KR20160134111A - 바이오 센서 - Google Patents

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KR20160134111A
KR20160134111A KR1020150067577A KR20150067577A KR20160134111A KR 20160134111 A KR20160134111 A KR 20160134111A KR 1020150067577 A KR1020150067577 A KR 1020150067577A KR 20150067577 A KR20150067577 A KR 20150067577A KR 20160134111 A KR20160134111 A KR 20160134111A
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gate electrode
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김용상
한다운
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성균관대학교산학협력단
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Abstract

본 실시예에 따른 바이오 센서는, 타겟 물질을 검출하기 위한 바이오 센서로, 바이오 센서는: 기판과, 기판에 서로 이격되어 배치된 소스(source) 전극, 드레인(drain) 전극 및 게이트(gate) 전극과, 소스 전극, 드레인 전극 및 기판의 적어도 일부를 덮으며 채널이 형성되는 채널 형성층 및 타겟 물질을 포함하는 용액이 게이트 전극 및 채널 형성층과 전기적으로 접촉하는 유체 채널(fluidic channel)을 포함하며, 소스 전극, 드레인 전극 및 게이트 전극은 기판상의 동일 평면상에 위치한다.

Description

바이오 센서{Bio Sensor}
본 발명은 바이오 센서에 관한 것이다.
바이오 센서는 생체 물질을 검출하기 위한 센서로, 프로브(probe) 물질이 타겟(target) 물질과 결합시 발생하는 전기화학적 현상을 이용하여 타겟 물질을 검출한다. 측정하고자 하는 타겟 물질은 DNA(Deoxyribonucleic Acid), RNA(Ribonucleic Acid), 항원, 항체, 효소, 단백질, 조직 및 세포등 일 수 있으며, 타겟 물질을 검출하기 위한 프로브 물질은 상기 타겟 물질과 특이적으로 결합하는 물질일 수 있다.
바이오 센서는 여러 형태를 가질 수 있으며, 근래에는 전계 효과 트랜지스터(FET, Field Effect Transistor) 형태의 바이오 센서가 주목을 받고 있다. FET 형태의 바이오 센서는 서로 이격된 소스 전극, 드레인 전극이 배치되고, 소스 전극과 드레인 전극을 둘러싸도록 폴리머로 반응공간을 형성한 후, 타겟 물질을 포함한 용액을 둑 내에 피펫팅(pipetting)으로 주입한다. 게이트 전극을 기판 상부에서 용액으로 꽂아 전기적 신호를 인가하면 용액 내의 타겟 물질과 프로브 물질이 상호 반응함에 따라 소스 전극과 드레인 전극간의 전기적 상태가 변화한다. 전기적 상태의 변화를 검출하여 타겟 물질의 농도 등을 파악할 수 있다.
그러나, 이러한 종래 기술에 따른 바이오 센서는 용액에 게이트 전극을 꽂을 수 있도록 상부를 개방하여야 하므로 용액이 증발할 수 있으며, 외부에서 이물질이 침투할 수 있다. 나아가, 게이트 전극이 고정되는 위치와 높이가 일정하지 않아 측정의 신뢰도가 떨어질 수 있다.
본 실시예는 상술한 종래기술의 단점을 해소하기 위한 것으로, 용액이 증발하지 못하고, 외부로부터 이물질 침투 염려가 없는 바이오 센서를 제공하는 것이 본 실시예의 주된 목적 중 하나이다. 나아가, 본 실시예는 높은 신뢰도로 동작하는 바이오 센서를 제공하는 것이 주된 목적 중 하나이다.
본 실시예에 따른 바이오 센서는, 타겟 물질을 검출하기 위한 바이오 센서로, 바이오 센서는: 기판과, 기판에 서로 이격되어 배치된 소스(source) 전극, 드레인(drain) 전극 및 게이트(gate) 전극과, 소스 전극, 드레인 전극 및 기판의 적어도 일부를 덮으며 채널이 형성되는 채널 형성층 및 타겟 물질을 포함하는 용액이 게이트 전극 및 채널 형성층과 전기적으로 접촉하는 유체 채널(fluidic channel)을 포함하며, 소스 전극, 드레인 전극 및 게이트 전극은 기판상의 동일 평면상에 위치한다.
