KR20120000369A - 바이오 센서 및 이를 이용한 바이오 물질 검출 방법 - Google Patents
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Abstract
본 발명은 바이오 센서에 관한 것이다. 본 발명의 바이오 센서는 제 1 도전형의 기판, 기판 상에 제공되는 제 2 도전형의 웰 및 제 1 도전형의 제 1 컨택, 웰 상에 제공되는 제 2 도전형의 제 2 컨택 그리고 제 1 도전형의 제 3 컨택 및 제 4 컨택, 제 3 컨택 및 제 4 컨택 사이의 영역에 제공되는 게이트 절연막 및 게이트 도전막, 그리고 게이트 도전막 상에 제공되는 감지부로 구성된다. 감지부는 대상 물질 중 바이오 물질의 존재 여부에 따라 게이트 도전막에 전달되는 전압 레벨을 조절하도록 구성된다.
Description
본 발명은 바이오 센서 및 바이오 물질을 검출하는 검출 방법에 관한 것이다.
본 발명은 과학기술부의 이공학분야사업의 일환으로 수행한 연구로부터 도출된 것이다[과제관리번호: 201001800304, 과제명: 고기능의 휴대형 환경계측용 가스센서 개발].
건강에 대한 관심이 증가하면서, 바이오 기술(BT, BioTechnology)에 대한 연구가 증가하고 있다. 바이오 기술과 관련된 기본적인 소자로 바이오 센서(bio-sensor)가 있다. 바이오 센서는 생물의 활동과 관련된 다양한 바이오 물질(bio-substances)을 검출하는 소자이다. 예를 들면, 바이오 센서는 다양한 종류의 항원, 단백질, 효소 등과 같은 바이오 물질을 검출하도록 구성된다.
본 발명의 목적은 향상된 검출 능력을 갖는 바이오 센서 및 바이오 물질 검출 방법을 제공하는 데에 있다.
본 발명의 실시 예에 따른 바이오 센서는 제 1 도전형의 기판; 상기 기판 상에 제공되는 제 2 도전형의 웰 및 제 1 도전형의 제 1 컨택; 상기 웰 상에 제공되는 제 2 도전형의 제 2 컨택 그리고 제 1 도전형의 제 3 컨택 및 제 4 컨택; 상기 제 3 컨택 및 제 4 컨택 사이의 영역에 제공되는 게이트 절연막 및 게이트 도전막; 그리고 상기 게이트 도전막 상에 제공되는 감지부를 포함하고, 상기 감지부는 대상 물질 중 바이오 물질의 존재 여부에 따라 상기 게이트 도전막에 전달되는 전압 레벨을 조절하도록 구성된다.
실시 예로서, 상기 감지부는 상기 대상 물질에 접촉하도록 구성되는 기준 전극; 상기 대상 물질 중 상기 바이오 물질과 반응하도록 구성되는 반응막; 상기 반응막 하부에 제공되는 도전막; 그리고 상기 게이트 도전막 및 상기 도전막 사이에 제공되는 절연막을 포함하고, 상기 도전막 및 상기 게이트 도전막은 용량 결합(capacitive coupling)을 형성한다.
실시 예로서, 상기 반응막은 상기 도전막 상에 자기 조립 단분자막(SAM, Self-Assembled Monolayer)으로 형성된다.
실시 예로서, 상기 반응막은 항체를 포함하고, 상기 감지부는 상기 항체에 대응하는 항원을 검출하도록 구성된다.
실시 예로서, 상기 반응막은 C 반응성 단백(C-reactive protein)을 포함하고, 상기 감지부는 C 다당체(C-polysaccharide)를 검출하도록 구성된다.
실시 예로서, 상기 반응막은 수용기(receptor)를 포함하고, 상기 감지부는 상기 수용기에 대응하는 단백질(protein)을 검출하도록 구성된다.
실시 예로서, 상기 반응막은 조효소를 포함하고, 상기 감지부는 상기 조효소에 대응하는 효소를 검출하도록 구성된다.
실시 예로서, 상기 게이트 도전막, 상기 게이트 절연막, 그리고 상기 제 3 컨택 및 제 4 컨택은 전계효과 트랜지스터(FET, Field Effect Transistor)를 구성한다.
실시 예로서, 상기 웰, 제 3 컨택, 그리고 제 4 컨택은 바이폴라 정션(bipolar junction)을 구성한다.
실시 예로서, 상기 웰은 베이스, 상기 제 3 컨택은 컬렉터, 그리고 상기 제 4 컨택은 에미터로 동작하도록 바이어스된다.
실시 예로서, 상기 기판, 그리고 상기 웰 및 제 4 컨택은 바이폴라 정션(bipolar junction)을 구성한다.
실시 예로서, 상기 기판은 컬렉터, 상기 웰은 베이스, 그리고 상기 제 4 컨택은 에미터로 동작하도록 바이어스된다.
실시 예로서, 상기 제 4 컨택을 통해 흐르는 전류의 양을 검출함으로써, 상기 대상 물질 중 상기 바이오 물질의 존재 여부를 검출하도록 구성된다.
