KR102466256B1 - Biosensor using heterojuction channel and manufacturing method thereof - Google Patents

Biosensor using heterojuction channel and manufacturing method thereof Download PDF

Info

Publication number
KR102466256B1
KR102466256B1 KR1020200058347A KR20200058347A KR102466256B1 KR 102466256 B1 KR102466256 B1 KR 102466256B1 KR 1020200058347 A KR1020200058347 A KR 1020200058347A KR 20200058347 A KR20200058347 A KR 20200058347A KR 102466256 B1 KR102466256 B1 KR 102466256B1
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
biosensor
semiconductor material
graphene
dimensional semiconductor
heterojunction channel
Prior art date
Application number
KR1020200058347A
Other languages
Korean (ko)
Other versions
KR20210141124A (en
KR102466256B9 (en
Inventor
유우종
김지은
박미향
Original Assignee
성균관대학교산학협력단
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 성균관대학교산학협력단 filed Critical 성균관대학교산학협력단
Priority to KR1020200058347A priority Critical patent/KR102466256B1/en
Publication of KR20210141124A publication Critical patent/KR20210141124A/en
Application granted granted Critical
Publication of KR102466256B1 publication Critical patent/KR102466256B1/en
Publication of KR102466256B9 publication Critical patent/KR102466256B9/en

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
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels
    • 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
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3275—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction
    • G01N27/3278—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction involving nanosized elements, e.g. nanogaps or nanoparticles
    • 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
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/403—Cells and electrode assemblies
    • G01N27/414—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS
    • G01N27/4145—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS specially adapted for biomolecules, e.g. gate electrode with immobilised receptors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54366—Apparatus specially adapted for solid-phase testing
    • G01N33/54373—Apparatus specially adapted for solid-phase testing involving physiochemical end-point determination, e.g. wave-guides, FETS, gratings
    • G01N33/5438—Electrodes
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B82—NANOTECHNOLOGY
    • B82Y—SPECIFIC USES OR APPLICATIONS OF NANOSTRUCTURES; MEASUREMENT OR ANALYSIS OF NANOSTRUCTURES; MANUFACTURE OR TREATMENT OF NANOSTRUCTURES
    • B82Y30/00—Nanotechnology for materials or surface science, e.g. nanocomposites

Abstract

본 발명은 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 및 제조 방법에 관한 것으로, 본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서는, 반도체 기판; 상기 반도체 기판 위에 형성되는 이차원 반도체 물질; 측정 대상인 타겟 바이오 물질과 결합되는 수용체가 고정되고 상기 형성된 이차원 반도체 물질과 이종 접합 채널이 형성되도록 상기 반도체 기판 위에 형성되는 그래핀; 상기 이차원 반도체 물질과 연결되도록 형성되는 제1 전극; 및 상기 그래핀과 연결되도록 형성되는 제2 전극을 포함한다.The present invention relates to a biosensor and a manufacturing method using a heterojunction channel, and a biosensor using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention includes a semiconductor substrate; a two-dimensional semiconductor material formed over the semiconductor substrate; Graphene formed on the semiconductor substrate so that a receptor coupled to a target biomaterial to be measured is fixed and a heterojunction channel is formed with the formed two-dimensional semiconductor material; a first electrode formed to be connected to the two-dimensional semiconductor material; and a second electrode formed to be connected to the graphene.

Description

이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 및 제조 방법{BIOSENSOR USING HETEROJUCTION CHANNEL AND MANUFACTURING METHOD THEREOF}Biosensor and manufacturing method using heterojunction channel {BIOSENSOR USING HETEROJUCTION CHANNEL AND MANUFACTURING METHOD THEREOF}

본 발명은 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 및 제조 방법에 관한 것이다.The present invention relates to a biosensor and manufacturing method using a heterojunction channel.

나노 바이오 센서(Nano BioSensor)란 나노 입자, 나노 패턴, 나노 와이어, 나노 갭, 나노 채널과 같은 나노(Nano) 기술을 기반으로 하여 종래의 바이오 센서의 성능을 개선하고 분자단위의 나노 스케일 물질을 검출해내는 센서이다. Nano BioSensor is based on nano technologies such as nanoparticles, nanopatterns, nanowires, nanogap, and nanochannels to improve the performance of conventional biosensors and detect nanoscale materials in molecular units. It is a sensor that does

센서를 이용하여 검출 신호를 분류하였을 때, 가장 큰 비중을 차지하는 전기적 변화를 측정하는 나노 바이오 센서는 바이오 물질과 반응하는 접촉 표면(예컨대, 센싱 필름)에서의 물리적 혹은 화학적인 변화가 전도성 물질의 전기적 특성 변화를 유도하는 원리로 동작한다. When the detection signal is classified using a sensor, the nano-biosensor, which measures the electrical change that accounts for the largest proportion, is a physical or chemical change in the contact surface (eg, sensing film) that reacts with the biomaterial to electrical change of the conductive material. It operates on the principle of inducing characteristic change.

항원, 항체 등의 단백질 혹은 병원균, DNA(DeoxyriboNucleic Acid) 등은 나노 구조체나 나노 물질과 크기가 비슷하여 이들의 작은 변이로도 나노 물질, 나노구 조체를 기반으로 하는 소자에 큰 영향을 줄 수 있다. 또한, 나노 스케일의 바이오 센서는 부피 대비 표면적 비율이 매우 크므로 표면에서의 바이오 물질과의 반응이 센서의 전도특성에 큰 영향을 미치게 된다. Proteins such as antigens and antibodies, pathogens, and DNA (DeoxyriboNucleic Acid) are similar in size to nanostructures and nanomaterials, so even small variations in them can have a great impact on nanomaterials and devices based on nanostructures. . In addition, since the nanoscale biosensor has a very large surface area to volume ratio, the reaction with the biomaterial on the surface greatly affects the conductivity characteristics of the sensor.

전기적 특성 측정을 이용한 나노 바이오 센서의 작용 중 높은 민감도를 보이는 것은 전계효과 트랜지스터(FET, Field Effect Transistor) 기반 바이오 센서이다. 나노 물질을 채널(센싱 필름)로 구성하고 그 표면에 선택 특이성을 가진 바이오 물질(수용체)을 고정하여 타켓 바이오 분자 결합에 의해 생성되는 전하에 의한 전계효과를 이용한 것이다.Among the actions of nano biosensors using electrical property measurement, one that shows high sensitivity is a field effect transistor (FET, Field Effect Transistor) based biosensor. Nanomaterials are composed of channels (sensing films), and biomaterials (receptors) with selective specificity are fixed on the surface to use the electric field effect generated by the binding of target biomolecules.

한편, 일반적으로 사용되고 있는 나노 구조체는 나노 와이어 혹은 나노 포어를 사용한다. 하지만 원하는 구조를 공정하기 어렵다. On the other hand, nanostructures that are generally used use nanowires or nanopores. However, it is difficult to fair the desired structure.

나노 와이어 기반으로 한 FET 센서는 나노 와이어를 제작한 이후 분산시켜 채널로 구성하는 방법을 이용하고 있다. 하지만, 분산방식은 위치 제어가 어려워 대량생산, 혹은 고집적 센서 제작에 한계가 있다. 또한, 랜덤한 방향으로 분산된 나노 와이어와 선택성을 가진 단백질과의 고정화 단계에서 고른 수용체 층을 형성하기 어렵다. 뿐만 아니라, 결합 시 야기된 전계 효과를 감소시켜 고민감도를 지닌 센서 제작에 한계가 있다. FET sensors based on nanowires use a method of distributing nanowires to form channels after fabrication. However, the distributed method is difficult to control the location, so there is a limit to mass production or high-integration sensor production. In addition, it is difficult to form a uniform receptor layer in the immobilization step of nanowires dispersed in random directions and proteins having selectivity. In addition, there is a limit to manufacturing a sensor with high sensitivity by reducing the electric field effect caused during coupling.

나노 포어를 기반으로 하는 센서도 전기적 방식의 감지 센서이나, 화학저항(Chemiresistor)을 기반으로 한다. 측정하고자 하는 물질(타겟 바이오 물질)이 나노 포어를 통과함으로써 일어난 나노 포어 내 구조의 변화로 인한 전기 변화를 측정한다. 나노 포어 양단에 전압을 인가하고, 음전하를 띠고 있는 DNA를 나노 포어에 주입하면 전위(potential)가 낮은 (+극) 방향으로 DNA가 이동한다. 이때, DNA에 의하여 이온들이 통과하는 부피가 줄어 전류가 감소하고 이 변화를 감지하여 물질을 검출해낸다. 하지만 FET 기반 바이오 센서에 비하여 만감도가 떨어진다.Sensors based on nanopores are also electrical sensors, but based on chemiresistor. The electrical change due to the structural change in the nanopore caused by the passage of the material to be measured (target biomaterial) through the nanopore is measured. When a voltage is applied to both ends of the nanopore and negatively charged DNA is injected into the nanopore, the DNA moves in the direction of the lower potential (+ pole). At this time, the volume through which the ions pass is reduced by the DNA, and the current decreases, and the substance is detected by detecting this change. However, the sensitivity is lower than that of FET-based biosensors.

