KR20120061616A - 비표지식 바이오센서 - Google Patents

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KR20120061616A
KR20120061616A KR1020100122974A KR20100122974A KR20120061616A KR 20120061616 A KR20120061616 A KR 20120061616A KR 1020100122974 A KR1020100122974 A KR 1020100122974A KR 20100122974 A KR20100122974 A KR 20100122974A KR 20120061616 A KR20120061616 A KR 20120061616A
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허철
김봉규
김완중
홍종철
성건용
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한국전자통신연구원
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Abstract

본 발명은 기판, 바이오 항원-항체 반응이 발생되도록 유도하는 반응 유도부 및 기판에 형성되어 반응 유도부에서의 바이오 항원-항체 반응으로 발생되는 광량 변화에 따른 전류 변화를 측정하여 바이오 항원을 검출하는 반응 검출부를 포함하는 것을 특징으로 한다.

Description

비표지식 바이오센서{LABEL-FREE BIOSENSOR}
본 발명은 바이오센서에 관한 것으로서, 더욱 상세하게는 바이오 항원-항체 반응에 의해 변화되는 광량으로 바이오 항원을 정량적으로 검출하는 비표지식 바이오센서에 관한 것이다.
일반적으로, 바이오센서는 생물감지물질(bioreceptor)과 신호변환기(signal transducer)로 구성되어 분석하고자 하는 바이오 물질을 선택적으로 감지할 수 있는 센서이다.
생체감지물질로는 특정 바이오 물질과 선택적으로 반응 및 결합할 수 있는 효소, 단백질, 수용체, 세포, 조직 및 DNA 등을 쓰이고 있으며, 신호변환 방법으로는 전기화학(electrochemical), 형광, 광학, 발색 및 압전 등 다양한 물리화학적 방법을 사용하고 있다.
바이오센서의 응용 분야는 혈당, 당뇨, 암 등의 조기진단 및 모니터링용 센서와 같은 의료 분야뿐만 아니라, 폐수의 페놀, 중금속, 농약, 인화물 및 질소화합물 측정에 이용되는 환경 분야, 식품의 잔류 농약, 항생체 및 감염성 병원균의 분석에 응용되며, 군대, 산업, 연구용 센서에 이르기까지 응용분야는 매우 광범위하다.
상기한 기술구성은 본 발명의 이해를 돕기 위한 배경기술로서, 본 발명이 속하는 기술분야에서 널리 알려진 종래기술을 의미하는 것은 아니다.
종래의 바이오 물질을 감지하는 방법으로 사용되는 신호변환 방식은 일반적으로 전기화학적 방법과 광학적 방법으로 나눌 수 있다.
전기화학적 방법은 샘플 내에 존재하는 바이오 물질로부터 나오는 미세한 신호를 감지하기 위하여 증폭기 등의 기기를 이용하여 측정할 수 있는 전기 신호로 변환시켜주어야 하기 때문에 바이오센서를 구성하기가 복잡하고 사용되는 전자 장비의 가격이 비싸다는 단점이 있다.
또한, 전기화학적 방법은 분석하고자 하는 바이오 물질을 포함하고 있는 체액 예를 들어, 혈액, 소변, 눈물 등에는 샘플 내에 수많은 이온들이 존재하기 때문에 이러한 이온들이 바이오센서의 전기적 신호에 영향을 줄 수 있으므로 선택성이 뛰어나고 감도가 우수한 바이오센서를 제작하는데 한계가 존재한다.
반면, 광학적 방법은 바이오 물질로부터 나오는 신호를 발광부 및 수광부를 이용하여 변환시킴으로써 바이오 물질의 유무를 분석하는 방법으로써 전기화학적 방법보다는 상대적으로 센서를 구성하기가 간편하고 샘플 내에 존재하는 이온들의 영향을 덜 받는다는 장점이 있어 일반적으로 바이오센서에 많이 이용되고 있다.
종래의 바이오 물질을 검출하는 광학적 방법은 주로 항체에 형광 물질 등으로 표지를 한 후 이에 대응하는 항원을 검출하고 바이오센서로부터 측정되는 형광의 세기에 비례하여 분석하고자 하는 항원의 정량을 구현하는 광학적 바이오센서가 널리 사용되고 있다.