실시 예로서, 상기 제 2 컨택에 바이어스 전류를 인가함으로써 동작점이 조절된다.
본 발명의 실시 예에 따른 반응 물질을 포함하는 바이오 센서를 이용하여 바이오 물질을 검출하는 검출 방법은 상기 반응 물질을 대상 물질과 접촉시키는 단계; 상기 대상 물질 내의 바이오 물질 및 상기 반응 물질 사이의 반응에 의해 발생되는 수소 이온의 농도의 변화를 검출하는 단계; 그리고 상기 검출 결과에 따라, 상기 대상 물질 내의 상기 바이오 물질의 존재 여부를 판별하는 단계를 포함한다.
실시 예로서, 상기 반응 물질은 C 반응성 단백(C-reactive protein)을 포함하고, 상기 바이오 물질은 C 다당체(C-polysaccharide)를 포함한다.
본 발명에 의하면 전계 효과 트랜지스터(FET, Field Effect Transistor) 구조 및 접합형 트랜지스터(BJT, Bipolar Junction Transistor) 구조가 결합된 바이오 센서가 제공된다. 따라서, 바이오 센서의 검출 능력이 향상된다.
도 1은 본 발명의 실시 예에 따른 바이오 센서를 보여주는 단면도이다.
도 2는 도 1의 감지부의 동작을 설명하기 위한 도면이다.
도 3은 도 1의 바이오 센서의 바이어스 조건을 보여주는 회로도이다.
도 4는 도 3의 바이어스 조건에서 대상 물질 내의 바이오 물질의 농도를 가변하며 측정된 실험 결과를 보여주는 그래프이다.
도 5는 도 3의 바이어스 조건에서 베이스 전류 및 대상 물질 내의 바이오 물질의 농도를 가변하며 측정된 실험 결과를 보여주는 그래프이다.
도 6은 본 발명의 실시 예에 따른 설명된 바이오 센서의 동작 방법을 보여주는 순서도이다.
도 7은 본 발명의 실시 예에 따른 바이오 센서의 레이아웃의 실시 예를 보여준다.
도 2는 도 1의 감지부의 동작을 설명하기 위한 도면이다.
도 3은 도 1의 바이오 센서의 바이어스 조건을 보여주는 회로도이다.
도 4는 도 3의 바이어스 조건에서 대상 물질 내의 바이오 물질의 농도를 가변하며 측정된 실험 결과를 보여주는 그래프이다.
도 5는 도 3의 바이어스 조건에서 베이스 전류 및 대상 물질 내의 바이오 물질의 농도를 가변하며 측정된 실험 결과를 보여주는 그래프이다.
도 6은 본 발명의 실시 예에 따른 설명된 바이오 센서의 동작 방법을 보여주는 순서도이다.
도 7은 본 발명의 실시 예에 따른 바이오 센서의 레이아웃의 실시 예를 보여준다.
이하에서, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명의 기술적 사상을 용이하게 실시할 수 있을 정도로 상세히 설명하기 위하여, 본 발명의 실시 예를 첨부된 도면을 참조하여 설명하기로 한다.
도 1은 본 발명의 실시 예에 따른 바이오 센서(10)를 보여주는 단면도이다. 도 1을 참조하면, 바이오 센서(10)는 감지부(200) 및 트랜지스터부(100)를 포함한다.
트랜지스터부(100)에서, 기판(110)이 제공된다. 기판(110)은 제 1 도전형(예를 들면, P 도전형)으로 도핑된 실리콘일 것이다.
기판(110)에 웰(120)이 제공된다. 웰(120)은 기판(110)과 상이한 제 2 도전형(예를 들면, N 도전형)으로 도핑된 실리콘일 것이다. 예시적으로, 기판(110)에 인(P, Phosphorous)과 같은 5족 원소가 주입되어 웰(120)을 형성할 것이다.
기판(110) 상의 영역들 중 웰(120)의 영역 외의 영역에 제 1 컨택(131)이 제공된다. 제 1 컨택(131)은 기판(110)과 마찬가지로 제 1 도전형(예를 들면, P 도전형)으로 도핑된 실리콘일 것이다. 예를 들면, 기판(110)에 붕소(Boron)와 같은 3족 원소가 도핑되어 제 1 컨택(131)을 형성할 것이다. 예를 들면, 제 1 컨택(131)의 도핑 농도는 기판(110)의 도핑 농도보다 높을 것이다. 예를 들면, 제 1 컨택(131)은 기판(110)에 전원을 공급하는 전극으로 사용될 것이다.
웰(120)에 제 2 컨택 내지 제 4 컨택(133, 135, 137)이 제공된다. 예시적으로, 도 1에 도시된 바와 같이, 제 2 컨택(133)은 제 1 컨택(131)과 인접하게 제공되며, 제 2 컨택(133)로부터 특정 방향을 따라 제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(137)이 순차적으로 제공될 것이다.
