KR20160014478A - 바이오센서와 이를 이용한 생체 데이터 센싱 방법, 그리고 바이오센서 제조 방법 - Google Patents

바이오센서와 이를 이용한 생체 데이터 센싱 방법, 그리고 바이오센서 제조 방법 Download PDF

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Abstract

바이오센서와 이를 이용한 생체 데이터 센싱 방법, 그리고 바이오센서 제조 방법이 개시된다. 바이오센서는 기판상에 반도체 공정을 통해 형성된 인덕터 및 인터디지털 커패시터로 구성되며, 인터디지털 커패시터에 위치한 피측정물질의 유전율에 따라 변화하는 공진주파수 변화를 파악하여 피측정물질의 농도를 파악한다.

Description

바이오센서와 이를 이용한 생체 데이터 센싱 방법, 그리고 바이오센서 제조 방법{Biosensor, method for sensing physiological data using a biosensor, and method for manufacturing a biosensor}
본 발명은 생체 데이터를 측정하는 바이오센서에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 당뇨병 판단에 사용되는 글루코스(glucose) 농도와 같은 생체 데이터를 측정하는 바이오센서, 바이오센서를 이용한 생체 데이터 측정 방법, 그리고 바이오센서의 제조 방법에 관한 것이다.
당뇨병은 인슐린의 분비량이 부족하거나 정상적인 기능이 이루어지지 않아 혈당이 정상 범위를 벗어나는 징후를 일으키는 대사 장애이다. 당뇨병은 실명, 신부전, 심부전, 신경병증 등의 합병증으로 인해 인체 각 조직에 영향을 미칠 가능성이 있는 복합병(complex disease)이다. 세계보건기구(WHO)에 따르면, 당뇨병 환자는 2013년 약 3억4700만 명이며, 이 숫자는 급격히 증가하고 있다고 한다.
당뇨병의 경우, 혈당치가 정상 공복혈당치 0.89mg/mL를 넘어선 3.5mg/mL까지 증가하므로, 바이오센서를 이용하여 혈당치를 측정하고, 식이요법, 운동 프로그램, 인슐린 주사, 경구약 등과 같은 적절한 수단을 통해 혈당치를 관리할 필요가 있다.
종래 전기화학, 광학, 전자기 분광학 등을 이용하는 다양한 바이오센서가 존재한다. 또한 형질도입 기술(transduction technique)에 의존하는 수많은 글루코스 바이오센서가 보고되고 있다.
그러나 효소 글루코스 센서(enzymatic glucose sensor)는 매개자(mediator)의 사용으로 인한 성능 저하가 문제되고, 비효소(non-enzymatic) 전기화학 글루코스 센서는 보조기질(co-substrate)의 간섭이나 센서 반응시간의 지연 등의 문제점이 있다. 광학 센서의 경우 글루코스 검출에 특화되어 있기는 하나, 긴 안정화 시간을 요구하고 조직 밀도, 두께, 적형구용적률(haematocrit)에 영향을 받는 문제점이 있다..
특허공개공보 제2002-0066792호 특허공개공보 제2001-0047992호
본 발명이 이루고자 하는 기술적 과제는, 혈청이나 수용액 등에 포함된 글루코스 농도를 비효소(enzyme-fee) 방법으로 신속하고 정확하게 검출할 수 있을 뿐만 아니라 재사용이 가능한 바이오센서를 제공하는 데 있다.
본 발명이 이루고자 하는 다른 기술적 과제는, 바이오센서의 공진주파수 변이를 이용하여 피측정물질의 농도를 검출하는 방법을 제공하는 데 있다.
본 발명이 이루고자 하는 다른 기술적 과제는, 반도체 공정을 이용하여 바이오센서를 제조하는 방법을 제공하는 데 있다.
상기의 기술적 과제를 달성하기 위한, 본 발명에 따른 바이오센서의 일 예는, 기판; 및 상기 기판상에 반도체 공정을 통해 형성된 인덕터 및 인터디지털 커패시터;를 포함하고, 상기 인덕터는 상기 인터디지털 커패시터를 감싸는 적어도 두 겹 이상의 금속 라인을 포함하고, 상기 인덕터는 에어 브릿지 구조를 이용하여 인접한 두 겹의 금속 라인을 상호 엮는 연결영역을 적어도 하나 이상 포함한다.
