KR102345693B1 - Bio sensor using fet element and extend gate, and operating method thereof - Google Patents

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Abstract

FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서 및 그 동작방법이 개시된다. 본 발명에 따른 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서는, FET(Field Effect Transistor) 소자에 확장 게이트 전극을 연결하며, 확장 게이트 전극에 타겟분자와 특이적 반응을 유도하는 리셉터를 고정하고, 타겟분자의 흡착에 의한 포텐셜 변화를 측정하는 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서에 있어서, 확장 게이트 전극의 센싱 전극과 기준 전극으로 동일한 전극소재를 사용하는 것을 특징으로 한다.Disclosed are a biosensor using an FET device and an extended gate electrode, and a method of operating the same. In the biosensor using the FET device and the expansion gate electrode according to the present invention, the expansion gate electrode is connected to the FET (Field Effect Transistor) device, the receptor inducing a specific reaction with the target molecule is fixed to the expansion gate electrode, and the target In a biosensor using an FET device and an expansion gate electrode for measuring a potential change due to adsorption of molecules, the same electrode material is used as a sensing electrode and a reference electrode of the expansion gate electrode.

Description

FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서 및 그 동작방법{BIO SENSOR USING FET ELEMENT AND EXTEND GATE, AND OPERATING METHOD THEREOF}A biosensor using a FET device and an extended gate electrode and an operating method thereof

본 발명은 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서 및 그 동작방법에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 시료 용액의 pH(수소이온지수)와 이온 농도에 의한 영향을 받지 않고 타겟 바이오분자의 전하에 의한 신호변화만을 측정할 수 있는, FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서 및 그 동작방법에 관한 것이다.The present invention relates to a biosensor using an FET device and an expansion gate electrode and an operating method thereof, and more particularly, to a biosensor using a FET device and an expansion gate electrode, and more particularly, to a biosensor using the charge of a target biomolecule without being affected by the pH (hydrogen ion index) and ion concentration of a sample solution. It relates to a biosensor using an FET device and an expansion gate electrode capable of measuring only signal changes, and an operating method thereof.

일반적으로 바이오센서(bio sensor)란 생물체의 특정한 기능을 가지는 표적물질(예를 들어, 효소, 항체, DNA(deoxyribonucleic acid) 등)에 대한 인식기능을 갖는 생물/화학적 수용물질(리셉터)이 신호 변환장치와 결합되어 생물학적 상호작용 및 인식반응을 전기적 신호로 변환함으로써 분석하고자 하는 물질을 선택적으로 감지할 수 있는 전기 화학적 센서를 의미하며, 이를 통해 다양한 생리활성 물질의 농도를 신속하게 정량화 할 수 있어 대상물질의 종류에 따라 바이오, 화학, 환경 등의 용도로 널리 활용될 것으로 기대되는 소자이다.In general, a biosensor is a bio/chemical receptor material having a recognition function for a target material having a specific function of an organism (eg, enzyme, antibody, DNA (deoxyribonucleic acid), etc.) It refers to an electrochemical sensor that can selectively detect a substance to be analyzed by converting biological interactions and recognition reactions into electrical signals in combination with a device, through which the concentration of various physiologically active substances can be quickly quantified It is a device that is expected to be widely used for bio, chemical, and environmental purposes, depending on the type of material.

전기 화학적 센서를 이용한 대상물질의 검출 및 분석을 위해서는 대상물질이 가지는 미세한 특성에도 신호의 변화가 크게 나타날 수 있도록 높은 감도를 가지고 있어야 하며, 체액의 화학성분에 견딜 수 있는 화학적 안정성과 유체의 흐름에도 영향을 받지 않는 물리적 안정성을 지니고 있어야 한다. 또한, 경제성과 실용성을 위하여 기존의 측정 플랫폼을 이용할 수 있어야 하며, 대량 생산이 가능하도록 제작이 용이하여야 한다.In order to detect and analyze a target material using an electrochemical sensor, it must have high sensitivity so that a signal change can be seen even in the minute characteristics of the target material, and it must have high chemical stability to withstand the chemical components of body fluids and the flow of fluids. It must have unaffected physical stability. In addition, for economical efficiency and practicality, the existing measurement platform should be usable, and it should be easy to manufacture so that mass production is possible.

최근에 이와 같은 전기 화학적 센서의 요건에 가장 적합한 소자로서, 집적 회로 공정과 같은 미세가공 기술로 제조되는 FET(Field Effect Transistor) 기반 바이오센서가 관심의 대상이 되고 있다.Recently, as a device most suitable for the requirements of such an electrochemical sensor, a FET (Field Effect Transistor)-based biosensor manufactured by a microfabrication technology such as an integrated circuit process has been attracting attention.

FET 기반 바이오센서는 대상물질이 수용물질(리셉터)에 물리/화학적으로 결합함에 다라 채널의 표면 전하 밀도가 변화되는데, 이로 인해 발생되는 반도체 반전층 또는 쇼트키 장벽의 변화에 의한 채널 전류의 변화량을 측정한다.In the FET-based biosensor, the surface charge density of the channel changes as the target material physically/chemically binds to the receiving material (receptor). measure

그런데, 일반적인 FET 기반 바이오센서는 전하량 측정방식의 검출 원리에 의해 비표지/초고감도 측정이 가능한 반면, 생체 시료가 포함된 표준 시약(background solution)의 pH(수소이온지수) 혹은 염(salt) 및 대상물질의 물질들의 표면 전하에 의해서도 신호가 발생되는 태생적 한계를 지니고 있기 때문에 이러한 요소들에 의한 노이즈 제거에 많은 어려움이 있다는 문제점이 있다.However, while general FET-based biosensors can perform unlabeled/ultra-sensitive measurement by the detection principle of the charge measurement method, the pH (hydrogen ion index) or salt and There is a problem in that there is a problem in that there is a lot of difficulty in removing noise by these factors because it has an inherent limitation in that a signal is generated even by the surface charge of the materials of the target material.

공개특허공보 제10-2008-0027041호 (공개일자: 2008.03.26.)Laid-Open Patent Publication No. 10-2008-0027041 (published date: 2008.03.26.)