제 2 컨택(133)은 웰(120)과 마찬가지로 제 2 도전형(예를 들면, N 도전형)으로 도핑된 실리콘일 것이다. 예를 들면, 웰(120)에 인(P)과 같은 5족 원소가 도핑되어 제 2 컨택(133)을 형성할 것이다. 예를 들면, 제 2 컨택(133)의 도핑 농도는 웰(120) 보다 높을 것이다. 예를 들면, 제 2 컨택(133)은 웰(120)에 전원을 공급하는 전극으로 사용될 것이다.
제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(137)은 기판(110)과 마찬가지로 제 1 도전형(예를 들면, P 도전형)으로 도핑된 실리콘일 것이다. 예를 들면, 웰(120)에 붕소(B)와 같은 3족 원소가 주입되어 제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(135)을 형성할 것이다.
제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(137) 사이의 영역 상에, 제 1 절연막(140) 및 제 1 도전막(150)이 제공된다.
예시적으로, 웰(120), 제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(137), 제 1 절연막, 그리고 제 1 도전막(150)은 전계효과 트랜지스터(FET, Field Effect Transistor)를 구성할 것이다. 예를 들면, 웰(120)은 바디로 동작하고, 제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(137)은 소스 및 드레인으로 동작하고, 제 1 절연막(140)은 게이트 절연막으로 동작하고, 그리고 제 1 도전막(150)은 게이트로 동작할 것이다. 즉, 웰(120), 제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(137), 제 1 절연막(140), 그리고 제 1 도전막(150)은 P형 전계효과 트랜지스터로 동작할 것이다.
도 1에서, 간결한 설명을 위하여, 웰(120), 제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(137), 제 1 절연막(140), 그리고 제 1 도전막(150)에 의해 형성되는 전계효과 트랜지스터(FET)의 등가 회로가 파선으로 도시되어 있다.
예시적으로, 제 1 및 제 2 컨택(131, 133), 그리고 제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(137)은 접합형 트랜지스터(BJT, Bipolar Junction Transistor)로 동작할 것이다. 예를 들면, 웰(120) 및 제 2 컨택(133)은 베이스로 동작하고, 제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(137)은 각각 컬렉터 및 에미터로 동작할 것이다.
도 1에서, 간결한 설명을 위하여, 웰(120) 및 제 2 컨택(133), 그리고 제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(137)에 의해 형성되는 접합형 트랜지스터(BJT)의 등가 회로가 파선으로 도시되어 있다.
예시적으로, 기판(110), 제 1 컨택(131), 웰(120), 제 2 컨택(133), 그리고 제 4 컨택(137)은 접합형 트랜지스터(BJT)로 동작할 것이다. 예를 들면, 웰(120) 및 제 2 컨택(133)은 베이스로 동작할 것이다. 기판(110) 및 제 1 컨택(131)은 컬렉터로 동작할 것이다. 그리고, 제 4 컨택(137)은 에미터로 동작할 것이다.
도 1에서, 간결한 설명을 위하여, 기판(110), 제 1 컨택(131), 웰(120), 제 2 컨택(133), 그리고 제 4 컨택(137)에 의해 구성되는 접합형 트랜지스터(BJT)가 파선으로 도시되어 있다.
도 1에 도시된 바와 같이, 웰(120) 및 제 2 컨택(133), 그리고 제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(137)에 의해 형성되는 접합형 트랜지스터(BJT)의 컬렉터 및 에미터는 수평 형태로 배치된다. 이하에서, 웰(120) 및 제 2 컨택(133), 그리고 제 3 컨택(135) 및 제 4 컨택(137)에 의해 형성되는 접합형 트랜지스터(BJT)는 수평 접합형 트랜지스터라 부르기로 한다.
도 1에 도시된 바와 같이, 기판(110), 제 1 컨택(131), 웰(120), 제 2 컨택(133), 그리고 제 4 컨택(137)은 접합형 트랜지스터(BJT)에 의해 형성되는 접합형 트랜지스터(BJT)의 컬렉터 및 에미터는 수평 형태로 배치된다. 이하에서, 기판(110), 제 1 컨택(131), 웰(120), 제 2 컨택(133), 그리고 제 4 컨택(137)에 의해 형성되는 접합형 트랜지스터(BJT)는 수직 접합형 트랜지스터라 부르기로 한다.
이하에서, 수직 접합형 트랜지스터의 컬렉터는 수직 컬렉터라 부르며, 제 1 컨택(131)과 참조 번호를 공유하여 설명된다. 또한, 수평 접합형 트랜지스터의 컬렉터는 수평 컬렉터라 부르며, 제 3 컨택(135)과 참조 번호를 공유하여 설명된다.
감지부(200)는 전계효과 트랜지스터의 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150) 상에 형성된다. 감지부(200)는 제 2 절연막, 제 2 도전막, 반응막, 차단막들(240), 그리고 기준 전극(250)을 포함한다.
제 1 도전막(150) 상에 제 2 절연막(210)이 제공된다. 제 2 절연막(210) 상에 제 2 도전막(220)이 제공된다. 즉, 제 1 및 제 2 도전막(150, 220)은 제 2 절연막(210)을 사이에 두고 용량성 결합(capacitive coupling)을 형성한다. 즉, 제 1 및 제 2 도전막(150, 220), 그리고 제 2 절연막(210)은 커패시터로 동작할 것이다.