상기의 기술적 과제를 달성하기 위한, 본 발명에 따른 바이오센서를 이용한 센싱 방법의 일 예는, 인덕터와 인터디지털 커패시터로 구성된 바이오 센서를 이용한 센싱 방법에 있어서, 무선주파수 신호를 입력하는 단계; 상기 인터디지털 커패시터에 위치한 피측정물질의 유전율에 따라 변화하는 상기 인터디지털 커패시터의 커패시턴스에 의한 공진주파수 변화를 파악하는 단계; 및 상기 공진주파수 변화를 기초로 상기 피측정물질의 농도를 파악하는 단계;를 포함한다.
상기의 기술적 과제를 달성하기 위한, 본 발명에 따른 바이오센서 제조 방법의 일 예는, 제1 패시베이션 막을 기판 위에 형성하는 단계; 상기 제1 패시베이션 막 위에, 복수 개의 나선으로 구성된 인덕터 및 상기 인덕터 내부에 위치한 인터디지털 커패시터를 구성하는 제1 금속층을 형성하는 단계; 에어 브릿지가 형성되는 부분에 위치한 제1 금속층 위에 제2 패시베이션 막을 형성하는 단계; 에어 브릿지 마스크를 형성하는 단계; 상기 인덕터의 나선들을 엮는 에어 브릿지를 포함하는 제2 금속층을 형성하는 단계; 및 상기 에어 브릿지 마스크를 제거하는 단계;를 포함한다.
본 발명에 따르면, 비효소 검출 방법으로 매개체 없이 글루코스와 같은 피측정물질의 농도 측정이 가능하다. 반사계수 또는 투과계수 등과 같은 S-파라미터를 이용하여 글루코스와 같은 피측정물질의 농도를 신속하고 정확하게 측정할 수 있다. 또한 피측정물질의 농도에 따라 변화하는 바이오센서의 전파상수, 임피던스, 컨덕턴스, 인덕턴스 등의 다양한 파라미터를 이용하여 보다 정밀한 측정이 가능한다. 또한 바이오센서의 재사용이 가능하다.
도 1은 본 발명에 따른 바이오센서의 개략적인 구조 및 이의 등가 회로를 도시한 도면,
도 2는 본 발명에 따른 바이오센서의 인덕터와 인터디지털 커패시터의 평면 구조의 일 예를 도시한 도면,
도 3은 본 발명에 따른 바이오센서의 인덕터와 인터디지털 커패시터를 구성하는 금속 라인의 단면 구조의 일 예를 도시한 도면,
도 4 및 도 5는 본 발명에 따른 바이오센서에 구현된 에어-브릿지 구조의 일 예를 도시한 도면,
도 6은 본 발명에 따른 바이오센서의 인터디지털 커패시터의 상세 구성의 일 예를 도시한 도면,
도 7은 본 발명에 따른 바이오센서의 인터디지털 커패시터의 등가회로를 도시한 도면,
도 8은 본 발명에 따른 바이오센서의 S-파라미터의 측정 결과의 일 예를 도시한 그래프,
도 9는 본 발명에 따른 바이오센서의 반사계수와 이의 회귀분석 결과를 도시한 그래프,
도 10은 본 발명에 따른 바이오센서의 S-파라미터로부터 도출한 전파상수 및 임디던스를 도시한 그래프,
도 11은 본 발명에 따른 바이오센서의 S-파라미터로부터 도출한 다양한 파리미터들을 도시한 그래프,
도 12는 본 발명에 따른 형태학적 분석 결과의 일 예를 도시한 도면,
도 13은 본 발명에 따른 바이오센서를 이용한 센싱 방법의 일 예를 도시한 흐름도, 그리고,
도 14는 본 발명에 따른 바이오센서의 제조 방법의 일 예를 도시한 흐름도이다.
이하에서, 첨부된 도면들을 참조하여 본 발명에 따른 바이오센서, 이를 이용한 센싱 방법, 그리고 바이오센서 제조 방법 등에 대해 상세히 설명한다.
도 1은 본 발명에 따른 바이오센서의 개략적인 구조 및 이의 등가 회로를 도시한 도면이다.
도 1을 참조하면, IPD(Integrated Passive Device) 기술을 이용하여 제조될 수 있는 바이오센서는 기판(100)에 형성된 인덕터(110)와 인터디지털 커패시터(InterDigtial Capactor, IDC)(120)를 포함하며, 공진 주파수(resonance frequency)를 발생시키는 일종의 마이크로파 공진기(resonator)로서 역할을 수행한다. 공진 주파수(즉, 중심 주파수)는 다음 식을 이용하여 구할 수 있다.
Figure pat00001
여기서, L은 인덕턴스, C는 커패시턴스를 나타낸다.