본 발명은 전술한 문제점을 해결하기 위하여 창안된 것으로서, 시료 용액의 pH(수소이온지수)와 이온 농도에 의한 영향을 받지 않고 타겟 바이오분자의 전하에 의한 신호변화만을 측정할 수 있는, FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서 및 그 동작방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.The present invention has been devised to solve the above problems, and is not affected by the pH (hydrogen ion index) and ion concentration of the sample solution, and is capable of measuring only the signal change due to the charge of the target biomolecule, the FET device and An object of the present invention is to provide a biosensor using an expansion gate electrode and a method for operating the same.

전술한 목적을 달성하기 위한 본 발명의 일 측면에 따른 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서는, FET(Field Effect Transistor) 소자에 확장 게이트 전극을 연결하며, 상기 확장 게이트 전극에 타겟분자와 특이적 반응을 유도하는 리셉터를 고정하고, 상기 타겟분자의 흡착에 의한 포텐셜 변화를 측정하는 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서에 있어서, 상기 확장 게이트 전극의 센싱 전극과 기준 전극으로 동일한 전극소재를 사용하는 것을 특징으로 한다.A biosensor using an FET device and an expansion gate electrode according to an aspect of the present invention for achieving the above object connects an expansion gate electrode to a Field Effect Transistor (FET) device, and a target molecule and a specific target molecule to the expansion gate electrode In a biosensor using an FET device and an expansion gate electrode for fixing a receptor inducing a hostile reaction and measuring a potential change due to adsorption of the target molecule, the same electrode material as a sensing electrode and a reference electrode of the expansion gate electrode characterized in use.

전술한 바이오센서는, 상기 FET 소자의 상부 게이트와 바닥 게이트를 상기 센싱 전극에 연결한다.In the aforementioned biosensor, an upper gate and a bottom gate of the FET device are connected to the sensing electrode.

전술한 바이오센서는, 상기 센싱 전극과 상기 기준 전극을 동일한 소재와 크기를 사용하여 pH(수소이온지수)에 의한 영향을 상쇄시키고, 상기 센싱 전극에만 상기 리셉터를 도입한다.The above-described biosensor uses the same material and size for the sensing electrode and the reference electrode to offset the effect of pH (hydrogen ion index), and introduces the receptor only to the sensing electrode.

전술한 바이오센서는, 상기 타겟분자의 흡착에 의해 유발되는 신호변화만을 읽는다.The aforementioned biosensor reads only the signal change caused by the adsorption of the target molecule.

여기서, 상기 센싱 전극과 상기 기준 전극은 탄소, 금, 은, Pt, SnO2, SiO2, ITO(Indium Tin Oxide) 중의 어느 하나의 금속이나 금속산화물 전극을 사용한다.Here, as the sensing electrode and the reference electrode, any one of carbon, gold, silver, Pt, SnO2, SiO2, and indium tin oxide (ITO) or a metal oxide electrode is used.

전술한 목적을 달성하기 위한 본 발명의 다른 측면에 따른 FET 소자와 확장게이트 전극을 이용한 바이오센서는, FET 소자에 확장 게이트 전극을 연결하여 구성되는, FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서에 있어서, 상기 확장 게이트 전극의 센싱 전극과 기준 전극으로 동일한 전극소재를 사용하는 것을 특징으로 한다.A biosensor using an FET device and an expansion gate electrode according to another aspect of the present invention for achieving the above object is a biosensor using an FET device and an expansion gate electrode, which is configured by connecting an expansion gate electrode to the FET device. , characterized in that the same electrode material is used as the sensing electrode and the reference electrode of the expansion gate electrode.

전술한 목적을 달성하기 위한 본 발명의 또 다른 측면에 따른 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서는, FET 소자에 확장 게이트 전극을 연결하여 구성되는, FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서에 있어서, 상기 확장 게이트 전극의 센싱 전극과 기준 전극이 동일한 소재의 전극으로 이루어지며, 상기 FET 소자의 상부 게이트와 바닥 게이트를 상기 센싱 전극에 연결하는 것을 특징으로 한다.A biosensor using an FET device and an expansion gate electrode according to another aspect of the present invention for achieving the above object is a biosensor using an FET device and an expansion gate electrode, which is configured by connecting an expansion gate electrode to the FET device. The sensing electrode and the reference electrode of the expansion gate electrode are made of an electrode of the same material, and the upper gate and the bottom gate of the FET device are connected to the sensing electrode.

전술한 목적을 달성하기 위한 본 발명의 일 측면에 따른 바이오센서의 동작방법은, FET 소자에 확장 게이트 전극을 연결하는 단계; 상기 확장 게이트 전극에 타겟분자와 특이적 반응을 유도하는 리셉터를 고정하는 단계; 및 상기 타겟분자의 흡착에 의한 포텐셜 변화를 측정하는 단계;를 포함하되, 상기 확장 게이트 전극의 센싱 전극과 기준 전극으로 동일한 전극소재를 사용하는 것을 특징으로 한다.According to an aspect of the present invention, there is provided an operating method of a biosensor, comprising: connecting an expansion gate electrode to an FET device; fixing a receptor inducing a specific reaction with a target molecule to the expansion gate electrode; and measuring a potential change due to adsorption of the target molecule; but, it is characterized in that the same electrode material is used as the sensing electrode and the reference electrode of the expansion gate electrode.

전술한 바이오센서의 동작방법은, 상기 FET 소자의 상부 게이트와 바닥 게이트를 상기 센싱 전극에 연결하는 단계;를 더 포함할 수 있다.The above-described operating method of the biosensor may further include connecting an upper gate and a bottom gate of the FET device to the sensing electrode.

전술한 바이오센서의 동작방법은, 상기 센싱 전극에만 상기 리셉터를 도입하여 pH(수소이온지수)에 의한 영향을 상쇄시킨다.The above-described operating method of the biosensor offsets the effect of pH (hydrogen ion index) by introducing the receptor only to the sensing electrode.

전술한 바이오센서의 동작방법은, 상기 타겟분자의 흡착에 의해 유발되는 신호변화만을 읽는다.The above-described operating method of the biosensor reads only the signal change caused by the adsorption of the target molecule.

여기서, 상기 센싱 전극과 상기 기준 전극은 ITO 전극을 사용한다.Here, the sensing electrode and the reference electrode use an ITO electrode.

