KR20220130985A - Transistor type biosensor without solution dilute - Google Patents
Transistor type biosensor without solution dilute Download PDFInfo
- Publication number
- KR20220130985A KR20220130985A KR1020210035917A KR20210035917A KR20220130985A KR 20220130985 A KR20220130985 A KR 20220130985A KR 1020210035917 A KR1020210035917 A KR 1020210035917A KR 20210035917 A KR20210035917 A KR 20210035917A KR 20220130985 A KR20220130985 A KR 20220130985A
- Authority
- KR
- South Korea
- Prior art keywords
- displacement
- control electrode
- type biosensor
- transistor
- sensing unit
- Prior art date
Links
- OKTJSMMVPCPJKN-UHFFFAOYSA-N Carbon Chemical compound [C] OKTJSMMVPCPJKN-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims abstract description 70
- 229910021389 graphene Inorganic materials 0.000 claims abstract description 56
- 239000000243 solution Substances 0.000 claims abstract description 46
- 229910052731 fluorine Inorganic materials 0.000 claims abstract description 38
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 claims abstract description 36
- 125000001153 fluoro group Chemical group F* 0.000 claims abstract description 13
- 239000012898 sample dilution Substances 0.000 claims abstract description 12
- 239000013076 target substance Substances 0.000 claims abstract description 9
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 claims description 83
- 239000013077 target material Substances 0.000 claims description 38
- 229910052799 carbon Inorganic materials 0.000 claims description 24
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 21
- 150000001721 carbon Chemical group 0.000 claims description 10
- 125000001997 phenyl group Chemical group [H]C1=C([H])C([H])=C(*)C([H])=C1[H] 0.000 claims description 3
- YCKRFDGAMUMZLT-UHFFFAOYSA-N Fluorine atom Chemical compound [F] YCKRFDGAMUMZLT-UHFFFAOYSA-N 0.000 abstract description 31
- 239000011737 fluorine Substances 0.000 abstract description 31
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 abstract description 2
- 125000004429 atom Chemical group 0.000 description 28
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 11
- 238000003682 fluorination reaction Methods 0.000 description 10
- 230000002452 interceptive effect Effects 0.000 description 9
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 9
- UHOVQNZJYSORNB-UHFFFAOYSA-N Benzene Chemical compound C1=CC=CC=C1 UHOVQNZJYSORNB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- 239000007853 buffer solution Substances 0.000 description 6
- PYLWMHQQBFSUBP-UHFFFAOYSA-N monofluorobenzene Chemical compound FC1=CC=CC=C1 PYLWMHQQBFSUBP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 5
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 5
- 239000008186 active pharmaceutical agent Substances 0.000 description 4
- 239000012895 dilution Substances 0.000 description 4
- 238000010790 dilution Methods 0.000 description 4
- 239000010931 gold Substances 0.000 description 4
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 4
- VNWKTOKETHGBQD-UHFFFAOYSA-N methane Chemical compound C VNWKTOKETHGBQD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 210000002381 plasma Anatomy 0.000 description 4
- 102000004169 proteins and genes Human genes 0.000 description 4
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 description 4
- 239000011734 sodium Substances 0.000 description 4
- 150000001450 anions Chemical class 0.000 description 3
- 150000001768 cations Chemical class 0.000 description 3
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 3
- 230000005669 field effect Effects 0.000 description 3
- PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N gold Chemical compound [Au] PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 229910052737 gold Inorganic materials 0.000 description 3
- 239000000463 material Substances 0.000 description 3
- 238000009832 plasma treatment Methods 0.000 description 3
- DGAQECJNVWCQMB-PUAWFVPOSA-M Ilexoside XXIX Chemical compound C[C@@H]1CC[C@@]2(CC[C@@]3(C(=CC[C@H]4[C@]3(CC[C@@H]5[C@@]4(CC[C@@H](C5(C)C)OS(=O)(=O)[O-])C)C)[C@@H]2[C@]1(C)O)C)C(=O)O[C@H]6[C@@H]([C@H]([C@@H]([C@H](O6)CO)O)O)O.[Na+] DGAQECJNVWCQMB-PUAWFVPOSA-M 0.000 description 2
- ZLMJMSJWJFRBEC-UHFFFAOYSA-N Potassium Chemical compound [K] ZLMJMSJWJFRBEC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 239000012472 biological sample Substances 0.000 description 2
- 125000004432 carbon atom Chemical group C* 0.000 description 2
- 239000002041 carbon nanotube Substances 0.000 description 2
- 229910021393 carbon nanotube Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 2
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 2
- 230000002209 hydrophobic effect Effects 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 229910052700 potassium Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000011591 potassium Substances 0.000 description 2
- 229910052708 sodium Inorganic materials 0.000 description 2
- 238000001179 sorption measurement Methods 0.000 description 2
- 210000002700 urine Anatomy 0.000 description 2
- 102000004190 Enzymes Human genes 0.000 description 1
- 108090000790 Enzymes Proteins 0.000 description 1
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 1
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 1
- 239000013543 active substance Substances 0.000 description 1
- 239000012491 analyte Substances 0.000 description 1
- 239000012620 biological material Substances 0.000 description 1
- 239000000090 biomarker Substances 0.000 description 1
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 1
- 150000001720 carbohydrates Chemical class 0.000 description 1
- 235000014633 carbohydrates Nutrition 0.000 description 1
- 229920001940 conductive polymer Polymers 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 238000007865 diluting Methods 0.000 description 1
- 238000003113 dilution method Methods 0.000 description 1
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 1
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 1
- 210000003608 fece Anatomy 0.000 description 1
- 239000003574 free electron Substances 0.000 description 1
- 239000005556 hormone Substances 0.000 description 1
- 229940088597 hormone Drugs 0.000 description 1
- 229910003437 indium oxide Inorganic materials 0.000 description 1
- PJXISJQVUVHSOJ-UHFFFAOYSA-N indium(iii) oxide Chemical compound [O-2].[O-2].[O-2].[In+3].[In+3] PJXISJQVUVHSOJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- AMGQUBHHOARCQH-UHFFFAOYSA-N indium;oxotin Chemical compound [In].[Sn]=O AMGQUBHHOARCQH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 210000004880 lymph fluid Anatomy 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 244000005700 microbiome Species 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 238000002715 modification method Methods 0.000 description 1
- 239000002070 nanowire Substances 0.000 description 1
- 230000009257 reactivity Effects 0.000 description 1
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 1
- 210000002966 serum Anatomy 0.000 description 1
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010703 silicon Substances 0.000 description 1
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 1
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
- G01N27/403—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
- 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
-
- 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
- G01N27/4146—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS involving nanosized elements, e.g. nanotubes, nanowires
-
- 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
-
- H—ELECTRICITY
- H01—ELECTRIC ELEMENTS
- H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
- H01L29/00—Semiconductor devices specially adapted for rectifying, amplifying, oscillating or switching and having potential barriers; Capacitors or resistors having potential barriers, e.g. a PN-junction depletion layer or carrier concentration layer; Details of semiconductor bodies or of electrodes thereof ; Multistep manufacturing processes therefor
- H01L29/66—Types of semiconductor device ; Multistep manufacturing processes therefor
- H01L29/68—Types of semiconductor device ; Multistep manufacturing processes therefor controllable by only the electric current supplied, or only the electric potential applied, to an electrode which does not carry the current to be rectified, amplified or switched
- H01L29/76—Unipolar devices, e.g. field effect transistors
- H01L29/772—Field effect transistors
- H01L29/78—Field effect transistors with field effect produced by an insulated gate
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Immunology (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
- Pathology (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Electrochemistry (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Urology & Nephrology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Power Engineering (AREA)
- Cell Biology (AREA)
- Computer Hardware Design (AREA)
- Biotechnology (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- Ceramic Engineering (AREA)
- Microbiology (AREA)
- Nanotechnology (AREA)
- Food Science & Technology (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
Abstract
Description
제안기술은 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 불소 처리된 그래핀 채널 영역을 포함하는 대조 전극부를 결합하여 희석용 버퍼 용액 없이도 대상 물질의 농도를 측정하는 트랜지스터형 바이오 센서에 관한 발명이다.The proposed technology relates to a transistor-type biosensor that does not require sample dilution, and more specifically, a transistor-type biosensor that combines a control electrode including a fluorine-treated graphene channel region to measure the concentration of a target material without a buffer solution for dilution. It is an invention about a sensor.
