WO2024080388A1 - 바이오 센서 - Google Patents

바이오 센서 Download PDF

Info

Publication number
WO2024080388A1
WO2024080388A1 PCT/KR2022/015247 KR2022015247W WO2024080388A1 WO 2024080388 A1 WO2024080388 A1 WO 2024080388A1 KR 2022015247 W KR2022015247 W KR 2022015247W WO 2024080388 A1 WO2024080388 A1 WO 2024080388A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
layer
graphene layer
graphene
region
substrate
Prior art date
Application number
PCT/KR2022/015247
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
문진산
성진우
Original Assignee
엘지전자 주식회사
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 엘지전자 주식회사 filed Critical 엘지전자 주식회사
Priority to PCT/KR2022/015247 priority Critical patent/WO2024080388A1/ko
Publication of WO2024080388A1 publication Critical patent/WO2024080388A1/ko

Links

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
    • G01N27/28—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
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements

Definitions

  • the present disclosure relates to biosensors, and more specifically, to biosensors that can improve the sensing sensitivity of graphene-based sensors.
  • a biosensor generates color, electrical, and optical signals that change by a sensing material that is reactive to a specific target material contained in body fluids such as sweat and saliva, and biological materials such as blood or urine, and the selective response of the target material. do. Therefore, using a biosensor, it is possible to confirm whether a specific target substance exists.
  • the purpose of the present disclosure is to provide a biosensor that can improve the sensing sensitivity of a graphene-based sensor.
  • another object of the present disclosure is to provide a biosensor in which at least a portion of the lower surface of the graphene layer is spaced apart from the substrate.
  • a biosensor for achieving the above object includes a substrate, a graphene layer disposed on at least one concave pattern formed on the substrate, one end of the graphene layer, and a source formed on the substrate. It includes an electrode, a drain electrode spaced apart from the source electrode and formed on the other end of the graphene layer and the substrate, and a first passivation layer and a second passivation layer disposed on the source electrode and the drain electrode, respectively.
  • part of the first passivation layer may be formed under one end of the graphene layer, and part of the second passivation layer may be formed under the other end of the graphene layer.
  • the graphene layer may be disposed on a plurality of concave patterns formed on the substrate.
  • the graphene layer is disposed on a plurality of concave patterns formed on the substrate, and a plurality of convex patterns may be formed on the graphene layer adjacent to the plurality of concave patterns.
  • the plurality of convex patterns may be formed of the same material as the first passivation layer and the second passivation layer.
  • it may further include a gate electrode disposed to be spaced apart on top of either the first passivation layer or the second passivation layer.
  • a part of the graphene layer is coated with the source electrode or drain electrode and the first passivation layer or the second passivation layer, and the other part of the graphene layer is coated with the source electrode or drain electrode and the first passivation layer or the second passivation layer. It can be opened without being coated with a passivation layer.
  • a source electrode is formed on the first region including one end of the graphene layer, a first passivation layer is formed on the second region adjacent to the first region of the graphene layer, and adjacent to the second region of the graphene layer.
  • a passivation layer is not applied to the third region, and a second passivation layer is formed on the fourth region of the graphene layer adjacent to the third region, and a fifth region including the other end of the graphene layer and adjacent to the fourth region.
  • a drain electrode may be formed on the region.
  • the length of the second or fourth region of the graphene layer is preferably shorter than the length of the third region.
  • the length of the second or fourth region of the graphene layer may be 100 nm or less.
  • the source electrode or drain electrode includes an organic compound or an inorganic compound, and the inorganic compound may include at least one of WO3, MoO3, and ZnO.
  • the biosensor according to an embodiment of the present disclosure further includes an insulating layer disposed on a substrate, and the source electrode, drain electrode, and graphene layer may be disposed on the insulating layer.
  • a biosensor for achieving the above object includes a substrate, a graphene layer formed on the substrate, one end of the graphene layer, and a source electrode formed on the substrate, and the source electrodes are spaced apart from each other, It includes a drain electrode formed on the other end of the graphene layer and the substrate, and a first passivation layer and a second passivation layer disposed on the source electrode and the drain electrode, respectively, and at least a portion of the lower surface of the graphene layer is spaced apart from the substrate.
  • At least one concave pattern may be formed in a portion of the lower surface of the graphene layer in the substrate.
  • a plurality of concave patterns may be formed in some areas of the lower surface of the graphene layer in the substrate.
  • a plurality of concave patterns may be formed in some areas of the lower surface of the graphene layer in the substrate, and a plurality of convex patterns may be formed in some areas of the upper surface of the graphene layer.
  • a biosensor includes a substrate, a graphene layer disposed on at least one concave pattern formed on the substrate, one end of the graphene layer and a source electrode formed on the substrate, and a source electrode. They are spaced apart and include a drain electrode formed on the other end of the graphene layer and the substrate, and a first passivation layer and a second passivation layer disposed on the source electrode and the drain electrode, respectively. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved. Additionally, at least a portion of the lower surface of the graphene layer can be separated from the substrate.
  • part of the first passivation layer may be formed under one end of the graphene layer, and part of the second passivation layer may be formed under the other end of the graphene layer. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the graphene layer may be disposed on a plurality of concave patterns formed on the substrate. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the graphene layer is disposed on a plurality of concave patterns formed on the substrate, and a plurality of convex patterns may be formed on the graphene layer adjacent to the plurality of concave patterns. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the plurality of convex patterns may be formed of the same material as the first passivation layer and the second passivation layer. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • it may further include a gate electrode disposed to be spaced apart on top of either the first passivation layer or the second passivation layer. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • a part of the graphene layer is coated with the source electrode or drain electrode and the first passivation layer or the second passivation layer, and the other part of the graphene layer is coated with the source electrode or drain electrode and the first passivation layer or the second passivation layer. It can be opened without being coated with a passivation layer. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • a source electrode is formed on the first region including one end of the graphene layer, a first passivation layer is formed on the second region adjacent to the first region of the graphene layer, and adjacent to the second region of the graphene layer.
  • a passivation layer is not applied to the third region, and a second passivation layer is formed on the fourth region of the graphene layer adjacent to the third region, and a fifth region including the other end of the graphene layer and adjacent to the fourth region.