본 발명에 따르면, 시료 용액의 pH(수소이온지수)와 이온 농도에 의한 영향을 받지 않고 타겟 바이오분자의 센서 전극 표면 상의 흡착에 의한 신호변화만을 측정할 수 있다.According to the present invention, it is possible to measure only the signal change due to the adsorption of the target biomolecule on the sensor electrode surface without being affected by the pH (hydrogen ion index) and ion concentration of the sample solution.

도 1은 본 발명의 실시예에 따른 바이오센서에 이용되는 FET 소자의 단면도의 예를 나타낸 도면이다.
도 2는 바이오센서의 구성의 일 예를 개략적으로 도시한 도면이다.
도 3은 나노 FET 소자에 확장 게이트 전극을 연결한 일 예를 나타낸 도면이다.
도 4는 타겟 분자의 흡착에 의해 발생된 나노 FET 소자의 임계전압의 천이(shift)를 나타낸 도면으로서, (a)는 컨트롤에 의한 천이를 나타내며, (b)는 임상 소변 샘플에 의한 천이를 나타낸다.
도 5는 본 발명의 실시예에 따른 바이오센서의 구성을 개략적으로 도시한 도면이다.
도 6은 pH 변화에 따른 Vg 스윕(sweep) 측정 시의 임계전압의 변화를 나타낸 도면이다.
도 7은 센싱전극과 기준전극의 연결 위치 변경에 따른 pH 변화에 의한 임계전압 천이 특성의 측정결과를 나타낸 도면이다.
도 8은 기준전극과 센싱전극을 동일한 전극재료로 사용할 경우의 특성을 나타낸 도면이다.
도 9는 센싱 전극에 리셉터 항체 고정화 및 타겟 분자의 흡착 모식도를 나타낸 도면이다.
도 10은 센싱 전극에 리셉터 항체 및 타겟 분자의 흡착을 나타내는 도면이다.
도 11은 나노 FET 바이오센서의 검출원리를 나타내는 등가회로 모델이다.
도 12는 본 발명의 실시예에 따른 바이오센서의 동작방법을 나타낸 흐름도이다.1 is a view showing an example of a cross-sectional view of a FET device used in a biosensor according to an embodiment of the present invention.
2 is a diagram schematically illustrating an example of a configuration of a biosensor.
3 is a diagram illustrating an example in which an extension gate electrode is connected to a nanoFET device.
4 is a diagram showing the shift of the threshold voltage of a nano FET device generated by adsorption of a target molecule. (a) shows the transition by control, and (b) shows the shift by the clinical urine sample. .
5 is a diagram schematically illustrating a configuration of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
6 is a diagram illustrating a change in threshold voltage when measuring a Vg sweep according to a change in pH.
7 is a view showing the measurement result of the threshold voltage transition characteristic by the pH change according to the change in the connection position of the sensing electrode and the reference electrode.
8 is a view showing characteristics when a reference electrode and a sensing electrode are used as the same electrode material.
9 is a diagram showing a schematic diagram of receptor antibody immobilization on a sensing electrode and adsorption of a target molecule.
10 is a diagram illustrating adsorption of a receptor antibody and a target molecule to a sensing electrode.
11 is an equivalent circuit model showing the detection principle of a nano FET biosensor.
12 is a flowchart illustrating a method of operating a biosensor according to an embodiment of the present invention.

이하, 본 발명의 일부 실시 예들을 예시적인 도면을 통해 설명한다. 각 도면의 구성요소들에 참조부호를 기재함에 있어서, 동일한 구성요소들에 대해서는 비록 다른 도면상에 표시되더라도 가능한 한 동일한 부호로 표시한다. 또한, 본 발명의 실시 예를 설명함에 있어, 관련된 공지 구성 또는 기능에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 실시 예에 대한 이해를 방해한다고 판단되는 경우에는 그 상세한 설명은 생략한다. Hereinafter, some embodiments of the present invention will be described with reference to exemplary drawings. In describing the reference numerals for the components of each drawing, the same components are denoted by the same reference numerals as much as possible even if they are displayed on different drawings. In addition, in describing the embodiment of the present invention, if it is determined that a detailed description of a related known configuration or function interferes with the understanding of the embodiment of the present invention, the detailed description thereof will be omitted.

또한, 본 발명의 실시 예의 구성 요소를 설명하는 데 있어서, 제1, 제2, A, B, (a), (b) 등의 용어를 사용할 수 있다. 이러한 용어는 그 구성 요소를 다른 구성 요소와 구별하기 위한 것일 뿐, 그 용어에 의해 해당 구성 요소의 본질이나 차례 또는 순서 등이 한정되지 않는다. 어떤 구성 요소가 다른 구성요소에 "연결", "결합" 또는 "접속"된다고 기재된 경우, 그 구성 요소는 그 다른 구성요소에 직접적으로 연결, 결합 또는 접속될 수 있지만, 그 구성 요소와 그 다른 구성요소 사이에 또 다른 구성 요소가 "연결", "결합" 또는 "접속"될 수도 있다고 이해되어야 할 것이다.In addition, in describing the components of the embodiment of the present invention, terms such as first, second, A, B, (a), (b), etc. may be used. These terms are only for distinguishing the elements from other elements, and the essence, order, or order of the elements are not limited by the terms. When a component is described as being “connected”, “coupled” or “connected” to another component, the component may be directly connected, coupled, or connected to the other component, but the component and the other component It should be understood that another element may be “connected”, “coupled” or “connected” between elements.

도 1은 본 발명의 실시예에 따른 바이오센서에 이용되는 FET 소자의 단면도의 예를 나타낸 도면이다. 여기서, FET는 SOI(Silicon On Insulator) 기판에 제작한 나노 FET 소자가 이용될 수 있다. 이때, 나노 FET 소자의 드레인에 일정한 전압 Vds를 걸고, 드레인-소스 전류 Ids의 크기 변화를 검출함으로써 게이트 전극에 축적되는 전하량과 전하의 극성을 측정할 수 있다. 또한, 게이트 전압 Vg는 나노 FET 소자의 임계전압 Vth를 결정할 수 있다. 1 is a view showing an example of a cross-sectional view of a FET device used in a biosensor according to an embodiment of the present invention. Here, as the FET, a nano FET device manufactured on a silicon on insulator (SOI) substrate may be used. At this time, by applying a constant voltage Vds to the drain of the nanoFET device and detecting a change in the magnitude of the drain-source current Ids, the amount of charge accumulated in the gate electrode and the polarity of the charge can be measured. Also, the gate voltage Vg may determine the threshold voltage Vth of the nanoFET device.