바이오 센서(Bio sensor)는 생체물질이 가진 분자간 선택적 반응성을 이용하여 다양한 생리활성 물질의 농도를 신속하게 정량화할 수 있는 센서이다. 이러한 센서의 측정 성능을 향상하기 위해 다양한 방식의 센서가 연구되고 있으며, 그 중 대표적으로 FET(Ion sensitive field-effect transistor; ISFET) 기술을 응용한 트랜지스터형 바이오 센서가 연구되고 있다. A biosensor is a sensor that can rapidly quantify the concentration of various physiologically active substances by using the intermolecular selective reactivity of biomaterials. In order to improve the measurement performance of these sensors, various types of sensors are being researched, and among them, a transistor type biosensor to which an ion sensitive field-effect transistor (ISFET) technology is applied is researched.
일반적인 트랜지스터형 바이오 센서는 게이트 채널위에 대상 물질과 반응하는 물질 또는 감응막을 도포한 후 기준 전위를 인가하여 전압 또는 전류의 변위를 측정하는 방식으로 대상 물질의 농도를 측정한다. 하지만, 이 과정에서 소변, 혈장, 혈액 등은 용액내에 많은 간섭 물질들이 혼합되어 있고 측정 시 간섭 물질들에 의해 센서 정확도가 나빠지는 현상이 발생한다. A typical transistor-type biosensor measures the concentration of a target material by applying a reference potential after coating a material or a sensitive film that reacts with the target material on the gate channel to measure the displacement of the voltage or current. However, in this process, urine, plasma, blood, etc. are mixed with many interfering substances in the solution, and the sensor accuracy deteriorates due to the interfering substances during measurement.
이러한 문제를 해결하기 위해 대한민국 등록특허 제10-1921627호에서는 게이트 패턴을 다양화하여 센서 정확도를 향상한 트랜지스터형 바이오 센서가 개시되어 있으며, 대한민국 공개특허 제10-2021-0012454호에서는 트리플 게이트 구조를 제공하는 등 다양한 방법을 통해 센서 정확도를 향상시킨 트랜지스터형 바이오 센서를 개발하고 있다. To solve this problem, Korean Patent Registration No. 10-1921627 discloses a transistor-type biosensor with improved sensor accuracy by diversifying gate patterns, and Korean Patent Publication No. 10-2021-0012454 discloses a triple gate structure. We are developing a transistor-type biosensor with improved sensor accuracy through various methods such as providing
하지만 상기의 방법으로도 용액 내 간섭 물질로 인해 성능이 감소되는 것은 피할 수 없으며, 또한 용액 내 간섭 물질을 최소화 하기 위해서는 버퍼 용액을 제조해야 하는 등 비용과 시간이 소모된다는 문제가 있다. However, even with the above method, it is unavoidable that the performance is reduced due to the interfering substances in the solution, and in order to minimize the interfering substances in the solution, there is a problem in that cost and time are consumed, such as having to prepare a buffer solution.
이러한 이유로, 버퍼 용액을 통한 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서가 요구되고 있다. For this reason, there is a need for a transistor-type biosensor that does not require sample dilution through a buffer solution.
본 발명은 상기와 같은 문제를 해결하기 위해 발명된 것으로서, 통상의 ISFET 센서에 불소 처리된 그래핀 채널 영역을 포함하는 대조 전극부를 결합한 감도 센서를 제공하는데 목적이 있다.The present invention was invented to solve the above problems, and an object of the present invention is to provide a sensitivity sensor in which a control electrode unit including a fluorine-treated graphene channel region is combined with a conventional ISFET sensor.
상기와 같은 목적을 달성하기 위한 본 발명의 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서에 있어서, 대상 물질을 포함하는 분석 용액의 전기적 신호를 측정하는 센싱부 및 상기 센싱부와 전기적으로 연결되며, 상기 분석 용액의 전기적 신호를 측정하는 대조 전극부를 포함하되, 상기 대조 전극부는, 불소 원자가 결합 된 그래핀(graphene) 채널 영역을 포함하는 것을 특징으로 한다.In the transistor type biosensor that does not require sample dilution of the present invention for achieving the above object, a sensing unit for measuring an electrical signal of an analysis solution containing a target material and electrically connected to the sensing unit, the analysis A control electrode for measuring an electrical signal of the solution is included, wherein the control electrode includes a graphene channel region to which a fluorine atom is bonded.
대조 전극부의 상기 불소 원자는 상기 그래핀을 이루는 탄소 원자와 이온 결합, 세미 이온 결합 또는 벤젠 구조의 카본 π-π결합 (플루오르벤젠, C6H5F) 중 선택되는 어느 하나의 결합 방법으로 결합하여, 상기 그래핀 채널 영역이 전도성을 유지하는 상태로 제공되는 것을 특징으로 한다.The fluorine atom of the control electrode is bonded to a carbon atom constituting the graphene by any one bonding method selected from ionic bonding, semi-ionic bonding, or carbon π-π bonding of a benzene structure (fluorobenzene, C 6 H 5 F) Thus, the graphene channel region is characterized in that it is provided in a state that maintains conductivity.
트랜지스터형 바이오 센서는, 상기 센싱부로부터 상기 분석 용액의 제1 변위를 산출하고, 상기 대조 전극부로부터 상기 분석 용액의 제2 변위를 산출하여, 상기 제1 변위와 상기 제2 변위의 차이를 비교하여 상기 대상 물질의 농도를 측정하는 것을 특징으로 한다. The transistor-type biosensor calculates a first displacement of the analysis solution from the sensing unit, calculates a second displacement of the analysis solution from the control electrode unit, and compares the difference between the first displacement and the second displacement to measure the concentration of the target substance.
트랜지스터형 바이오 센서에서 제1 변위는 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS), 전류, 게이트 채널 저항 및 게이트 채널의 전도성 중에서 선택되는 어느 하나 이상의 변위이며, 제2 변위는 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS), 전류, 게이트 채널 저항 및 게이트 채널의 전도성 중에서 선택되는 어느 하나의 변위인 것을 특징으로 한다. In the transistor type biosensor, the first displacement is any one or more displacements selected from a gate-source voltage (V GS ), current, gate channel resistance, and gate channel conductivity of the sensing part, and the second displacement is a gate-source voltage of the control electrode part- It is characterized in that it is any one displacement selected from the source voltage (V GS ), the current, the gate channel resistance, and the conductivity of the gate channel.
센싱부로부터 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS), 드레인-소스 전류(IDS), 게이트 채널의 저항, 게이트 채널의 전도성 등 센싱부의 전기적 특성 변위를 산출하고, 대조 전극부로부터 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS), 드레인-소스 전류(IDS), 게이트 채널의 저항, 게이트 채널의 전도성 등 대조 전극부의 전기적 특성 변위를 산출하여, 센싱부의 전기적 특성 변위와 상기 대조 전극부의 전기적 특성 변위의 차이를 비교하여 상기 대상 물질의 농도를 측정하는 것을 특징으로 한다. Displacement of electrical characteristics of the sensing unit, such as gate-source voltage (V GS ), drain-source current (I DS ), gate channel resistance, and gate channel conductivity, of the sensing unit is calculated from the sensing unit, and the control electrode is used from the control electrode unit. Negative gate-source voltage (V GS ), drain-source current (I DS ), gate channel resistance, gate channel conductivity, and other electrical characteristic displacements of the control electrode part are calculated, so that the electrical characteristic displacement of the sensing part and the electrical characteristic displacement of the control electrode part are calculated. It is characterized in that the concentration of the target material is measured by comparing the difference in characteristic displacement.