  • a drain electrode may be formed on the region. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the length of the second or fourth region of the graphene layer is preferably shorter than the length of the third region. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the length of the second or fourth region of the graphene layer may be 100 nm or less. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the source electrode or drain electrode includes an organic compound or an inorganic compound, and the inorganic compound may include at least one of WO3, MoO3, and ZnO. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the biosensor according to an embodiment of the present disclosure further includes an insulating layer disposed on a substrate, and the source electrode, drain electrode, and graphene layer may be disposed on the insulating layer. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • a biosensor for achieving the above object includes a substrate, a graphene layer formed on the substrate, one end of the graphene layer, and a source electrode formed on the substrate, and the source electrodes are spaced apart from each other, It includes a drain electrode formed on the other end of the graphene layer and the substrate, and a first passivation layer and a second passivation layer disposed on the source electrode and the drain electrode, respectively, and at least a portion of the lower surface of the graphene layer is spaced apart from the substrate. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • At least one concave pattern may be formed in a portion of the lower surface of the graphene layer in the substrate. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • a plurality of concave patterns may be formed in some areas of the lower surface of the graphene layer in the substrate. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • a plurality of concave patterns may be formed in some areas of the lower surface of the graphene layer in the substrate, and a plurality of convex patterns may be formed in some areas of the upper surface of the graphene layer. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • FIG. 1 is an example of a side view of a biosensor according to an embodiment of the present disclosure.
  • FIG. 2A is a schematic perspective view of the biosensor of FIG. 1.
  • FIG. 2B is an example of a top view of the biosensor of FIG. 1.
  • FIG 3 is an example of a side view of a biosensor related to the present disclosure.
  • FIG. 4 is a diagram referenced in the description of the biosensor according to an embodiment of the present disclosure of FIG. 1 .
  • 5 to 7B are side views of biosensors according to various embodiments of the present disclosure.
  • module and “part” for components used in the following description are simply given in consideration of the ease of writing this specification, and do not in themselves give any particularly important meaning or role. Accordingly, the terms “module” and “unit” may be used interchangeably.
  • target materials are biomaterials representing specific substrates and are interpreted to have the same meaning as analytes or analytes.
  • the target substance may be an antigen.
  • probe materials are biomaterials that specifically bind to a target material, and are interpreted to have the same meaning as a receptor or acceptor.
  • the sensing material may be an antibody.
  • Electrochemical-based biosensors combine the analytical capabilities of electrochemical methods and the specificity of biological recognition. They are substances with biological specificity such as enzymes, antigens, antibodies, biochemical substances, etc., that is, sensing substances. By fixing or containing on the surface of the electrode, the phenomenon of biological recognition of the target material is detected as a change in current or potential.
  • FIG. 1 is an example of a side view of a biosensor according to an embodiment of the present disclosure
  • FIG. 2A is a schematic perspective view of the biosensor of FIG. 1
  • FIG. 2B is an example of a top view of the biosensor of FIG. 1.
  • the biosensor 100 includes a graphene-based field effect transistor (FET) that uses the graphene layer 130 as a channel.
  • FET field effect transistor
  • the biosensor 100 is disposed on the substrate 110 and at least one concave pattern OM formed on the substrate 110 or the insulating layer 120.
  • the graphene layer 130, one end of the graphene layer 130, and a source electrode 140a formed on the substrate 110, are spaced apart from the source electrode 140a, and the other end of the graphene layer 130 and the substrate 110 ) and a drain electrode 140b formed on the source electrode 140a and a first passivation layer 160a and a second passivation layer 160b disposed on the source electrode 140a and the drain electrode 140b, respectively.
  • the biosensor 100 According to the biosensor 100 according to an embodiment of the present disclosure, at least a portion of the lower surface of the graphene layer 130 is spaced apart from the substrate 110. Accordingly, the lattice mismatch between the substrate 110 and the graphene layer 130 is significantly reduced, ultimately making it possible to improve graphene-based sensing sensitivity.
  • the biosensor 100 further includes a gate electrode 170 spaced apart from the top of either the first passivation layer 160a or the second passivation layer 160b. can do. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the biosensor 100 further includes an insulating layer 120 disposed on the substrate 110.
  • the source electrode 140a, the drain electrode 140b, and the graphene layer 130 may be disposed on the insulating layer 120. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the biosensor 100 includes a substrate 110, an insulating layer 120 on the substrate, a graphene layer 130 formed on the insulating layer 120, and a graphene layer.
  • a source electrode 140a formed on one end of 130 and the substrate 110, and a drain electrode 140b spaced apart from the source electrode 140a and formed on the other end of the graphene layer 130 and the substrate 110.
  • a first passivation layer 160a and a second passivation layer 160b disposed on the source electrode 140a and the drain electrode 140b, respectively, and at least a portion of the lower surface of the graphene layer 130 is a substrate. It is separated from (110). Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the substrate 110 is a semiconductor substrate and may be a silicon substrate.
  • the insulating layer 120 on the substrate 110 may be formed of silicon oxide (SiO 2 ) or silicon nitride.
  • a silicon oxide-based insulating layer 120 may be formed on the surface through heat treatment.
  • At least one concave pattern OM may be formed in a partial area of the insulating layer 120.
  • a plurality of concave patterns (Oma to OMn) may be formed in a stripe shape.
  • the concave pattern OM may be an etching pattern or a printing pattern formed by a photo resistor, an etching solution, etc.
  • the concave pattern OM may be a sputter pattern formed by sputtering (not shown).
  • one concave pattern (OM) is illustrated, but multiple concave patterns are also possible.
  • the plurality of concave patterns may be of various patterns, such as stripe, mesh, hexagonal, or dot shapes. The plurality of concave patterns will be described later with reference to FIG. 6A and below.
  • the graphene layer 130 is formed on the insulating layer 120 on which at least one concave pattern (OM) is formed.
  • the graphene layer 130 may be formed in plural pieces within the biosensor 100.
  • the source electrode 140a and the drain electrode 140b are spaced apart from each other and are formed on a portion of the insulating layer 120 and the graphene layer 130.
  • the source electrode 140a is formed on the left side of the insulating layer 120 and one end of the graphene layer 130, and on the right side of the insulating layer 120 and the other end of the graphene layer 130.
  • the drain electrode 140b is formed.
  • the source electrode 140a and the drain electrode 140b may be formed of the same layer. Accordingly, the source electrode 140a and the drain electrode 140b may be formed of the same layer through the same process.
  • an electrode layer may be formed and the electrode layer may be simultaneously patterned to form the source electrode 140a and the drain electrode 140b, respectively.