도 2는 바이오센서의 구성의 일 예를 개략적으로 도시한 도면이다. 2 is a diagram schematically illustrating an example of a configuration of a biosensor.

바이오센서는 나노 FET 소자(10)의 상부 게이트(20)에 확장 게이트 전극(30)을 연결하여 구성된다. 이때, 확장 게이트 전극(30)에는 타겟분자와 특이적 반응을 유도하는 리셉터 또는 항체가 고정되어 있어서 타겟분자가 전극표면에 흡착된다. 이와 같이, 전극표면에 흡착되는 타겟 분자를 관찰하기 위하여, 바이오센서는 도 3에 도시한 바와 같이, 확장 게이트 전극(30)의 기준전극(34)이 센싱 전극(32)에 놓여진 용액에 닿도록 설치된다. 이 경우, 바이오센서는 타겟분자 흡착에 의한 포텐셜 변화를 측정하기 위하여 나노 FET 소자(10)의 바닥 게이트 전극을 이용하여 나노 FET 소자(10)의 임계전압 천이(shift)를 측정하고, 이를 타겟분자 농도와의 상관관계 분석을 통해 정량 검출하는 원리를 갖는다. 즉, 일반적인 바이오센서는 센싱 전극(32)에 흡착되는 타겟 바이오분자의 흡착에 의해 유발되는 나노 FET 소자의 임계전압 변화를 나노 FET 소자(10)의 바닥 게이트 전극의 전압을 스윕(sweep)함으로써 측정하는 방식이다.The biosensor is configured by connecting the expansion gate electrode 30 to the upper gate 20 of the nanoFET device 10 . In this case, a receptor or an antibody inducing a specific reaction with a target molecule is fixed to the expansion gate electrode 30 , so that the target molecule is adsorbed to the electrode surface. In this way, in order to observe the target molecules adsorbed to the electrode surface, the biosensor is operated so that the reference electrode 34 of the expansion gate electrode 30 comes into contact with the solution placed on the sensing electrode 32 as shown in FIG. 3 . is installed In this case, the biosensor measures the threshold voltage shift of the nano FET device 10 by using the bottom gate electrode of the nano FET device 10 in order to measure the potential change due to adsorption of the target molecule, and this It has a principle of quantitative detection through correlation analysis with concentration. That is, the general biosensor measures the threshold voltage change of the nanoFET device caused by the adsorption of target biomolecules adsorbed to the sensing electrode 32 by sweeping the voltage of the bottom gate electrode of the nanoFET device 10 . way to do it

여기서, 타겟 분자의 흡착에 의해 발생된 나노 FET 소자의 임계전압의 천이(shift)는 도 4에 도시한 바와 같이, 컨트롤에 의해서도 1.07V의 천이가 일어나며(a), 임상 소변 샘플의 경우에 타겟 흡착에 의해 보다 큰 7.25V의 천이가 일어나서 이와 같은 천이의 정도 차이로 타겟분자를 정량 검출할 수 있다.Here, the shift of the threshold voltage of the nano-FET device generated by the adsorption of the target molecule, as shown in FIG. 4 , a shift of 1.07V also occurs by the control (a), and in the case of a clinical urine sample, the target A larger transition of 7.25 V occurs due to adsorption, and the target molecule can be quantitatively detected with a difference in the degree of such transition.

그런데, 전술한 바와 같은 바이오센서의 구성은 타겟분자의 흡착뿐만 아니라 시료 용액의 조성인 pH 농노나 전해질을 구성하는 이온분자의 농도 변화에 의해서도 임계전압 천이를 일으키기 때문에 pH와 이온농도가 센서의 노이즈 신호로 동작하는 문제점이 있다.However, in the configuration of the biosensor as described above, the threshold voltage shift is caused not only by the adsorption of target molecules but also by the pH concentration of the sample solution or the change in the concentration of ionic molecules constituting the electrolyte. There is a problem in that it operates as a signal.

도 5는 본 발명의 실시예에 따른 바이오센서의 구성을 개략적으로 도시한 도면이다. 본 발명의 실시예에 따른 바이오센서는 나노 FET 소자(10)의 상부 게이트와 바닥 게이트를 모두 확장 게이트 전극(30)의 센싱 전극(32)에 연결하여 구성된다. 5 is a diagram schematically illustrating a configuration of a biosensor according to an embodiment of the present invention. The biosensor according to the embodiment of the present invention is configured by connecting both the top gate and the bottom gate of the nanoFET device 10 to the sensing electrode 32 of the expansion gate electrode 30 .

나노 FET 소자(10)의 상부 게이트와 바닥 게이트를 모두 사용할 경우, 나노 FET 소자(10)의 I-V 특성은 더욱 가파르게 나타나므로(fin FET) 측정 감도를 향상시킬 수 있다. 이때, 타겟 단밸질 분자의 흡착에 의한 임계전압의 변화 또는 드레인-소스 전류 Ids 신호의 변화는 드레인-소스 전류 Ids의 변화를 실시간으로 측정하거나 기준전극(34)에 가하는 게이트 전압 Vg를 스윕(sweep) 하면서 드레인-소스 전류 Ids의 변화를 측정하는 I-V 특성의 측정으로 알 수 있다. When both the top gate and the bottom gate of the nano FET device 10 are used, the I-V characteristic of the nano FET device 10 appears steeper (fin FET), and thus measurement sensitivity can be improved. At this time, the change of the threshold voltage or the change of the drain-source current Ids signal due to the adsorption of the target protein molecule measures the change of the drain-source current Ids in real time or sweeps the gate voltage Vg applied to the reference electrode 34 . This can be known by measuring the IV characteristic that measures the change in the drain-source current Ids.