IDC(120)는 전자기 에너지의 결합을 강하게 하기 위하여 인덕터의 가운데에 위치하며, 피측정물질이 위치하는 일종의 센싱 영역으로 동작한다.
인덕터(110)는 무선주파수(Radio Frequency, RF) 신호가 입력되는 단자(140)와 RF 신호가 출력되는 단자(150)를 포함한다. 또한 인덕터(110)의 나선들은 에어-브릿지 구조(130)를 통해 서로 엮여 있다. 인덕터(110)의 서로 엮여있는 나선들에 의해 상호 인덕턴스(mutual inductance)가 향상되며, 향상된 상호 인덕턴스는 신호 투과 손실(transmission loss)을 최소화한다.
IDC(120)의 표면에 피측정물질이 위치하면, 피측정물질의 유전율에 의해 IDC(120)의 커패시턴스가 변화한다. 그리고 커패시턴스의 변화는 바이오센서의 공진주파수를 변화시킨다.
따라서 바이오센서의 반사계수(reflection coefficient, S11), 투과계수(transmission coefficient, S21) 등과 같은 S-파라미터의 측정을 통해 공진주파수의 변화를 파악함으로써 피측정물질의 농도 등을 파악할 수 있다. 또한 피측정물질의 농도 변화와 일정한 상관관계를 가지는 다양한 파라미터들, 예를 들어, 전파상수(propagation constant,
Figure pat00002
), 도 1에 도시된 등가회로의 저항(R), 인덕턴스(L), 커패시턴스(C), 컨덕턴스(G) 등을 S-파라미터로부터 구하여 피측정물질의 농도 파악에 활용할 수 있다.
도 2는 본 발명에 따른 바이오센서의 인덕터와 IDC의 평면 구조의 일 예를 도시한 도면이고, 도 3은 본 발명에 따른 바이오센서의 인덕터와 인터디지털 커패시터를 구성하는 금속 라인의 단면 구조의 일 예를 도시한 도면이며, 도 4 및 도 5는 본 발명에 따른 바이오센서에 구현된 에어-브릿지 구조의 일 예를 도시한 도면이다. 이하 도 2 내지 도 5를 함께 참조하여 설명한다.
도 2를 참조하면, 인덕터(110)는 적어도 두 겹 이상의 금속 라인을 포함하고, 적어도 하나 이상의 에어-브릿지(air-bridge) 구조(130)를 포함한다. 인덕터(110)의 금속 라인의 모서리가 둥근 사각형 형태이다. IDC(120)는 인덕터(110)의 RF 입력 단자 부분과 RF 출력 단자 부분 사이에 위치한다. 일 예로, IDC의 결합 전극의 길이는 120㎛, 폭은 15㎛, 전극 사이의 간격은 15㎛, IDC의 결합 전극 아래 부분의 폭은 45㎛로 구성할 수 있다.
도 3을 참조하면, 인덕터(110)와 IDC(120)를 구성하는 금속 라인은 제1 금속층(330) 및 제2 금속층(350)으로 구성된다. 보다 구체적으로, 기판(300) 위에 제1 패시베이션 막(310)이 형성되고, 제1 패시베이션 막(310) 위에 제1 씨드 메탈 층(320)이 존재한다. 제1 금속층(330)은 제1 씨드 메탈 층(320) 위에 형성된다. 제2 금속층(350)은 제2 씨드 메탈 층(340) 위에 형성된다.
다만, 에어-브릿지 구조의 경우, 제2 금속층(350)과 제1 금속층(330)의 단락(shortage)을 방지하기 위하여 제2 패시베이션 막이 제1 금속층(330)과 제2 금속층(350) 사이에 형성된다.
도 4 및 도 5를 참조하면, 인덕터의 나선들을 엮는 에어-브릿지 구조(130)가 도시되어 있다. 인덕터의 인접한 두 겹의 금속 라인은 에어-브릿지 구조(130)로 엮여있다. 금속 라인은 각각의 씨드 메탈 층(550,560) 위에 형성된 제1 금속층(520)과 제2 금속층(540)으로 구성되며, 제1 금속층(520)과 제2 금속층(540) 사이에는 패시베이션 막(530)이 형성되어 있다. 기판(500)과 제1 금속층(520) 사이에도 패시베이션 막(510)이 형성되어 있다.
인접한 두 겹의 금속 라인의 제2 금속층(540)은 제1 금속층(520)의 사선 방향과 교차되는 방향의 에어-브릿지를 통해 서로 연결된다. 교차되는 제1 금속층(520)과 제2 금속층(540) 사이는 이격되어 있으며, 그 이격거리는 대략 1.78㎛이다.