  • the gate electrode 170 may also be formed of the same layer through the same process.
  • the source electrode 140a, drain electrode 140b, and gate electrode 170 may include at least one of Ni, Zn, Pd, Ag, Cd, Pt, Ga, In, and Au, but are not limited thereto. .
  • the gate electrode 170 is formed to be spaced apart from the source electrode 140a and the drain electrode 140b.
  • the gate electrode 170 may be spaced apart and disposed on top of either the first passivation layer 160a or the second passivation layer 160b, as shown in the drawing.
  • the gate electrode 170 may have a larger area than the source electrode 140a and the drain electrode 140b.
  • the source electrode 150a or the drain electrode 150b includes an organic compound or an inorganic compound, and the inorganic compound may include at least one of WO3, MoO3, and ZnO. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the first passivation layer 160a and the second passivation layer 160b are applied on the source electrode 150a and the drain electrode 150b, respectively.
  • the left part of the graphene layer 130 is coated with the source electrode 150a and the first passivation layer 160a, and the right part of the graphene layer 130 is coated with the drain electrode 150b and the second passivation layer. It is applied by (160b).
  • the central portion of the graphene layer 130 is exposed to the outside without being coated with the source electrode 150a or the drain electrode 150b and the first passivation layer 160a or the second passivation layer 160b. do.
  • the passivation layers 160a and 160b may be formed of a moisture-resistant material to protect the source electrode 140a and the drain electrode 140b.
  • the passivation layers 160a and 160b may be formed of an oxide layer, a nitride layer, or a carbide layer.
  • the passivation layers 160a and 160b may include at least one of inorganic materials such as SiO2, SixNx, Al2O3, and TiO2, or epoxy-based SU and polyimide-based polymer.
  • passivation layers 160a and 160b may be made of polymer resin, but are not limited thereto.
  • At least a portion of the lower surface of the graphene layer 130 is spaced apart from the substrate 110 by the at least one concave pattern OM formed on the substrate 110, so that the substrate 110 and the graphene layer
  • the lattice mismatch of (130) is significantly reduced, ultimately making it possible to improve graphene-based sensing sensitivity.
  • the graphene-based sensing sensitivity can be further improved.
  • sample solution 180 may contact the open area of the graphene layer 130 and a portion of the gate electrode 170 of the bio biosensor 100 according to this embodiment.
  • the sample solution 180 is an ionic solution and includes a sensing material 185 that specifically reacts to the target material 140 that the biosensor 100 wants to detect.
  • the target material 140 is an antigen
  • an antibody may be attached to the sensing material 185
  • an antigen may be attached to the sensing material 185.
  • a linker material (not shown) may be attached to ensure a smooth connection between the sensing material 185 and the graphene layer 130.
  • the linker material may be different depending on the graphene layer 130 and the sensing material 185.
  • the linker material may be polyurethane, polydimethylsiloxane, NOA (Norland Optical Adhesives), epoxy, polyethylene terephthalate, polymethyl methacrylate, polyimide, It may be made of at least one of polystyrene, polyethylene naphthalate, polycarbonate, and combinations thereof.
  • linker material may be comprised of a combination of polyurethane and NOA (eg, NOA 68).
  • NOA eg, NOA 68
  • the linker material is not limited to this and may be made of various flexible polymers.
  • the target material 140 is present in the sample solution 180.
  • the target material 140 and the sensing material 185 react so that the graphene layer 130 is charged with a specific carrier. Accordingly, a depletion state in which charges accumulate in the graphene layer 130 progresses, and the drain current flowing through the drain electrode 140b increases.
  • the amount of accumulated charge may be proportional to the area of the graphene layer 130. Accordingly, when there are a plurality of graphene layers 130, the drain current flowing through the drain electrode 140b has the effect of being amplified.
  • the target material 140 is present in the sample solution 180.
  • the drain current flowing through the drain electrode 140b flows at a significantly lower level than the drain current when the target material 140 is present.
  • sample solution 180 may refer to a biological material, such as a solution diluted with body fluids including saliva and sweat, blood, serum, or plasma.
  • the biosensor 100 may have various sizes depending on the type of target material, the number of target materials, and the size of the cartridge 100. For example, it may be designed to have a size of 6*6mm or 6*8mm. .
  • FIG 3 is an example of a side view of a biosensor related to the present disclosure.
  • the biosensor 100x related to the present disclosure includes a substrate 110, an insulator layer 120 on the substrate 110, and a graphene layer 130 disposed in a portion of the insulator layer 120. and a source electrode 140a disposed on one end of the graphene layer 130 and the insulator layer 120, and a drain electrode 140b disposed on the other end of the graphene layer 130 and the insulator layer 120. and a first passivation layer 160a disposed on the source electrode 140a and a second passivation layer 160b disposed on the drain electrode 140b.
  • the passivation layers 160a and 160b, the graphene layer 130, and the insulating layer 120 are in contact with some regions (la, Lb).
  • a portion (La) of the left region (Ld) of the graphene layer 130 is coated with the first passivation layer (160a), and a portion (Lc) of the right region (Le) of the graphene layer 130 is coated with the first passivation layer (160a). A, it is applied by the second passivation layer 160b.
  • the total resistance of the graphene layer 130 is the resistance component (SRa) of the partial region (La) of the graphene layer 130, the resistance component (SRc) of the partial region (Lb) of the graphene layer 130, and the resistance component (SRc) of the partial region (Lb) of the graphene layer 130. It appears as the sum of the resistance component (SRb) of the central region (Lb) of (130).
  • the graphene layer 130 Even if the resistance component (SRb) of the central region (Lb) is converted from low resistance to high resistance, it is all reflected as channel conversion.
  • the resistance component (SRa) of the partial region (La) of the graphene layer 130 and the resistance component (SRc) of the partial region (Lb) of the graphene layer 130 are each 1 K ⁇ , and the resistance component (SRc) of the partial region (Lb) of the graphene layer 130 is 1 K ⁇ , and
  • the resistance component (SRb) of the region (Lb) is 1 to 10 K ⁇ , the total resistance of the lapin layer 130 is converted to approximately 3 K ⁇ to 12 k ⁇ . Accordingly, sensitivity during sensing is improved.