본 실시예에 따른 바이오 센서는 밀폐된 유체 채널을 통하여 타겟 물질이 제공되므로 용액이 증발하지 않으며 외부로부터 이물질 침투 염려가 없다는 장점이 제공된다. 또한 본 실시예에 따른 바이오 센서에 의하면 게이트 전극이 소스 전극 및 드레인 전극과 기판의 동일한 평면에 고정되고 위치가 변화하지 않아 측정값의 신뢰도가 높다는 장점이 제공된다.
도 1 및 도 2는 본 실시예에 의한 바이오 센서의 투시 사시도이다.
도 3는 본 실시예에 의한 바이오 센서의 일 구현예를 도시한 상면도이다.
도 4는 버퍼 용액 내 타겟 물질여부 및 세정이후 게이트에 제공되는 전압에 대한 전류의 변화를 도시한 도면이다.
도 5는 버퍼 용액 내 타겟 물질 농도에 따른 VDirac값의 변화를 도시한 도면이다.
본 발명에 관한 설명은 구조적 내지 기능적 설명을 위한 실시예에 불과하므로, 본 발명의 권리범위는 본문에 설명된 실시예에 의하여 제한되는 것으로 해석되어서는 아니 된다. 즉, 실시예는 다양한 변경이 가능하고 여러 가지 형태를 가질 수 있으므로 본 발명의 권리범위는 기술적 사상을 실현할 수 있는 균등물들을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
한편, 본 출원에서 서술되는 용어의 의미는 다음과 같이 이해되어야 할 것이다.
"제1", "제2" 등의 용어는 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하기 위한 것으로 이들 용어들에 의해 권리범위가 한정되어서는 아니 된다. 예를 들어, 제1 구성요소는 제2 구성요소로 명명될 수 있고, 유사하게 제2 구성요소도 제1 구성요소로 명명될 수 있다.
단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한 복수의 표현을 포함하는 것으로 이해되어야 하고, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 설시된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
각 단계들은 문맥상 명백하게 특정 순서를 기재하지 않은 이상 명기된 순서와 다르게 일어날 수 있다. 즉, 각 단계들은 명기된 순서와 동일하게 일어날 수도 있고 실질적으로 동시에 수행될 수도 있으며 반대의 순서대로 수행될 수도 있다.
본 개시의 실시예들을 설명하기 위하여 사용되는 " 및/또는"이라는 표현은 각각 과 모두를 지칭하는 것으로 사용된다. 일 예로, "A 및/또는 B "라는 기재는 "A, B 그리고 A와 B 모두"를 지칭하는 것으로 이해되어야 한다.
본 개시의 실시예들을 설명하기 위하여 참조되는 도면은 설명의 편의 및 이해의 용이를 위하여 의도적으로 크기, 높이, 두께 등이 과장되어 표현되어 있으며, 비율에 따라 확대 또는 축소된 것이 아니다. 또한, 도면에 도시된 어느 구성요소는 의도적으로 축소되어 표현하고, 다른 구성요소는 의도적으로 확대되어 표현될 수 있다.
여기서 사용되는 모든 용어들은 다르게 정의되지 않는 한, 본 발명이 속하는 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 일반적으로 이해되는 것과 동일한 의미를 가진다. 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 것과 같은 용어들은 관련 기술의 문맥상 가지는 의미와 일치하는 것으로 해석되어야 하며, 본 출원에서 명백하게 정의하지 않는 한 이상적이거나 과도하게 형식적인 의미를 지니는 것으로 해석될 수 없다.
이하에서는 첨부된 도면을 참조하여 본 실시예에 의한 바이오 센서를 설명한다. 도 1 및 도 2는 각각 본 실시예에 의한 바이오 센서의 투시 사시도이다. 도 3은 본 실시예에 의한 바이도 센서의 상면도이다. 도 1에 도시된 바와 같이 본 실시예에 의한 바이오 센서는 타겟 물질을 검출하기 위한 바이오 센서로, 상기 바이오 센서는 기판(100)과, 기판에 서로 이격되어 배치된 소스 전극(S), 드레인 전극(D) 및 게이트 전극(G)과, 소스 전극, 드레인 전극 및 기판의 적어도 일부를 덮으며 채널이 형성되는 채널 형성층(200)과, 타겟 물질을 포함하는 용액이 제공되어 상기 게이트 전극과 전기적으로 연결되도록 밀폐 형성된 유체 채널(fluidic channel, 300)을 포함하며, 소스 전극(S), 드레인 전극(D) 및 게이트 전극(G)은 상기 기판상의 동일 평면상에 위치한다. 또한, 도 2에 도시된 바와 같이 채널 형성층(200)에 타겟 물질(T)과 특이적으로 결합할 수 있는 프로브(P)물질을 더 포함할 수 있다.