도 6은 본 발명에 따른 바이오센서의 IDC의 상세 구성의 일 예를 도시한 도면이고, 도 7은 본 발명에 따른 바이오센서의 인터디지털 커패시터의 등가회로를 도시한 도면이다.
도 6 및 도 7을 참조하면, IDC(120)는 일정간격으로 배열된 다수의 결합 전극으로 구성된다. 기판(610) 위에는 패시베이션 막(615)이 형성되어 있다. 패시베이션 막(615) 위에 형성된 IDC는 제1 씨드 메탈층(617), 제1 금속층(620), 제2 씨드 메탈층(630), 제2 금속층(640)으로 구성된다. 피측정물질는 농도에 따라 유전율이 상이하다. 따라서 IDC 영역에 위치한 피측정물질의 농도 변화(예를 들어, 글루코스의 농도 변화)에 의한 유전율 변화는 IDC의 커패시턴스(capacitance)를 변화킨다. IDC의 커패시턴스가 변경되는 경우 일종의 공진기로 동작하는 바이오센서의 공진주파수가 변화한다. 이하 설명의 편의를 위해 피측정물질의 일 예로 글루코스가 사용되는 경우를 가정하여 설명한다.
IDC의 어드미턴스(addimitance)는 다음 수학식과 같이 표현될 수 있다.
Figure pat00003
여기서, ZIDC는 IDC의 등가 임피던스이고, Cp와 Csub는 직접 선속(direct flux)과 기판에 의한 선속으로 인해 나타나는 커패시턴스를 나타내고, Ca는 공기를 경유하는 선속에 의해 나타나는 커패시턴스, Cg와 Gg는 글루코스 샘플을 경유하는 선속에 의한 커패시턴스와 컨덕턴스를 각각 나타낸다. 글루코스 샘플이 IDC에 존재하는 경우에, IDC의 순 정전용량(net capacitnace)은 다음 식과 같다.
Figure pat00004
여기서, CUC는 단위 셀 커패시턴스, L은 IDC의 결합 전극의 길이, N은 단위 셀의 개수를 나타낸다. 단위 셀 커패시턴스(CUC)는 다음식과 같다.
Figure pat00005
여기서, k=a/b, K(k)는 제1종 타원적분(elliptic integral of the first kind), ε0는 자유공간의 유전율, εs는 GaAs 기판의 유전율, εg는 피측정물질(예를 들어, 글루코스 샘플)의 유전율을 나타낸다.
디바이 분산 모델(Debye dispersion model)에 따르면, 글루코스 샘플의 유전상수(dielectric constance,
Figure pat00006
)와 손실계수(loss factor,
Figure pat00007
)는 다음과 같이 표현된다.
Figure pat00008
위 식은 근사치이며, 유전율에 대한 샘플 내 글루코스 농도의 효과를 알아보기 위해 사용된다. 단당류 분자(C6H12O6)는 많은 수의 -OH 기를 포함한다. -OH기는 물에서 단위체로서 존재할 때 많은 -H 결합을 형성하므로, 적은 양의 물이 AC 필드와 상호작용한다. 따라서 글루코스 수용액의 유전상수는 물보다 작다. 게다가 글루코스는 쌍극자모멘트(dipole moment) 3.8과 분자량 168.16을 가지고, 글루코스 분자는 물 분자보다 무겁다. 이러한 사실은 글루코스 수용액의 유전체 매커니즘에 영향을 미친다. 첫째, 글루코스 수용액의 큰 면적으로 인한 점성효과(viscous effect)는 AC 필드에서 회전을 어렵게 한다. 둘째 상대적으로 큰 쌍극자모멘트는 AC 필드에서 재정렬이 가능하도록 필요한 콤팩트성(compactness)을 분자에게 제공하지 못한다.
그러므로 글루코스 용액의 농도가 증가하면 점성 효과도 증가하고, 그 결과 완화시간(relaxation time)이 증가하고, 유전상수가 감소하고, 수학식 4에 따른 손실 계수가 증가한다.
일 예로, 글루코스 수용액의 최소 및 최대 농도가 각각 0.25mg/mL, 5mg/mL일 때 바이오센서의 커패시턴스는 각각 최대 및 최소가 된다. 또 다른 예로, 혈청에서의 글루코스 최대 및 최소 농도가 각각 1.48mg/ml, 2.28mg/mL일 때, 바이오센서의 커패시턴스는 각각 최대 및 최소가 된다.