제 2 도전막(220) 상에 반응막(230)이 제공된다. 반응막(230)은 대상 물질(260) 내의 특정 바이오 물질과 반응하는 물질을 포함할 것이다. 예시적으로, 반응막(230)은 제 2 도전막(220) 상에 자기 조립 단분자막(SAM, Self-Assembled Monolayer)으로 생성될 것이다.
제 2 절연막(210), 제 2 도전막(220), 그리고 반응막(230)의 가장자리에, 차단막들(240)이 제공된다. 예시적으로, 차단막들(240)은 제 2 절연막(210), 제 2 도전막(220), 그리고 반응막(230)을 감싸도록 구성되며, 반응막(230)의 상부면보다 높은 상부면을 가질 것이다. 즉, 제 2 절연막(210), 제 2 도전막(220), 반응막(230), 그리고 차단막들(240)은 도 1에 도시된 바와 같이 대상 물질(260)을 적재할 수 있는 용기 형태로 구성될 것이다.
기준 전극(250)은 제 2 절연막(210), 제 2 도전막(220), 반응막(230), 그리고 차단막들(240)과 분리되도록, 그리고 감지부(200)에 적재된 대상 물질(260)과 접촉하도록 구성된다.
도 2는 도 1의 감지부(200)의 동작을 설명하기 위한 도면이다. 도 1 및 도 2를 참조하면, 반응막(230) 및 대상 물질(260)이 더 상세하게 도시되어 있다.
반응막(230)은 대상 물질(260) 내의 특정 바이오 물질들(261)과 반응하는 물질들을 포함한다. 예를 들면, 반응막(230)은 대상 물질(260) 내의 특정 항원(antigen)과 반응하는 항체(antibody)를 포함할 수 있다. 예를 들면, 반응막(230)은 대상 물질(260) 내의 특정 단백질(protein)과 반응하는 수용기(receptor)를 포함할 수 있다. 예를 들면, 반응막(230)은 대상 물질(260) 내의 특정 효소와 반응하는 조효소를 포함할 수 있다. 예를 들면, 반응막(230)은 대상 물질(260) 내의 C 다당체(C-polysaccharide)와 반응하는 C 반응성 단백(C-reactive protein)을 포함할 수 있다.
반응막(230)이 항체를 포함할 때, 바이오 센서(10, 도 1 참조)는 반응막(230)의 항체에 대응하는 항원을 검출하도록 구성될 것이다. 반응막(230)이 수용기를 포함할 때, 바이오 센서(10)는 반응막(230)의 수용기에 대응하는 단백질을 검출하도록 구성될 것이다. 반응막(230)이 조효소를 포함할 때, 바이오 센서(10)는 반응막(230)의 조효소에 대응하는 효소를 검출하도록 구성될 것이다. 반응막(230)이 C 반응성 단백(C-reactive protein)을 포함할 때, 바이오 센서(10)는 C 다당체(C-polysaccharide)를 검출하도록 구성될 것이다. 즉, 바이오 센서(10)는 CRP 센서로 동작할 것이다.
대상 물질(260) 내에 반응막(230)의 반응 물질에 대응하는 바이오 물질(261)이 존재할 때, 대상 물질(260) 내의 바이오 물질(261)은 반응막(230)과 반응할 것이다. 바이오 물질(261) 및 반응막(230)이 반응할 때, 수소 이온(H+)이 발생할 것이다. 바이오 물질(261)의 양이 증가할수록, 발생되는 수소 이온의 양이 증가할 것이다.
수소 이온이 발생하면, 대상 물질(260)의 전도성이 향상된다. 수소 이온이 증가할수록, 기준 전극(250)의 전압이 대상 물질(260)을 통해 제 2 도전막(220)에 전달되는 특성이 향상된다.
제 2 도전막(220) 및 전계효과 트랜지스터의 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150)은 용량성 결합(capacitively coupled)되어 있다. 즉, 대상 물질(260) 내에 바이오 물질(261)의 농도가 증가할수록, 기준 전극(250)의 전압이 전계효과 트랜지스터의 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150)에 전달되는 특성이 향상될 것이다.
예시적으로, 제 2 절연막(210)은 질화 실리콘으로, 제 2 도전막(220)은 금으로 도시되어 있다. 그러나, 제 2 절연막(210) 및 제 2 도전막(220)은 각각 질화 실리콘 및 금으로 한정되지 않는다. 예시적으로, 기준 전극(250)은 팔라듐(Pd), 백금(Pt) 등과 같은 도전성 물질, 예를 들면 귀금속일 것이다.
바이오 센서(10)는 FET 모드, BJT 모드, 또는 하이브리드 모드로 동작한다.