  • the resistance component (SRa) of a partial region (La) of the graphene layer 130 and the resistance component (SRc) of a partial region (Lb) of the graphene layer 130 are high resistance
  • the resistance of the graphene layer 130 Even if the resistance component (SRb) of the central region (Lb) is converted from low resistance to high resistance, there is a disadvantage in that not all of it is reflected in the channel conversion.
  • the resistance component (SRa) of a partial region (La) of the graphene layer 130 and the resistance component (SRc) of a partial region (Lb) of the graphene layer 130 are each 10 K ⁇ , and the resistance component (SRc) of the partial region (Lb) of the graphene layer 130 is 10 K ⁇ , and
  • the resistance component (SRb) of the region (Lb) is 1 to 10 K ⁇ , the total resistance of the lapin layer 130 is converted to approximately 2 K ⁇ to 30 k ⁇ . Accordingly, the sensitivity during sensing is significantly lowered.
  • the resistance component (SRa) of the partial region (La) of the graphene layer 130 and the resistance component (SRc) of the partial region (Lb) of the graphene layer 130 have low resistance. It is preferable that the length of the partial region (La) and the partial region (Lb) of the graphene layer 130 is 100 nm or less.
  • the resistance component (SRa) of the partial region (La) of the graphene layer 130 and the resistance component (SRc) of the partial region (Lb) of the graphene layer 130 have low resistance. At least a portion of the lower surface of 130) is spaced apart from the substrate 110. To this end, at least one concave pattern OM is formed on the substrate 110 or the insulating layer 120. For this, refer to the description of the biosensor 100 in FIG. 1.
  • FIG. 4 is a diagram referenced in the description of the biosensor according to an embodiment of the present disclosure of FIG. 1 .
  • the biosensor 100a includes a substrate 110, an insulating layer 120 on the substrate, and a graphene layer on which at least a portion of the lower surface is spaced apart from the insulating layer 120.
  • 130 and a source electrode 140a formed on one end of the graphene layer 130 and the substrate 110, spaced apart from the source electrode 140a and on the other end of the graphene layer 130 and the substrate 110.
  • It includes a drain electrode 140b formed in and a first passivation layer 160a and a second passivation layer 160b disposed on the source electrode 140a and the drain electrode 140b, respectively.
  • a source electrode (140a) is formed on the first region (PTa) including one end of the graphene layer 130, and a second region (PTb) adjacent to the first region (PTa) of the graphene layer 130.
  • the first passivation layer 160a is formed on the graphene layer 130, and the passivation layers 160a and 160b are not applied to the third region PTc adjacent to the second region PTb of the graphene layer 130.
  • a second passivation layer 160b is formed on the fourth region PTd adjacent to the third region PTc of the pin layer 130, includes the other end of the graphene layer 130, and is located on the fourth region PTd.
  • a drain electrode 140b may be formed on the adjacent fifth region PTe.
  • the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the source electrode 140a is formed on the first region (PTa) of the left region (L1) of the graphene layer 130, and the source electrode (140a) is formed on the fifth region (PTe) of the right region (L2) of the graphene layer 130.
  • the drain electrode 140b is formed on the drain electrode 140b.
  • the first passivation layer 160a is formed on the second region PTb of the graphene layer 130
  • the second passivation layer 160b is formed on the fourth region PTd
  • the graphene layer ( 130), for example, the third area (PTc) is opened and opened.
  • the first passivation layer 160a is formed on the second region PTb of the graphene layer 130
  • the second passivation layer 160a is formed on the fourth region PTd
  • the second region Since the length of PTb) and the length of the fourth region (PTd) are smaller than the lengths of La and Lb in FIG. 3, the resistance component corresponding to the second region (PTb) of the graphene layer 130 and the fourth region ( The resistance component corresponding to PTd) appears significantly lower than in FIG. 3.
  • the resistance component of the second region (PTb) and the fourth region (PTd) of the graphene layer 130 are lowered, so the resistance component of the central region (PTc) of the graphene layer 130 is low. Even if it is converted to high resistance, it is all reflected as channel conversion.
  • the resistance component of the second region (PTb) and the fourth region (PTd) of the graphene layer 130 are each 1 K ⁇
  • the resistance component (SRb) of the central region (PTc) of the graphene layer 130 is 1 K ⁇ .
  • the total resistance of the lapin layer 130 is converted to approximately 3 K ⁇ to 12 k ⁇ . Accordingly, sensitivity during sensing is improved.
  • the length of the second region (PTb) or the fourth region (PTd) of the graphene layer 130 is preferably shorter than the length of the third region (PTc). Accordingly, the resistance component of the second region (PTb) or the fourth region (PTd) of the graphene layer 130 decreases, ultimately making it possible to improve the sensing sensitivity of the graphene-based sensor.
  • the length of the second region PTb or the fourth region PTd of the graphene layer 130 is preferably 100 nm or less. Accordingly, the resistance component of the second region (PTb) or the fourth region (PTd) of the graphene layer 130 decreases, ultimately making it possible to improve the sensing sensitivity of the graphene-based sensor.
  • the length of the second region (PTb) or the fourth region (PTd) of the graphene layer 130 is the length of the first region (PTa) or the length of the fifth region (PTe) of the graphene layer 130. Smaller is preferred. Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the conductivity of the graphene layer 130 may increase. Accordingly, since the resistance component of the third region (PTc) of the graphene layer 130 acts as a main factor, it is possible to ultimately improve the sensing sensitivity of the graphene-based sensor.
  • the conductivity of the graphene layer 130 may increase. Accordingly, since the resistance component of the third region (PTc) of the graphene layer 130 acts as a main factor, it is possible to ultimately improve the sensing sensitivity of the graphene-based sensor.
  • the graphene layer ( 130) conductivity may increase. Accordingly, the resistance component of the second region (PTb) or the fourth region (PTd) of the graphene layer 130 decreases, ultimately making it possible to improve the sensing sensitivity of the graphene-based sensor.
  • the height h3 of the third region PTc of the graphene layer 130 is preferably smaller than the height h1 of the substrate 110 and smaller than the height h2 of the insulating layer 120.
  • the height hk of the concave pattern OM is preferably smaller than the height h4 of the source electrode 150a or the height h5 of the drain electrode 150b.
  • the height hk of the concave pattern OM may be greater than the height h3 of the third region PTc of the graphene layer 130.
  • 5 to 7B are diagrams illustrating biosensors according to various embodiments of the present disclosure.
  • Figure 5 is an example of a side view of a biosensor according to another embodiment of the present disclosure.