국내에서 나노 바이오 센서의 첫 출원은 1984년으로 현재까지 꾸준히 특허출원의 증가를 보이고 있다. 하지만 시장에서 실시간 현장검사의 자동화 시스템은 현재까지 미비한 실정이다. The first application for a nano biosensor in Korea was in 1984, and the number of patent applications has been steadily increasing. However, the real-time on-site inspection automation system in the market is still insufficient.

대한민국 등록특허공보 제10-1092724호 (2011.12.05. 등록)Republic of Korea Patent Registration No. 10-1092724 (registered on December 5, 2011)

본 발명의 실시예들은 이차원 나노 소재의 쇼트키 장벽 변화를 기반으로 하는 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 및 제조 방법을 제공하고자 한다. Embodiments of the present invention are intended to provide a biosensor and manufacturing method using a heterojunction channel based on a Schottky barrier change of a two-dimensional nanomaterial.

다만, 본 발명의 해결하고자 하는 과제는 이에 한정되는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위의 환경에서도 다양하게 확장될 수 있을 것이다.However, the problem to be solved by the present invention is not limited thereto, and may be expanded in various ways even in an environment within a range that does not deviate from the spirit and scope of the present invention.

본 발명의 일 실시예에 따르면, 반도체 기판; 상기 반도체 기판 위에 형성되는 이차원 반도체 물질; 측정 대상인 타겟 바이오 물질과 결합되는 수용체가 고정되고 상기 형성된 이차원 반도체 물질과 이종 접합 채널이 형성되도록 상기 반도체 기판 위에 형성되는 그래핀; 상기 이차원 반도체 물질과 연결되도록 형성되는 제1 전극; 및 상기 그래핀과 연결되도록 형성되는 제2 전극을 포함하는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서가 제공될 수 있다. According to one embodiment of the present invention, a semiconductor substrate; a two-dimensional semiconductor material formed over the semiconductor substrate; Graphene formed on the semiconductor substrate so that a receptor coupled to a target biomaterial to be measured is fixed and a heterojunction channel is formed with the formed two-dimensional semiconductor material; a first electrode formed to be connected to the two-dimensional semiconductor material; And a biosensor using a heterojunction channel including a second electrode formed to be connected to the graphene may be provided.

상기 바이오 센서는 상기 형성된 이종 접합 채널에 추가로 형성되는 제3 전극을 더 포함할 수 있다. The biosensor may further include a third electrode additionally formed in the formed heterojunction channel.

상기 이차원 반도체 물질과 상기 그래핀 사이에 쇼트키 장벽이 형성될 수 있다. A Schottky barrier may be formed between the two-dimensional semiconductor material and the graphene.

상기 이차원 반도체 물질과 상기 그래핀이 이종 접합 채널에서 접해지는 접합 비율이 조절될 수 있다. A junction ratio at which the two-dimensional semiconductor material and the graphene are in contact with each other in a heterojunction channel may be adjusted.

상기 이차원 반도체 물질과 상기 그래핀이 이종 접합 채널에서 겹쳐지는 면적이 조절될 수 있다.An overlapping area between the two-dimensional semiconductor material and the graphene in the heterojunction channel may be controlled.

상기 이차원 반도체 물질은, 상기 이차원 반도체 물질의 소재 두께가 밴드갭이 가장 크도록 조절될 수 있다.In the two-dimensional semiconductor material, the material thickness of the two-dimensional semiconductor material may be adjusted to have the largest band gap.

상기 이차원 반도체 물질은, 전이 금속 칼코겐화합물(Transition Metal Dichalcogenide, TMD)일 수 있다.The two-dimensional semiconductor material may be a transition metal dichalcogenide (TMD).

상기 이차원 반도체 물질이 몰리브덴 디설파이드(Molybdenum disulfide, MoS2) 또는 텅스텐 디셀레나이드(Tungsten diselenide, WSe2)인 경우, 상기 이차원 반도체 물질은 밴드갭이 가장 큰 모노레이어로 형성될 수 있다.When the two-dimensional semiconductor material is molybdenum disulfide (MoS2) or tungsten diselenide (WSe2), the two-dimensional semiconductor material may be formed as a monolayer having the largest band gap.

상기 그래핀은, 도핑 또는 산화 반응의 공유 결합 기능화를 통해 상기 타겟 바이오 물질과 결합될 수 있다.The graphene may be combined with the target biomaterial through covalent functionalization through a doping or oxidation reaction.

상기 그래핀은, 파이-파이 상호작용(pi-pi interaction), 그래핀 방향족 링커(graphene aromatic linker), 소수성 스태킹(hydrophobic stacking) 및 정전식 상호작용(electrostatic interaction) 중에서 어느 하나의 비공유 결합 기능화를 통해 상기 타겟 바이오 물질과 결합될 수 있다.The graphene is capable of non-covalent functionalization of any one of pi-pi interaction, graphene aromatic linker, hydrophobic stacking, and electrostatic interaction. Through this, it can be combined with the target biomaterial.

한편, 본 발명의 다른 실시예에 따르면, 반도체 기판을 형성하는 단계; 상기 반도체 기판 위에 이차원 반도체 물질을 형성하는 단계; 측정 대상인 타겟 바이오 물질과 결합되는 수용체가 고정되고 상기 형성된 이차원 반도체 물질과 이종 접합 채널이 형성되도록 상기 반도체 기판 위에 그래핀을 형성하는 단계; 상기 이차원 반도체 물질과 연결되도록 제1 전극을 형성하는 단계; 및 상기 그래핀과 연결되도록 제2 전극을 형성하는 단계를 포함하는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 제조 방법이 제공될 수 있다. Meanwhile, according to another embodiment of the present invention, forming a semiconductor substrate; forming a two-dimensional semiconductor material over the semiconductor substrate; forming graphene on the semiconductor substrate so that a receptor coupled to a target biomaterial to be measured is fixed and a heterojunction channel is formed with the formed two-dimensional semiconductor material; Forming a first electrode to be connected to the two-dimensional semiconductor material; and forming a second electrode to be connected to the graphene, a biosensor manufacturing method using a heterojunction channel may be provided.

상기 방법은, 상기 형성된 이종 접합 채널에 추가로 제3 전극을 형성하는 단계를 더 포함할 수 있다.The method may further include forming a third electrode in the formed heterojunction channel.

상기 이차원 반도체 물질과 상기 그래핀 사이에 쇼트키 장벽이 형성될 수 있다.A Schottky barrier may be formed between the two-dimensional semiconductor material and the graphene.

상기 이차원 반도체 물질과 상기 그래핀이 이종 접합 채널에서 접해지는 접합 비율이 조절될 수 있다. A junction ratio at which the two-dimensional semiconductor material and the graphene are in contact with each other in a heterojunction channel may be adjusted.

상기 이차원 반도체 물질과 상기 그래핀이 이종 접합 채널에서 겹쳐지는 면적이 조절될 수 있다. An overlapping area between the two-dimensional semiconductor material and the graphene in the heterojunction channel may be controlled.

상기 이차원 반도체 물질은, 상기 이차원 반도체 물질의 소재 두께가 밴드갭이 가장 크도록 조절될 수 있다. In the two-dimensional semiconductor material, the material thickness of the two-dimensional semiconductor material may be adjusted to have the largest band gap.

상기 이차원 반도체 물질은, 전이 금속 칼코겐화합물(Transition Metal Dichalcogenide, TMD)일 수 있다.The two-dimensional semiconductor material may be a transition metal dichalcogenide (TMD).

상기 이차원 반도체 물질이 몰리브덴 디설파이드(Molybdenum disulfide, MoS2) 또는 텅스텐 디셀레나이드(Tungsten diselenide, WSe2)인 경우, 상기 이차원 반도체 물질은 밴드갭이 가장 큰 모노레이어로 형성될 수 있다. When the two-dimensional semiconductor material is molybdenum disulfide (MoS2) or tungsten diselenide (WSe2), the two-dimensional semiconductor material may be formed as a monolayer having the largest band gap.

상기 그래핀은, 도핑 또는 산화 반응의 공유 결합 기능화를 통해 상기 타겟 바이오 물질과 결합될 수 있다. The graphene may be combined with the target biomaterial through covalent functionalization through a doping or oxidation reaction.