또한, 최근에는 형광 물질과 같은 표지 물질을 사용하지 않는 형태의 비표지식 바이오센서로서 표면 플라즈몬 바이오센서(Surface Plasmon Biosensor), 광 도파로 바이오센서 (Waveguide Biosensor) 등의 광학적 바이오센서들에 대한 연구 개발이 활발하게 이루어지고 있다.
광학식 바이오센서는 외부 광원과 광 신호를 측정하는 광 검출 부로 구성된다. 광을 생성하는 발광 소자로는 레이저(laser)가 사용되고 있으며, 광 신호의 검출은 스펙트로미터(spectrometer)가 사용되고 있다.
광학식 바이오센서에 사용되는 레이저는 일반적으로 화합물 반도체 박막을 이용하여 제조되기 때문에 기판상에 양질의 화합물 반도체 박막을 성장시키기가 어려울 뿐만 아니라 박막을 성장시키는데 드는 비용이 비싸다는 단점이 있다. 또한, 종래의 광원 제조에 이용되는 화합물 반도체 박막은 비실리콘 계열의 기판상에 성장되기 때문에 회로를 구성하기 위한 실리콘 전자소자와의 집적이 용이하지 않는 등 많은 어려움을 가지고 있다. 더욱이 광학식 바이오센서는 외부 광원과 수광부를 사용하여 센서를 구성하기 때문에 매우 복잡한 광학계를 필요로 하므로 대량 생산 및 저가의 바이오센서 제조에는 많은 단점이 존재한다.
본 발명은 전술한 문제점을 개선하기 위해 창안된 것으로서, 바이오 항원-항체 반응에 의한 광량의 변화를 검출하여 바이오 항원-항체 반응을 정량적으로 검출할 수 있도록 한 비표지식 바이오센서를 제공하는데 그 목적이 있다.
본 발명의 비표지식 바이오센서는 기판; 바이오 항원-항체 반응이 발생되도록 유도하는 반응 유도부; 및 상기 기판에 형성되어 상기 반응 유도부에서의 바이오 항원-항체 반응으로 발생되는 광량 변화에 따른 전류 변화를 측정하여 바이오 항원을 검출하는 반응 검출부를 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명의 상기 기판은 실리콘 기판인 것을 특징으로 한다.
본 발명의 상기 반응 검출부는 상기 기판상에 형성되어 광을 방출하는 발광부; 상기 발광부로부터 입사된 광을 전달하는 광파이버; 및 상기 기판상에 형성되어 상기 광파이버로부터 광을 흡수하여 전류로 변환하는 수광부를 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명의 상기 발광부는 정공을 주입하는 정공 주입층; 전자와 정공을 결합시켜 광을 방출하는 발광층; 및 상기 발광층으로 전자를 주입하는 전자 주입층이 적층되어 형성되는 것을 특징으로 한다.
본 발명의 상기 전자 주입층은 n형 실리콘 카바이드계 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성되고, 상기 정공 주입층은 p형 실리콘 카바이드계 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성되며, 상기 발광층은 실리콘 나노 결정을 포함하는 실리콘 나이트라이드(SiNX)으로 형성되는 것을 특징으로 한다.
본 발명의 상기 수광부는 정공을 도핑시키는 정공 도핑층; 상기 발광부로부터 흡수된 광으로 전자와 정공을 생성시키는 광전 변환층; 및 전자를 도핑시키는 전자 도핑층이 적층되어 형성되는 것을 특징으로 한다.
본 발명의 상기 광전 변환층은 실리콘 나노 결정을 포함하는 실리콘 나이트라이드(SiNX)로 형성되고, 상기 전자 도핑층은 n형 실리콘 카바이드계 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성되며, 상기 정공 도핑층은 p형 실리콘 카바이드계 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성되는 것을 특징으로 한다.
본 발명의 상기 반응 유도부는 유체에 존재하는 바이오 항원과 반응하여 결합하는 바이오 항체가 형성되어 바이오 항원-항체 반응에 의해 광량을 변화시키는 광자결정; 및 상기 광자결정으로 유체의 흐름을 유도하는 마이크로 플루이딕 채널을 포함하는 것을 특징으로 한다.