  • the biosensor 100b is similar to the biosensor 100a of FIG. 4, but has a third passivation layer ( The difference is that the fourth passivation layer (ATa) and the fourth passivation layer (ATb) are further formed.
  • the biosensor 100b is disposed on a substrate 110, an insulating layer 120 on the substrate, and at least one concave pattern OM formed on the insulating layer 120.
  • the graphene layer 130, one end of the graphene layer 130, and the source electrode 140a formed on the substrate 110 are spaced apart from the source electrode 140a, and the other end of the graphene layer 130 and the substrate ( 110), a drain electrode 140b formed on the source electrode 140a, a first passivation layer 160a and a second passivation layer 160b disposed on the source electrode 140a and the drain electrode 140b, respectively, and a graphene layer 130.
  • ) includes a third passivation layer (ATa) and a fourth passivation layer (ATb) formed at the bottom of one end and the other end, respectively.
  • the first passivation layer 160a, the second passivation layer 160b, the third passivation layer ATa, and the fourth passivation layer ATb may be formed of the same material.
  • the third passivation layer (ATa) and the fourth passivation layer (ATb) may be parts of the first passivation layer 160a and the second passivation layer 160b, respectively.
  • a portion (ATa) of the first passivation layer 160a is formed at the lower end of one end of the graphene layer 130, and a portion (ATb) of the second passivation layer 160b is formed at the other end of the graphene layer 130. It can be formed in the lower part of . Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • FIG. 6A is an example of a side view of a biosensor according to another embodiment of the present disclosure
  • FIG. 6B is an example of a top view of the biosensor of FIG. 6A.
  • a biosensor 100c is similar to the biosensor 100b of FIG. 5, but a plurality of concave patterns OM1 to OM4 are formed instead of a single concave pattern. There is a difference in what becomes.
  • the biosensor 100c includes a substrate 110, an insulating layer 120 on the substrate, and a plurality of concave patterns OM1 to OM4 formed on the insulating layer 120.
  • the graphene layer 130 disposed on, one end of the graphene layer 130 and the source electrode 140a formed on the substrate 110, spaced apart from the source electrode 140a, the other end of the graphene layer 130 and It includes a drain electrode 140b formed on the substrate 110, and a first passivation layer 160a and a second passivation layer 160b disposed on the source electrode 140a and the drain electrode 140b, respectively.
  • the plurality of concave patterns (OM1 to OM4) are spaced apart from the substrate 110 or the insulating layer 120, the lattice mismatch of the graphene with the substrate is reduced, and the sensing sensitivity is improved. It will happen.
  • a portion (ATa) of the first passivation layer 160a is formed at the lower end of one end of the graphene layer 130, and a portion (ATb) of the second passivation layer 160b is formed at the other end of the graphene layer 130. It can be formed in the lower part of . Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the plurality of concave patterns (OM1 to OMn4) in the biosensor 100c may be implemented in a mesh form, but are not limited to this and may be various patterns such as hexagonal and dot shapes. there is.
  • FIG. 7A is an example of a side view of a biosensor according to another embodiment of the present disclosure
  • FIG. 7B is an example of a top view of the biosensor of FIG. 7A.
  • a biosensor 100d is similar to the biosensor 100c of FIG. 6, but has a plurality of convex patterns BM1 to BM3 on the graphene layer 130. The difference lies in what is formed.
  • the biosensor 100d includes a substrate 110, an insulating layer 120 on the substrate, and a plurality of concave patterns OM1 to OM4 formed on the insulating layer 120.
  • the graphene layer 130 disposed on, one end of the graphene layer 130 and the source electrode 140a formed on the substrate 110, spaced apart from the source electrode 140a, the other end of the graphene layer 130 and A drain electrode 140b formed on the substrate 110, a first passivation layer 160a and a second passivation layer 160b disposed on the source electrode 140a and the drain electrode 140b, respectively, and a plurality of It includes a plurality of convex patterns (BM1 to BM3) formed on the graphene layer 130 adjacent to the concave patterns (OM1 to OM4).
  • BM1 to BM3 convex patterns
  • the plurality of concave patterns (OM1 to OM4) are spaced apart from the substrate 110 or the insulating layer 120, the lattice mismatch of the graphene with the substrate is reduced, and the sensing sensitivity is improved. It will happen.
  • the contact surface with the sample solution 180 on the upper surface of the graphene layer 130 increases due to the plurality of convex patterns (BM1 to BM3), thereby improving sensing sensitivity.
  • a portion (ATa) of the first passivation layer 160a is formed at the lower end of one end of the graphene layer 130, and a portion (ATb) of the second passivation layer 160b is formed at the other end of the graphene layer 130. It can be formed in the lower part of . Accordingly, the sensing sensitivity of the graphene-based sensor can be improved.
  • the first passivation layer 160a, the second passivation layer 160b, a plurality of concave patterns OM1 to OM4, and a plurality of convex patterns BM1 to BM3 may all be formed of the same material. there is.
  • the plurality of concave patterns OM1 to OM4 may be formed of the same material as the insulating layer 120. Additionally, the first passivation layer 160a, the second passivation layer 160b, and the plurality of convex patterns BM1 to BM3 may all be formed of the same material.
  • the plurality of concave patterns OM1 to OM4 and the plurality of convex patterns BM1 to BM3 may be formed of the same material as the insulating layer 120 .
  • the plurality of concave patterns (OM1 to OMn4) in the biosensor 100c may be implemented in a mesh form, and the plurality of convex patterns (BM1 to BM3) have a plurality of concave patterns.
  • each of the patterns OM1 to OMn4 is adjacent to each other and is formed in a mesh shape, but the pattern is not limited to this and may be a variety of patterns such as hexagonal and dot shapes.

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)

Abstract

본 개시는 바이오 센서에 관한 것이다. 본 개시의 실시예에 따른 바이오 센서는, 기판과, 기판 상에 형성되는 적어도 하나의 오목 패턴 상에 배치되는 그래핀층과, 그래핀층의 일단 및 기판 상에 형성되는 소스 전극과, 소스 전극에 이격되며, 그래핀층의 타단 및 기판 상에 형성되는 드레인 전극과, 소스 전극과 드레인 전극 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층과 제2 패시베이션층을 포함한다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.

Description

바이오 센서
본 개시는 바이오 센서에 관한 것으로, 더욱 상세하게는, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있는 바이오 센서에 관한 것이다.