도 1 내지 도 3을 참조하면, 소스 전극(S), 드레인 전극(D)은 기판의 일면에 서로 일정거리 이격되어 위치한다. 전극은 금(Au), 은(Ag), 염화은(AgCl) 및 백금(Pt)들 중 어느 하나로 형성될 수 있다. 일 실시예로, 소스 전극(S)은 전원(미도시)에 연결되며 드레인 전극(D)은 리드 아웃 회로(미도시)에 연결된다.
게이트 전극(G)은 소스 전극(S), 드레인 전극(D)과 함께 기판의 일면에 위치하며, 소스 전극(S) 및 드레인 전극(D)과 일정거리 이격되어 위치한다. 게이트 전극(G)은 전기적 신호를 제공하는 신호원(미도시)와 연결된다. 도 1 내지 도 2는 소스 전극(S), 드레인 전극(D) 그리고 게이트 전극(G) 순서대로 배치된 실시예를 도시하고 있으나, 도시되지 않은 다른 실시예에서는 드레인 전극(D), 소스 전극(S) 그리고 게이트 전극(G)의 순서대로 배치된다. 바이오 센서를 용이하게 제작하기 위하여 게이트 전극, 소스 전극 및 드레인 전극은 동일한 재질로 형성될 수 있다. 본 실시예와 같이 게이트 전극(G)을 소스 전극(S) 및 드레인 전극(D)과 동일 평면상에 배치함으로써 게이트 전극(G)과 소스 전극(S) 및 드레인 전극 사이의 이격 거리가 일정하게 유지되므로 측정값의 오차를 줄일 수 있다.
게이트 전극(G)은 유체 채널에 제공된 유체와 직접적으로 접촉하여 전기적 신호를 유체 채널(300)에 제공된 유체에 제공한다. 따라서 게이트 전극(G)은 접촉에 의한 부식(corrosion)이 억제될 수 있는 재질로 형성하되, 전기적 신호를 전달할 수 있는 도체로 형성하여야 한다. 일 예로, 게이트 전극(G)은 전극은 액체에 대한 내부식성이 강하며 양호한 전도체인 금(Au), 은(Ag), 염화은(AgCl) 및 백금(Pt)들 중 어느 하나로 형성될 수 있다.
채널 형성층(200)은 소스 전극(S), 드레인 전극(D) 및 기판의 적어도 일부를 덮도록 형성된다. 채널 형성층(200)에는 게이트 전극(G)에 제공되는 전기적 신호와 소스 전극(S)에 제공되는 전기적 신호에 의하여 채널(channel)이 형성된다. 채널 형성층은 일 예로, 그래핀(graphene) 및 카본 나노 튜브(CNT, Carbon Nanotube) 네트워크 층으로 형성할 수 있다.
일 실시예에서, 도 2로 도시된 것과 같이 채널 형성층(200)에는 타겟 물질(T)과 특이적으로 결합하는 프로브(P)가 형성될 수 있다. 일 예로, 바이오 센서로 검출하고자 하는 타겟 물질이 단일 가닥 DNA(single strand DNA)라면 프로브 물질은 상기 타겟 물질과 상보적 결합을 수행하는 단일 가닥 DNA이다. 다른 예로, 바이오 센서로 검출하고자 하는 타겟 물질이 특정한 항원 이라면 프로브 물질은 상기 항원과 특이적으로 결합하는 항체이다.
다시 도 1 및 도 2를 참조하면, 일 실시예로, 그래핀(Graphene) 또는 CNT로 채널 형성층(200)을 형성하는 경우, 소스 전극(S)과 드레인 전극(D)은 채널 형성층(200)을 통하여 전기적으로 연결된다. 또한, 소스 전극(S)에 신호원이 제공하는 전기적 신호가 제공되고, 드레인 전극(D)을 통하여 리드 아웃(read out) 할 때, 게이트 전극(G)으로 제공되는 전기적 신호에 의하여 소스 전극(S), 드레인 전극(D) 사이의 전기적 특성이 변화한다. 일 예로, 게이트 전극(G)을 통하여 제공되는 전기적 바이어스의 크기가 증가함에 따라 소스 전극(S)과 드레인 전극(D) 사이의 전기 저항값이 감소할 수 있으며, 소스 전극(S)과 드레인 전극(D) 사이에 흐르는 전류의 값이 증가할 수 있다.