예시적으로, BJT 모드에서, 전계효과 트랜지스터는 동작하지 않을 것이다. 예를 들면, 기준 전극(250)에 양의 전압이 인가될 때, 기준 전극(250)으로부터 대상 물질(260)을 통해 전계효과 트랜지스터의 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150)에 양의 전압이 전달되어 채널이 형성되지 않을 것이다. 따라서, 대상 물질(260) 내의 바이오 물질(261)의 존재 여부에 관계없이, 전계효과 트랜지스터는 턴-오프 상태를 유지할 것이다. 수직 및 수평 접합형 트랜지스터들의 베이스로 동작하는 제 2 컨택(133)으로부터 전류가 유출되면, 수직 및 수평 접합형 트랜지스터들은 순 바이어스될 것이다. BJT 모드에서, 바이오 센서(10)는 대상 물질(260) 내의 바이오 물질(261)의 존재 여부와 관계없이, 바이오 센서(10)의 구조 자체에 따른 동작 특성을 나타낸다. 따라서, BJT 모드는 바이오 센서(10)의 동작 특성을 검출하는 파일럿 모드로 사용될 수 있다.
FET 모드에서, 수직 및 수평 접합형 트랜지스터들은 동작하지 않을 것이다. 예를 들면, 수직 및 수평 접합형 트랜지스터들의 베이스로 동작하는 제 2 컨택(133)에 전류가 주입될 때, 수직 및 수평 접합형 트랜지스터들은 역 바이어스될 것이다. 기준 전극(250)에 음의 전압이 인가될 때, 기준 전극(250)으로부터 대상 물질(260)을 통해 전계효과 트랜지스터의 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150)에 음의 전압이 전달될 것이다. 즉, 전계효과 트랜지스터는 대상 물질(260) 내의 바이오 물질(261)의 존재 여부(예를 들면, 농도)에 따라 채널 전류의 양을 가변할 것이다.
하이브리드 모드에서, 수평 및 수직 접합형 트랜지스터들과 전계효과 트랜지스터는 함께 동작할 것이다. 예를 들면, 수직 및 수평 접합형 트랜지스터들의 베이스로 동작하는 제 2 컨택(133)으로부터 전류가 유출되면, 수직 및 수평 접합형 트랜지스터들은 순 바이어스될 것이다. 기준 전극(250)에 음의 전압이 인가되면, 전계효과 트랜지스터는 대상 물질(260) 내의 바이오 물질(261)에 따라 채널 전류를 가변할 것이다.
도 3은 도 1의 바이오 센서(10)의 바이어스 조건을 보여주는 회로도이다. 도 3에서, 바이오 센서(10)는 감지부(200), 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150), 베이스로 동작하는 제 2 컨택(133), 에미터로 동작하는 제 4 컨택(137), 그리고 수직 및 수평 컬렉터로 동작하는 제 1 및 제 3 컨택(131, 135)을 갖는 부호로 표시되어 있다.
도 1 및 도 3을 참조하면, 바이오 센서(10)의 베이스로부터 베이스 전류(Ib)를 유출하는 전류 소스가 제공된다. 즉, 바이오 센서(10)의 수직 및 수평 트랜지스터들은 순 바이어스 된다.
게이트에 감지부(200)를 통해 음의 기준 전압(Vref)을 인가하는 전압 소스가 제공된다. 즉, 바이오 센서(10)의 전계효과 트랜지스터는 동작 모드로 설정된다. 베이스 전류(Ib)의 소스 및 기준 전압(Vref)의 소스로 인해, 바이오 센서(10)는 하이브리드 모드로 동작한다.
에미터로 동작하는 제 4 컨택(137)에 에미터 전압(Ve)을 인가하는 전압 소스가 제공된다. 수직 및 수평 컬렉터로 각각 동작하는 제 1 및 제 3 컨택(131, 135)은 접지 노드에 연결된다. 에미터로 동작하는 제 4 컨택(137)은 감지 노드로 이용된다. 예를 들면, 바이오 센서(10)는 에미터 전류(Ie)를 감지함으로써, 대상 물질(260) 내의 바이오 물질(261)의 존재 여부를 검출하도록 구성된다.
도 4는 도 3의 바이어스 조건에서 대상 물질(260) 내의 바이오 물질(261)의 농도를 가변하며 측정된 실험 결과를 보여주는 그래프이다. 도 4에서, 가로 축은 에미터 전압(Ve)을 나타내며, 세로 축은 에미터 전류(Ie)를 나타낸다.
예시적으로, 베이스 전류(Ib)는 20uA로 설정하였으며, 에미터 전압(Ve)을 0.5V 부터 1.5V 까지 순차적으로 증가시키며 에미터 전류(Ie)가 측정되었다. 예시적으로, 반응막(230)으로서 C 반응성 단백질이 사용되었으며, 바이오 물질(261)로서 C 다당체가 사용되었다.
선 A는 감지부(200)에 반응막(230)이 제공되지 않은 경우, 에미터 전압(Ve)의 변화에 따른 에미터 전류(Ie)의 변화를 보여준다.
선 B는 감지부(200)에 반응막(230)이 제공된 경우, 에미터 전압(Ve)의 변화에 따른 에미터 전류(Ie)의 변화를 보여준다.