대조 전극부에서 상기 불소 원자의 비율은 상기 그래핀 채널의 카본 원자대비 불소 원자 비율이 15% 이상인 것을 특징으로 한다. The ratio of fluorine atoms in the control electrode part is characterized in that the ratio of fluorine atoms to carbon atoms of the graphene channel is 15% or more.
센싱부 및 상기 대조 전극부는 병렬로 연결되는 것을 특징으로 한다. The sensing unit and the control electrode unit are connected in parallel.
상기와 같은 목적을 달성하기 위한 본 발명의 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서의 측정방법에 있어서, 대상 물질을 포함하는 분석 용액의 전기적 신호를 검출하여 제1 변위를 측정하는 단계 상기 분석 용액의 전기적 신호를 검출하여 제2 변위를 측정하는 단계 및 상기 제1 변위와 상기 제2 변위의 차이를 산출하여 상기 대상 물질의 농도를 측정하는 단계를 포함하며, 상기 제2 변위는 불소 원자가 결합 된 그래핀(graphene) 채널 영역을 포함하는 대조 전극부에서 측정되는 것을 특징으로 한다. In the method for measuring a transistor type biosensor that does not require sample dilution of the present invention for achieving the above object, the step of measuring a first displacement by detecting an electrical signal of an analysis solution containing a target material measuring a second displacement by detecting an electrical signal and calculating a difference between the first displacement and the second displacement to measure the concentration of the target material, wherein the second displacement is a graph in which fluorine atoms are bonded It is characterized in that it is measured in the control electrode portion including the fin (graphene) channel region.
본 발명에 따르면, 대조 전극부를 통해 샘플 희석 과정을 생략함으로써, 검사 시간 및 비용을 절감할 수 있다는 효과가 있다. According to the present invention, there is an effect that the test time and cost can be reduced by omitting the sample dilution process through the control electrode part.
또한, 간섭 물질들에 의한 영향력을 최소화 함으로써, 측정 정확도가 향상된 고감도 센서를 제작할 수 있는 효과가 있다. In addition, by minimizing the influence of interfering substances, it is possible to manufacture a high-sensitivity sensor with improved measurement accuracy.
도 1은 본 발명의 실시 예에 따른 대조 전극부를 설명하기 위한 도면이다.
도 2는 그래핀 채널 영역에서의 불소 원자와 그래핀 채널 영역을 이루는 탄소 원자간의 결합을 설명하기 위한 그래프이다.
도 3은 불소화 처리된 그래핀 채널 영역의 각 이온 농도에 대한 전기적 특성을 설명하기 위한 그래프이다.
도 4는 본 발명의 실시예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서를 개략적으로 도시하는 개념도이다.
도 5는 본 발명의 실시예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서의 제1 변위 및 제2 변위를 비교하기 위한 그래프이다.
도 6은 본 발명의 실시예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서의 나트륨(Na), 칼륨(K) 및 pH에 따른 대상물질의 변위 차이를 산출한 그래프이다. 1 is a view for explaining a control electrode unit according to an embodiment of the present invention.
2 is a graph for explaining a bond between a fluorine atom in the graphene channel region and a carbon atom constituting the graphene channel region.
3 is a graph for explaining the electrical characteristics of each ion concentration of the fluorinated graphene channel region.
4 is a conceptual diagram schematically illustrating a transistor-type biosensor according to an embodiment of the present invention.
5 is a graph for comparing a first displacement and a second displacement of a transistor-type biosensor according to an embodiment of the present invention.
6 is a graph of calculating a displacement difference of a target material according to sodium (Na), potassium (K), and pH of a transistor-type biosensor according to an embodiment of the present invention.
상술한 본 발명의 특징 및 효과는 첨부된 도면과 관련한 다음의 상세한 설명을 통하여 보다 분명해 질 것이며, 그에 따라 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명의 기술적 사상을 용이하게 실시할 수 있을 것이다. 본 발명은 다양한 변경을 가할 수 있고 여러 가지 형태를 가질 수 있는바, 특정 실시 예들을 도면에 예시하고 본문에 상세하게 설명하고자 한다. 그러나 이는 본 발명을 특정한 개시형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술범위에 포함되는 모든 변경, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다. 본 출원에서 사용되는 용어는 단지 특정한 실시 예들을 설명하기 위한 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다.The features and effects of the present invention described above will become more apparent through the following detailed description in relation to the accompanying drawings, and accordingly, those of ordinary skill in the art to which the present invention pertains can easily implement the technical idea of the present invention. will be able Since the present invention can have various changes and can have various forms, specific embodiments are illustrated in the drawings and described in detail in the text. However, this is not intended to limit the present invention to a specific disclosed form, it should be understood to include all modifications, equivalents and substitutes included in the spirit and scope of the present invention. The terms used in the present application are only for describing specific embodiments, and are not intended to limit the present invention.
이하, 본 발명의 바람직한 실시 예를 첨부도면을 참조하여 상세히 설명한다. Hereinafter, a preferred embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
본 발명은 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 센싱부 및 대조 전극부를 포함하여, 상기 센싱부에서 측정된 제1 변위와 상기 대조 전극부에서 측정된 제2 변위의 차이를 산출하여 대상 물질의 농도를 측정하는 트랜지스터 바이오 센서에 관한 발명이다.The present invention relates to a transistor-type biosensor that does not require sample dilution, and more particularly, to a first displacement measured by the sensing unit and a second displacement measured by the control electrode, including a sensing unit and a control electrode unit. The invention relates to a transistor biosensor that measures the concentration of a target substance by calculating a difference.
본 발명에서 센싱부는 대상 물질을 포함하는 분석 용액의 전기적 신호를 측정하는 구성을 의미한다. 상기 센싱부는 FET(Field Effect Transistor) 기반의 바이오 센서로 제공될 수 있으며, 더 바람직하게는 전하 검출 방식 FET(Ion sensitive field-effect transistor; ISFET) 기반의 센서로 제공될 수 있다. 이하, FET 기반의 바이오 센서를 트랜지스터형 바이오 센서로 정의한다. In the present invention, the sensing unit means a configuration for measuring an electrical signal of an analysis solution containing a target material. The sensing unit may be provided as a field effect transistor (FET)-based biosensor, and more preferably, a charge detection type ion sensitive field-effect transistor (ISFET)-based sensor. Hereinafter, an FET-based biosensor is defined as a transistor type biosensor.
실시 예에 따르면, 상기 센싱부는 기판, 상기 기판 상에 형성된 작업 전극 및 기준 전극 및 게이트 채널이 형성되며, 상기 게이트 채널에는 검출하고자 하는 대상 물질과 감응하는 항체, 단백질, 또는 감응막 등을 도포하여 대상 물질 농도를 측정할 수 있다.According to an embodiment, the sensing unit is formed with a substrate, a working electrode and a reference electrode formed on the substrate, and a gate channel, and the gate channel is coated with an antibody, protein, or a sensitive film that is sensitive to a target material to be detected. The target substance concentration can be measured.