도 8은 본 발명에 따른 바이오센서의 S-파라미터의 측정 결과의 일 예를 도시한 그래프이다.
도 8(a)는 IDC에 아무것도 존재하지 아니한 경우, PBS(Phosphate Buffered Saline) 용액이 있는 경우, 탈이온수(deionized water)가 있는 경우, PBS 용액이 있는 경우, 글루코스 수용액이 있는 경우, 혈청(serum)이 있는 경우에 대해 각각 측정한 바이오센서의 S-파라미터를 도시한 도면이다.
도 8(a)를 참조하면, 바이오센서의 공진 주파수는 IDC에 아무것도 없는 상태의 중심 주파수 2.246GHz에서 IDC에 존재하는 물질의 종류에 따라 이동의 정도는 다르나 모두 더 낮은 주파수 방향(그래프의 왼쪽)로 이동한다. 중심 주파수의 이동과 S-파라미터의 측정값의 변화는 바이오센서의 인덕터와 커패시터 사이의 상호작용과 피측정물질의 종류(물질의 점성 등) 때문이다. 도 8(a)를 다시 참조하면, 가장 낮은 점성 때문에 탈이온수에 대한 중심 주파수의 이동이 가장 크다.
도 8(b)는 글루코스-탈이온수 용액의 서로 다른 농도에 대하여 측정한 바이오센서의 S 파라미터를 도시한 도면이다.
도 8(b)를 참조하면, 글로코스 샘플의 최소 농도 0.25mg/mL과 최대 농도 5mg/mL에서의 바이오센서의 공진 주파수, 즉 중심 주파수는 각각 0.642GHz와 1.189GHz이다. 글루코스의 농도가 최소가 될 때 바이오센서의 중심 주파수의 하향 이동이 가장 큼을 알 수 있다. 글루코스의 유전상수는 농도와 부(negative)의 상관관계를 나타낸다. 또한 글루코스의 농도가 증가하면 손실계수도 증가하므로 바이오센서의 대역폭은 유전상수와 양(positive)의 상관관계를 나타낸다. 글루코스 농도와 중심 주파수에 대한 회귀 분석의 결과는 도 8(d)와 같이 선형성을 나타내며 이를 수학식으로 나타내면 다음과 같다.
Figure pat00009
여기서, y와 x는 각각 중심 주파수와 글루코스 농도를 나타낸다.
그러므로 본 발명에 따른 바이오센서는 글루코스 수용액에 대해 약 1.12 MHz/mgmL-1의 분해능(resolution)을 가진다.
도 8(b) 및 8(c)는 글루코스 각 농도에 따른 공진기의 반사계수(S11), 투과계수(S21)를 각각 나타낸다. 반사계수(S11)는 글루코스 농도 0.25m/mL, 5mg/mL에서 각각 최대 -35dB, -25dB가 된다. 반사계수(S11)는 아래 수학식으로 표현된다.
Figure pat00010
여기서, Pr(90)는 입사 에너지에 대한 반사 에너지를 나타내며, 이는 반사계수(S11)에 해당한다. ε'은 글루코스 농도와 부의 상관관계를 가진다.
그러나 에너지는 IDC 전극으로부터 반사되고 다양한 방법으로 물에 영향을 끊임없이 주므로 Pr(90)는 선형적이지 않다. 아무것도 없는 상태의 바이오센서는 5.95Hz에서 전송 영점(transmission zero)을 나타낸다. 이러한 전송 영점은 글루코수 검출에 사용될 수 있다. 전송 영점의 위치와 크기는 용액 내 글루코스의 농도에 따라 변화한다.
도 8(c)를 다시 참조하면, 전송 영점의 위치는 중심 주파수의 변화와 같이 글루코스 농도에 대한 함수이다. 그러나 투과계수(S21)는 아래 수학식과 같이 비선형적으로 변화한다.
Figure pat00011
여기서, Ptrans는 바이오센서를 경유하여 전송되는 에너지를 나타내며, 투과계수(S21)에 해당한다. 투과계수(S21)는 글루코스 농도 0.25와 5mg/mL에 대해 각각 최대 -13dB, -18dB를 나타낸다. 그리고 투과계수(S21)는 반사계수(S11)와 반대방향으로 변화한다. 투과계수(S21)의 크기는 농도에 대해 비선형적으로 증가한다.