상기 그래핀은, 파이-파이 상호작용(pi-pi interaction), 그래핀 방향족 링커(graphene aromatic linker), 소수성 스태킹(hydrophobic stacking) 및 정전식 상호작용(electrostatic interaction) 중에서 어느 하나의 비공유 결합 기능화를 통해 상기 타겟 바이오 물질과 결합될 수 있다. The graphene is capable of non-covalent functionalization of any one of pi-pi interaction, graphene aromatic linker, hydrophobic stacking, and electrostatic interaction. Through this, it can be combined with the target biomaterial.

개시된 기술은 다음의 효과를 가질 수 있다. 다만, 특정 실시예가 다음의 효과를 전부 포함하여야 한다거나 다음의 효과만을 포함하여야 한다는 의미는 아니므로, 개시된 기술의 권리범위는 이에 의하여 제한되는 것으로 이해되어서는 아니 될 것이다.The disclosed technology may have the following effects. However, it does not mean that a specific embodiment must include all of the following effects or only the following effects, so it should not be understood that the scope of rights of the disclosed technology is limited thereby.

본 발명의 실시예들은 이차원 나노 소재의 쇼트키 장벽 변화를 기반으로 하는 실시간 전계효과 트랜지스터 바이오 센서 및 제조 방법을 제공할 수 있다. Embodiments of the present invention may provide a real-time field effect transistor biosensor and manufacturing method based on a Schottky barrier change of a two-dimensional nanomaterial.

본 발명의 실시예들은 저렴하고 얇은 이차원 물질을 수직 접합하여 채널로 이를 기능화시켜 감지하고자 하는 특정한 단백질 혹은 분자를 검출할 수 있다. Embodiments of the present invention can detect a specific protein or molecule to be sensed by vertically bonding an inexpensive and thin two-dimensional material and functionalizing it as a channel.

본 발명의 실시예들은 그래핀의 높은 이동도로 고속 응답 시간 (~㎲)을 지닌 센서를 구현할 수 있고, 두 물질이 만들어 내는 쇼트키 장벽으로 높은 온-오프 비율(on-off ratio)를 구현하여 고감도 바이오 센서를 제조할 수 있다. Embodiments of the present invention can implement a sensor with a high-speed response time (~ μs) with high mobility of graphene, and a high on-off ratio with a Schottky barrier created by the two materials A highly sensitive biosensor can be manufactured.

본 발명의 실시예들은 이차원 물질을 사용하여 저가의 센싱 필름을 제작 가능하며, 원자 단위로 얇고(약 0.3 ~ 0.4 nm) 전계를 차단하지 않아 효과적 전계 투과를 통한 초고감도 및 고속으로 타겟 바이오 물질을 센싱할 수 있다. Embodiments of the present invention can manufacture a low-cost sensing film using a two-dimensional material, and it is atomically thin (about 0.3 ~ 0.4 nm) and does not block an electric field, so it can detect a target biomaterial with ultrahigh sensitivity and high speed through effective electric field transmission. can sense

또한, 본 발명의 실시예들은 바이오 물질의 흡착에 따라 이종접합 채널에 인가되는 전계가 쇼트키 장벽 높이를 조정함으로써, 저항형 센서 대비 현저히 높은 민감도를 지닌 센서를 제조할 수 있다. In addition, in embodiments of the present invention, an electric field applied to a heterojunction channel adjusts the Schottky barrier height according to adsorption of a biomaterial, so that a sensor having significantly higher sensitivity than a resistive sensor can be manufactured.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서의 동작을 나타낸 도면이다.
도 2 및 도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서를 나타낸 사시도와 구성도이다.
도 4 및 도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서에 마이크로 유체 채널이 결합된 구조를 도면이다.
도 6 내지 도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서의 제조 방법을 나타낸 도면이다.
도 10 내지 도 12는 타겟 물질 흡착에 따라 가변되는 쇼트키 장벽의 동작을 나타낸 도면이다.
도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서에서 수직 적층형 이종 접합 채널의 특성을 나타낸 도면이다.
도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서에서 바이오 물질 흡착에 따른 쇼트키 장벽 가변에 따른 전류 변화 측정 결과를 나타낸 도면이다.
도 15 및 도 16은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서에서 바이오 물질 흡착에 따른 저항 변화를 이용한 센서 결과를 나타낸 도면이다.1 is a diagram illustrating the operation of a biosensor using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention.
2 and 3 are a perspective view and a configuration diagram illustrating a biosensor using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention.
4 and 5 are diagrams of a structure in which a microfluidic channel is coupled to a biosensor using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention.
6 to 9 are views illustrating a method of manufacturing a biosensor using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention.
10 to 12 are diagrams illustrating the operation of a Schottky barrier that varies according to target material adsorption.
13 is a diagram showing characteristics of a vertical stacked heterojunction channel in a biosensor according to an embodiment of the present invention.
14 is a view showing current change measurement results according to Schottky barrier variation according to biomaterial adsorption in a biosensor according to an embodiment of the present invention.
15 and 16 are diagrams illustrating sensor results using a resistance change according to biomaterial adsorption in a biosensor according to an embodiment of the present invention.

본 발명은 다양한 변환을 가할 수 있고 여러가지 실시예를 가질 수 있는 바, 특정 실시예들을 도면에 예시하고 상세한 설명에 구체적으로 설명하고자 한다. 그러나 이는 본 발명을 특정한 실시 형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 기술적 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변환, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해될 수 있다. 본 발명을 설명함에 있어서 관련된 공지 기술에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 흐릴 수 있다고 판단되는 경우 그 상세한 설명을 생략한다.Since the present invention can apply various transformations and have various embodiments, specific embodiments will be illustrated in the drawings and described in detail in the detailed description. However, this is not intended to limit the present invention to specific embodiments, and it can be understood to include all conversions, equivalents, or substitutes included in the technical spirit and scope of the present invention. In describing the present invention, if it is determined that a detailed description of related known technologies may obscure the gist of the present invention, the detailed description will be omitted.

제1, 제2 등의 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 구성요소들이 용어들에 의해 한정되는 것은 아니다. 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다.Terms such as first and second may be used to describe various components, but the components are not limited by the terms. Terms are only used to distinguish one component from another.

본 발명에서 사용한 용어는 단지 특정한 실시예를 설명하기 위해 사용된 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다. 본 발명에서 사용한 용어는 본 발명에서의 기능을 고려하면서 가능한 현재 널리 사용되는 일반적인 용어들을 선택하였으나 이는 당 분야에 종사하는 기술자의 의도, 판례, 또는 새로운 기술의 출현 등에 따라 달라질 수 있다. 또한, 특정한 경우는 출원인이 임의로 선정한 용어도 있으며, 이 경우 해당되는 발명의 설명 부분에서 상세히 그 의미를 기재할 것이다. 따라서 본 발명에서 사용되는 용어는 단순한 용어의 명칭이 아닌, 그 용어가 가지는 의미와 본 발명의 전반에 걸친 내용을 토대로 정의되어야 한다.Terms used in the present invention are only used to describe specific embodiments, and are not intended to limit the present invention. The terms used in the present invention have been selected from general terms that are currently widely used as much as possible while considering the functions in the present invention, but they may vary depending on the intention of a person skilled in the art, case law, or the emergence of new technologies. In addition, in a specific case, there is also a term arbitrarily selected by the applicant, and in this case, the meaning will be described in detail in the description of the invention. Therefore, the term used in the present invention should be defined based on the meaning of the term and the overall content of the present invention, not simply the name of the term.

단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. 본 발명에서, "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.Singular expressions include plural expressions unless the context clearly dictates otherwise. In the present invention, terms such as "comprise" or "having" are intended to designate that there is a feature, number, step, operation, component, part, or combination thereof described in the specification, but one or more other features It should be understood that the presence or addition of numbers, steps, operations, components, parts, or combinations thereof is not precluded.

이하, 본 발명의 실시예들을 첨부 도면을 참조하여 상세히 설명하기로 하며, 첨부 도면을 참조하여 설명함에 있어, 동일하거나 대응하는 구성요소는 동일한 도면번호를 부여하고 이에 대한 중복되는 설명은 생략하기로 한다.Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings, and in the description with reference to the accompanying drawings, the same or corresponding components are given the same reference numerals and overlapping descriptions thereof will be omitted. do.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서의 동작을 나타낸 도면이다.1 is a diagram illustrating the operation of a biosensor using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention.

쇼트키 장벽이 가변되는 그래핀 및 이차원 반도체 물질의 수직 이종접합을 이용한 바이오 센서(100)는 도 1과 같은 구조로 구성될 수 있다. The biosensor 100 using a vertical heterojunction of graphene and a two-dimensional semiconductor material having a variable Schottky barrier may have a structure as shown in FIG. 1 .