실시 예에 따르면, 상기 센싱부는 다양한 재질로 형성될 수 있으며, 바람직하게는 실리콘, ITO(Indium Tin Oxide), CNT(Carbon Nano Tube), 그래핀(graphene), 전도성 고분자막, 카본 나노 와이어, 인듐 산화물 등으로 이루어진 군에서 선택되는 어느 하나로 형성될 수 있다. According to an embodiment, the sensing unit may be formed of various materials, preferably silicon, indium tin oxide (ITO), carbon nano tube (CNT), graphene, conductive polymer film, carbon nanowire, indium oxide. It may be formed of any one selected from the group consisting of.
본 발명에서 대조 전극부는 상기 센싱부와 전기적으로 연결되며, 상기 분석 용액의 전기적 신호를 측정하는 구성을 의미한다. In the present invention, the control electrode unit is electrically connected to the sensing unit, and means a configuration for measuring an electrical signal of the analysis solution.
상기 대조 전극부는 기판, 상기 기판 내에 서로 이격되어 형성되고 상기 기판과 반대 극성을 갖는 소스 영역 및 드레인 영역, 상기 소스 영역 및 드레인 영역 사이에 배치되는 채널 영역을 포함할 수 있다. The control electrode part may include a substrate, a source region and a drain region formed to be spaced apart from each other in the substrate and having polarities opposite to that of the substrate, and a channel region disposed between the source region and the drain region.
실시 예에 따르면, 상기 대조 전극부의 채널 영역은 소정의 두께를 갖는 그래핀 레이어로 제공될 수 있으며, 더 바람직하게는 불소화 처리된 그래핀으로 제공될 수 있다. According to an embodiment, the channel region of the control electrode part may be provided as a graphene layer having a predetermined thickness, and more preferably, may be provided as fluorinated graphene.
본 발명에서 불소화 처리는 그래핀으로 제공되는 채널 영역에 불소(F)를 고정하여 상기 그래핀 채널 영역에 형성된 그래핀 레이어의 표면의 원자 구조를 개질(Modification)할 수 있다. In the present invention, the fluorination treatment may modify the atomic structure of the surface of the graphene layer formed in the graphene channel region by fixing fluorine (F) in the channel region provided as graphene.
실시 예에 따르면, 상기 불소화 처리는 그래핀 레이어에 불소 가스(CH4, C3F8) 분위기에서 플라즈마 처리 또는 플루오르벤젠(C6H5F) 등 불소계열의 화학약품을 사용하는것 외 공지된 기술을 통해 상기 그래핀 레이어 표면에 불소(F) 원소를 고정할 수 있다. 이하, 본 명세서에서는 상기 불소화 처리의 방법으로 플라즈마 처리법 및 플루오르벤젠을 사용하겠으나, 이에 한정된 것은 아니며, 공지된 표면 개질 방법을 통해 수행할 수 있음은 자명하다. According to an embodiment, the fluorination treatment is known in addition to using a fluorine-based chemical such as plasma treatment or fluorobenzene (C 6 H 5 F) in a fluorine gas (CH 4 , C 3 F 8 ) atmosphere on the graphene layer. It is possible to fix element fluorine (F) on the surface of the graphene layer through the technique. Hereinafter, in the present specification, plasma treatment and fluorobenzene will be used as the fluorination treatment method, but the present disclosure is not limited thereto, and it is obvious that the fluorination treatment can be performed through a known surface modification method.
상기 불소화 처리로 인하여, 상기 그래핀 채널 영역은 소수성을 가질 수 있으며, 세포 및 생화학 분자 흡착이 억제될 수 있다. Due to the fluorination treatment, the graphene channel region may have hydrophobicity, and adsorption of cells and biochemical molecules may be inhibited.
본 발명에서 대상 물질은 분석 용액에 포함되어 트랜지스터형 바이오 센서로 측정하고자 하는 타겟 물질을 의미하며, 구체적으로 단백질로 구성된 생화학 분자등을 지칭할 수 있으며, 더 구체적으로 효소, 세포, 탄수화물, 미생물, 항체, 약물, 바이오 마커, 호르몬 등을 지칭할 수 있다. 또한, 용액에 용해되어 있는 각각의 이온 농도도 타겟 물질에 해당된다.In the present invention, a target material refers to a target material to be measured by a transistor-type biosensor included in an analysis solution, and may specifically refer to biochemical molecules composed of proteins, and more specifically, enzymes, cells, carbohydrates, microorganisms, It may refer to antibodies, drugs, biomarkers, hormones, and the like. In addition, the concentration of each ion dissolved in the solution also corresponds to the target material.
본 발명에서 분석 용액은 소변, 혈장, 혈액, 혈청, 조직, 세포, 림프액 및 분변과 같이 생물학적 시료 또는 상기 생물학적 시료와 유사한 조건을 구현한 인공 시료로 제공될 수 있다.In the present invention, the analysis solution may be provided as a biological sample, such as urine, plasma, blood, serum, tissue, cells, lymph fluid, and feces, or an artificial sample embodying conditions similar to the biological sample.
이하 도 1을 통해 본 발명의 실시 예에 따른 대조 전극부를 더 구체적으로 설명한다. Hereinafter, a control electrode unit according to an embodiment of the present invention will be described in more detail with reference to FIG. 1 .
도 1은 본 발명의 실시 예에 따른 대조 전극부를 설명하기 위한 도면이다. 1 is a view for explaining a control electrode unit according to an embodiment of the present invention.
도 1을 참조하면, 본 발명의 실시 예에 따른 대조 전극부(100)는 기판(110), 소스 영역(130), 드레인 영역(150) 및 그래핀 채널 영역(170)이 포함될 수 있다. Referring to FIG. 1 , a
구체적으로, 상기 기판(110)의 일 면에 기판(110)과 반대 극성을 갖는 소스 영역(130) 및 드레인 영역(150)이 서로 이격되어 형성될 수 있으며, 상기 소스 영역(130) 및 드레인 영역(150) 사이에 그래핀 채널 영역(170)이 형성될 수 있다.Specifically, a
앞서 설명한 바와 같이 상기 그래핀 채널 영역(170)은 그래핀 레이어로 제공될 수 있으며, 더 바람직하게는 불소화 처리를 통해 소수성으로 표면 개질된 그래핀 레이어로 제공될 수 있다. As described above, the
또한, 상기 소스 영역(130)과 상기 드레인 영역(150)에는 각각 소스 전극 및 드레인 전극이 마련될 수 있다. In addition, a source electrode and a drain electrode may be provided in the
상기 소스 영역(130)과 상기 드레인 영역(150)의 상면에는 금(Au)을 증착시킨 금 전극이 형성될 수 있다. 상기 금 전극을 통해, 상기 소스 영역(130) 및 드레인 영역(150)에 전압 인가 또는 전류를 측정하기 위해 필요한 전선의 접촉 시 오믹(Ohmic) 접촉을 형성할 수 있다.A gold electrode having gold (Au) deposited thereon may be formed on top surfaces of the
실시 예에 따르면, 상기 그래핀 채널 영역(170)은 상기 분석 용액과 직접 접촉하여 상기 분석 용액의 변위를 측정할 수 있다. 상기 그래핀 채널 영역(170)이 변위를 측정하고, 이를 통해 대상 물질의 농도를 측정하는 과정에 대해서는 후술하도록 한다. According to an embodiment, the
이상 도 1을 통해 본 발명의 실시 예에 따른 대조 전극부의 구성에 대해 설명하였다. 이하 도 2 내지 3을 통해 그래핀 채널 영역과 불소화 처리에 대해 더 자세히 설명한다. The configuration of the control electrode unit according to the embodiment of the present invention has been described above with reference to FIG. 1 . Hereinafter, the graphene channel region and the fluorination treatment will be described in more detail with reference to FIGS. 2 to 3 .