최근 전파력이 높은 질병이 확산됨에 따라 가정이나 병원, 보건소 등의 의료 현장에서 해당 질병에 대한 신속한 진단 및 자가 진단의 필요성이 증가하고 있다.
따라서, 전문지식이나 복잡한 과정이 요구되지 않으면서 분석 시간이 짧고 정확도가 높은 면역 분석 플랫폼의 개발이 요구된다.
바이오 센서는 땀 및 타액 등의 체액, 혈액 또는 배뇨와 같은 생체 물질에 포함되어 있는 특정 타겟 물질에 대하여 반응성을 가지는 감지 물질과 상기 타겟 물질의 선택적 반응에 의해 변화하는 칼라, 전기적, 광학적 신호를 발생한다. 따라서, 바이오 센서를 이용하면 특정 타겟 물질이 존재하는 지에 대한 확인이 가능하다.
한편, 바이오 센서의 방식으로 그래핀(Graphene)을 이용하는 방식이 연구되고 있다.
Scientific Reports에 2009년 1월 22일에 게재된 Digital Biosensing by Foundry-Fabricated Graphene Sensors에 관한 논문(이하, '선행 문헌' 이라 함)에는, 기판 상에 그래핀이 배치되는 것이 개시된다.
그러나, 선행 문헌에 의하면, 패시베이션층이 그래핀층의 일부를 덮고 있어 생기는 기판과 그래핀의 격자 미스매치(lattice mismatch) 때문에, 정전 게이팅(electrostatic gating)이 그래핀 채널 전체에 이루어 질 수 없어, 센싱 감도가 저하되는 단점이 있다.
본 개시의 목적은, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있는 바이오 센서를 제공함에 있다.
한편, 본 개시의 다른 목적은, 그래핀층의 하면 중 적어도 일부가 기판과 이격되는 바이오 센서를 제공함에 있다.
상기 목적을 달성하기 위한 본 개시의 일 실시예에 따른 바이오 센서는, 기판과, 기판 상에 형성되는 적어도 하나의 오목 패턴 상에 배치되는 그래핀층과, 그래핀층의 일단 및 기판 상에 형성되는 소스 전극과, 소스 전극에 이격되며, 그래핀층의 타단 및 기판 상에 형성되는 드레인 전극과, 소스 전극과 드레인 전극 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층과 제2 패시베이션층을 포함한다.
한편, 제1 패시베이션층의 일부는, 그래핀층의 일단의 하부에 형성되고, 제2 패시베이션층의 일부는, 그래핀층의 타단의 하부에 형성될 수 있다.
한편, 그래핀층은, 기판 상에 형성되는 복수의 오목 패턴 상에 배치될 수 있다.
한편, 그래핀층은, 기판 상에 형성되는 복수의 오목 패턴 상에 배치되며, 복수의 오목 패턴에 인접하여, 그래핀층 상에, 복수의 볼록 패턴이 형성될 수 있다.
한편, 복수의 볼록 패턴은, 제1 패시베이션층 및 제2 패시베이션층과 동일한 재료로 형성될 수 있다.
한편, 제1 패시베이션층과 제2 패시베이션층 중 어느 하나의 상부에 이격되어 배치되는 게이트 전극을 더 포함할 수 있다.
한편, 그래핀층의 일부는, 소스 전극 또는 드레인 전극과, 제1 패시베이션층 또는 제2 패시베이션층에 의해 도포되며, 그래핀층의 다른 일부는, 소스 전극 또는 드레인 전극과, 제1 패시베이션층 또는 제2 패시베이션층에 의해 도포되지 않고 개방될 수 있다.
한편, 그래핀층의 일단을 포함하는 제1 영역 상에는, 소스 전극이 형성되고, 그래핀층 중 제1 영역에 인접하는 제2 영역 상에는, 제1 패시베이션층이 형성되고, 그래핀층 중 제2 영역에 인접하는 제3 영역에는, 패시베이션층이 도포되지 않으며, 그래핀층 중 제3 영역에 인접하는 제4 영역 상에는, 제2 패시베이션층이 형성되고, 그래핀층의 타단을 포함하며 제4 영역에 인접하는 제5 영역 상에는, 드레인 전극이 형성될 수 있다.
한편, 그래핀층의 제2 영역 또는 제4 영역의 길이는, 제3 영역의 길이 보다 짧은 것이 바람직하다.
한편, 그래핀층의 제2 영역 또는 제4 영역의 길이는, 100nm 이하일 수 있다.
한편, 소스 전극 또는 드레인 전극은, 유기 화합물 또는 무기 화화물을 포함하고, 무기 화합물은 WO3, MoO3, ZnO 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
한편, 본 개시의 일 실시예에 따른 바이오 센서는, 기판 상에 배치되는 절연층을 더 포함하고, 소스 전극, 드레인 전극, 및 그래핀층은, 절연층 상에 배치될 수 있다.
상기 목적을 달성하기 위한 본 개시의 다른 실시예에 따른 바이오 센서는, 기판과, 기판 상에 형성되는 그래핀층과, 그래핀층의 일단 및 기판 상에 형성되는 소스 전극과, 소스 전극에 이격되며, 그래핀층의 타단 및 기판 상에 형성되는 드레인 전극과, 소스 전극과 드레인 전극 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층과 제2 패시베이션층을 포함하며, 그래핀층의 하면 중 적어도 일부는 기판과 이격된다.
한편, 기판 내의 그래핀층의 하면 중 일부 영역에, 적어도 하나의 오목 패턴이 형성될 수 있다.
한편, 기판 내의 그래핀층의 하면 중 일부 영역에, 복수의 오목 패턴이 형성될 수 있다.
한편, 기판 내의 그래핀층의 하면 중 일부 영역에, 복수의 오목 패턴이 형성되며, 그래핀층의 상면 중 일부 영역에, 복수의 볼록 패턴이 형성될 수 있다.
본 개시의 일 실시예에 따른 바이오 센서는, 기판과, 기판 상에 형성되는 적어도 하나의 오목 패턴 상에 배치되는 그래핀층과, 그래핀층의 일단 및 기판 상에 형성되는 소스 전극과, 소스 전극에 이격되며, 그래핀층의 타단 및 기판 상에 형성되는 드레인 전극과, 소스 전극과 드레인 전극 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층과 제2 패시베이션층을 포함한다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다. 또한, 그래핀층의 하면 중 적어도 일부가 기판과 이격시킬 수 있게 된다.