도 9는 본 발명에 따른 바이오센서의 반사계수와 이의 회귀분석 결과를 도시한 그래프이다. 구체적으로, 도 9(a)는 1.48mg/mL에서 2.28mg/mL 사이의 글루코스 농도를 가진 혈청에 대한 바이오센서의 S-파라미터(S11) 측정값을 도시한 도면이다.
중심주파수의 변화와 반사계수(S11)의 변화는 글루코수 수용액의 변화와 비슷한다. 글루코수 농도에 대한 회귀분석은 다음 수학식과 같은 선형성을 나타낸다.
Figure pat00012
즉, 센서는 글루코스 수용액에 대해 약 1.199 MHZ/mgdL-1의 분해능을 나타낸다.
도 10은 본 발명에 따른 바이오센서의 S-파라미터로부터 도출한 전파상수 및 임디던스를 도시한 그래프이다.
도 10을 참조하면, 전파상수(propagation constant,
Figure pat00013
)와 임피던스(Z)를 도시하고 있다. 전파상수는 약 1.8GHz에서 2.6GHz 사이에 펼쳐져 있다. 전파상수는 약 2GHz에서 글루코스 농도와 선형적이고 양인 상관관계를 나타내므로, 글루코스를 측정하는데 매우 유용하다. 특히, 3.215GHz에서, 임피던스는 글루코스 농도별로 동일 간격만큼 증가하므로(글루코스 농도가 매우 작은 경우(0.25 mg/mL 등) 제외), 글루코스 수치를 정밀하게 측정하는데 이용될 수 있다. 게다가 임피던스를 통해 구한 공진 주파수는 글루코스 농도별로 서로 다르다.
이 외에도 다음 수학식을 통해, 전파상수와 임피던스로부터 저항(R), 커패시턴스(C), 인덕턴스(L), 컨덕턴스(G)를 구할 수 있다.
Figure pat00015
도 11은 본 발명에 따른 바이오센서의 S-파라미터로부터 도출한 다양한 파리미터들을 도시한 그래프이다.
도 11(a)의 경우, 약 2.56GHz에서 2.75GHz 사이에서 저항(R)이 글루코스 농도의 증가에 따라 증가함을 나타낸다. 또한 도 11(a)의 경우, 공진 피크(resonance peak)는 글루코스 수치와 양의 상관관계를 나타낸다.
도 11(b)를 참조하면, 약 3.2GHz에서 인덕턴스는 글루코스 농도와 선형이고 양인 상관관계를 나타내므로, 글루코스 농도의 측정에 매우 유용하다. 인덕턱스의 공진 피크는 임피던스의 공진 피크의 위치와 비슷하다.
도 11(c)는 약 2GHz에서 2.2GHz에서 글루코스 농도에 따라 변화하는 공진기의 컨덕턴스를 도시하고 있다. 그러나 컨덕턴스는 기판과 관련되어 있으므로 글루코스 농도에 대해 특유하지는 않다.
도 11(d)는 글루코스의 농도에 따라 변화하는 공진기의 커패시턴스를 도시하고 있다. 약 2.7GHz에서 3.GHza 사이의 고주파수 범위에서 커패시컨스는 글루코스 농도와 음의 상관관계를 가진다. 약 1.3GHz에서 1.8GHz의 범위에서, 글루코스 수치와 양의 상관관계를 가지는 공진 피크가 존재한다. 그러므로 커패시턴스 또한 글루코스 수치를 측정하는데 있어 유용하다.
도 12는 본 발명에 따른 형태학적 분석 결과의 일 예를 도시한 도면이다.
도 12를 참조하면, 본 발명에 따른 바이오센서의 초기 측정값(도 12(a)), 글루코스 측정값(도 12(b))과, 바이오센서를 사용한 후 PBS 용액으로 씻어내고 말린 후의 S-파라미터의 측정값(도 12(c))이 각각 도시되어 있다. 특히, 도 12c를 살펴보면, S-파라미터 측정값이 도 12(a)의 초기 측정값과 거의 동일함을 알 수 있다. 따라서 본 발명에 따른 바이오센서는 여러 번 재사용이 가능하다.
도 13은 본 발명에 따른 바이오센서를 이용한 센싱 방법의 일 예를 도시한 흐름도이다.
도 13을 참조하면, 측정장치는 일종의 공진기로 동작하는 바이오센서에 RF 신호를 입력한다(S1300). 일 예로, 피측정물질이 글루코스인 경우, 보다 정밀한 측정이 가능하도록 2.246GHz의 공진 주파수를 발생하도록 바이오센서를 구현할 수 있다. 바이오센서의 기본 공진 주파수, 즉 IDC에 아무것도 없는 상태에서의 공진 주파수는 미리 결정되어 있다.