선 C는 감지부(200)에 반응막(230)이 제공되고, 1ng/ml의 C 반응성 단백을 포함하는 대상 물질(260)이 제공된 경우, 에미터 전압(Ve)의 변화에 따른 에미터 전류(Ie)의 변화를 보여준다.
선 D는 감지부(200)에 반응막(230)이 제공되고, 10ng/ml의 C 반응성 단백을 포함하는 대상 물질(260)이 제공된 경우, 에미터 전압(Ve)의 변화에 따른 에미터 전류(Ie)의 변화를 보여준다.
도 4에 도시된 바와 같이, 바이오 물질(261)의 농도가 증가할수록 에미터 전류(Ie)가 증가한다. 즉, 바이오 센서(10)는 에미터 전류(Ie)를 검출함으로써, 반응막(230)의 반응 물질에 대응하는 바이오 물질(261)을 검출할 수 있다.
도 5는 도 3의 바이어스 조건에서 베이스 전류(Ib) 및 대상 물질(260) 내의 바이오 물질(261)의 농도를 가변하며 측정된 실험 결과를 보여주는 그래프이다. 도 5에서, 가로 축은 에미터 전압(Ve)을 나타내며, 세로 축은 에미터 전류(Ie)를 나타낸다.
예시적으로, 에미터 전압(Ve)은 -0.5V 내지 2V의 범위에서 가변되었다. 베이스 전류(Ib)는 0 내지 80uA의 범위에서 조절되었다. 예시적으로, 반응막(230)으로서 C 반응성 단백이 사용되었으며, 바이오 물질(261)로서 C 다당체가 사용되었다. 예시적으로, 바이오 물질(261)의 농도는 도 4를 참조하여 설명된 바와 마찬가지로 조절되었다.
제 1 실험군은 베이스 전류(Ib)가 0인 경우, 즉 바이오 센서(10)가 FET 모드에서 동작하는 경우, 에미터 전압(Ve)의 변화에 따른 에미터 전류(Ie)의 변화를 보여준다.
제 2 실험군은 베이스 전류(Ib)가 20uA인 경우, 에미터 전압(Ve)의 변화에 따른 에미터 전류(Ie)의 변화를 보여준다.
제 3 실험군은 베이스 전류(Ib)가 40uA인 경우, 에미터 전압(Ve)의 변화에 따른 에미터 전류(Ie)의 변화를 보여준다.
제 4 실험군은 베이스 전류(Ib)가 60uA인 경우, 에미터 전압(Ve)의 변화에 따른 에미터 전류(Ie)의 변화를 보여준다.
제 5 실험군은 베이스 전류(Ib)가 80uA인 경우, 에미터 전압(Ve)의 변화에 따른 에미터 전류(Ie)의 변화를 보여준다.
하이브리드 모드에서, 제 4 컨택(137) 및 제 3 컨택(135) 사이에 흐르는 전류는 수직 및 수평 접합형 트랜지스터들에 의한 전류 흐름 및 전계효과 트랜지스터에 의한 전류 흐름의 합으로 나타난다. 따라서, 베이스 전류(Ib)에 의해 수직 및 수평 접합형 트랜지스터들이 순 바이어스되는 경우, 바이오 센서(10)는 공핍형 전계효과 트랜지스터처럼 동작한다.
도 5에 도시된 바와 같이, 전계효과 트랜지스터가 턴-오프 상태인 경우, 제 3 컨택(137) 및 제 4 컨택(135) 사이의 전류의 흐름은 수직 및 수평 트랜지스터들을 바이어스하는 베이스 전류(Ib)에 의해 가변될 수 있다. 즉, 바이오 센서(10)의 동작점(operating point)은 기준 전극(250)에 인가되는 기준 전압(Vref) 뿐 아니라, 베이스 전류(Ib)의 가변에 의해서도 수행될 수 있다.
도 6은 본 발명의 실시 예에 따른 바이오 센서(10)의 동작 방법을 보여주는 순서도이다. 도 1 및 도 6을 참조하면, S510 단계에서, 반응 물질이 대상 물질(260)과 접촉된다. 예를 들면, 제 2 절연막(210), 제 2 도전막(220), 반응막(230), 그리고 차단막들(240)에 의해 구성되는 용기에 대상 물질(260)을 적재함으로써, 반응막(230)의 반응 물질이 대상 물질(260)과 접촉될 것이다.
S520 단계에서, 반응에 따른 수소 이온 농도 변화가 검출된다. 예를 들면, 반응에 따른 수소 이온 농도의 변화는 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150) 전압의 변화를 유발할 것이다. 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150)의 전압의 변화는 에미터 전류(Ie)의 변화를 유발할 것이다. 즉, 에미터 전류(Ie)의 변화를 검출함으로써, 반응에 따른 수소 이온 농도의 변화가 검출될 것이다.