한편, 제1 패시베이션층의 일부는, 그래핀층의 일단의 하부에 형성되고, 제2 패시베이션층의 일부는, 그래핀층의 타단의 하부에 형성될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층은, 기판 상에 형성되는 복수의 오목 패턴 상에 배치될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층은, 기판 상에 형성되는 복수의 오목 패턴 상에 배치되며, 복수의 오목 패턴에 인접하여, 그래핀층 상에, 복수의 볼록 패턴이 형성될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 복수의 볼록 패턴은, 제1 패시베이션층 및 제2 패시베이션층과 동일한 재료로 형성될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 제1 패시베이션층과 제2 패시베이션층 중 어느 하나의 상부에 이격되어 배치되는 게이트 전극을 더 포함할 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층의 일부는, 소스 전극 또는 드레인 전극과, 제1 패시베이션층 또는 제2 패시베이션층에 의해 도포되며, 그래핀층의 다른 일부는, 소스 전극 또는 드레인 전극과, 제1 패시베이션층 또는 제2 패시베이션층에 의해 도포되지 않고 개방될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층의 일단을 포함하는 제1 영역 상에는, 소스 전극이 형성되고, 그래핀층 중 제1 영역에 인접하는 제2 영역 상에는, 제1 패시베이션층이 형성되고, 그래핀층 중 제2 영역에 인접하는 제3 영역에는, 패시베이션층이 도포되지 않으며, 그래핀층 중 제3 영역에 인접하는 제4 영역 상에는, 제2 패시베이션층이 형성되고, 그래핀층의 타단을 포함하며 제4 영역에 인접하는 제5 영역 상에는, 드레인 전극이 형성될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층의 제2 영역 또는 제4 영역의 길이는, 제3 영역의 길이 보다 짧은 것이 바람직하다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층의 제2 영역 또는 제4 영역의 길이는, 100nm 이하일 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 소스 전극 또는 드레인 전극은, 유기 화합물 또는 무기 화화물을 포함하고, 무기 화합물은 WO3, MoO3, ZnO 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 본 개시의 일 실시예에 따른 바이오 센서는, 기판 상에 배치되는 절연층을 더 포함하고, 소스 전극, 드레인 전극, 및 그래핀층은, 절연층 상에 배치될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
상기 목적을 달성하기 위한 본 개시의 다른 실시예에 따른 바이오 센서는, 기판과, 기판 상에 형성되는 그래핀층과, 그래핀층의 일단 및 기판 상에 형성되는 소스 전극과, 소스 전극에 이격되며, 그래핀층의 타단 및 기판 상에 형성되는 드레인 전극과, 소스 전극과 드레인 전극 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층과 제2 패시베이션층을 포함하며, 그래핀층의 하면 중 적어도 일부는 기판과 이격된다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 기판 내의 그래핀층의 하면 중 일부 영역에, 적어도 하나의 오목 패턴이 형성될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 기판 내의 그래핀층의 하면 중 일부 영역에, 복수의 오목 패턴이 형성될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 기판 내의 그래핀층의 하면 중 일부 영역에, 복수의 오목 패턴이 형성되며, 그래핀층의 상면 중 일부 영역에, 복수의 볼록 패턴이 형성될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
도 1은 본 개시의 일실시예에 따른 바이오 센서의 측면도의 일예이다.
도 2a는 도 1의 바이오 센서의 개략 사시도이다.
도 2b은 도 1의 바이오 센서의 상면도의 일예이다.
도 3은 본 개시와 관련한 바이오 센서의 측면도의 일예이다.
도 4는 도 1의 본 개시의 일실시예에 따른 바이오 센서의 설명에 참조되는 도면이다.
도 5 내지 도 7b는 본 개시의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서의 측면도이다.
이하에서는 도면을 참조하여 본 개시를 보다 상세하게 설명한다.
이하의 설명에서 사용되는 구성요소에 대한 접미사 "모듈" 및 "부"는 단순히 본 명세서 작성의 용이함만이 고려되어 부여되는 것으로서, 그 자체로 특별히 중요한 의미 또는 역할을 부여하는 것은 아니다. 따라서, 상기 "모듈" 및 "부"는 서로 혼용되어 사용될 수도 있다.
본 명세서에서, 타겟 물질(target materials)은 특정 기질을 나타내는 바이오 물질로서, 분석체 또는 애널라이트(analytes)와 동일한 의미로 해석된다. 본 실시예에서 타겟 물질은 항원(antigen)일 수 있다. 본 명세서에서 감지 물질(probe materials)은 타겟 물질과 특이 결합(specific binding)하는 바이오 물질로서, 수용체(receptor) 또는 억셉터(acceptor)와 동일한 의미로 해석된다. 본 실시예에서 감지 물질은 항체(antibody)일 수 있다.
전기 화학 기반의 바이오 센서는 전기 화학적 방법이 지니는 분석 능력과 생물학적인 인식(biological recognition)의 특이성(specificity)이 결합된 것으로서, 효소, 항원, 항체, 생화학 물질 등에 생물학적 특이성을 지니는 물질, 즉 감지 물질을 전극 표면에 고정시키거나 함유하게 함으로써, 타겟 물질에 대한 생물학적 인식 현상을 전류 혹은 전위 변화로 검출한다.
도 1은 본 개시의 일실시예에 따른 바이오 센서의 측면도의 일예이고, 도 2a는 도 1의 바이오 센서의 개략 사시도이며, 도 2b은 도 1의 바이오 센서의 상면도의 일예이다.
도면을 참조하면, 본 개시의 일실시예에 따른 바이오 센서(100)는, 그래핀층130)을 채널로 사용하는 그래핀(Graphene) 기반의 FET(Field effect transistor)를 구비한다.
이를 위해, 본 개시의 일실시예에 따른 바이오 센서(100)는, 기판(110)과, 기판(110) 또는 절연층(120) 상에 형성되는 적어도 하나의 오목 패턴(OM) 상에 배치되는 그래핀층(130)과, 그래핀층(130)의 일단 및 기판(110) 상에 형성되는 소스 전극(140a)과, 소스 전극(140a)에 이격되며, 그래핀층(130)의 타단 및 기판(110) 상에 형성되는 드레인 전극(140b)과, 소스 전극(140a)과 드레인 전극(140b) 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층(160a)과 제2 패시베이션층(160b)을 포함한다.
