀 수 있다. 본 발명에서는 제조된 양자점의 표면이 여러가지 리간드로 치환됨에 따라 바뀌는 성질을 이용하면, 바이오 물질을 선택적으로 검출할 수 있다. 초기의 HgSe 활동층의 리간드를 HAD로 치환함으로 인하여 시스테인(Cysteine)이 HDA를 제거하고 활동층에 새롭게 리간드로서 붙었을 때 큰 변화가 나타나도록 제어하고, 단순 시스테인 뿐만이 아닌 다른 바이오 물질들에서도 같은 효과가 나타나도록 유도할 수 있다.
바이오 센서에 양자점을 도포하는 방법으로, 스핀 코팅(spin coating)방법을 사용한다. 층간(layer-by-layer) 증착을 통하여 센서의 표면에 양자점을 증착하고, 이를 활동층으로 활용하여 바이오 물질을 검출할 수 있다. 양자점이 스핀 코팅 되어있는 센서 위에 검출하고자 하는 바이오 물질이 녹아 있는 용액을 도포하면, 양자점 표면에서 리간드 치환반응이 일어나며, 이로 인한 활동층의 전기적 특성이 바뀜에 따라 임계전압(threshold voltage)이 변하는 것을 확인 할 수 있다.
이는 전체적인 센서의 전기적 특성이 변화됨에 따라 나타나는 현상이며 물질의 농도에 영향을 받는다.
박막 트랜지스터(TFT) 소자와 반도체 분석기(Semiconductor analyzer)를 사용하여 센서의 전기적 특성을 측정할 수 있다. 측정 전압은 -10V ~ 10 V 사이로 게이트의 전압을 바꾸어 줌으로써 활동층의 전기적 특성 변화를 측정하고 이에 대한 변화 값을 측정할 수 있게 설계된 소자 위에 양자점을 증착할 수 있고, 이후 검출 하고자 하는 물질을 표면에 도포하여 전기적 특성 변화를 감지 할 수 있다. 또한 TFT 소자의 특성상 게이트의 전압값을 변화시킴으로써 본 실험예에서 사용된 HgSe양자점 뿐만이 아닌 다른 물질이 증착된 상태의 특성을 활용하여 다른 여러 종류의 바이오 물질 검출도 가능하다.
본 실험예는 HgSe의 특성을 사용하여 n-type도핑 되어있는 물질에 리간드를 치환하여 임계전압(threshold voltage) 변화를 측정한 것이다. 또한, 측정된 전류값은 off current가 10-8이고 on current가 10-4로서, 표면에 도포된 바이오 물질이 활동층의 성질 변화를 일으킴으로 나타나는 현상이다.
P-type의 활동층을 활용한다면 전압값을 10 ~ -10 V의 역방향으로 걸어주는 것도 가능하며, 온/오프(on/off) 포인트가 더 높거나 낮은 전압을 필요로 할 때 전압을 변화시켜가면서 측정이 가능하다.
위에서 설명된 본 발명의 바람직한 실시예는 예시의 목적을 위해 개시된 것이고, 본 발명에 대한 통상의 지식을 가지는 당업자라면 본 발명의 사상과 범위 안에서 다양한 수정, 변경, 부가가 가능할 것이며, 이러한 수정, 변경 및 부가는 하기의 특허청구범위에 속하는 것으로 보아야 할 것이다.
10, 100, 200: 바이오센서,
11, 110, 210: 기판
12, 120, 220: 소스 전극
13, 130, 230: 드레인 전극
14, 140, 240: 게이트 전극
15, 150: n-type 채널
16, 160, 260: 양자점층
170, 270: 포집부
18, 180, 280: 절연층

Claims (10)

  1. 기판;
    기판 상에 마련된 게이트 전극;
    게이트 전극 상에 마련된 절연층;
    절연층 상에 각각 마련된 소스 전극 및 드레인 전극;
    소스 전극과 드레인 전극 사이에 마련된 n-type 채널; 및
    n-type 채널 상에 마련되고, 타겟 바이오 물질의 진동 에너지와 공명이 일어날 수 있는 전자 전이 에너지를 갖도록 마련된 양자점층을 포함하며,
    양자점은 콜로이달 양자점이고,
    타겟 바이오 물질로부터 양자점층으로 전달되는 전자-진동 에너지 전달에 따라 변화된 전류를 측정하되, 타겟 바이오 물질의 특정 작용기의 진동에 의해서 양자점의 띠내 전이 에너지가 흡수되어 전류의 변화가 일어나는 바이오센서.
  2. 제 1 항에 있어서,
    양자점층에 마련되며, 타켓 바이오 물질을 포집하기 위한 포집부를 포함하는 바이오센서.
  3. 제 2 항에 있어서,
    포집부는 하나 이상의 포집 분자를 포함하는 바이오센서.
  4. 제 3 항에 있어서,
    포집 분자는 양자점의 곡면부에 고정된 바이오센서.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 양자점은 CdS, CdSe, CdTe, ZnS, ZnSe, ZnTe, ZnO, HgS, HgSe, HgTe, CdSeS, CdSeTe, CdSTe, ZnSeS, ZnSeTe, ZnSTe, HgSeS, HgSeTe, HgSTe, CdZnS, CdZnSe, CdZnTe, CdHgS, CdHgSe, CdHgTe, HgZnS, HgZnSe, CdHgZnTe, CdZnSeS, CdZnSeTe, CdZnSTe, CdHgSeS, CdHgSeTe, CdHgSTe, HgZnSeS, HgZnSeTe, HgZnSTe; GaN, GaP, GaAs, GaSb, InN, InP, InAs, InSb, GaNP, GaNAs, GaNSb, GaPAs, GaPSb, InNP, InNAs, InNSb, InPAs, InPSb, GaInNP, GaInNAs, GaInNSb, GaInPAs, GaInPSb, SnS, SnSe, SnTe, PbS, PbSe, PbTe, SnSeS, SnSeTe, SnSTe, PbSeS, PbSeTe, PbSTe, SnPbS, SnPbSe, SnPbTe, SnPbSSe, SnPbSeTe, SnPbSTe, Si, Ge, SiC 및 SiGe로 구성되는 군으로부터 선택되는 어느 하나 이상인 바이오센서.
  6. 제 1 항에 있어서,
    양자점은 리간드 치환된 양자점인 바이오센서.
  7. 제 6 항에 있어서,
    양자점은 유기 리간드 및 무기 리간드 중 적어도 하나의 리간드로 치환된 양자점인 바이오센서.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 n-type 채널은 IGZO, ZnO, ZTO, IZO, IHZO, AlN, InN, GaN 및 InGaN으로 구성되는 군으로부터 선택되는 어느 하나의 n-type 물질로 이루어진 바이오센서.
  9. 제 1 항에 있어서,
    전자-진동 에너지 전달에 따른 양자점층의 전위가 변하게 되면, n-type 채널의 전도 채널(conduction channel)의 전류변화로 변환 및 증폭되는 바이오센서.
  10. 삭제
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