S530 단계에서, 검출 결과에 따라 대상 물질(260) 중 바이오 물질(261)의 존재 여부가 판별된다. 예를 들면, 반응막(230) 및 대상 물질(260)이 접촉할 때 에미터 전류(Ie)가 변화하면, 대상 물질(260) 내에 바이오 물질(261)이 존재하는 것으로 판별될 것이다. 예를 들면, 에미터 전류(Ie)가 변화하는 정도에 따라, 대상 물질(260) 내의 바이오 물질(261)의 농도가 추가적으로 검출될 수 있다.
상술한 바와 같이, 본 발명의 실시 예에 따른 바이오 센서(10)는 트랜지스터부(100) 및 감지부(200)를 포함한다. 감지부(200)는 대상 물질(260) 내의 수소 이온의 변화에 응답하여, 기준 전극(250)의 전압을 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150)에 전달한다.
트랜지스터부(100)는 수직 및 수평 접합형 트랜지스터들과 전계효과 트랜지스터가 혼합된 형태로 제공된다. 트랜지스터부(100)가 하이브리드 모드로 바이어스될 때, 트랜지스터부(100)는 공핍형 전계 효과 트랜지스터와 마찬가지로 동작한다.
바이오 센서(10)의 동작점(또는 감도)은 기준 전극(260)에 인가되는 기준 전위(Vref)를 가변함으로써, 또는 베이스로 동작하는 제 2 컨택(133)에 바이어스되는 베이스 전류(Ib)를 가변함으로써 조절될 수 있다. 또한, 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150)에 특정 전압이 바이어스되면, 기준 전극(250) 및 대상 물질(260)을 통한 커플링 효과는 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150)에 인가된 바이어스 전압에 추가적으로 적용된다. 따라서, 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150)에 특정 전압을 바이어스함으로써, 바이오 센서(10)의 감도가 조절될 수 있다.
대상 물질(260) 내의 바이오 물질(261)의 존재 여부는 에미터 전류(Ie)의 변화를 검출함으로써 판별된다. 전류 신호는 전압 신호 보다 외부 잡음에 강한 특성을 가진다. 따라서, 바이오 센서(10)의 신뢰성이 향상된다.
도 7은 본 발명의 실시 예에 따른 바이오 센서(10)의 레이아웃의 실시 예를 보여준다. 예시적으로, 감지부(200)는 생략되어 있으며, 트랜지스터부(100)의 레이아웃만이 도 7에 도시되어 있다.
도 7을 참조하면, 우선 에미터로 동작하는 제 4 컨택(137)이 중심에 배치된다. 제 4 컨택(137)의 외부에 게이트로 동작하는 제 2 도전막(150)이 링(예를 들면, 사각 링) 형태로 배치된다. 제 2 도전막(150)의 외부에, 수평 컬렉터로 동작하는 제 3 컨택(135)이 링(예를 들면, 사각 링) 형태로 배치된다.
제 3 컨택(135)의 외부에 베이스로 동작하는 웰(120)이 링(예를 들면, 사각 링) 형태로 배치된다. 웰(120)의 외부에 베이스로 동작하는 제 2 컨택(133)이 링(예를 들면, 사각 링) 형태로 배치된다. 제 2 컨택(133)의 외부에 베이스로 동작하는 웰(120)이 링(예를 들면, 사각 링) 형태로 배치된다.
웰(120)의 외부에, 수직 컬렉터로 동작하는 기판(110)이 링(예를 들면, 사각 링) 형태로 배치된다. 기판(110)의 외부에 수직 컬렉터로 동작하는 제 1 컨택(131)이 링(예를 들면, 사각 링) 형태로 배치된다. 제 1 컨택(131)의 외부에 수직 컬렉터로 동작하는 기판(110)이 배치된다.
도 1 및 도 7에 도시된 바와 같이, 바이오 센서(10)의 트랜지스터부(100)는 CMOS 공정에 의해 생성될 수 있다. 트랜지스터부(100) 상에, 트랜지스터부(100)와 동일한 면적을 갖는 감지부(200)가 형성될 수 있다. 즉, 게이트로 동작하는 제 1 도전막(150) 보다 큰 면적을 갖는 감지부(200)가 제공되므로, 바이오 센서(10)의 검출 성능이 향상될 수 있다.
복수의 바이오 센서들이 병렬적으로 동작하도록 구성될 수 있다. 예를 들면, 복수의 바이오 센서들의 트랜지스터부들(100)이 매트릭스 형태로 배치될 것이다. 트랜지스터부들(100)의 매트릭스는 CMOS 공정에 의해 생성될 수 있다.
트랜지스터부들(100)의 매트릭스 상에, 트랜지스터부들(100)의 매트릭스의 면적과 동일한 면적을 갖는 감지부(200)가 형성될 수 있다. 트랜지스터부들(100)의 매트릭스는 감지부(200)를 공유하도록 구성될 수 있다. 예를 들면, 감지부(200)의 제 2 절연막(210)에 복수의 트랜지스터부들(100)의 게이트들(150)이 연결될 수 있다. 복수의 트랜지스터부들(100)이 하나의 감지부(200)에 병렬 연결되면, 바이오 센서(10)의 검출 성능은 향상될 것이다.