유체 채널(300)은 하우징(400)내에 유입구(IN)로부터 주입된 유체가 게이트 전극(G)과 채널 형성층(200)을 거쳐 유출구(OUT)로 배출되도록 형성된다. 유체 채널(300)의 유입구(IN)로는 바이오 센서로 검출하고자 하는 타겟 물질(T)을 포함하는 용액이 주입된다.
하우징(400)은 폴리머(polymer)로 형성되며, 하우징 표면에는 유입구(IN)와 유출구(OUT)이 형성되어 있으며 유입구(IN)와 유출구(OUT)는 하우징 내에 형성된 유체 채널(300)과 연결된다. 일 실시예로, 하우징은 PDMS(Polydimethylsiloxane), PMMA(Polymethyl methacrylate), COC(cyclic olefin copolymer등의 폴리머 계열 재료로 형성할 수 있다. 타겟 물질(T)을 포함하는 용액은 하우징 내에 형성된 유체 채널(300)을 통하여만 흐르므로 용액의 증발 및 용액내로 이물질 주입 염려가 없다. 따라서, 종래 기술의 문제점을 해소할 수 있다.
도 1 내지 도 2를 참조하여 본 실시예에 따른 바이오 센서의 동작을 설명한다. 하우징(400)에 형성된 유입구(IN)를 통하여 타겟 물질을 포함하는 용액을 주입한다. 일 예로, 용액은 전해질인 버퍼 용액으로 PBS(Phosphate Buffered Saline 및 TBS(Tris-buffered saline, TAE(Tris-acetate-EDTA), TBE(Tris-borate-EDTA)) 용액일 수 있다.
타겟 물질(T)과 용액은 유체 채널(300)에 주입되어 게이트 전극과 접촉하며, 채널 형성층과 접촉한다. 상술한 바와 같이 용액은 전해질로 전도성(conductivity)을 가진다. 따라서 게이트 전극(G)에 미리 정하여진 전기적 바이어스를 인가하면 용액을 통하여 채널 형성층에 전기적 바이어스가 제공되어 채널 형성층(200)에 채널이 형성된다.
타겟 물질(T)이 채널 형성층(200)에 결합하면 채널 형성층의 전기적 성질이 변화한다. 따라서, 타겟 물질(T)이 채널 형성층(200)에 결합한 경우와, 그러하지 않은 경우에는 게이트 전극(G)을 통하여 동일한 전기적 바이어스를 인가하여도 검출된 소스 전극(S)과 드레인 전극(D)을 흐르는 전류의 크기가 다를 수 있다. 이것은 타겟 물질(T)과 채널 형성층(200)의 결합여부에 따라 트랜지스터의 문턱 전압(threshold voltage)이 변화하는 것과 유사하다. 따라서, 타겟 물질(T)과 채널 형성층(200)과의 결합여부에 따라 게이트 전극(G)에 동일한 전기적 바이어스를 제공하고 소스 전극(S)과 드레인 전극(D) 사이에 동일한 전압을 인가하여도 소스 전극(S)과 드레인 전극 사이를 흐르는 전류가 달라진다.
도 2에 도시된 실시예에 의하면 채널 형성층(200)에 프로브 물질(P)이 부착될 수 있으며, 프로브 물질(P)은 타겟 물질(T)과 서로 특이적으로 결합할 수 있다. 프로브 물질(P)과 타겟 물질(T)이 결합하면 결합된 프로브 주위의 전하 배치에 따라 채널 형성층의 전기적 성질이 변화할 수 있다. 따라서 게이트 전극(G)에 동일한 전기적 바이어스를 제공하고 소스 전극(S)과 드레인 전극(D) 사이에 동일한 전압을 인가하여도 프로브 물질(P)과 타겟 물질(T)와의 결합 여부에 의하여 소스 전극(S)과 드레인 전극 사이를 흐르는 전류가 달라진다.
도 1 및 도 2로 도시된 실시예들에 의하면 용액에 포함된 타겟 물질의 농도가 증가함에 따라 채널 형성층에 일어나는 전기적 성질의 변화도 증가하므로 트랜지스터의 문턱 전압 변화도 커진다. 이러한 성질을 이용하면 용액에 포함된 타겟 물질의 농도를 파악할 수 있다.