측정장치는 바이오센서의 IDC에 존재하는 피측정물질에 따른 공진 주파수의 변화를 측정한다(S1310). 피측정물질의 농도에 따라 유전율이 상이하다. 따라서 IDC는 피측정물질의 농도에 따라 커패시턴스가 변화하며 이는 공진 주파수의 변화로 나타난다. 따라서 측정장치는 RF 입력신호에 대한 반사계수, 투과계수 등과 같은 S-파라미터를 측정하여 공진 주파수를 파악한다. 이 외에 측정장치는 바이오센서의 다른 파라미터(전파상수, 임피던스, 저항, 컨덕턴스, 인덕턴스 등)를 S-파라미터로부터 구할 수 있다.
측정장치는 측정한 S-파리미터를 포함한 각종 파라미터를 통해 파악한 공진 주파수의 변화를 기초로 피측정물질의 농도를 파악한다. 예를 들어, 도 8,9와 같이, 반사계수와 투과계수 등의 중심주파수의 변화는 피측정물질의 농도와 선형적인 상관관계를 가지므로, 이를 통해 피측정물질의 농도를 정밀하게 측정할 수 있다.
도 14는 본 발명에 따른 바이오센서의 제조 방법의 일 예를 도시한 흐름도이다.
도 14를 참조하면, 기판(GaAs, 400㎛)에 제1 패시베이션 막을 형성한다(S1400). 예를 들어, 제1 패시베이션 막은 PECVD(Plasma Enhanced Chemical Vapour Deposition)를 이용하여 약 200㎛ 두께의 질화규소(SiNx)로 형성할 수 있다.
제1 패시베이션 막 위에 도 1에서 살핀 인덕터 및 IDC의 금속 라인을 형성하기 위하여, 우선 제1 씨드 메탈 층을 제1 패시베이션 막 위에 형성한다(S1410). 일 예로, 제1 씨드 메탈 층은 RF 스퍼터링 과정(sputtering process)을 이용하여 20/80 ㎚의 Ti/Au로 형성될 수 있다.
제1 씨드 메탈 층 위에 제1 금속층이 형성된다(S1420). 제1 금속층은 전기도금(electroplating)을 이용하여 2㎛ 두께의 Au로 구성될 수 있다. 제1 금속층 위에 다시 제2 금속층이 형성되는데, 에어-브릿지 구조에서 제1 금속층과 제2 금속층 사이의 단락을 방지하기 위하여 우선 제1 금속층 위에 제2 패시베이션 막이 형성된다(S1430). 에어-브릿지 구조를 제외한 나머지 금속 라인 부분의 패시베이션 막을 제거한 후 제2 씨드 메탈 층이 형성된다(S1440). 즉, 인덕터와 IDC의 금속라인은 제1 금속층과 제2 금속층 사이에 제2 씨드메탈 층(도 3 참조)만이 존재하나, 에어-브릿지 구조에서 제1 금속층과 제2 금속층 사이에는 단락을 방지하기 위한 패시베이션 막(도 5참조)이 존재한다.
그리고 제2 금속층을 형성하기 전에, 먼저 에어-브릿지 포토 프로세스를 수행한다(S1450). 즉, 도 2에 도시한 바와 같이 인덕터의 나선들을 서로 엮기 위한 에어-브릿지를 형성하기 위한 마스크 작업 등의 에어-브릿지 포토 프로세서를 수행한다.
그 다음으로 제2 금속층을 형성한다(S1460). 제2 금속층은 3㎛ 두께의 Au로 구성할 수 있다.
제2 금속층을 형성한 후, 에어-브릿지 마스크를 제거하고(S1470), Ti/Au 씨드 메탈의 에칭과정을 수행한다(S1480). 에칭 방법으로 RIE(Reactive Ion Etching) 방법이 적용될 수 있다.
이제까지 본 발명에 대하여 그 바람직한 실시예들을 중심으로 살펴보았다. 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 실시예들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려되어야 한다. 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.