본 발명의 상세한 설명에서는 구체적인 실시 예에 관하여 설명하였으나, 본 발명의 범위와 기술적 사상에서 벗어나지 않는 한도 내에서 여러 가지 변형이 가능하다. 그러므로 본 발명의 범위는 상술한 실시 예에 국한되어 정해져서는 안되며 후술하는 특허청구범위뿐만 아니라 이 발명의 특허청구범위와 균등한 것들에 의해 정해져야 한다.
10;바이오센서
100;트랜지스터부
200;감지부
230;반응막
100;트랜지스터부
200;감지부
230;반응막
Claims (16)
- 제 1 도전형의 기판;
상기 기판 상에 제공되는 제 2 도전형의 웰 및 제 1 도전형의 제 1 컨택;
상기 웰 상에 제공되는 제 2 도전형의 제 2 컨택 그리고 제 1 도전형의 제 3 컨택 및 제 4 컨택;
상기 제 3 컨택 및 제 4 컨택 사이의 영역에 제공되는 게이트 절연막 및 게이트 도전막; 그리고
상기 게이트 도전막 상에 제공되는 감지부를 포함하고,
상기 감지부는 대상 물질 중 바이오 물질의 존재 여부에 따라 상기 게이트 도전막에 전달되는 전압 레벨을 조절하도록 구성되는 바이오 센서. - 제 1 항에 있어서,
상기 감지부는
상기 대상 물질에 접촉하도록 구성되는 기준 전극;
상기 대상 물질 중 상기 바이오 물질과 반응하도록 구성되는 반응막;
상기 반응막 하부에 제공되는 도전막; 그리고
상기 게이트 도전막 및 상기 도전막 사이에 제공되는 절연막을 포함하고,
상기 도전막 및 상기 게이트 도전막은 용량성 결합(capacitive coupling)을 형성하는 바이오 센서. - 제 2 항에 있어서,
상기 반응막은 상기 도전막 상에 자기 조립 단분자막(SAM, Self-Assembled Monolayer)으로 형성되는 바이오 센서. - 제 2 항에 있어서,
상기 반응막은 항체를 포함하고,
상기 감지부는 상기 항체에 대응하는 항원을 검출하도록 구성되는 바이오 센서. - 제 2 항에 있어서,
상기 반응막은 C 반응성 단백(C-reactive protein)을 포함하고,
상기 감지부는 C 다당체(C-polysaccharide)를 검출하도록 구성되는 바이오 센서. - 제 2 항에 있어서,
상기 반응막은 수용기(receptor)를 포함하고,
상기 감지부는 상기 수용기에 대응하는 단백질(protein)을 검출하도록 구성되는 바이오 센서. - 제 2 항에 있어서,
상기 반응막은 조효소를 포함하고,
상기 감지부는 상기 조효소에 대응하는 효소를 검출하도록 구성되는 바이오 센서. - 제 1 항에 있어서,
상기 게이트 도전막, 상기 게이트 절연막, 그리고 상기 제 3 컨택 및 제 4 컨택은 전계효과 트랜지스터(FET, Field Effect Transistor)를 구성하는 바이오 센서. - 제 1 항에 있어서,
상기 웰, 제 3 컨택, 그리고 제 4 컨택은 바이폴라 정션(bipolar junction)을 구성하는 바이오 센서. - 제 9 항에 있어서,
상기 웰은 베이스, 상기 제 3 컨택은 컬렉터, 그리고 상기 제 4 컨택은 에미터로 동작하도록 바이어스되는 바이오 센서. - 제 1 항에 있어서,
상기 기판, 그리고 상기 웰 및 제 4 컨택은 바이폴라 정션(bipolar junction)을 구성하는 바이오 센서. - 제 11 항에 있어서,
상기 기판은 컬렉터, 상기 웰은 베이스, 그리고 상기 제 4 컨택은 에미터로 동작하도록 바이어스되는 바이오 센서. - 제 1 항에 있어서,
상기 제 4 컨택을 통해 흐르는 전류의 양을 검출함으로써, 상기 대상 물질 중 상기 바이오 물질의 존재 여부를 검출하도록 구성되는 바이오 센서. - 제 1 항에 있어서,
상기 제 2 컨택에 바이어스 전류를 인가함으로써 동작점이 조절되는 바이오 센서. - 반응 물질을 포함하는 바이오 센서를 이용하여 바이오 물질을 검출하는 검출 방법에 있어서:
상기 반응 물질을 대상 물질과 접촉시키는 단계;
상기 대상 물질 내의 바이오 물질 및 상기 반응 물질 사이의 반응에 의해 발생되는 수소 이온의 농도의 변화를 검출하는 단계; 그리고
상기 검출 결과에 따라, 상기 대상 물질 내의 상기 바이오 물질의 존재 여부를 판별하는 단계를 포함하는 검출 방법. - 제 14 항에 있어서,
상기 반응 물질은 C 반응성 단백(C-reactive protein)을 포함하고,
상기 바이오 물질은 C 다당체(C-polysaccharide)를 포함하는 검출 방법.
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