도 1에 도시된 바와 같이, 본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서(100)는 이종 접합된 그래핀(Graphene) 및 이차원 반도체 물질(예컨대, 이차원 나노 소재)가 형성한 쇼트키 장벽이 타켓 바이오(Bio-target) 물질과 수용체(Receptor)와 결합할 때 쇼트키 장벽이 변화함으로써, 큰 전류 변화를 유발함으로써, 감도를 증가시켜 종래의 FET 센서에 비해 감도를 향상시킬 수 있고, 저렴하게 제조가 가능합니다. 예컨대, 이차원 반도체 물질은 전이 금속 칼코겐화합물(Transition Metal Dichalcogenide, TMD)일 수 있다.As shown in FIG. 1, the biosensor 100 using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention is a short formed of heterojunction graphene and a two-dimensional semiconductor material (eg, two-dimensional nanomaterial). When the key barrier is combined with the target bio-target material and the receptor, the Schottky barrier changes, causing a large current change, thereby increasing the sensitivity and improving the sensitivity compared to conventional FET sensors. , can be manufactured inexpensively. For example, the two-dimensional semiconductor material may be a transition metal dichalcogenide (TMD).

도 2 및 도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서를 나타낸 사시도와 구성도이다.2 and 3 are a perspective view and a configuration diagram illustrating a biosensor using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention.

도 2 및 도 3에 도시된 바와 같이, 본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서(100)는 반도체 기판(110), 절연체(111), 이차원 반도체 물질(120), 그래핀(130), 제1 전극(140) 및 제2 전극(150)을 포함한다. 여기서, 바이오 센서(100)는 제3 전극(160)을 더 포함할 수 있다. 그러나 도시된 구성요소 모두가 필수 구성요소인 것은 아니다. 도시된 구성요소보다 많은 구성요소에 의해 바이오 센서(100)가 구현될 수도 있고, 그보다 적은 구성요소에 의해서도 바이오 센서(100)가 구현될 수 있다.As shown in FIGS. 2 and 3 , the biosensor 100 using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention includes a semiconductor substrate 110, an insulator 111, a two-dimensional semiconductor material 120, and graphene. 130 , a first electrode 140 and a second electrode 150 . Here, the biosensor 100 may further include a third electrode 160. However, not all illustrated components are essential components. The biosensor 100 may be implemented with more components than those shown, or the biosensor 100 may be implemented with fewer components.

이하, 도 2 및 도 3의 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서(100)의 각 구성요소들의 구체적인 구성 및 동작을 설명한다.Hereinafter, detailed configuration and operation of each component of the biosensor 100 using the heterojunction channel of FIGS. 2 and 3 will be described.

구체적인 구성을 도 2 및 도 3을 참조하여 살펴보면, 본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서(100)는 반도체 기판(110) 위에 구성된다. 반도체 기판(110) 위에 절연체(Insulator, 111)가 형성될 수 있다. Looking at the specific configuration with reference to FIGS. 2 and 3 , the biosensor 100 using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention is configured on a semiconductor substrate 110 . An insulator 111 may be formed on the semiconductor substrate 110 .

이차원 반도체 물질(120)은 반도체 기판(110) 위에 형성된다. The two-dimensional semiconductor material 120 is formed over the semiconductor substrate 110 .

그래핀(130)은 측정 대상인 타겟 바이오 물질과 결합되는 수용체가 고정되고, 형성된 이차원 반도체 물질(120)과 이종 접합 채널이 형성되도록 상기 반도체 기판(110) 위에 형성된다. The graphene 130 is formed on the semiconductor substrate 110 so that a receptor coupled to a target biomaterial to be measured is fixed and a heterojunction channel is formed with the formed two-dimensional semiconductor material 120 .

제1 전극(140)은 이차원 반도체 물질(120)과 연결되도록 형성된다. 제1 전극(140)은 소스(Source) 전극일 수 있다. 제2 전극(150)은 그래핀(130)과 연결되도록 형성된다. 제1 전극(140)은 드레인(Drain) 전극일 수 있다. 여기서, 바이오 센서(100)는 트랜지스터 구조로 소스-드레인 전극으로 구성될 수 있다. 바이오 센서(100)의 소자에 하단 게이트(Bottom Gate)로 직접 게이트 전압을 인가 가능하다. The first electrode 140 is formed to be connected to the two-dimensional semiconductor material 120 . The first electrode 140 may be a source electrode. The second electrode 150 is formed to be connected to the graphene 130 . The first electrode 140 may be a drain electrode. Here, the biosensor 100 has a transistor structure and may be composed of source-drain electrodes. A gate voltage may be directly applied to a device of the biosensor 100 through a bottom gate.

제3 전극(160)은 형성된 이종 접합 채널에 추가로 형성될 수 있다. 제3 전극(160)은 이종 접합 채널과 인접하여 형성되어 캐리어 양을 증가시킬 수 있다. 제3 전극(160)은 타겟 바이오 물질이 센서에 주입되어 실시간 측정이 진행될 때, 추가적으로 전압이 인가되면 캐리어(Carrier) 양을 증가시켜 센서의 감도(sensitivity)를 높일 수 있다.The third electrode 160 may be additionally formed in the formed heterojunction channel. The third electrode 160 may be formed adjacent to the heterojunction channel to increase the amount of carriers. When a voltage is additionally applied to the third electrode 160 when a target biomaterial is injected into the sensor and real-time measurement is performed, the sensitivity of the sensor may be increased by increasing an amount of a carrier.

본 발명의 실시예들에 따르면, 이차원 반도체 물질(120)과 그래핀(130) 사이에 쇼트키 장벽이 형성된다. According to embodiments of the present invention, a Schottky barrier is formed between the two-dimensional semiconductor material 120 and the graphene 130 .

본 발명의 실시예들에 따르면, 이차원 반도체 물질(120)은 전이 금속 칼코겐화합물(Transition Metal Dichalcogenide, TMD)일 수 있다. According to embodiments of the present invention, the two-dimensional semiconductor material 120 may be a transition metal dichalcogenide (TMD).

본 발명의 실시예들에 따르면, 이차원 반도체 물질(120)과 그래핀(130)이 이종 접합 채널에서 접해지는 접합 비율이 조절될 수 있다. According to embodiments of the present invention, a junction ratio in which the two-dimensional semiconductor material 120 and the graphene 130 are in contact with each other in a heterojunction channel may be adjusted.

본 발명의 실시예들에 따르면, 이차원 반도체 물질(120)과 그래핀(130)이 이종 접합 채널에서 겹쳐지는 면적이 조절될 수 있다. According to embodiments of the present invention, the area where the two-dimensional semiconductor material 120 and the graphene 130 overlap in the heterojunction channel may be adjusted.

본 발명의 실시예들에 따르면, 이차원 반도체 물질(120)은 밴드갭이 가장 크도록 소재의 두께가 조절될 수 있다. According to embodiments of the present invention, the material thickness of the two-dimensional semiconductor material 120 may be adjusted to have the largest band gap.

본 발명의 실시예들에 따르면, 이차원 반도체 물질(120)이 몰리브덴 디설파이드(Molybdenum disulfide, MoS2) 또는 텅스텐 디셀레나이드(Tungsten diselenide, WSe2)인 경우, 이차원 반도체 물질(120)은 밴드갭이 가장 큰 모노레이어(Monolayer)로 형성될 수 있다. According to embodiments of the present invention, when the two-dimensional semiconductor material 120 is molybdenum disulfide (MoS2) or tungsten diselenide (WSe2), the two-dimensional semiconductor material 120 has the largest band gap. It may be formed as a monolayer.

이와 같이, 전이 금속 칼코겐화합물(TMD) 소재는 두께에 따라 밴드 갭이 달라질 수 있다. MoS2 혹은 WSe2의 경우 모노레이어에서 가장 큰 밴드갭 을 가지며 따라서 그래핀(130)과 접합 시 더 큰 쇼트키 배리어를 형성 가능하다.As such, the band gap of the transition metal chalcogenide (TMD) material may vary depending on the thickness. In the case of MoS2 or WSe2, it has the largest band gap in the monolayer, and therefore can form a larger Schottky barrier when bonded to the graphene 130.

이는 센서의 오프(off) 상태 즉, 검출 전 전류 신호의 억제를 유발하여 온/오프(on/off) 즉, 검출 전후의 전류 차이를 더욱 높일 수 있다. 따라서 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)는 전이 금속 칼코겐화합물(TMD) 물질이 선정되면, 쇼트키 장벽의 크기를 고려하여 물질의 이종 접합이 수행된다. This causes the off state of the sensor, that is, suppression of the current signal before detection, so that the on/off state, that is, the current difference before and after detection can be further increased. Therefore, in the biosensor 100 according to an embodiment of the present invention, when a transition metal chalcogenide (TMD) material is selected, heterojunction of the material is performed in consideration of the size of the Schottky barrier.