도 2는 그래핀 채널 영역에서의 불소 원자와 그래핀 채널 영역을 이루는 탄소 원자간의 결합을 설명하기 위한 그래프이고, 도 3은 불소화 처리된 그래핀 채널 영역의 용액 내 각 이온 농도에 대한 전기적 특성을 설명하기 위한 그래프이다.2 is a graph for explaining the bonding between fluorine atoms in the graphene channel region and carbon atoms constituting the graphene channel region, and FIG. 3 is an electrical characteristic for each ion concentration in the solution of the fluorinated graphene channel region. This is a graph to explain.
앞서 설명한대로, 본 발명의 실시 예에 따른 그래핀 채널은 그래핀 레이어로 제공될 수 있으며, 더 바람직하게는 불소화 처리를 통해 표면에 불소(F)원자를 고정한 그래핀 레이어로 제공될 수 있다. As described above, the graphene channel according to the embodiment of the present invention may be provided as a graphene layer, and more preferably as a graphene layer in which fluorine (F) atoms are fixed to the surface through fluorination treatment.
통상적으로, 불소(F) 원자와 탄소(C) 원자는 공유 결합(Covalent bond), 이온 결합(Ionic bond), 세미 이온결합(Semi-ionic bond) 및 불소(F) 원자를 가지고 있는 벤젠의 탄소(C) 원자와 탄소(C) 원자의 전자 궤도 중첩에 의한 π-π결합 중에서 선택되는 어느 하나 또는 하나 이상의 방법으로 결합될 수 있다.In general, a fluorine (F) atom and a carbon (C) atom are a covalent bond, an ionic bond, a semi-ionic bond, and a carbon of benzene having a fluorine (F) atom. The (C) atom and the carbon (C) atom may be bonded by any one or more than one method selected from π-π bonding by overlapping electron orbitals.
도 2를 참조하면, 불소(F) 원자와 상기 그래핀 채널을 이루는 탄소 원자 사이에 결합에 있어서, 공유 결합의 결합 에너지(Binding energy)가 가장 높은 것을 확인할 수 있다. 이는 상기 공유 결합이 탄소 불소간 결합(C-F)에 있어서 가장 안정적으로 결합할 수 있다는 것을 의미한다. Referring to FIG. 2 , in the bond between the fluorine (F) atom and the carbon atom constituting the graphene channel, it can be seen that the binding energy of the covalent bond is the highest. This means that the covalent bond can be most stably bonded in the carbon-fluorine bond (C-F).
하지만, 상기 탄소(C) 원자와 불소(F) 원자가 공유 결합을 하게 되면, 상기 탄소(C) 원자의 최외각 전자가 상기 불소(F) 원자로 이동하기 때문에 자유전자가 존재하지 않으며, 이는 그래핀 레이어의 전도성이 사라지게 된다. However, when the carbon (C) atom and the fluorine (F) atom form a covalent bond, free electrons do not exist because the outermost electron of the carbon (C) atom moves to the fluorine (F) atom, which is graphene The conductivity of the layer is lost.
하지만 본 발명에서는 탄소(C) 원자와 불소(F) 원자간의 공유 결합을 최소화 하기 위해 50 W 이하의 낮은 플라즈마 파워를 이용하여 그래핀 표면에 상대적으로 C-F 공유 결합 비율이 낮은 불소 처리 방법을 채택하고 있다. 또한, 불소(F) 원자가 벤젠 구조의 카본(C) 원자와 공유 결합 되어 있는 물질(플루오르벤젠)을 사용하여 불소(F) 원자와 그래핀 카본(C) 원자 간의 공유 결합이 아닌 벤젠의 카본(C) 원자와 그래핀 카본(C) 원자간의 π-π결합을 통해 불소(F) 원자를 그래핀 표면에 고정시키는 방법을 사용하게 된다. However, in the present invention, in order to minimize the covalent bonding between carbon (C) atoms and fluorine (F) atoms, a fluorine treatment method with a relatively low C-F covalent bonding ratio on the graphene surface using a low plasma power of 50 W or less is adopted. have. In addition, by using a material (fluorobenzene) in which a fluorine (F) atom is covalently bonded to a carbon (C) atom of a benzene structure, the carbon (F) of benzene is not a covalent bond between a fluorine (F) atom and a graphene carbon (C) atom. C) A method of fixing fluorine (F) atoms to the graphene surface through π-π bonds between atoms and graphene carbon (C) atoms is used.
상기 방법들을 이용하여 탄소(C)와 상기 불소(F)간의 공유 결합을 최소화하고, 이온 결합(Ionic bond), 세미 이온결합(Semi-ionic bond) 및 탄소(C) 원자간 π-π결합을 통해 상기 그래핀 레이어에 불소(F) 원자를 고정시킬 수 있다. 즉, 상기 그래핀 레이어는 전도성이 유지된 상태에서 불소(F)원자가 고정될 수 있다. the above methods to minimize the covalent bond between carbon (C) and the fluorine (F) using A fluorine (F) atom can be fixed to the pin layer. That is, in the graphene layer, fluorine (F) atoms may be fixed in a state in which conductivity is maintained.
아울러, 상기 불소(F) 원자로 인하여, 상기 그래핀 레이어의 표면은 소수성으로 변화하게 되며, 상기 대상 물질이 상기 그래핀 채널 영역에 흡착되는 것을 억제할 수 있다. In addition, due to the fluorine (F) atom, the surface of the graphene layer is changed to be hydrophobic, and adsorption of the target material to the graphene channel region may be suppressed.
실시 예에 따르면, 상기 불소화 처리를 통해 상기 불소 원자의 결합 비율은 상기 그래핀 채널 카본 원자 비율 대비 15% 이상, 더 바람직하게는 상기 그래핀 채널의 카본 원자 비율 대비 15 내지 50% 만큼 불소(F) 원자를 결합시킬 수 있다. 상기 불소(F) 원자가 상기 그래핀 채널 카본 원자 비율 대비 15% 미만으로 결합되면, 상기 그래핀 레이어에 결합된 불소(F) 원자가 부족하여 상기 그래핀 레이어의 소수성이 감소될 수 있다. 이는 그래핀 레이어에 대상 물질이 흡착되어 상기 대조 전극부에 상기 대상 물질의 전기적 신호가 감지될 수 있다. 이는 대상 물질의 정확한 농도를 측정하는데 오류로 작용하여 바이오 센서의 정확도가 감소될 수 있다.According to an embodiment, through the fluorination treatment, the bonding ratio of the fluorine atoms is 15% or more compared to the carbon atom ratio of the graphene channel, and more preferably, 15 to 50% of the carbon atom ratio of the graphene channel is fluorine (F). ) can bond atoms together. When the fluorine (F) atoms are bonded to less than 15% of the graphene channel carbon atom ratio, the fluorine (F) atoms bonded to the graphene layer may be insufficient, so that the hydrophobicity of the graphene layer may be reduced. In this case, the target material is adsorbed to the graphene layer, so that an electrical signal of the target material may be detected in the control electrode part. This may act as an error in measuring the correct concentration of the target material, and thus the accuracy of the biosensor may be reduced.
반대로 상기 불소(F) 원자의 결합 면적이 상기 그래핀 채널 카본 원자 비율 대비 50%를 초과하면 그래핀의 전도성이 감소하여 분석 용액에 대한 신뢰도가 감소할 수 있다. 이 또한 상기 대상 물질의 정확한 농도를 측정하는데 오류로 작용하여 바이오 센서의 정확도가 감소될 수 있다.Conversely, when the bonding area of the fluorine (F) atoms exceeds 50% of the graphene channel carbon atom ratio, the conductivity of the graphene may decrease, thereby reducing the reliability of the analysis solution. This also acts as an error in measuring the correct concentration of the target substance, and thus the accuracy of the biosensor may be reduced.