본 발명의 상기 광자결정은 상기 반응 검출부에 나노 크기로 돌출되어 주기적으로 배열되고, 높이가 1 ~ 1000nm이고, 폭이 1 ~ 1,000nm이며, 주기가 1 ~ 10,000nm로 형성되는 것을 특징으로 한다.
본 발명의 상기 마이크로 플루이딕 채널은 실리콘이나, 유기물 또는 PDMS(polydimethylsiloxane)로 형성되는 것을 특징으로 한다.
본 발명은 외부 광원과 스펙트로미터가 필요없고, 동일한 실리콘 기판상에 광파이버 및 광자결정을 형성하므로 집적화를 향상시킬 수 있다.
또한, 본 발명은 적은 제조 비용으로 단백질, DNA, 호르몬, 바이러스, 효소 등을 기반으로 하는 바이오 분자를 고감도로 검출할 수 있다.
도 1 은 본 발명의 일 실시예에 따른 비표지식 바이오센서의 모식도이다.
도 2 는 도 1 의 광파이버 표면상에 형성되는 광자결정의 모식도이다.
도 3 은 도 1 의 실리콘 나노 결정 발광부, 수광부, 광파이버 및 광자결정의 모식도이다.
도 4 은 도 1 의 광자결정 및 마이크로 플루이딕 채널의 모식도이다.
도 5 는 본 발명의 일 실시예에 따른 비표지식 바이오센서의 바이오 분자 검출 과정을 설명하기 위한 흐름도이다.
이하에서는 본 발명의 일 실시예에 따른 비표지식 바이오센서를 첨부된 도면들을 참조하여 상세하게 설명한다. 이러한 과정에서 도면에 도시된 선들의 두께나 구성요소의 크기 등은 설명의 명료성과 편의상 과장되게 도시되어 있을 수 있다. 또한 후술되는 용어들은 본 발명에서의 기능을 고려하여 정의된 용어들로써, 이는 사용자, 운용자의 의도 또는 관례에 따라 달라질 수 있다. 그러므로 이러한 용어들에 대한 정의는 본 명세서 전반에 걸친 내용을 토대로 내려져야할 것이다.
도 1 은 본 발명의 일 실시예에 따른 비표지식 바이오센서의 모식도이다.
본 발명의 일 실시예에 따른 비표지식 바이오센서는 기판(10)과 바이오 항원-항체 반응을 유도하는 반응 유도부(30) 및 기판(10)에 형성되어 반응 유도부(30)에서 발생되는 바이오 항원-항체 반응에 의한 광량 변화로 바이오 항원을 검출하는 반응 검출부(20)를 포함한다.
기판(10)은 실리콘 기판으로써, 실리콘 전자 소자와의 집적이 용이하게 이루어지도록 한다. 또한 실리콘 기판은 가격이 저렴하고, 실리콘 기판 상에 반응 검출부(20)를 형성하기 위해 필용한 소스 가스들의 비용이 저렴하다. 따라서, 비표지식 바이오센서의 제조 비용을 절감할 수 있도록 한다.
기판(10) 상에는 절연체(40)와 반응 검출부(20)가 형성된다.
반응 검출부(20)는 광을 방출하는 발광부(21), 발광부(21)로부터 입사된 광을 전달하는 광 파이버(22) 및 광 파이버(22)로부터 광을 흡수하여 전류로 변환하는 수광부(23)를 구비한다.
여기서, 기판(10) 상에 형성되는 절연체(40)를 중심으로 양측에 발광부(21)과 수광부(23)가 형성되고, 발광부(21)와 수광부(23)는 절연체(40) 상에 광 파이버(22)를 통해 연결된다.
광 파이버(22)에는 후술한 반응 유도부(30)가 형성되는데, 반응 유도부(30)에 의해 발생되는 바이오 항원-항체 반응에 따라 광 파이버(22)를 통해 전달되는 광량이 변화되고, 이러한 광량의 변화가 수광부(23)의 전류 변화로 나타남으로써, 바이오 항원을 검출할 수 있다.
반응 유도부(30)는 유체에 존재하는 바이오 항원과 결합하는 바이오 항체(32)(도 4 에 도시됨)가 형성되고, 바이오 항원-항체 반응에 의해 광량을 변화시키는 광자결정(31)과 광자결정으로 유체의 흐름을 유도하여 바이오 항원-항체 반응이 이루어질 수 있도록 하는 마이크로 플루이딕 채널(33)이 포함된다.