한편, 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)는 그래핀 기능화를 통해서 선택적인 타겟 바이오 물질 혹은 분자 등을 효과적으로 흡착할 수 있다. Meanwhile, the biosensor 100 according to an embodiment of the present invention can effectively adsorb selective target biomaterials or molecules through functionalization of graphene.

일례로, 그래핀(130)에는 공유결합 기능화가 수행될 수 있다. 그래핀(130)은 도핑(Doping) 또는 산화 반응(Oxidative reaction) 등의 공유 결합 기능화를 통해 타겟 바이오 물질과 결합될 수 있다. 도핑(Doping)에는 수소화(Hydrogenating), 불소화(Fluorinating), 할로겔화(Halogenating), 리튬(Li) 등이 있다. 특정 가스 또는 바이오 물질에 민감하게 작용한다. As an example, covalent bonding functionalization may be performed on the graphene 130 . Graphene 130 may be combined with a target biomaterial through covalent functionalization such as doping or oxidation reaction. Doping includes hydrogenating, fluorinating, halogenating, lithium (Li), and the like. It is sensitive to certain gases or biomaterials.

다른 예로, 그래핀(130)에는 비공유 결합 기능화가 수행될 수 있다. 그래핀(130)은 파이-파이 상호작용(pi-pi interaction), 그래핀 방향족 링커(graphene aromatic linker), 소수성 스태킹(hydrophobic stacking) 및 정전식 상호작용(electrostatic interaction) 중에서 어느 하나의 비공유 결합 기능화를 통해 바이오 물질과 결합될 수 있다. 여기서, 파이-파이 상호작용은 그래핀이 지닌 파이 결합 전자를 이용하여 프로틴(protein) 혹은 펩타이드(peptide)와 파이 결합한다. 그래핀 방향족 링커는 DNA, 프로틴(proteins), 펩타이드(peptides)를 위한 것이다. 정전식 상호작용은 링커 없이 게이트 바이어스를 걸어줌으로 인해서 하전된 바이오 분자를 흡착할 수 있다.As another example, non-covalent bonding functionalization may be performed on the graphene 130 . Graphene 130 is a non-covalent functionalization of any one of pi-pi interaction, graphene aromatic linker, hydrophobic stacking, and electrostatic interaction. can be combined with biomaterials through Here, the pi-pi interaction pi-bonds with a protein or peptide using pi-bonded electrons possessed by graphene. Graphene aromatic linkers are for DNA, proteins and peptides. Electrostatic interactions can adsorb charged biomolecules by applying a gate bias without a linker.

도 4 및 도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서에 마이크로 유체 채널이 결합된 구조를 도면이다.4 and 5 are diagrams of a structure in which a microfluidic channel is coupled to a biosensor using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention.

도 4 및 도 5에 도시된 바와 같이, 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)의 이종 접합 채널에 액상 바이오 물질을 주입하기 위하여 마이크로 유체 채널(Micro Fluidic Channel, 170)에 결합될 수 있다. 마이크로 유체 채널(170)을 통해 타겟 바이오 물질이 포함된 액상 단백질이 주입되면, 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)는 전류 변화를 측정하여 타겟 바이오 물질을 감지할 수 있다. As shown in FIGS. 4 and 5, in order to inject a liquid biomaterial into the heterojunction channel of the biosensor 100 according to an embodiment of the present invention, it may be coupled to a microfluidic channel 170. have. When liquid protein containing a target biomaterial is injected through the microfluidic channel 170, the biosensor 100 according to an embodiment of the present invention can detect a target biomaterial by measuring a change in current.

마이크로 웰(Micro well)을 사용하면 드랍(drop) 방식으로 액상 단백질을 주입시킬 수 있다. 기체류 분자 주입 시에는 이를 이용하지 않는다. A liquid protein can be injected in a drop method using a micro well. Do not use this when injecting gaseous molecules.

이와 같이, 바이오 센서(100)는 타겟 바이오 물질이 주입되면, 시간에 따른 제1 전극(소스) 및 제2 전극(드레인) 간의 전류 변화를 실시간으로 측정할 수 있다. 이때, 바이오 센서(100)는 추가적으로 구성된 제3 전극(160)에 전압을 인가하여 캐리어(carrier) 양을 늘려 측정 정확도를 증가시킬 수 있다. In this way, when the target biomaterial is injected, the biosensor 100 may measure a change in current between the first electrode (source) and the second electrode (drain) according to time in real time. In this case, the biosensor 100 may increase measurement accuracy by increasing the amount of carriers by applying a voltage to the additionally configured third electrode 160 .

도 6 내지 도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서의 제조 방법을 나타낸 도면이다. 6 to 9 are views illustrating a method of manufacturing a biosensor using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention.

본 발명의 일 실시예에 따른 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서(100)는 실시간 측정을 위한 센서 제조 방법이 도 6 내지 도 9에 도시되어 있다. A method of fabricating a sensor for real-time measurement of the biosensor 100 using a heterojunction channel according to an embodiment of the present invention is illustrated in FIGS. 6 to 9 .

도 6에 도시된 바와 같이, 바이오 센서(100)의 제조 방법은 반도체 기판(110)과 절연체(111)를 형성하고, 반도체 기판(110) 위에 이차원 반도체 물질(120)을 형성한다. 일례로, 바이오 센서(100)의 제조 방법은 실리콘 웨이퍼로 이루어진 반도체 기판(110) 위에 이차원 반도체 물질(TMD, 120)을 전사한다. 그래핀(130)과 쇼트키 장벽을 만들 수 있는 이차원 반도체 물질(TMD)이 선정될 수 있다. 여기서, 이차원 반도체 물질(120)의 밴드갭은 물질의 레이어(layer) 수 또는 두께에 따라 달라진다. 그러므로 이차원 반도체 물질(120)은 오프(off) 상태에서 그래핀(130)과의 기설정된 임계치를 초과하는 큰 쇼트키 장벽을 형성하는 두께로 형성될 수 있다. As shown in FIG. 6 , in the method of manufacturing the biosensor 100 , a semiconductor substrate 110 and an insulator 111 are formed, and a two-dimensional semiconductor material 120 is formed on the semiconductor substrate 110 . For example, in the manufacturing method of the biosensor 100, the two-dimensional semiconductor material (TMD) 120 is transferred onto a semiconductor substrate 110 made of a silicon wafer. A two-dimensional semiconductor material (TMD) capable of forming graphene 130 and a Schottky barrier may be selected. Here, the bandgap of the two-dimensional semiconductor material 120 varies depending on the number or thickness of layers of the material. Therefore, the two-dimensional semiconductor material 120 may be formed to a thickness that forms a large Schottky barrier exceeding a predetermined threshold value with the graphene 130 in an off state.

도 7에 도시된 바와 같이, 바이오 센서(100)의 제조 방법은 도 6에서 형성된 이차원 반도체 물질(120)과 이종 접합 채널이 형성되도록 반도체 기판(110) 위에 그래핀(130)을 형성한다. 여기서, 그래핀(130)은 측정 대상인 타겟 바이오 물질과 결합되는 수용체가 고정된다. 일례로, 바이오 센서(100)의 제조 방법은 전계 효과에 의하여 페르미 레벨이 변화 가능한 물질(예컨대, 그래핀)을 이차원 반도체 물질(120)과 일부가 겹치도록 전사하여 수직 이종 접합 채널을 제작한다. 그래핀(130)과 이차원 반도체 물질(120)이 겹쳐지는 영역에 수직 이종 접합 채널이 형성된다. As shown in FIG. 7 , in the method of manufacturing the biosensor 100 , graphene 130 is formed on the semiconductor substrate 110 to form a heterojunction channel with the two-dimensional semiconductor material 120 formed in FIG. 6 . Here, the graphene 130 is fixed to a receptor coupled to a target biomaterial to be measured. For example, in the manufacturing method of the biosensor 100, a vertical heterojunction channel is fabricated by transferring a material (eg, graphene) whose Fermi level is changeable by an electric field effect so as to partially overlap the two-dimensional semiconductor material 120. A vertical heterojunction channel is formed in a region where the graphene 130 and the two-dimensional semiconductor material 120 overlap.