이러한 이유로 상기 불소(F) 원자의 결합 비율은 상기 그래핀 채널의 카본 원자 비율 대비 15%, 더 바람직하게는 15 내지 50% 일 수 있다. For this reason, the bonding ratio of the fluorine (F) atoms may be 15%, more preferably 15 to 50%, compared to the carbon atom ratio of the graphene channel.
실제로 도 3을 참조하면, 상기 불소화 처리 된 그래핀 채널을 포함하는 대조 전극부는 분석 용액의 양이온, 음이온 및 pH가 변화하여도 게이트 소스 전압(VGS) 및 드레인 소스 전류(IDS)가 동일한 수준으로 일정하게 유지되는 것을 확인할 수 있다. 이는, 상기 대조 전극부가 상기 분석 용액의 변위, 더 바람직하게는 분석 용액에 상기 물질들이 혼합되어 있어도 검출하고자 하는 대상 물질의 변위만을 측정할 수 있다는 것을 의미한다. In fact, referring to FIG. 3 , the control electrode unit including the fluorinated graphene channel has the same gate source voltage (V GS ) and drain source current (I DS ) even when the cations, anions, and pH of the analysis solution are changed. It can be seen that it remains constant. This means that the control electrode unit can measure only the displacement of the analyte solution, more preferably, only the displacement of the target material to be detected even when the substances are mixed in the analysis solution.
도 4는 본 발명의 실시예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서를 개략적으로 도시하는 개념도이고, 도 5는 제1 변위 및 제2 변위를 비교하기 위한 그래프이다. 4 is a conceptual diagram schematically illustrating a transistor-type biosensor according to an embodiment of the present invention, and FIG. 5 is a graph for comparing the first displacement and the second displacement.
도 4를 참조하면 본 발명의 실시예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서(1000)는 센싱부(300), 대조 전극부(100) 기준 전극(500), 제1 검출부(710) 및 제2 검출부(730)를 포함할 수 있다. 상기 센싱부(300) 및 대조 전극부(100)에 대한 구체적인 설명은 상술하였으므로 생략하도록 한다. Referring to FIG. 4 , a
상기 기준 전극(500)은 상기 분석 용액에 일정한 전압을 가하는 장치로 상기 센싱부(300) 및 상기 대조 전극부(100)와 연결되어 상기 분석 용액의 전압 또는 전위의 변위를 각각 측정할 수 있다. 즉, 상기 센싱부(300) 및 상기 대조 전극부(100)는 상기 기준 전극(500)을 통해 병렬로 연결될 수 있다. The
구체적으로, 상기 트랜지스터형 바이오 센서(1000)는 제1 검출부(710)를 사용하여 상기 기준 전극(500)과 상기 센싱부(300) 사이의 변위를 측정할 수 있으며, 제2 검출부(730)를 사용하여 상기 기준 전극(500)과 상기 대조 전극부(100) 사이의 변위를 측정할 수 있다. 이하, 상기 기준 전극(500)과 상기 센싱부(300) 사이의 변위를 제1 변위, 상기 기준 전극(500)과 상기 대조 전극부(100) 사이의 변위를 제2 변위로 정의할 수 있다. Specifically, the transistor-
실시 예에 따르면, 상기 트랜지스터형 바이오 센서(1000)는 상기 제1 변위와 상기 제2 변위의 차이를 산출하여 상기 대상 물질의 농도를 정확하게 측정할 수 있다. According to an embodiment, the transistor-
다시 말해, 상기 트랜지스터형 바이오 센서(1000)는 상기 센싱부(300)로부터 상기 분석 용액의 제1 변위를 측정하고, 상기 대조 전극부(100)로부터 상기 분석 용액의 제2 변위를 측정하여, 상기 제1 변위와 상기 제2 변위의 차이를 산출하여 상기 대상 물질의 농도를 측정할 수 있다. In other words, the transistor-
예를 들어, 도 5와 같이 상기 트랜지스터형 바이오 센서(1000)는 상기 센싱부(300)로부터 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS) 변위를 산출할 수 있고, 상기 대조 전극부로부터 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS) 변위를 산출할 수 있다.For example, as shown in FIG. 5 , the transistor-
이 경우 앞서 설명한 바와 같이 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS) 변위는 상기 기준 전극(500)에서 인가하는 전압과 분석 용액 내 전하들이 나타내는 전압의 합으로 표현될 수 있다. In this case, as described above, the displacement of the gate-source voltage (V GS ) of the control electrode part may be expressed as the sum of the voltage applied by the
반면에, 상기 센싱부의 게이트 채널에는 검출하고자 하는 대상 물질과 감응하는 항체, 단백질, 또는 감응막 등을 도포하여 대상 물질 농도를 측정할 수 있다. 이러한 이유로 인해 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS) 변위는 분석 용액 내 전하들이 나타내는 전합과 대상 물질 농도로 인한 전압의 합으로 표현될 수 있다. On the other hand, the target material concentration may be measured by coating the gate channel of the sensing unit with an antibody, protein, or sensitive film that is sensitive to the target material to be detected. For this reason, the displacement of the gate-source voltage (V GS ) of the sensing unit may be expressed as the sum of the electric charges in the analysis solution and the voltage due to the concentration of the target material.
즉, 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS) 변위에서 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS) 변위의 차를 구하면, 양 변위에 공통적으로 포함되는 분석 용액의 전압은 소멸되고, 대상 물질 농도로 인한 전압 값만 나타나게 된다. 이를 통해 상기 대상 물질의 농도를 정확하게 측정할 수 있다. That is, when the difference between the displacement of the gate-source voltage (V GS ) of the control electrode part is obtained from the displacement of the gate-source voltage (V GS ) of the sensing part, the voltage of the analysis solution commonly included in both displacements disappears, and the target material Only the voltage value due to the concentration is displayed. Through this, the concentration of the target substance can be accurately measured.
도 5에서는 상기 제1 변위 및 제2 변위가 전압인 경우만을 예를 들어 설명하였으나, 상기 변위 값이 전류, 저항, 전도성 등 전기적 특성인 경우에도 동일하게 적용될 수 있다. In FIG. 5 , only the case where the first displacement and the second displacement are voltages has been described as an example, but the same may be applied to cases in which the displacement values are electrical characteristics such as current, resistance, and conductivity.
구체적으로, 상기 제1 변위는 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS), 전류, 게이트 채널 저항 및 게이트 채널의 전도성 등 상기 센싱부 전기적 특성에 대한 변위를 의미할 수 있으며, 상기 제2 변위는 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS), 전류, 게이트 채널 저항 및 게이트 채널 등 상기 대조 전극부의 전기적 특성에 대한 변위로 정의될 수 있다. Specifically, the first displacement may mean a displacement with respect to electrical characteristics of the sensing unit, such as gate-source voltage (V GS ), current, gate channel resistance, and gate channel conductivity of the sensing unit, and the second displacement is The control electrode may be defined as a displacement with respect to electrical characteristics of the control electrode, such as a gate-source voltage (V GS ), a current, a gate channel resistance, and a gate channel.