광자결정(31)은 광 파이버(22) 표면상에 다수 개가 형성되는데, 나노 크기로 돌출되어 주기적으로 배열된다. 이 광자결정(31)에는 바이오 항체(32)가 형성되는데, 바이오 항체(32)는 광자결정(31) 및 광자결정(31) 사이에 형성된다.
마이크로 플루이딕 채널(33)은 광 파이버(22)의 상에 광자결정(31)을 포함하도록 형성된다. 마이크로 플루이딕 채널(33)은 유체, 예를 들어 혈액, 소변, 눈물 등의 성분 내에 존재하는 바이오 물질의 반응을 유도한다.
한편, 광자결정(31)에 고정된 바이오 항체와 마이크로 플루이딕 채널(33)을 통하여 들어온 바이오 항원은 광자결정(31)에 형성된 바이오 항체(32)와 결합하여 반응하게 되는데, 이때, 광자결정(31)에서 광량이 변화하게 되므로, 수광부(23)에 의해 전환된 전류는 바이오 항원-항체 반응 전과 후가 서로 상이하게 된다.
이와 같이, 발광부(21)로부터 발광된 광이 수광부(23)에서 전류로 검출되는 바, 바이오 항원-항체 반응이 일어나기 전과 후에 측정된 전류의 전류차를 분석하면 원하는 바이오 물질, 즉 항원의 유무를 알 수 있고, 또한 정량적으로 바이오 항원을 분석할 수 있다.
도 2 는 도 1 의 광파이버 표면상에 형성되는 광자결정의 모식도이다.
광자결정(31)은 광 파이버(22) 표면상에 나노 크기로 주기적으로 배열된다. 광자결정(31)의 높이는 1 ~ 1000 nm, 폭은 1 ~ 1,000 nm의 크기로 형성된다. 또한, 광자결정(31)간의 주기는 1 ~ 10,000 nm로 형성된다.
도 3 은 도 1 의 발광부, 수광부, 광파이버 및 광자결정의 모식도이다.
발광부(21), 수광부(23), 광 파이버(22) 및 광자결정(31)은 기판(10) 상에 형성된다.
기판(10)은 실리콘으로 형성되고, 이러한 실리콘 기판은 다른 실리콘 전자 소자(미도시)와 집적이 매우 용이하다.
게다가, 실리콘 기판(10)은 가격이 저렴하고, 기판(10)상에 형성되는 다양한 막들의 형성을 위해 사용되는 소스 가스들의 비용 또한 저렴하다. 따라서, 비표지식 바이오센서의 제조 비용을 크게 절감할 수 있다.
참고로, 본 명세서는 기판을 실리콘을 형성하는 것을 예시로 설명하였으나, 본 발명의 기술적 범위는 이에 한정되는 것은 아니며, 발광부(21)과 수광부(23)가 형성될 수 있는 다양한 소재로 형성되는 것을 모두 포함한다할 것이다.
발광부(21)는 기판(10)상에 형성되어 발광층(212)에 정공을 주입하는 정공 주입층(211)과 정공 주입층(211)상에 형성되어 정공 주입층(211)과 전자 주입층(213)을 결합시켜 광을 방출하는 발광층(212) 및 발광층(212)상에 형성되어 전자를 주입하는 전자 주입층(213)이 적층되게 형성된다.
정공 주입층(211)은 기판(10) 상에 형성된다. 정공 주입층(211)은 p형 실리콘막, 예를 들어 p형 실리콘 카바이드계 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성된다.
발광층(212)은 정공 주입층(211) 상에 형성된다. 발광층(212)은 실리콘 나노 결정을 포함하는 박막으로 형성된다. 발광층(212)은 실리콘 나노 결정을 포함하는 실리콘 나이트라이드(SiNx)막으로 형성된다.
전자 주입층(213)은 발광층(212) 상에 형성된다. 전자 주입층(213)은 n형 실리콘막, 예컨대 n형 실리콘 카바이드계 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성된다.
이러한 발광부(21)는 인가된 전압에 따라 전자 주입층(213)과 정공 주입층(211)에 전자와 정공이 주입되면서 발광층(212)에서 광을 방출하게 된다.