도 6은 pH 변화에 따른 Vg 스윕(sweep) 측정 시의 임계전압의 변화를 나타낸 도면으로서, 용액의 pH 농도를 pH4, pH7, pH9로 변화시킬 때의 I-V 특성 변화를 측정한 예를 나타낸다. 도 6을 참조하면, H+ 농도가 높아질수록(pH9 -> pH4) 전극표면의 OH-기능기의 농도가 줄어들게 되어 임계전압이 음의 방향으로 커지게 된다. 즉, 도 6은 pH 변화에 의해 나노 FET 소자(10)의 임계전압 천이가 일어난다는 것을 나타낸다.6 is a view showing the change in threshold voltage during Vg sweep measurement according to the change in pH, and shows an example of measuring the change in I-V characteristics when the pH concentration of the solution is changed to pH4, pH7, and pH9. Referring to FIG. 6 , as the concentration of H+ increases (pH9 -> pH4), the concentration of OH-functional groups on the electrode surface decreases, so that the threshold voltage increases in a negative direction. That is, FIG. 6 shows that the threshold voltage transition of the nano FET device 10 occurs due to a change in pH.

도 7은 센싱전극과 기준전극의 연결 위치 변경에 따른 pH 변화에 의한 임계전압 천이 특성의 측정결과를 나타낸 도면으로서, (a)는 기준전극에 나노 FET 소자의 상부 게이트와 바닥 게이트를 연결한 경우를 나타내며, (b)는 센싱 전극에 나노 FET 소자의 상부 게이트와 바닥 게이트를 연결한 경우를 나타낸다. 이때, (a)의 경우의 센싱 전극은 AgCl 와이어를 사용하였으며, 기준전극은 ITO(Indium Tin Oxide)를 사용하였다. 또한, (b)의 경우의 센싱 전극은 ITO를 사용하였으며, 기준전극은 AgCl 와이어를 사용하였다. 7 is a view showing the measurement result of the threshold voltage transition characteristic by the pH change according to the change in the connection position of the sensing electrode and the reference electrode, (a) is when the upper gate and the bottom gate of the nano FET device are connected to the reference electrode , and (b) shows a case in which the upper gate and the bottom gate of the nanoFET device are connected to the sensing electrode. At this time, in the case of (a), AgCl wire was used as the sensing electrode, and Indium Tin Oxide (ITO) was used as the reference electrode. In addition, in the case of (b), ITO was used as the sensing electrode, and AgCl wire was used as the reference electrode.

도 7을 참조하면, 센싱 전극(32)의 위치에 따라서 pH 변화 시 임계전압의 천이가 반대방향으로 나타난다는 것을 확인할 수 있다. 이러한 원리에 의해 기준전극(34)과 센싱전극(32)을 동일한 소재로 사용하게 되면 도 8에 도시한 바와 같은 특성이 나타나게 된다.Referring to FIG. 7 , it can be seen that the transition of the threshold voltage appears in the opposite direction when the pH is changed according to the position of the sensing electrode 32 . According to this principle, when the reference electrode 34 and the sensing electrode 32 are used as the same material, the characteristics as shown in FIG. 8 appear.

도 8을 참조하면, 기준전극과 센싱 전극을 동일한 ITO 전극으로 사용할 경우, pH 변화에 관계없이 나노 FET 소자(10)의 임계전압 천이가 일어나지 않음을 보여준다. 이는, 용액내 pH가 변화하더라도 용액과 센싱전극(32) 사이의 EDL(Electric Double Layer) 변화의 현상이 동일한 재료의 전극표면에서 발생하므로 서로 상쇄되기 때문이다. 본 발명은 이와 같은 원리를 이용하여, 확장 게이트 전극(30)의 센싱 전극(32)와 기준전극(34)을 동일한 전극소재로 사용하고, 센싱 전극(32)에만 리셉터를 도입하여 pH에 의한 영향은 서로 상쇄되도록 하되, 타겟 단백질 분자의 흡착에 의해 유발되는 게이트전극의 전압 변화에 의한 전계효과로 나노 FET 소자(10)의 신호변화를 읽는다.Referring to FIG. 8 , when the reference electrode and the sensing electrode are used as the same ITO electrode, it is shown that the threshold voltage transition of the nanoFET device 10 does not occur regardless of the pH change. This is because, even if the pH in the solution is changed, the phenomenon of EDL (Electric Double Layer) change between the solution and the sensing electrode 32 occurs on the electrode surface of the same material, and thus cancels each other out. In the present invention, using the same principle, the sensing electrode 32 and the reference electrode 34 of the expansion gate electrode 30 are used as the same electrode material, and the receptor is introduced only to the sensing electrode 32, so that the effect of pH to cancel each other, but read the signal change of the nano FET device 10 due to the electric field effect caused by the voltage change of the gate electrode caused by the adsorption of the target protein molecule.

도 9 및 도 10은 본 발명의 동작원리를 적용하는 센싱 전극과 기준전극 연결 구조의 모식도의 예를 나타낸다. 9 and 10 show examples of schematic diagrams of a sensing electrode and a reference electrode connection structure to which the operating principle of the present invention is applied.

도 9 및 도 10을 참조하면, 기준전극(34)과 센싱 전극(32)을 동일한 전극 소재로 사용함으로써 pH와 이온변화에 의한 노이즈 신호는 측정되지 않도록 하며, 센싱 전극(32)에만 도입된 리셉터 항체에 의해 타겟분자가 특이 반응으로 센서 전극(32)의 표면에 흡착되는 경우에 이에 의한 전계효과로 나노 FET 소자(10)의 드레인-소스 전류 Ids 신호가 바뀌게 된다. 또한, 단백질의 비특이 흡착에 의한 노이즈 신호도 기준전극(34)과 센싱 전극(32)에서 동일하게 나타나므로 동일한 원리로 간단하게 제거될 수 있다.9 and 10 , by using the reference electrode 34 and the sensing electrode 32 as the same electrode material, noise signals due to changes in pH and ions are not measured, and a receptor introduced only to the sensing electrode 32 When the target molecule is adsorbed to the surface of the sensor electrode 32 by the antibody as a specific reaction, the drain-source current Ids signal of the nano-FET device 10 is changed due to the electric field effect. In addition, since the noise signal due to the non-specific adsorption of the protein also appears in the reference electrode 34 and the sensing electrode 32, it can be simply removed by the same principle.