도 3은 본 실시예에 따른 바이오 센서를 어레이로 도시한 것을 개요적으로 도시한 도면이다. 도 3(a)를 참조하면, 두 쌍의 소스 전극과 드레인 전극들이 하나의 게이트 전극을 공유하며 배치된다. 또한, 도 3(b)를 참조하면, 네 쌍의 소스 전극과 드레인 전극들이 하나의 게이트 전극을 공유하여 배치된다. 도 3(a)와 도 3(b)에 도시된 실시예와 같이 복수의 소스 전극, 드레인 전극 쌍들이 하나의 게이트 전극을 공유하는 구성에 의하면 동일한 타겟 물질에 대하여 동시에 복수회의 측정을 수행한 것과 동일한 효과를 얻을 수 있어 센서 측정값에 높은 신뢰성이 담보된다.
또한, 도시되지 않은 실시예에 따르면 복수개의 바이오 센서들이 하나의 기판 상에 매트릭스(matrix) 또는 어레이(array) 형태로 배치될 수 있으며, 매트릭스(matrix) 또는 어레이(array) 형태로 배치된 각각의 바이오 센서들은 게이트 전극을 모두 공유하거나, 일부 영역별로 형성된 바이오 센서들끼리 게이트 전극을 공유하거나 또는 각각의 센서별로 각각의 게이트 전극을 가질 수 있다.
실험예
이하에서는 도 4 및 도 5를 참조하여 본 실시예에 따른 바이오 센서의 실험예를 설명한다. 도 4는 본 실시예에 의한 바이오 센서로 버퍼 용액, 버퍼용액에 타겟 물질로 단일 가닥 DNA(ssDNA, single strand DNA)를 포함한 경우, 타겟 물질을 측정한 센서를 세정(washing)한 이후 버퍼 용액만을 측정한 경우의 측정 결과를 도시한 도면이다. 도 5는 버퍼 용액 내 단일가닥 DNA의 농도를 달리하여 Vdirac값의 변화를 도시한 도면이다.
본 실험예에서 소스 전극, 드레인 전극 및 게이트 전극으로는 금을 이용하였으며, 그래핀을 이용하여 채널 형성층을 형성하였다. 타겟 물질은 단일 가닥 DNA를 이용하여 단일 가닥 DNA와 채널 형성층 사이의 π-π 결합을 유도하여 결합에 따른 전기적 특성의 차이를 검출하였다.
도 4 그래프의 횡축은 게이트에 인가되는 전압값이고, 종축은 소스와 드레인을 통하여 흐르는 전류값이다. 검정색으로 도시된 그래프는 Tris 버퍼 용액을 유체 채널에 주입하고 측정한 결과이며, 적색으로 도시된 그래프는 Tris 버퍼 용액에 타겟 물질로 50μM 의 단일 가닥 DNA(single strand DNA)이 포함된 경우를 측정한 결과이다. 청색선으로 도시된 그래프는 바이오 센서의 유체 채널내에 포함된 유체를 세정(washing)하고 Tris 버퍼 용액만을 주입하여 측정한 결과를 도시한 그래프이다.
검정선 그래프와 적색선 그래프로 도시된 바와 같이, 타겟 물질인 단일 가닥 DNA가 버퍼 용액에 추가된 결과 최저 전류가 흐르는 전압(Vdirac)이 변화된 것을 확인할 수 있으며, 이는 채널 형성층과 단일 가닥 DNA 사이에 π-π결합이 이루어져 채널 형성층의 전기적 특성이 변화한 것으로부터 기인한 것으로 파악된다. 또한, 세정후 측정결과는 검정색으로 도시된 그래프와 유사한 개형을 보여주고 있는 바, 버퍼 용액에 포함된 타겟 물질에 의하여 최저 전류를 흘리는 전압(Vdirac)이 변화함을 확인할 수 있다.
도 5 그래프의 횡축은 버퍼 용액 내 단일가닥 DNA(ssDNA, single strand DNA)의 농도이며, 종축은 버퍼용액만 존재하는 경우와 해당 농도의 DNA가 포함된 경우 Vdirac값의 변화이다. 도 5에서 확인할 수 있는 바와 같이 버퍼 용액 내 단일가닥 DNA 농도가 증가할수록 Vdirac값이 변화하는 것을 확인할 수 있다. 이것은 농도가 증가함에 따라 타겟물질인 ssDNA가 채널 형성층과 결합하는 정도가 증가하고, 그에 비례하여 채널 형성층의 전기적 특성의 변화가 발생하는 것으로 설명될 수 있다.