Claims (12)

  1. 기판; 및
    상기 기판상에 반도체 공정을 통해 형성된 인덕터 및 인터디지털 커패시터;를 포함하고,
    상기 인덕터는 상기 인터디지털 커패시터를 감싸는 적어도 두 겹 이상의 금속 라인을 포함하고,
    상기 인덕터는 에어 브릿지 구조를 이용하여 인접한 두 겹의 금속 라인을 상호 엮는 연결영역을 적어도 하나 이상 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  2. 제 1항에 있어서,
    상기 두 겹 이상의 금속 라인의 각각은 모서리 부분이 둥근 사각형 형태인 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  3. 제 1항에 있어서,
    상기 인덕터의 금속 라인은 제1 금속층 및 제2 금속층으로 구성되고,
    상기 연결영역은, 인접한 두 겹의 금속 라인 중 제1 금속 라인의 제1 금속층과 제2 금속라인의 제1 금속층이 연결되는 제1 연결영역과, 상기 제1 금속 라인의 제2 금속층과 상기 제2 금속라인의 제2 금속층이 에어 브릿지 구조로 연결되는 제2 연결영역으로 구성되고,
    상기 제1 연결영역과 상기 제2 연결영역 사이에는 단락 방지를 위한 패시베이션 막이 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
  4. 제 1항에 있어서,
    상기 인덕터 및 인터디지털 커패시터와, 상기 기판 사이에는 제1 패시베이션 막이 형성되어 있고,
    상기 인덕터 및 인터디지털 커패시터는, 제1 금속층; 및 제2 금속층;으로 구성되는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  5. 제 4항에 있어서,
    상기 제1 금속층 및 제2 금속층은 씨드 금속층 위에 각각 형성되는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  6. 인덕터와 인터디지털 커패시터로 구성된 바이오 센서를 이용한 센싱 방법에 있어서,
    무선주파수 신호를 입력하는 단계;
    상기 인터디지털 커패시터에 위치한 피측정물질의 유전율에 따라 변화하는 상기 인터디지털 커패시터의 커패시턴스에 의한 공진주파수 변화를 파악하는 단계; 및
    상기 공진주파수 변화를 기초로 상기 피측정물질의 농도를 파악하는 단계;를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서를 이용한 센싱 방법.
  7. 제 6항에 있어서,
    상기 피측정물질은 글루코스를 포함하는 용액인 것을 특징으로 하는 바이오 센서를 이용한 센싱 방법.
  8. 제 6항에 있어서,
    상기 입력하는 단계는, 기 설정된 주파수 범위 내에 존재한 서로 다른 복수 개의 무선주파수 신호를 입력하는 단계;를 포함하고,
    상기 농도를 파악하는 단계는,
    상기 복수 개의 무선주파수 신호에 대한 반사계수 또는 투과계수를 측정하는 단계;
    상기 측정된 반사계수 또는 투과계수를 기초로 공진주파수를 파악하는 단계; 및
    상기 공진주파수와 기 설정된 기준주파수 사이의 차이를 기초로 농도를 파악하는 단계;를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서를 이용한 센싱 방법.
  9. 제 6항에 있어서, 상기 농도를 파악하는 단계는,
    상기 반사계수 또는 투과계수를 기초로, 전파상수, 임피던스, 저항, 인덕턴스, 컨덕턴스, 커패시턴스 중 적어도 하나의 파라미터를 산출하는 단계; 및
    상기 피측정물질의 농도와 상기 파라미터 사이에 대해 기 설정된 양 또는 음의 상관관계를 이용하여, 상기 피측정물질의 농도를 파악하는 단계;를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서를 이용한 센싱 방법.
  10. 제1 패시베이션 막을 기판 위에 형성하는 단계;
    상기 제1 패시베이션 막 위에, 복수 개의 나선으로 구성된 인덕터 및 상기 인덕터 내부에 위치한 인터디지털 커패시터를 구성하는 제1 금속층을 형성하는 단계;
    에어 브릿지가 형성되는 부분에 위치한 제1 금속층 위에 제2 패시베이션 막을 형성하는 단계;
    에어 브릿지 마스크를 형성하는 단계;
    상기 인덕터의 나선들을 엮는 에어 브릿지를 포함하는 제2 금속층을 형성하는 단계; 및
    상기 에어 브릿지 마스크를 제거하는 단계;를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조 방법.
  11. 제 10항에 있어서, 상기 제1 금속층을 형성하는 단계는,
    상기 제1 패시베이션 막 위에 씨드 메탈 층을 형성하는 단계; 및
    상기 씨드 메탈 층 위에 상기 제1 금속층을 형성하는 단계;를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조 방법.
  12. 제 10항에 있어서,
    상기 에어 브릿지 마스크를 형성하는 단계 이전에 상기 제1 패시베이션 막 위에 씨드 메탈 층을 형성하는 단계를 포함하고,
    상기 에어 브릿지 마스크를 제거하는 단계 이후에 씨드 메탈 층을 제거하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서 제조 방법.
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