본 발명의 실시예에 따른 바이오센서는, 확장 게이트 전극(30)의 센싱 전극(32)과 나노 FET 소자(10)의 게이트 전극은 기존 기술의 연결 구성과 동일하게 나노 FET 소자(10)의 바닥 게이트를, 임계전압 변화를 측정하는 스윕(sweep) 전극으로 활용하고 기준전극(34)의 전압을 Vref로 고정시킨 구조로 구성하는 것도 가능하다. 즉, 기준전극(34)과 센싱 전극(32)을 동일한 전극소재로 사용하면서 나노 FET 소자(10)의 바닥 게이트를 스윕 전극으로 활용할 수도 있다.In the biosensor according to the embodiment of the present invention, the sensing electrode 32 of the expansion gate electrode 30 and the gate electrode of the nano FET device 10 are connected to the bottom of the nano FET device 10 in the same way as in the connection configuration of the conventional technology. It is also possible to configure a structure in which the gate is used as a sweep electrode for measuring the threshold voltage change and the voltage of the reference electrode 34 is fixed to Vref. That is, while using the reference electrode 34 and the sensing electrode 32 as the same electrode material, the bottom gate of the nanoFET device 10 may be used as a sweep electrode.

도 11은 나노 FET 바이오센서의 검출원리를 나타내는 등가회로 모델이다.11 is an equivalent circuit model showing the detection principle of a nano FET biosensor.

기준전압 Vref가 나노 FET 소자(10)의 게이트 전극에 가해지는 전압은 커패시터의 직렬연결로 등가화할 수 있다. 또한, 용액의 전위는 기준전극(34)과 센서 전극(32)으로 표현될 수 있으며, 용액과 전극표면은 EDL(Electric Double Layer) 등의 표면전위로 나타낼 수 있다. The voltage applied to the gate electrode of the nano-FET device 10 by the reference voltage Vref may be equivalent to a series connection of capacitors. In addition, the potential of the solution may be expressed by the reference electrode 34 and the sensor electrode 32 , and the solution and the electrode surface may be expressed as a surface potential such as an electric double layer (EDL).

나노 FET 소자(10)의 게이트 전위는 확장 게이트 전극(30)의 전위와 동일하고, 센싱 전극(32)의 표면전위는 전해질 용액의 이온이나 pH의 농도 및 전하를 띤 단백질 분자의 전하 등에 바뀔 수 있으며, 이 때문에 전계효과가 유발되어 나노 FET 소자(10)의 드레인-소스 전류 Ids 신호의 크기가 바뀔 수 있다. 이때, 기준전압인 Vref를 일정하게 유지하면 센싱 전극(32)의 표면전위가 바뀔 때(혹은 센싱 전극의 커패시터 값이 바뀔 때) 게이트 전극의 전위인 Vg가 바뀌게 되므로, 타겟 단백질 분자의 흡착이 Vg의 크기를 바꿀 수 있고, 이를 드레인-소스 전류 Ids 신호의 변화로 읽을 수 있다. The gate potential of the nano FET device 10 is the same as the potential of the expansion gate electrode 30, and the surface potential of the sensing electrode 32 may be changed by the concentration of ions or pH of the electrolyte solution, and the charge of charged protein molecules. And, because of this, the electric field effect is induced, and the magnitude of the drain-source current Ids signal of the nano-FET device 10 may be changed. At this time, if the reference voltage Vref is kept constant, when the surface potential of the sensing electrode 32 changes (or when the capacitor value of the sensing electrode changes), the potential Vg of the gate electrode changes, so that the adsorption of the target protein molecule is Vg can change the magnitude of , which can be read as a change in the drain-source current Ids signal.

기준전극(34)과 센싱 전극(32)을 동일한 전극소재로 사용하면, 용액의 이온 농노 변화나 pH 변화가 발생되어 유발되는 커패시터의 크기 변화는 상쇄되므로, Vg의 전위는 일정하게 유지되어 노이즈 신호 영향이 측정되지 않게 된다. 따라서, 센싱 전극(32)에만 타겟 단백질 흡착 이벤트를 유도하게 되면, 이에 의한 전위 변화만을 나노 FET 소자(10)로 읽을 수 있게 된다.When the reference electrode 34 and the sensing electrode 32 are used as the same electrode material, the change in the size of the capacitor caused by the change in ion concentration or the change in pH of the solution is canceled, so that the potential of Vg is kept constant and the noise signal The effect is not measurable. Therefore, if the target protein adsorption event is induced only in the sensing electrode 32 , only the potential change due to this can be read by the nanoFET device 10 .

일반적으로, 전기화학에서 사용하는 기준전극을 Ag/AgCl 등을 이용하는 이유는, 용액의 포텐셜을 일정하게 유지하기 위해서는 산화환원 반응이 평형을 이루어야 하기 때문에 이러한 소재를 한다. 그러나, 본 발명에서 제안하는 기준전극의 연결방식은 용액과 전극 사이의 EDL 커패시터의 변화가 발생되더라도 상쇄되는 효과가 나오기 때문에 매우 간단하게 노이즈 효과를 제거할 수 있다. 다만, 타겟 단백질 흡착 이벤트가 센싱 전극(32)에서만 유도되도록 하여 흡착된 단백질의 전하가 직접 전위 변화를 만들어내거나 혹은 EDL 커패시터 크기 변화를 만들어내어 Vg를 변화시킴으로써 이를 노이즈 신호에 영향을 받지 않고 검출할 수 있다.In general, the reason for using Ag/AgCl or the like as a reference electrode used in electrochemistry is to use such a material because the redox reaction must be balanced in order to keep the potential of the solution constant. However, in the connection method of the reference electrode proposed in the present invention, even if a change in the EDL capacitor between the solution and the electrode occurs, the effect is offset, so that the noise effect can be very simply removed. However, since the target protein adsorption event is induced only at the sensing electrode 32, the charge of the adsorbed protein directly creates a potential change or changes the EDL capacitor size by changing Vg to detect it without being affected by the noise signal. can

본 발명의 실시예에 따른 바이오센서는, 기준전극과 센싱전극의 소재를 동일하게 함으로써, 전해질액의 이온농도의 변화 영향, pH(수소이온지수) 변화에 의한 영향, 검사시료용액의 비특이흡착에 의한 영향을 상쇄시킨다.In the biosensor according to an embodiment of the present invention, by making the materials of the reference electrode and the sensing electrode the same, the effect of the change in the ion concentration of the electrolyte solution, the effect of the pH (hydrogen ion index) change, and the non-specific adsorption of the test sample solution offset the effect of