본 실시예에 따른 바이오 센서에 의하면 게이트 전극이 소스 전극 및 드레인 전극과 동일평면상에서 고정된 위치에 배치되므로 타겟물질 검출시마다 소스 전극 및 드레인 전극과의 위치를 달리하지 않으므로 측정 오차를 줄일 수 있다는 장점이 제공된다. 또한, 본 실시예에 따른 바이오 센서에 의하면 타겟 물질을 포함하는 용액이 하우징 내에 형성된 유체 채널을 통하여 제공되므로 이물질의 유입 및 용액 증발 문제를 줄일 수 있다는 장점이 제공된다.
본 발명에 대한 이해를 돕기 위하여 도면에 도시된 실시 예를 참고로 설명되었으나, 이는 실시를 위한 실시예로, 예시적인 것에 불과하며, 당해 분야에서 통상적 지식을 가진 자라면 이로부터 다양한 변형 및 균등한 타 실시 예가 가능하다는 점을 이해할 것이다. 따라서, 본 발명의 진정한 기술적 보호범위는 첨부된 특허청구범위에 의해 정해져야 할 것이다.
100: 기판 200: 채널 형성층
300: 유체 채널 400: 하우징
S: 소스 전극 D: 드레인 전극
G: 게이트 전극 T: 타겟 물질
P: 프로브 물질 IN: 유입구
OUT: 유출구

Claims (10)

  1. 타겟 물질을 검출하기 위한 바이오 센서로, 상기 바이오 센서는:
    기판;
    상기 기판에 서로 이격되어 배치된 소스(source) 전극, 드레인(drain) 전극 및 게이트(gate) 전극;
    상기 소스 전극, 상기 드레인 전극 및 상기 기판의 적어도 일부를 덮으며 채널이 형성되는 채널 형성층; 및
    상기 타겟 물질을 포함하는 용액이 상기 게이트 전극 및 상기 채널 형성층과 전기적으로 접촉하는 유체 채널(fluidic channel)을 포함하며,
    상기 소스 전극, 상기 드레인 전극 및 상기 게이트 전극은 상기 기판상의 동일 평면상에 위치하는 바이오 센서.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 타겟 물질은 DNA(Deoxyribonucleic Acid), RNA(Ribonucleic Acid), 항원, 항체, 단백질, 조직(tissue) 및 세포(cell) 중 어느 하나인 바이오 센서.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 채널 형성층은 그래핀(graphene), 카본 나노 튜브(CNT, Carbon Nano Tube) 층 중 어느 하나인 바이오 센서.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 바이오 센서는 상기 게이트 전압에 전압 인가시 상기 타겟 물질의 농도에 따라 상기 드레인 전극과 상기 소스 전극 사이에 흐르는 전류 특성을 달리 하는 바이오 센서.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 유체 채널의 일단에 용액 유입구가 연결되어 있으며, 상기 유체 채널의 타단에는 용액 유출구가 연결되어 있고, 상기 유입구를 통하여 상기 타겟 물질을 포함하는 물질이 유입되고, 유출구를 통하여 유출되는 바이오 센서.
  6. 제5항에 있어서,
    상기 유체 채널은 상기 유입구 및 상기 유출구 이외에는 외기(outer atmosphere)와 접촉하지 않도록 형성된 것인 바이오 센서.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 바이오 센서는
    동일한 기판의 면에 복수개가 배치된 바이오 센서.
  8. 제7항에 있어서,
    상기 동일한 기판의 면에 복수개가 배치된 바이오 센서는 서로 게이트 전극을 공유하는 바이오 센서.
  9. 제7항에 있어서,
    상기 바이오 센서는
    상기 기판에 어레이로 배치된 바이오 센서.
  10. 제1항에 있어서,
    상기 바이오 센서는,
    상기 타겟 물질과 특이적으로 결합하며 상기 채널 형성층 상에 배치된 프로브(probe) 물질을 더 포함하는 바이오 센서.
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KR20210036108A (ko) * 2019-09-25 2021-04-02 부산대학교 산학협력단 중금속 이온류 검출용 가변전압 기반의 스트립 센서, 그 제조방법 및 이를 이용한 중금속 이온류 동시 검출방법
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