도 8에 도시된 바와 같이, 바이오 센서(100)의 제조 방법은 이차원 반도체 물질(120)과 연결되도록 제1 전극(140)을 형성하고, 그래핀(130)과 연결되도록 제2 전극(150)을 형성한다. As shown in FIG. 8 , in the method of manufacturing the biosensor 100, the first electrode 140 is formed to be connected to the two-dimensional semiconductor material 120, and the second electrode 150 is connected to the graphene 130. form

도 9에 도시된 바와 같이, 바이오 센서(100)의 제조 방법은 도 8에서 형성된 이종 접합 채널에 추가로 제3 전극(160)을 형성할 수 있다. As shown in FIG. 9 , in the method of manufacturing the biosensor 100 , a third electrode 160 may be additionally formed in the heterojunction channel formed in FIG. 8 .

일례로, 바이오 센서(100)의 제조 방법은 포토리소그래피(Photolithography) 공정 및 이빔 증착 공정을 통해 제1 내지 제3 전극(140 내지 160)을 제조할 수 있다. 제1 전극(140) 및 제2 전극(150)은 각각 소스 및 드레인 역할을 수행한다. 제3 전극(160)은 이종 접합 채널에서의 캐리어(carrier) 양을 모아주는 역할을 추가적으로 수행할 수 있다. For example, in the manufacturing method of the biosensor 100, the first to third electrodes 140 to 160 may be manufactured through a photolithography process and an e-beam deposition process. The first electrode 140 and the second electrode 150 serve as a source and a drain, respectively. The third electrode 160 may additionally perform a role of collecting carrier amounts in the heterojunction channel.

이하, 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)의 쇼트키 장벽의 조절을 통해, 민감도가 증가되는 메커니즘을 설명하기로 한다. Hereinafter, a mechanism for increasing sensitivity through adjustment of the Schottky barrier of the biosensor 100 according to an embodiment of the present invention will be described.

도 10 내지 도 12는 타겟 물질 흡착에 따라 가변되는 쇼트키 장벽의 동작을 나타낸 도면이다.10 to 12 are diagrams illustrating the operation of a Schottky barrier that varies according to target material adsorption.

도 10 내지 도 12에 도시된 바와 같이, 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서에서 타겟 바이오(Bio Target) 물질의 흡착으로 인하여 야기된 전계는 그래핀(Graphene)의 페르미 레벨을 변화시킨다. 여기서, 전계는 액체 탑 게이트(Liquid Top Gate) 역할로 동작된다.As shown in FIGS. 10 to 12 , in the biosensor according to an embodiment of the present invention, an electric field caused by adsorption of a bio target material changes the Fermi level of graphene. Here, the electric field operates as a liquid top gate.

일례로, 도 11에는 몰리브덴 디설파이드(MoS2)와 그래핀 간의 쇼트키 장벽이 존재하는 상태를 나타낸다. As an example, FIG. 11 shows a state in which a Schottky barrier exists between molybdenum disulfide (MoS2) and graphene.

도 12에는 액체 탑 게이트의 동작으로 인해 몰리브덴 디설파이드(MoS2)와 그래핀 간의 쇼트키 장벽이 감소한 상태를 나타낸다. 12 shows a state in which the Schottky barrier between molybdenum disulfide (MoS2) and graphene is reduced due to the operation of the liquid top gate.

이에 따라, 바이오 센서(100)는 쇼트키 장벽이 변화되어 타겟 바이오 물질의 감지를 판단한다. 이는 종래의 컨덕턴스(Conductance) 변화 즉, FET 기반 저항형 채널 대비 전류 변화가 크게 변화하므로 높은 민감도(Sensitivity)를 가진 센서를 제작 가능하다. Accordingly, the biosensor 100 determines whether the target biomaterial is sensed by changing the Schottky barrier. This makes it possible to manufacture a sensor with high sensitivity because the current change is greatly changed compared to the conventional conductance change, that is, the FET-based resistive channel.

도 10에서 전계의 방향을 임의로 설정하였으나 센싱에 이용하는 단백질 결합 특성 및 단백질 특성, 분자의 도핑 효과에 따라 전계 방향은 바뀔 수 있다. In FIG. 10, the direction of the electric field is arbitrarily set, but the direction of the electric field can be changed according to the protein binding characteristics and protein characteristics used for sensing and the doping effect of molecules.

도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서에서 수직 적층형 이종 접합 채널의 특성을 나타낸 도면이다.13 is a diagram showing characteristics of a vertical stacked heterojunction channel in a biosensor according to an embodiment of the present invention.

본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)에서 비공유 결합으로 그래핀 표면을 기능화시키고 액상의 단백질을 감지하는 센서 측정 결과를 설명하기로 한다. In the biosensor 100 according to an embodiment of the present invention, a sensor measurement result of functionalizing a graphene surface through non-covalent bonding and detecting liquid-phase proteins will be described.

도 13에 도시된 바와 같이, 게이트 전압(예컨대, +10V/-10V)에 따라 전류 특성이 각각 저항 접촉(ohmic contact)과 쇼트키 접촉(Schottky Contact)을 보여준다. As shown in FIG. 13 , current characteristics according to the gate voltage (eg, +10V/-10V) show ohmic contact and Schottky contact, respectively.

소스 전압이 -5V인 경우, 게이트 전압 인가에 따른 소스 및 드레인 간의 전류 차이가 크게 달라짐을 확인할 수 있다. When the source voltage is -5V, it can be seen that the current difference between the source and the drain varies greatly according to the application of the gate voltage.

본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)에서 전기적 특성(Electrical Property)을 확인하여 쇼트키 장벽 형성을 확인할 수 있다. In the biosensor 100 according to an embodiment of the present invention, formation of a Schottky barrier may be confirmed by checking electrical properties.

이를 이용하여 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)에서 바이오 물질 주입에 따른 게이트 전압의 변경에 따라 소스 및 드레인 간의 전류 변화 감지를 효과적으로 확인할 수 있다. Using this, in the biosensor 100 according to an embodiment of the present invention, it is possible to effectively detect a change in current between a source and a drain according to a change in gate voltage due to injection of a biomaterial.

도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서에서 바이오 물질 흡착에 따른 쇼트키 장벽 가변에 따른 전류 변화 측정 결과를 나타낸 도면이다. 14 is a view showing current change measurement results according to Schottky barrier variation according to biomaterial adsorption in a biosensor according to an embodiment of the present invention.

도 14에 도시된 바와 같이, 스트렙타아비딘(Septavidin) 용액 주입 시 전류가 안정화되는 4000s 이후로 Is의 평균 크기는 -3.86nA이다. DI를 주입 시 IDI가 -7.35nA이며 두 전류 값의 비는

Figure 112020049260883-pat00001
와 같이 계산된다. 이는 타겟 물질 감지에 따른 전류 변화 정도를 나타낸다. As shown in FIG. 14, the average magnitude of I s is -3.86 nA after 4000 s when the current is stabilized when the streptavidin solution is injected. When DI is injected, I DI is -7.35nA and the ratio of the two current values is
Figure 112020049260883-pat00001
is calculated as This represents the degree of current change according to the detection of the target material.

도 15 및 도 16은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)에서 바이오 물질 흡착에 따른 저항 변화를 이용한 센서 결과를 나타낸 도면이다.15 and 16 are diagrams showing sensor results using a resistance change according to biomaterial adsorption in the biosensor 100 according to an embodiment of the present invention.

본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)는 그래핀을 이용한 FET 기반 저항형 바이오 센서(100)의 실험 결과가 도 15 및 도 16에 도시되어 있다. Experimental results of the FET-based resistive biosensor 100 using graphene for the biosensor 100 according to an embodiment of the present invention are shown in FIGS. 15 and 16 .