또한, 본 발명의 실시예에 따른 바이오센서는, 기준전압(Vref)이 FET 소자와 연결되는 회로의 구성이 기준전극과 용액 사이의 커패시터1, 용액과 센싱 전극 사이의 커패시터2, 센싱 전극과 FET 게이트 전극의 동일한 포텐셜이므로 FET의 게이트 산화막의 커패시터3로 구성된 3개의 커패시터가 직렬연결되는 구조에서 게이트 전극의 포텐셜 변화에 의해 FET 채널의 전도성 변화인 Ids 변화를 읽는 방법으로 동작한다. 따라서 시료용액의 이온농도변화, pH 농도변화, 비특이 단백질의 흡착변화는 커패시터1, 커패시터2에서 동일하게 반대방향으로 일어나므로 상쇄되어 커패시터3의 전압은 일정하게 유지될 수 있으므로, 전술한 노이즈 제거효과가 나타나게 된다. 따라서 센싱 전극에만 타겟 단백질이 흡착하도록(혹은 기준전극이나 센싱 전극 중 어느하나에만 특이적으로 흡착하도록 유도) 하여 타겟 단백질의 흡착에 의해 커패시터2의 커패시턴스 변화가 유발되도록 하여 센싱 게이트의 포텐셜이 바뀌게 하는 원리로 효과적으로 노이즈 신호는 제거하고 타겟분자의 흡착 신호만 측정하는 원리로 동작하게 된다.In addition, in the biosensor according to the embodiment of the present invention, the configuration of the circuit in which the reference voltage Vref is connected to the FET device is a capacitor 1 between the reference electrode and the solution, a capacitor 2 between the solution and the sensing electrode, and the sensing electrode and the FET. Since the gate electrode has the same potential, it operates by reading the Ids change, which is the conductivity change of the FET channel, by the potential change of the gate electrode in a structure in which three capacitors composed of capacitor 3 of the gate oxide film of the FET are connected in series. Therefore, the change in the ion concentration of the sample solution, the change in the pH concentration, and the change in the adsorption of non-specific proteins occur in the same opposite directions in the capacitor 1 and the capacitor 2, so that the voltage of the capacitor 3 can be kept constant and thus the above-mentioned noise is removed. effect will appear. Therefore, by allowing the target protein to be adsorbed only to the sensing electrode (or to induce specific adsorption only to either the reference electrode or the sensing electrode), the capacitance of the capacitor 2 is induced by the adsorption of the target protein, thereby changing the potential of the sensing gate. In principle, the noise signal is effectively removed and only the adsorption signal of the target molecule is measured.

여기서, 센싱 전극과 기준 전극은 ITO 전극을 예로 설명하였으나, 금, 은, 탄소, Pt, SnO2, SiO2 등의 다양한 전극이 적용될 수 있다. 실시예에서 보여준 전극은 기준전극을 Ag 또는 AgCl을 사용할 때 pH 감지 능력이 ITO 전극이 Au 전극보다 더 뛰어남을 보여준 사례이다.Here, the sensing electrode and the reference electrode have been described with an ITO electrode as an example, but various electrodes such as gold, silver, carbon, Pt, SnO2, SiO2, etc. may be applied. The electrode shown in the example is a case showing that the ITO electrode is superior to the Au electrode in the pH sensing ability when using Ag or AgCl as the reference electrode.

도 12는 본 발명의 실시예에 따른 바이오센서의 동작방법을 나타낸 흐름도이다.12 is a flowchart illustrating a method of operating a biosensor according to an embodiment of the present invention.

도 1 내지 도 12를 참조하면, 바이오센서의 동작은 FET 소자(10)에 확장 게이트 전극(30)을 연결함으로써 이루어질 수 있다(S102). 이때, FET 소자(10)의 상부 게이트와 바닥 게이트를 확장 게이트 전극(30)의 센싱 전극(32)에 연결한다(S104).1 to 12 , the operation of the biosensor may be performed by connecting the expansion gate electrode 30 to the FET device 10 ( S102 ). At this time, the upper gate and the bottom gate of the FET device 10 are connected to the sensing electrode 32 of the extension gate electrode 30 ( S104 ).

또한, 확장 게이트 전극(30)에 타겟분자와 특이적 반응을 유도하는 리셉터를 고정하며(S106), 타겟분자의 흡착에 의한 포텐셜 변화를 측정한다(S108). 이 경우, 확장 게이트 전극(30)의 센싱 전극(32)과 기준 전극(34)으로 동일한 전극소재를 사용한다.In addition, a receptor inducing a specific reaction with a target molecule is fixed to the expansion gate electrode 30 ( S106 ), and a potential change due to adsorption of the target molecule is measured ( S108 ). In this case, the same electrode material is used as the sensing electrode 32 and the reference electrode 34 of the expansion gate electrode 30 .

또한, 본 발명의 실시예에 따른 바이오센서는, 센싱 전극(32)에만 리셉터를 도입하여 pH(수소이온지수)에 의한 영향을 상쇄시키며, 타겟분자의 흡착에 의해 유발되는 신호변화만을 읽는다. 여기서, 센싱 전극(32)과 기준 전극(34)은 ITO 전극을 사용할 수 있다.In addition, the biosensor according to the embodiment of the present invention introduces a receptor only to the sensing electrode 32 to offset the effect of pH (hydrogen ion index), and reads only signal changes caused by adsorption of target molecules. Here, the sensing electrode 32 and the reference electrode 34 may use an ITO electrode.

이상에서 본 발명에 따른 실시예들이 설명되었으나, 이는 예시적인 것에 불과하며, 당해 분야에서 통상적 지식을 가진 자라면 이로부터 다양한 변형 및 균등한 범위의 실시예가 가능하다는 점을 이해할 것이다. 따라서, 본 발명의 보호 범위는 다음의 특허청구범위뿐만 아니라 이와 균등한 것들에 의해 정해져야 한다.Although the embodiments according to the present invention have been described above, these are merely exemplary, and those of ordinary skill in the art will understand that various modifications and equivalent ranges of embodiments are possible therefrom. Accordingly, the protection scope of the present invention should be defined by the following claims as well as their equivalents.