수광부(23)는 기판(10)상에 형성되어 광전 변환층(232)에서 분리된 정공을 도핑시키는 정공 도핑층(231)과 정공 도핑층(231)상에 형성되어 발광부(21)로부터 광이 흡수되면 전자와 정공을 분리하는 광전 변환층(232) 및 광전 변환층(232)상에 형성되어 광전 변환층(232)에서 분리된 전자를 도핑하는 전자 도핑층(233)이 적층되어 형성된다.
정공 도핑층(231)은 실리콘 기판(10) 상에 형성된다. 정공 도핑 층(231)은 p형 실리콘막, 예를 들어 p형 실리콘 카바이드계 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 구성한다.
광전 변환층(232)은 정공 도핑층(231) 상에 형성되어 발광부(21)으로부터흡수된 광을 전자와 정공으로 분리한다. 광전 변환층(232)은 실리콘 나노 결정을 포함하는 박막 층으로 형성된다. 이러한 광전 변환층(232)은 실리콘 나이트라이드(SiNx)막으로 형성된다.
전자 도핑층(233)은 광전 변환층(232) 상에 형성된다. 전자 도핑층(233)은 n형 실리콘막, 예컨대 n형 실리콘 카바이드계 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성된다.
이러한 수광부(23)는 발광부(21)로부터 흡수된 광에 의해 광전 변환층(232)이 전자와 정공으로 분리하고, 분리된 전자와 정공이 전자 도핑층(233)과 정공 도핑층(231)으로 도핑되어 전류로 변환된다.
광 파이버(22)는 발광부(21)와 수광부(23)에 연결되어 실리콘 옥사이드(SiO2)로 형성된 절연체(40)의 상에 형성된다. 이러한 광 파이버(22)는 실리콘 나이트라이드(SiNx)막으로 형성된다.
이와 같은 본 발명에 의한 비표지식 바이오센서의 발광부(21)와 수광부(23)는 외부 전극을 통하여 전압이 인가되면, 발광부(21)에서 광을 발광시켜 광 파이버(22) 내부로 입사시키고 수광부(23)에서 광을 검출한다.
도 4 은 도 1 의 광자결정 및 마이크로 플루이딕 채널의 모식도이다.
마이크로 플루이딕 채널(33)은 광자결정(31) 및 광 파이버(22) 상에 형성한다. 마이크로 플루이딕 채널(33)은 실리콘, 유기물 또는 PDMS(polydimethylsiloxane) 등으로 형성된다.
아울러, 광자결정(31)은 상기한 바와 같이 나노 크기의 주기적인 구조체로 형성되는데, 이 광자결정(31)과 광자결정(31) 사이에는 화학적, 물리적 또는 생물학적 방법에 따라 바이오 항체(32)가 형성된다. 이러한 바이오 항체(32)는 마이크로 플루이딕 채널(33)을 통해 들어온 바이오 항원(50)과 반응하여 결합한다.
이와 같은 바이오 항체(32)와 바이오 항원(50)의 반응에 의해 광자결정(31)을 통해 입사되는 광의 전류가 상이하게 된다.
도 5 는 본 발명의 일 실시예에 따른 비표지식 바이오센서의 바이오 분자 검출 과정을 설명하기 위한 흐름도이다.
먼저, 광 파이버(22) 표면 상의 광자결정(31)에 바이오 항체(32)를 형성하고, 발광부(21)에 전압을 인가하여 발광부(21)로부터 발광된 광을 광 파이버(22)로 입사시킨다. 그런 다음, 수광부(23)를 통해 전류를 측정한다(S10).
이때, 마이크로 플루이딕 채널(33)을 통해 유체 예를 들어 혈액, 소변, 눈물 등의 흐름을 유도하여 바이오 항원-항체 반응을 유도한다(S20). 이에 따라, 광자결정(31)에 형성된 바이오 항체(32)와 유체 내에 존재하는 바이오 항원(50)이 반응하여 결합하게 된다.
이에 따라, 수광부(23)에 광이 흡수될 때, 광자결정(31)에서 일어나는 바이오 항원-항체 반응에 의하여 수광부(23)에서 측정되는 광 전류가 바이오 항원-항체 반응 전과 반응 후에 달라지게 된다.
이러한 전류차에 따라 분석하고자 하는 바이오 항원(50)을 정량적으로 측정할 수 있게 된다(S30).