즉, 본 발명의 실시 예에 따른 트랜지스터 방식의 바이오 센서(1000)는 상기 센싱부(300)의 전기적 특성 변위와 상기 대조 전극부(100)의 전기적 특성 변위를 각각 산출한 후 변위의 차를 구하여 상기 대상 물질의 농도를 정확하게 측정할 수 있음은 물론이다.That is, the transistor-
또한, 본 발명의 실시 예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서(1000)는 도 6과 같이 상기 분석 용액의 양이온, 음이온 및 pH가 변화하여도 상기 센싱부(300)의 전기적 특성 변위와 상기 대조 전극부(100)의 전기적 특성 변위를 산출하여 상기 대상 물질의 농도를 정확하게 측정할 수 있다. In addition, in the transistor-
도 6을 참조하면, 상기 분석 용액에 나트륨(Na) 또는 칼륨(K) 및 pH 농도가 변화하여도 대상 물질의 농도를 산출할 수 있다. 이는 앞서 설명한것과 같이 상기 센싱부(300)와 상기 대조 전극부(100) 모두 분석 용액과 직접 접촉하여 각각의 변위를 산출한 후 변위의 차를 구하기 때문이다. 이를 통해, 상기 분석 용액의 양이온, 음이온 및 pH에 영향받지 않고 대상 물질의 농도를 정확하게 측정할 수 있다.Referring to FIG. 6 , even when sodium (Na) or potassium (K) and pH concentrations in the analysis solution are changed, the concentration of the target material can be calculated. This is because, as described above, both the
이상 본 발명의 실시 예에 따르면, 통상의 트랜지스터 센서로 제공되는 센싱부에 불소 처리된 그래핀 채널 영역을 포함하는 대조 전극부를 결합하여 희석용 버퍼 용액 없이도 대상 물질의 농도를 측정하는 트랜지스터형 바이오 센서를 제공할 수 있다. As described above, according to an embodiment of the present invention, a transistor-type biosensor that measures the concentration of a target material without a buffer solution for dilution by combining a control electrode unit including a fluorine-treated graphene channel region with a sensing unit provided as a conventional transistor sensor can provide
통상의 트랜지스터형 바이오 센서는 상기 분석 용액 내 대상 물질로 인한 변위, 예를 들어 대상 물질이 가지고 있는 전위로 인하여 형성되는 변위를 측정하여 대상 물질의 농도를 산출할 수 있다. 이 때, 변위의 종류로는 게이트 소스 전압(VGS), 드레인 소스 전류(IDS), 게이트 채널의 저항 및 전도성 등 전기적 특성이 있다. A typical transistor-type biosensor may calculate the concentration of the target material by measuring a displacement due to the target material in the analysis solution, for example, a displacement formed due to the potential of the target material. In this case, the type of displacement includes electrical characteristics such as a gate-source voltage (V GS ), a drain-source current (I DS ), and resistance and conductivity of the gate channel.
하지만, 상기 분석 용액은 단백질, 양이온, 음이온, 헤모글로빈 등 다수의 간섭 물질이 혼합되어 있으며, 상기 간섭 물질이 상기 대상 물질로 인한 전류, 전압 및 전기적 특성 변위를 정확하게 산출하는 것을 방해하여 정확도가 감소할 수 있다. 이를 방지하기 위해 희석용 버퍼 용액을 만들어 간섭 물질의 영향을 최소화 시키는 과정이 요구된다. However, the analysis solution is a mixture of a number of interfering substances such as proteins, cations, anions, hemoglobin, etc., and the interfering substances prevent the accurate calculation of current, voltage and electrical property displacement due to the target substance, so that the accuracy is reduced. can To prevent this, a process of making a buffer solution for dilution to minimize the influence of interfering substances is required.
반면에 본 발명의 실시 예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서는 상기 불소화 처리를 통해 대상 물질에 감응하지 않는 전극부, 즉 대조 전극부를 제공할 수 있다. 상기 대조 전극부를 통하여 상기 대상 물질을 제외한 용액의 전류, 전압 및 전기적 특성 변위를 정확하게 측정할 수 있으며, 이를 통상의 트랜지스터형 센서와 결합하여 상기 대상 물질로 인한 전류, 전압 및 전기적 특성 변위를 정확하게 산출할 수 있다. On the other hand, the transistor-type biosensor according to an embodiment of the present invention may provide an electrode portion that does not respond to a target material, that is, a control electrode portion, through the fluorination treatment. Through the control electrode part, it is possible to accurately measure the current, voltage and electrical characteristic displacement of the solution except for the target material, and by combining this with a conventional transistor type sensor, the current, voltage and electrical characteristic displacement due to the target material can be accurately calculated can do.
상술한 특징으로 인하여, 본 발명은 희석용 버퍼 용액을 제조하여 분석 용액을 희석하는 과정을 생략하여 빠른 진단과 비용 절감을 제공할 수 있다. 아울러, 분석 용액 내 간섭 물질로 인한 측정오차를 최소화 하여 바이오 센서의 정확성을 향상할 수 있다. Due to the above-described characteristics, the present invention can provide rapid diagnosis and cost reduction by omitting the process of preparing a buffer solution for dilution and diluting the analysis solution. In addition, it is possible to improve the accuracy of the biosensor by minimizing measurement errors due to interfering substances in the analysis solution.
본 발명에서 불소처리는 플라즈마 처리 방법을 이용하는 경우 실온(25℃)에서 50 kHz 라디오 주파수 플라즈마 소스를 이용하여 50 W 파워로 C3F8 가스 분위기(10 sccm)에서 20분 처리하였다. 또한, 플루오르벤젠 용액을 이용하는 경우 실온에서 순수 플루오르벤젠 용액 속에서 24시간 불소 처리 하였다. 플루오르벤젠 용액의 온도를 높이면 불소 처리 시간이 짧아진다. In the present invention, fluorine treatment was performed in a C 3 F 8 gas atmosphere (10 sccm) with 50 W power at room temperature (25° C.) using a 50 kHz radio frequency plasma source when using a plasma treatment method in the present invention. In addition, when using a fluorobenzene solution, fluorine treatment was performed at room temperature in a pure fluorbenzene solution for 24 hours. Increasing the temperature of the fluorobenzene solution shortens the fluorine treatment time.
앞서 설명한 본 발명의 상세한 설명에서는 본 발명의 바람직한 실시 예들을 참조하여 설명하였지만, 해당 기술 분야의 숙련된 당업자 또는 해당 기술 분야에 통상의 지식을 갖는 자라면 후술 될 특허청구범위에 기재된 본 발명의 사상 및 기술영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 이해할 수 있을 것이다.Although the detailed description of the present invention described above has been described with reference to preferred embodiments of the present invention, those skilled in the art or those having ordinary knowledge in the technical field will be described later in the claims of the present invention And it will be understood that various modifications and variations of the present invention can be made without departing from the technical scope.
100 : 대조 전극부
110 : 기판
130 : 소스 영역
150 : 드레인 영역
170 : 채널 영역
300 : 센싱부
500 : 기준 전극
1000: 트랜지스터형 바이오 센서100: control electrode part
110: substrate
130: source area
150: drain region
170: channel area
300: sensing unit
500: reference electrode
1000: transistor type biosensor
Claims (6)
상기 센싱부와 전기적으로 연결되며, 상기 분석 용액의 전기적 신호를 측정하는 대조 전극부;를 포함하되,
상기 대조 전극부는, 불소 원자가 결합 된 그래핀(graphene) 채널 영역을 포함하는 것을 특징으로 하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서.a sensing unit for measuring an electrical signal of an analysis solution containing a target substance; and
A control electrode unit electrically connected to the sensing unit and measuring an electrical signal of the analysis solution; including,
The control electrode unit, a transistor type biosensor that does not require sample dilution, characterized in that it includes a graphene channel region to which a fluorine atom is bonded.
상기 대조 전극부의 상기 불소 원자는 상기 그래핀을 이루는 탄소 원자와 이온 결합, 세미 이온 결합 또는 불소 원자가 결합되어 있는 벤젠 구조의 카본 원자와 그래핀 카본 원자 간 π-π결합 중 선택되는 어느 하나의 결합 방법으로 결합하여, 상기 그래핀 채널 영역이 전도성을 유지하는 상태로 제공되는 것을 특징으로 하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서. The method of claim 1,
The fluorine atom of the control electrode part is a carbon atom constituting the graphene and an ionic bond, a semi-ionic bond, or any one bond selected from a π-π bond between a carbon atom of a benzene structure to which a fluorine atom is bonded and a graphene carbon atom A transistor type biosensor that does not require sample dilution, characterized in that it is provided in a state in which the graphene channel region maintains conductivity by combining by a method.