수용체 단백질을 바이오틴(Biotin), 타겟(Target) 단백질을 스트렙타아비딘(Streptavidin) 용액으로 설정하고 센싱 시간(Sensing Time)에 저항 변화에 대한 실험을 진행하였다. 이때 2nM의 스트렙타아비딘 용액을 사용한 경우

Figure 112020049260883-pat00002
로 주어졌다. Receptor protein was set to biotin (Biotin), target (Target) protein (Streptavidin) solution was set to the (Streptavidin) solution, and the experiment on the resistance change was conducted at the sensing time (Sensing Time). At this time, when a 2 nM streptavidin solution was used
Figure 112020049260883-pat00002
was given as

본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)에서 두 소자의 전류 단위가 다른 것은 소자 특성의 차이에 따른 차이이며, 훨씬 낮은 전류 단에서도 쇼트키 장벽의 가변으로 인한 전류 감지 차이가 큰 것을 확인할 수 있다. In the biosensor 100 according to an embodiment of the present invention, the difference in the current units of the two devices is due to the difference in device characteristics, and it can be confirmed that the difference in current sensing due to the variation of the Schottky barrier is large even at a much lower current level. can

상술한 다양한 실시예들에 따른 구성 요소(예: 모듈 또는 프로그램) 각각은 단수 또는 복수의 개체로 구성될 수 있으며, 전술한 해당 서브 구성 요소들 중 일부 서브 구성 요소가 생략되거나, 또는 다른 서브 구성 요소가 다양한 실시예에 더 포함될 수 있다. 대체적으로 또는 추가적으로, 일부 구성 요소들(예: 모듈 또는 프로그램)은 하나의 개체로 통합되어, 통합되기 이전의 각각의 해당 구성 요소에 의해 수행되는 기능을 동일 또는 유사하게 수행할 수 있다. 다양한 실시예들에 따른, 모듈, 프로그램 또는 다른 구성 요소에 의해 수행되는 동작들은 순차적, 병렬적, 반복적 또는 휴리스틱하게 실행되거나, 적어도 일부 동작이 다른 순서로 실행되거나, 생략되거나, 또는 다른 동작이 추가될 수 있다.Each of the components (eg, modules or programs) according to various embodiments described above may be composed of a single object or a plurality of objects, and some of the sub-components may be omitted or other sub-components may be included. Elements may further be included in various embodiments. Alternatively or additionally, some components (eg, modules or programs) may be integrated into one entity and perform the same or similar functions performed by each corresponding component prior to integration. According to various embodiments, operations performed by modules, programs, or other components are executed sequentially, in parallel, iteratively, or heuristically, or at least some operations are executed in a different order, are omitted, or other operations are added. It can be.

이상에서는 본 발명의 바람직한 실시예에 대하여 도시하고 설명하였지만, 본 발명은 상술한 특정의 실시예에 한정되지 아니하며, 청구범위에서 청구하는 본 발명의 요지를 벗어남이 없이 당해 개시에 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 다양한 변형실시가 가능한 것은 물론이고, 이러한 변형실시들은 본 발명의 기술적 사상이나 전망으로부터 개별적으로 이해되어져서는 안될 것이다.Although the preferred embodiments of the present invention have been shown and described above, the present invention is not limited to the specific embodiments described above, and is common in the technical field belonging to the disclosure without departing from the gist of the present invention claimed in the claims. Of course, various modifications are possible by those with knowledge of, and these modifications should not be individually understood from the technical spirit or prospect of the present invention.

100: 바이오 센서
110: 반도체 기판
111: 절연체
120: 이차원 반도체 물질
130: 그래핀
140: 제1 전극
150: 제2 전극
160: 제3 전극
170: 마이크로 유체 채널100: biosensor
110: semiconductor substrate
111: insulator
120: two-dimensional semiconductor material
130: graphene
140: first electrode
150: second electrode
160: third electrode
170: microfluidic channel

Claims (20)

반도체 기판;
상기 반도체 기판 위에 형성되는 이차원 반도체 물질;
측정 대상인 타겟 바이오 물질과 결합되는 수용체가 고정되고 상기 형성된 이차원 반도체 물질과 이종 접합 채널이 형성되도록 상기 반도체 기판 위에 형성되는 그래핀;
상기 이차원 반도체 물질과 연결되도록 형성되는 제1 전극; 및
상기 그래핀과 연결되도록 형성되는 제2 전극을 포함하고,
상기 이종 접합 채널에는 타겟 바이오 물질이 포함된 액상 바이오 물질을 주입하기 위한 마이크로 유체 채널이 결합되고,
상기 타겟 바이오 물질은 스트렙타아비딘(Streptavidin) 용액으로 설정되되 상기 수용체는 바이오틴(Biotin)으로 설정되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서. semiconductor substrate;
a two-dimensional semiconductor material formed over the semiconductor substrate;
Graphene formed on the semiconductor substrate so that a receptor coupled to a target biomaterial to be measured is fixed and a heterojunction channel is formed with the formed two-dimensional semiconductor material;
a first electrode formed to be connected to the two-dimensional semiconductor material; and
A second electrode formed to be connected to the graphene,
A microfluidic channel for injecting a liquid biomaterial containing a target biomaterial is coupled to the heterojunction channel,
The biosensor using a heterojunction channel, wherein the target biomaterial is set to a Streptavidin solution and the receptor is set to biotin. 제1항에 있어서,
상기 형성된 이종 접합 채널에 추가로 형성되는 제3 전극을 더 포함하는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서.According to claim 1,
A biosensor using a heterojunction channel, further comprising a third electrode formed in addition to the formed heterojunction channel. 제1항에 있어서,
상기 이차원 반도체 물질과 상기 그래핀 사이에 쇼트키 장벽이 형성되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서.According to claim 1,
A biosensor using a heterojunction channel, wherein a Schottky barrier is formed between the two-dimensional semiconductor material and the graphene. 제1항에 있어서,
상기 이차원 반도체 물질과 상기 그래핀이 이종 접합 채널에서 접해지는 접합 비율이 조절되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서.According to claim 1,
A biosensor using a heterojunction channel, wherein a junction ratio at which the two-dimensional semiconductor material and the graphene are in contact with each other in the heterojunction channel is controlled. 제1항에 있어서,
상기 이차원 반도체 물질과 상기 그래핀이 이종 접합 채널에서 겹쳐지는 면적이 조절되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서.According to claim 1,
A biosensor using a heterojunction channel, wherein an overlapping area of the two-dimensional semiconductor material and the graphene is controlled in the heterojunction channel. 제1항에 있어서,
상기 이차원 반도체 물질은,
상기 이차원 반도체 물질의 소재 두께가 밴드갭이 가장 크도록 조절되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서.According to claim 1,
The two-dimensional semiconductor material,
A biosensor using a heterojunction channel in which the material thickness of the two-dimensional semiconductor material is adjusted to have the largest band gap. 제1항에 있어서,
상기 이차원 반도체 물질은,
전이 금속 칼코겐화합물(Transition Metal Dichalcogenide, TMD)인, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서.According to claim 1,
The two-dimensional semiconductor material,
A biosensor using a heterojunction channel, which is a transition metal dichalcogenide (TMD). 제1항에 있어서,
상기 이차원 반도체 물질이 몰리브덴 디설파이드(Molybdenum disulfide, MoS2) 또는 텅스텐 디셀레나이드(Tungsten diselenide, WSe2)인 경우, 상기 이차원 반도체 물질은 밴드갭이 가장 큰 모노레이어로 형성되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서.According to claim 1,
When the two-dimensional semiconductor material is molybdenum disulfide (MoS2) or tungsten diselenide (WSe2), the two-dimensional semiconductor material is formed as a monolayer having the largest band gap, a biosensor using a heterojunction channel . 제1항에 있어서,
상기 그래핀은,
도핑 또는 산화 반응의 공유 결합 기능화를 통해 상기 타겟 바이오 물질과 결합되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서.According to claim 1,
The graphene is
A biosensor using a heterojunction channel coupled to the target biomaterial through covalent functionalization of a doping or oxidation reaction. 제1항에 있어서,
상기 그래핀은,
파이-파이 상호작용(pi-pi interaction), 그래핀 방향족 링커(graphene aromatic linker), 소수성 스태킹(hydrophobic stacking) 및 정전식 상호작용(electrostatic interaction) 중에서 어느 하나의 비공유 결합 기능화를 통해 상기 타겟 바이오 물질과 결합되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서.According to claim 1,
The graphene is
The target biomaterial through non-covalent functionalization of any one of pi-pi interaction, graphene aromatic linker, hydrophobic stacking and electrostatic interaction A biosensor using a heterojunction channel that is combined with. 반도체 기판을 형성하는 단계;
상기 반도체 기판 위에 이차원 반도체 물질을 형성하는 단계;
측정 대상인 타겟 바이오 물질과 결합되는 수용체가 고정되고 상기 형성된 이차원 반도체 물질과 이종 접합 채널이 형성되도록 상기 반도체 기판 위에 그래핀을 형성하는 단계;
상기 이차원 반도체 물질과 연결되도록 제1 전극을 형성하는 단계; 및
상기 그래핀과 연결되도록 제2 전극을 형성하는 단계를 포함하고,
상기 이종 접합 채널에는 타겟 바이오 물질이 포함된 액상 바이오 물질을 주입하기 위한 마이크로 유체 채널이 결합되고,
상기 타겟 바이오 물질은 스트렙타아비딘(Streptavidin) 용액으로 설정되되 상기 수용체는 바이오틴(Biotin)으로 설정되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 제조 방법. forming a semiconductor substrate;
forming a two-dimensional semiconductor material over the semiconductor substrate;
forming graphene on the semiconductor substrate so that a receptor coupled to a target biomaterial to be measured is fixed and a heterojunction channel is formed with the formed two-dimensional semiconductor material;
Forming a first electrode to be connected to the two-dimensional semiconductor material; and
Forming a second electrode to be connected to the graphene,
A microfluidic channel for injecting a liquid biomaterial containing a target biomaterial is coupled to the heterojunction channel,
The biosensor manufacturing method using a heterojunction channel, wherein the target biomaterial is set to a Streptavidin solution and the receptor is set to biotin. 제11항에 있어서,
상기 형성된 이종 접합 채널에 추가로 제3 전극을 형성하는 단계를 더 포함하는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 제조 방법. According to claim 11,
The method of manufacturing a biosensor using a heterojunction channel, further comprising forming a third electrode in addition to the formed heterojunction channel. 제11항에 있어서,
상기 이차원 반도체 물질과 상기 그래핀 사이에 쇼트키 장벽이 형성되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 제조 방법. According to claim 11,
A biosensor manufacturing method using a heterojunction channel, wherein a Schottky barrier is formed between the two-dimensional semiconductor material and the graphene. 제11항에 있어서,
상기 이차원 반도체 물질과 상기 그래핀이 이종 접합 채널에서 접해지는 접합 비율이 조절되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 제조 방법. According to claim 11,
A biosensor manufacturing method using a heterojunction channel, wherein a junction ratio at which the two-dimensional semiconductor material and the graphene are in contact with each other in the heterojunction channel is controlled. 제11항에 있어서,
상기 이차원 반도체 물질과 상기 그래핀이 이종 접합 채널에서 겹쳐지는 면적이 조절되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 제조 방법. According to claim 11,
A biosensor manufacturing method using a heterojunction channel, wherein an overlapping area of the two-dimensional semiconductor material and the graphene is controlled in the heterojunction channel. 제11항에 있어서,
상기 이차원 반도체 물질은,
상기 이차원 반도체 물질의 소재 두께가 밴드갭이 가장 크도록 조절되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 제조 방법. According to claim 11,
The two-dimensional semiconductor material,
A biosensor manufacturing method using a heterojunction channel, wherein the material thickness of the two-dimensional semiconductor material is adjusted to have the largest band gap. 제11항에 있어서,
상기 이차원 반도체 물질은,
전이 금속 칼코겐화합물(Transition Metal Dichalcogenide, TMD)인, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 제조 방법. According to claim 11,
The two-dimensional semiconductor material,
A biosensor manufacturing method using a heterojunction channel, which is a transition metal dichalcogenide (TMD). 제11항에 있어서,
상기 이차원 반도체 물질이 몰리브덴 디설파이드(Molybdenum disulfide, MoS2) 또는 텅스텐 디셀레나이드(Tungsten diselenide, WSe2)인 경우, 상기 이차원 반도체 물질은 밴드갭이 가장 큰 모노레이어로 형성되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 제조 방법. According to claim 11,
When the two-dimensional semiconductor material is molybdenum disulfide (MoS2) or tungsten diselenide (WSe2), the two-dimensional semiconductor material is formed as a monolayer having the largest band gap, a biosensor using a heterojunction channel manufacturing method. 제11항에 있어서,
상기 그래핀은,
도핑 또는 산화 반응의 공유 결합 기능화를 통해 상기 타겟 바이오 물질과 결합되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 제조 방법. According to claim 11,
The graphene is
A biosensor manufacturing method using a heterojunction channel, which is bonded to the target biomaterial through covalent functionalization of a doping or oxidation reaction. 제11항에 있어서,
상기 그래핀은,
파이-파이 상호작용(pi-pi interaction), 그래핀 방향족 링커(graphene aromatic linker), 소수성 스태킹(hydrophobic stacking) 및 정전식 상호작용(electrostatic interaction) 중에서 어느 하나의 비공유 결합 기능화를 통해 상기 타겟 바이오 물질과 결합되는, 이종 접합 채널을 이용한 바이오 센서 제조 방법.
According to claim 11,
The graphene is
The target biomaterial through non-covalent functionalization of any one of pi-pi interaction, graphene aromatic linker, hydrophobic stacking and electrostatic interaction Combined with, a biosensor manufacturing method using a heterojunction channel.
KR1020200058347A 2020-05-15 2020-05-15 Biosensor using heterojuction channel and manufacturing method thereof KR102466256B1 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020200058347A KR102466256B1 (en) 2020-05-15 2020-05-15 Biosensor using heterojuction channel and manufacturing method thereof