본 발명은 도면에 도시된 실시예를 참고로 하여 설명되었으나, 이는 예시적인 것에 불과하며 당해 기술이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이로부터 다양한 변형 및 균등한 타 실시예가 가능하다는 점을 이해할 것이다. 따라서, 본 발명의 진정한 기술적 보호범위는 아래의 특허청구범위에 의하여 정해져야할 것이다.
10: 기판 20: 반응 검출부
21: 발광부 211: 정공 주입층
212: 발광층 213: 전자 주입층
22: 광 파이버 23: 수광부
231: 정공 도핑층 232: 광전 변환층
233: 전자 도핑층 30: 반응 유도부
31: 광자결정 32: 바이오 항체
33: 마이크로 플루이딕 채널 40: 절연체
50: 바이오 항원

Claims (10)

  1. 기판;
    바이오 항원-항체 반응이 발생되도록 유도하는 반응 유도부; 및
    상기 기판에 형성되어 상기 반응 유도부에서의 바이오 항원-항체 반응으로 발생되는 광량 변화에 따른 전류 변화를 측정하여 바이오 항원을 검출하는 반응 검출부를 포함하는 비표지식 바이오센서.
  2. 제 1 항에 있어서, 상기 기판은 실리콘 기판인 것을 특징으로 하는 비표지식 바이오센서.
  3. 제 1 항에 있어서, 상기 반응 검출부는
    상기 기판상에 형성되어 광을 방출하는 발광부;
    상기 발광부로부터 입사된 광을 전달하는 광파이버; 및
    상기 기판상에 형성되어 상기 광파이버로부터 광을 흡수하여 전류로 변환하는 수광부를 포함하는 것을 특징으로 하는 비표지식 바이오센서.
  4. 제 3 항에 있어서, 상기 발광부는
    정공을 주입하는 정공 주입층;
    전자와 정공을 결합시켜 광을 방출하는 발광층; 및
    상기 발광층으로 전자를 주입하는 전자 주입층이 적층되어 형성되는 것을 특징으로 하는 비표지식 일체형 방이오센서.
  5. 제 4 항에 있어서, 상기 전자 주입층은 n형 실리콘 카바이드계 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성되고, 상기 정공 주입층은 p형 실리콘 카바이드계 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성되며, 상기 발광층은 실리콘 나노 결정을 포함하는 실리콘 나이트라이드(SiNX)으로 형성되는 것을 특징으로 하는 비표지식 바이오센서.
  6. 제 3 항에 있어서, 상기 수광부는
    정공을 도핑시키는 정공 도핑층;
    상기 발광부로부터 흡수된 광으로 전자와 정공을 생성시키는 광전 변환층; 및
    전자를 도핑시키는 전자 도핑층이 적층되어 형성되는 것을 특징으로 하는 비표지식 바이오센서.
  7. 제 6 항에 있어서, 상기 광전 변환층은 실리콘 나노 결정을 포함하는 실리콘 나이트라이드(SiNX)로 형성되고, 상기 전자 도핑층은 n형 실리콘 카바이드계 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성되며, 상기 정공 도핑층은 p형 실리콘 카바이드계 또는 실리콘 카본 나이트라이드계 박막으로 형성되는 것을 특징으로 하는 비표지식 바이오센서.
  8. 제 1 항에 있어서, 상기 반응 유도부는
    유체에 존재하는 바이오 항원과 반응하여 결합하는 바이오 항체가 형성되어 바이오 항원-항체 반응에 의해 광량을 변화시키는 광자결정; 및
    상기 광자결정으로 유체의 흐름을 유도하는 마이크로 플루이딕 채널을 포함하는 것을 특징으로 하는 비표지식 바이오센서.
  9. 제 8 항에 있어서, 상기 광자결정은 상기 반응 검출부에 나노 크기로 돌출되어 주기적으로 배열되고, 높이가 1 ~ 1000nm이고, 폭이 1 ~ 1,000nm이며, 주기가 1 ~ 10,000nm로 형성되는 것을 특징으로 하는 비표지식 바이오센서.
  10. 제 8 항에 있어서, 상기 마이크로 플루이딕 채널은 실리콘이나, 유기물 또는 PDMS(polydimethylsiloxane)로 형성되는 것을 특징으로 하는 비표지식 바이오센서.
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