상기 트랜지스터형 바이오 센서는,
상기 센싱부로부터 상기 분석 용액의 제1 변위를 산출하고,
상기 대조 전극부로부터 상기 분석 용액의 제2 변위를 산출하여,
상기 제1 변위와 상기 제2 변위의 차이를 비교하여 상기 대상 물질의 농도를 측정하는 것을 특징으로 하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서.3. The method of claim 2,
The transistor type biosensor,
calculating a first displacement of the analysis solution from the sensing unit,
Calculating a second displacement of the analysis solution from the control electrode part,
A transistor type biosensor that does not require sample dilution, characterized in that the concentration of the target material is measured by comparing the difference between the first displacement and the second displacement.
상기 제1 변위는 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS), 전류, 게이트 채널 저항 및 게이트 채널의 전도성 중에서 선택되는 어느 하나 이상의 전기적 특성에 대한 변위이며,
상기 제2 변위는 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS), 전류, 게이트 채널 저항 및 게이트 채널의 전도성 중에서 선택되는 어느 하나의 전기적 특성에 대한 변위인 것을 포함하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서. 4. The method of claim 3,
The first displacement is a displacement with respect to any one or more electrical characteristics selected from a gate-source voltage (V GS ), current, gate channel resistance, and gate channel conductivity of the sensing unit,
wherein the second displacement is a displacement for any one electrical property selected from a gate-source voltage (V GS ), a current, a gate channel resistance, and a gate channel conductivity of the control electrode part, the sample dilution-free transistor comprising that type biosensor.
상기 센싱부 및 상기 대조 전극부는 병렬로 연결되는 것을 특징으로 하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서. 3. The method of claim 2,
Transistor type biosensor that does not require sample dilution, characterized in that the sensing unit and the control electrode unit are connected in parallel.
상기 분석 용액의 전기적 신호를 검출하여 제2 변위를 측정하는 단계; 및
상기 제1 변위와 상기 제2 변위의 차이를 산출하여 상기 대상 물질의 농도를 측정하는 단계;를 포함하며,
상기 제2 변위는 불소 원자가 결합 된 그래핀(graphene) 채널 영역을 포함하는 대조 전극부에서 측정되는 것을 특징으로 하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서의 측정방법.
measuring a first displacement by detecting an electrical signal of an analysis solution containing a target material;
measuring a second displacement by detecting an electrical signal of the analysis solution; and
measuring the concentration of the target material by calculating a difference between the first displacement and the second displacement;
The second displacement is a method for measuring a transistor-type biosensor that does not require sample dilution, characterized in that it is measured in a control electrode unit including a graphene channel region to which a fluorine atom is bonded.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020210035917A KR102595879B1 (en) | 2021-03-19 | 2021-03-19 | Transistor type biosensor without solution dilute |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020210035917A KR102595879B1 (en) | 2021-03-19 | 2021-03-19 | Transistor type biosensor without solution dilute |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| KR20220130985A true KR20220130985A (en) | 2022-09-27 |
| KR102595879B1 KR102595879B1 (en) | 2023-10-30 |
Family
ID=83451831
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| KR1020210035917A KR102595879B1 (en) | 2021-03-19 | 2021-03-19 | Transistor type biosensor without solution dilute |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| KR (1) | KR102595879B1 (en) |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012168120A (en) * | 2011-02-16 | 2012-09-06 | Yokogawa Electric Corp | Ion sensor and ion concentration measurement method |
| KR101921627B1 (en) | 2017-06-16 | 2018-11-26 | 한국과학기술연구원 | Field effect transistor, biosensor comprising the same, method for manufacturing Field effect transistor, and method for manufacturing biosensor |
| KR20210012454A (en) | 2019-07-25 | 2021-02-03 | 광운대학교 산학협력단 | A high-performance biosensor based on a ion-sensitive field effect transistor having a triple gate structure |
-
2021
- 2021-03-19 KR KR1020210035917A patent/KR102595879B1/en active IP Right Grant
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012168120A (en) * | 2011-02-16 | 2012-09-06 | Yokogawa Electric Corp | Ion sensor and ion concentration measurement method |
| KR101921627B1 (en) | 2017-06-16 | 2018-11-26 | 한국과학기술연구원 | Field effect transistor, biosensor comprising the same, method for manufacturing Field effect transistor, and method for manufacturing biosensor |
| KR20210012454A (en) | 2019-07-25 | 2021-02-03 | 광운대학교 산학협력단 | A high-performance biosensor based on a ion-sensitive field effect transistor having a triple gate structure |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| Dae Hoon Kim et al., Two-Channel Graphene pH Sensor Using Semi-Ionic Fluorinated Graphene Reference Electrode, Sensor, 2020, Vol.20, pp.1-11 1부.* * |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR102595879B1 (en) | 2023-10-30 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US11531003B2 (en) | Analyte detector for detecting at least one analyte in at least one fluid sample | |
| Macchia et al. | About the amplification factors in organic bioelectronic sensors | |
| Park et al. | Applications of field-effect transistor (FET)-type biosensors | |
| Lee et al. | A self-amplified transistor immunosensor under dual gate operation: highly sensitive detection of hepatitis B surface antigen | |
| Sarangadharan et al. | Risk stratification of heart failure from one drop of blood using hand-held biosensor for BNP detection | |
| Kamahori et al. | A novel enzyme immunoassay based on potentiometric measurement of molecular adsorption events by an extended-gate field-effect transistor sensor | |
| Tarasov et al. | Gold-coated graphene field-effect transistors for quantitative analysis of protein–antibody interactions | |
| Bian et al. | A field effect transistor (FET)-based immunosensor for detection of HbA1c and Hb | |
| US11307162B2 (en) | Highly sensitive biomarker biosensors based on organic electrochemical transistors | |
| Stoop et al. | Charge noise in organic electrochemical transistors | |
| US10107824B2 (en) | Method for detecting cardiovascular disease biomarker | |
| US10739305B1 (en) | Biosensing systems and methods using a FET | |
| Gutiérrez-Sanz et al. | Transistor-based immunosensing in human serum samples without on-site calibration | |
| Lee et al. | Extended-gate amorphous InGaZnO thin film transistor for biochemical sensing | |
| Liang et al. | Multiplexed all-solid-state ion-sensitive light-addressable potentiometric sensor (ISLAPS) system based on silicone-rubber for physiological ions detection | |
| Stefan-van Staden et al. | Nanostructured materials detect epidermal growth factor receptor, neuron specific enolase and carcinoembryonic antigen | |
| Zverzhinetsky et al. | Direct whole blood analysis by the antigen-antibody chemically-delayed dissociation from nanosensors arrays | |
| KR102595879B1 (en) | Transistor type biosensor without solution dilute | |
| Dhull et al. | Microfluidics integrated NiO based electrolyte-gated FETs for the detection of cortisol | |
| Kamahori et al. | Enzyme immunoassay using a reusable extended-gate field-effect-transistor sensor with a ferrocenylalkanethiol-modified gold electrode | |
| ULUDAĞ et al. | An ultrasensitive electrochemical immunosensor platform based on disposable ITO electrode modified by 3-CPTMS for early detection of parathyroid hormone | |
| US20230273200A1 (en) | Electrochemical immunosensor for detection of calprotectin | |
| CN219799309U (en) | Complementary mode carbon nanotube and molybdenum disulfide dual-nanomaterial FET composite biosensor device | |
| Hamad et al. | Sensitivity Enhancement of Point-of-Care for Cardiac Markers Detection using Micro-Impedimetric Immunosensor Arrays | |
| Piro | Electronic devices for biomarker monitoring |
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 |