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020200058347A KR102466256B1 (en) 2020-05-15 2020-05-15 Biosensor using heterojuction channel and manufacturing method thereof

Publications (3)

Publication Number Publication Date
KR20210141124A KR20210141124A (en) 2021-11-23
KR102466256B1 true KR102466256B1 (en) 2022-11-11
KR102466256B9 KR102466256B9 (en) 2023-04-12

Family

ID=78695140

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020200058347A KR102466256B1 (en) 2020-05-15 2020-05-15 Biosensor using heterojuction channel and manufacturing method thereof

Country Status (1)

Country Link
KR (1) KR102466256B1 (en)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR102606910B1 (en) * 2023-05-15 2023-11-24 주식회사 에이배리스터컴퍼니 Sensor measurement method and apparatus
KR102648887B1 (en) * 2022-07-12 2024-03-19 주식회사 에이배리스터컴퍼니 Graphene-based sensor, measuring device and analyzing method using graphene-based sensor
WO2024014820A1 (en) * 2022-07-12 2024-01-18 주식회사 에이배리스터컴퍼니 Graphene-based sensor, measurement device using same, specimen measurement method, and specimen analysis method

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101092724B1 (en) 2009-05-11 2011-12-09 서울대학교산학협력단 Fabrication of High-Performance Transducers for FET-Type Bioelectronic Noses Using Polypyrrole Nanotubes conjugated with Human Olfactory Receptors
KR102140148B1 (en) * 2013-11-29 2020-07-31 삼성전자주식회사 Memory device including two-dimensional material and methods of manufacturing and operating the same
KR101591379B1 (en) * 2015-12-02 2016-02-04 경희대학교 산학협력단 Biosensor
KR101991566B1 (en) * 2017-07-10 2019-06-20 연세대학교 산학협력단 Gas sensor based on two-dimensional heterojunction structure and method of fabricating the same

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
MinYangLi et al, Materials Today, Vol 19, 2016, pp. 322-335*

Also Published As

Publication number Publication date
KR20210141124A (en) 2021-11-23
KR102466256B9 (en) 2023-04-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR102466256B1 (en) Biosensor using heterojuction channel and manufacturing method thereof
Alabsi et al. A review of carbon nanotubes field effect-based biosensors
Nehra et al. Current trends in nanomaterial embedded field effect transistor-based biosensor
Vu et al. Fabrication and application of silicon nanowire transistor arrays for biomolecular detection
Elfström et al. Silicon nanoribbons for electrical detection of biomolecules
US8853667B2 (en) Quantum dot gate FETs and circuits configured as biosensors and gene sequencers
CN107076698B (en) Real-time detection of water contaminants
Chartuprayoon et al. One-dimensional nanostructures based bio-detection
US20040132070A1 (en) Nonotube-based electronic detection of biological molecules
Bhattacharyya et al. Analysis of partial hybridization and probe positioning on sensitivity of a dielectric modulated junctionless label free biosensor
EP2426487A1 (en) Nano-carbon sensor and method of making a sensor
WO2004044586A1 (en) Nanotube-based electronic detection of biological molecules
Zheng et al. Overcome debye length limitations for biomolecule sensing based on field effective transistors
Dutta et al. Fabrication, characterization and electrochemical modeling of CNT based enzyme field effect acetylcholine biosensor
Lee et al. Extended-gate amorphous InGaZnO thin film transistor for biochemical sensing
US20170234830A1 (en) Electrolyte-gated transistors for detection of molecules
Mao Graphene field-effect transistor sensors
KR100944940B1 (en) Fabrication method of label-free field-effect transistor biosensors based on 1D conducting polymer nanomaterials
KR101972430B1 (en) Dopamine detecting biosensor and method of detecting dopamine using the same
Lehoucq et al. Highly sensitive pH measurements using a transistor composed of a large array of parallel silicon nanowires
Mohammadnejad et al. Design and simulation of InP and silicon nanowires with different channel characteristic as biosensors to improve output sensitivity
Sarkar 2D Materials for Field-Effect Transistor–Based Biosensors
Ohno et al. Graphene field-effect transistors for label-free biological sensors
Lee et al. One-dimensional nanomaterials for field effect transistor (FET) type biosensor applications
KR101105448B1 (en) Manufacturing method of aligned nanotube and biosensors using aligned nanotube

Legal Events

Date Code Title Description
E902 Notification of reason for refusal
E701 Decision to grant or registration of patent right
GRNT Written decision to grant
G170 Re-publication after modification of scope of protection [patent]