Claims (12)

FET(Field Effect Transistor) 소자에 확장 게이트 전극을 연결하며, 상기 확장 게이트 전극에 타겟분자와 특이적 반응을 유도하는 리셉터를 고정하고, 상기 타겟분자의 흡착에 의한 포텐셜 변화를 측정하는 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서에 있어서,
상기 확장 게이트 전극의 센싱 전극과 기준 전극으로 동일한 전극소재를 사용하며,
상기 FET 소자의 상부 게이트(Floating gate)와 바닥 게이트(Bottom gate)를 모두 동시에 상기 센싱 전극에 연결하는 것을 특징으로 하는 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서.An expansion gate electrode is connected to a field effect transistor (FET) device, a receptor inducing a specific reaction with a target molecule is fixed to the expansion gate electrode, and a potential change due to adsorption of the target molecule is measured with an FET device and expansion In the biosensor using the gate electrode,
The same electrode material is used as the sensing electrode and the reference electrode of the expansion gate electrode,
A biosensor using an FET device and an expansion gate electrode, characterized in that both a floating gate and a bottom gate of the FET device are simultaneously connected to the sensing electrode. 삭제delete 제1항에 있어서,
상기 센싱 전극과 상기 기준 전극을 동일한 소재와 크기를 사용하여 pH(수소이온지수)에 의한 영향을 상쇄시키고, 상기 센싱 전극에만 상기 리셉터를 도입하는 것을 특징으로 하는 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서.According to claim 1,
Bio using an FET device and an extended gate electrode, characterized in that the sensing electrode and the reference electrode use the same material and size to offset the effect of pH (hydrogen ion index), and the receptor is introduced only to the sensing electrode sensor. 제1항에 있어서,
상기 타겟분자의 흡착에 의해 유발되는 신호변화만을 읽는 것을 특징으로 하는 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서.According to claim 1,
A biosensor using an FET device and an extended gate electrode, characterized in that only the signal change caused by the adsorption of the target molecule is read. 제1항에 있어서,
상기 센싱 전극과 상기 기준 전극은 탄소, 금, 은, Pt, SnO2, SiO2, ITO(Indium Tin Oxide) 중의 어느 하나의 금속이나 금속산화물 전극을 사용하는 것을 특징으로 하는 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서.According to claim 1,
For the sensing electrode and the reference electrode, any one of carbon, gold, silver, Pt, SnO2, SiO2, and indium tin oxide (ITO) or a metal oxide electrode is used. biosensor. FET 소자에 확장 게이트 전극을 연결하여 구성되는, FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서에 있어서,
상기 확장 게이트 전극의 센싱 전극과 기준 전극으로 동일한 전극소재를 사용하며,
상기 FET 소자의 상부 게이트(Floating gate)와 바닥 게이트(Bottom gate)를 모두 동시에 상기 센싱 전극에 연결하는 것을 특징으로 하는 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서.In the biosensor using the FET device and the expansion gate electrode, which is configured by connecting the expansion gate electrode to the FET device,
The same electrode material is used as the sensing electrode and the reference electrode of the expansion gate electrode,
A biosensor using an FET device and an expansion gate electrode, characterized in that both a floating gate and a bottom gate of the FET device are simultaneously connected to the sensing electrode. FET 소자에 확장 게이트 전극을 연결하여 구성되는, FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서에 있어서,
상기 확장 게이트 전극의 센싱 전극과 기준 전극이 동일한 소재의 전극으로 이루어지며, 상기 FET 소자의 상부 게이트(Floating gate)와 바닥 게이트(Bottom gate)를 모두 동시에 상기 센싱 전극에 연결하는 것을 특징으로 하는 FET 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서.In the biosensor using the FET device and the expansion gate electrode, which is configured by connecting the expansion gate electrode to the FET device,
FET characterized in that the sensing electrode and the reference electrode of the extension gate electrode are made of an electrode of the same material, and both a floating gate and a bottom gate of the FET device are simultaneously connected to the sensing electrode A biosensor using a device and an extended gate electrode. 바이오센서의 동작방법에 있어서,
FET 소자에 확장 게이트 전극을 연결하는 단계;
상기 확장 게이트 전극에 타겟분자와 특이적 반응을 유도하는 리셉터를 고정하는 단계; 및
상기 타겟분자의 흡착에 의한 포텐셜 변화를 측정하는 단계;
를 포함하되,
상기 확장 게이트 전극의 센싱 전극과 기준 전극으로 동일한 전극소재를 사용하며,
상기 FET 소자의 상부 게이트(Floating gate)와 바닥 게이트(Bottom gate)를 모두 동시에 상기 센싱 전극에 연결하는 것을 특징으로 하는 바이오센서의 동작방법.In the operating method of the biosensor,
connecting an expansion gate electrode to the FET device;
fixing a receptor inducing a specific reaction with a target molecule to the expansion gate electrode; and
measuring a potential change due to adsorption of the target molecule;
including,
The same electrode material is used as the sensing electrode and the reference electrode of the expansion gate electrode,
A method of operating a biosensor, characterized in that simultaneously connecting both a floating gate and a bottom gate of the FET device to the sensing electrode. 삭제delete 제8항에 있어서,
상기 센싱 전극에만 상기 리셉터를 도입하여 pH(수소이온지수)에 의한 영향을 상쇄시키는 것을 특징으로 하는 바이오센서의 동작방법.9. The method of claim 8,
The method of operating a biosensor, characterized in that by introducing the receptor only to the sensing electrode to offset the effect of pH (hydrogen ion index). 제8항에 있어서,
상기 타겟분자의 흡착에 의해 유발되는 신호변화만을 읽는 것을 특징으로 하는 바이오센서의 동작방법.9. The method of claim 8,
An operating method of a biosensor, characterized in that only the signal change caused by the adsorption of the target molecule is read. 제8항에 있어서,
상기 센싱 전극과 상기 기준 전극은 금, 은, 탄소, Pt, SnO2, SiO2, ITO 중의 어느 하나의 금속이나 금속산화물 전극을 사용하는 것을 특징으로 하는 바이오센서의 동작방법.9. The method of claim 8,
The sensing electrode and the reference electrode are gold, silver, carbon, Pt, SnO2, SiO2, the operating method of the biosensor, characterized in that using any one metal or metal oxide electrode of ITO.
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