본 개시의 일실시예에 따른 바이오 센서(100)에 의하면, 그래핀층(130)의 하면 중 적어도 일부가 기판(110)과 이격시된다. 이에 따라, 기판(110)과 그래핀층(130)의 격자 미스매치(lattice mismatch)가 상당히 저감되며, 결국, 그래핀(grapene) 기반의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 본 개시의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)는, 제1 패시베이션층(160a)과 제2 패시베이션층(160b) 중 어느 하나의 상부에 이격되어 배치되는 게이트 전극(170)을 더 포함할 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 본 개시의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100)는, 기판(110) 상에 배치되는 절연층(120)을 더 포함한다.
즉, 소스 전극(140a), 드레인 전극(140b), 및 그래핀층(130)은, 절연층(120) 상에 배치될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 본 개시의 다른 실시예에 따른 바이오 센서(100)는, 기판(110)과, 기판 상의 절연층(120)과, 절연층(120) 상에 형성되는 그래핀층(130)과, 그래핀층(130)의 일단 및 기판(110) 상에 형성되는 소스 전극(140a)과, 소스 전극(140a)에 이격되며, 그래핀층(130)의 타단 및 기판(110) 상에 형성되는 드레인 전극(140b)과, 소스 전극(140a)과 드레인 전극(140b) 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층(160a)과 제2 패시베이션층(160b)을 포함하며, 그래핀층(130)의 하면 중 적어도 일부는 기판(110)과 이격된다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 기판(110)은, 반도체 기판으로서, 실리콘 기판일 수 있다.
한편, 기판(110) 상의 절연층(120)은 실리콘 산화물(SiO2) 또는 실리콘 질화물로 형성될 수 있다. 일 예로 열처리를 통해 표면에 실리콘 산화물 기반의 절연층(120)이 형성될 수 있다.
한편, 절연층(120)의 일부 영역에 적어도 하나의 오목 패턴(OM)이 형성될 수 있다. 예를 들어, 도 2b와 같이, 복수의 오목 패턴(Oma~OMn)이 스트라이프 형태로 형성될 수 있다.
이때의 오목 패턴(OM)은, 포토 레지스터, 에칭 용액 등에 의해, 형성되는 에칭 패턴 또는 프린팅 패턴일 수 있다.
또는, 오목 패턴(OM)은, 스퍼터(미도시)에 의해 형성되는 스퍼터 패턴일 수 있다.
도면에서는, 하나의 오목 패턴(OM)을 예시하나, 복수의 오목 패턴도 가능하다. 한편, 복수의 오목 패턴은, stripe, mesh, hexagonal, dot 형태 등 다양한 패턴일 수 있다. 복수의 오목 패턴에 대해서는, 도 6a 이하를 참조하여 후술한다.
한편, 적어도 하나의 오목 패턴(OM)이 형성된 절연층(120) 상에 그래핀층(130)이 형성된다.
그래핀층(130)은, 센싱을 위해, 일부 영역이 개방되며, 다른 영역은, 패시베이션층(160a,160b)에 의해 덮히게 되며, 또 다른 영역은, 소스 전극(140a) 또는 드레인 전극(140b)에 접속된다.
한편, 그래핀층(130)은, 바이오 센서(100) 내에서 복수개로 형성될 수 있다.
한편, 소스 전극(140a)과 드레인 전극(140b)은, 서로 이격되어, 절연층(120) 및 그래핀층(130)의 일부 상에 현성된다.
도면에서는, 절연층(120)의 좌측 영역과, 그래핀층(130)의 일단 상에, 소스 전극(140a)이 형성되고, 절연층(120)의 우측 영역과, 그래핀층(130)의 타단 상에, 드레인 전극(140b)이 형성되는 것을 예시한다.
소스 전극(140a) 및 드레인 전극(140b)은 동일 층으로 형성될 수 있다. 이에 따라, 소스 전극(140a) 및 드레인 전극(140b)은, 동일 공정에 의해 동일 층으로 형성될 수 있다.
일 예로, 전극층을 형성하고, 해당 전극층을 동시 패터닝하여 소스 전극(140a) 및 드레인 전극(140b)을 각각 형성할 수 있다.
한편, 소스 전극(140a) 및 드레인 전극(140b) 외에 게이트 전극(170)도 동일 공정에 의해 동일 층으로 형성될 수 있다.
이와 같이 서로 중첩되지 않는 소스 전극(140a) 및 드레인 전극(140b) 및 게이트 전극(170)을 동시 형성하여 공정 단계를 줄이고 공정 시간 및 비용을 절감할 수 있다.
소스 전극(140a) 및 드레인 전극(140b) 및 게이트 전극(170)은, Ni, Zn, Pd, Ag, Cd, Pt, Ga, In 및 Au 중 적어도 하나를 구비할 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.
한편, 게이트 전극(170)은, 소스 전극(140a) 및 드레인 전극(140b)에 이격되어 형성된다.
특히, 게이트 전극(170)은, 도면에서와 같이, 제1 패시베이션층(160a)과 제2 패시베이션층(160b) 중 어느 하나의 상부에 이격되어 배치될 수 있다.
게이트 전극(170)은, 소스 전극(140a) 및 드레인 전극(140b) 보다 넓은 면적을 가질 수 있다.
한편, 소스 전극(150a) 또는 드레인 전극(150b)은, 유기 화합물 또는 무기 화화물을 포함하고, 무기 화합물은 WO3, MoO3, ZnO 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
다음, 제1 패시베이션층(160a)과 제2 패시베이션층(160b)이, 각각 소스 전극(150a)과 드레인 전극(150b) 상에 도포된다.
한편, 그래핀층(130)의 좌측 일부는, 소스 전극(150a)과 제1 패시베이션층(160a)에 의해 도포되며, 그래핀층(130)의 우측 일부는, 드레인 전극(150b)과 제2 패시베이션층(160b)에 의해 도포된다.
그리고, 그래핀층(130)의 중앙 부분은, 소스 전극(150a) 또는 드레인 전극(150b)과, 제1 패시베이션층(160a) 또는 제2 패시베이션층(160b)에 의해 도포되지 않고 개방되어 외부로 노출된다.
패시베이션층(160a,160b)은, 소스 전극(140a) 및 드레인 전극(140b)을 보호하기 위해, 습기에 강한 물질로 형성될 수 있다.
일 예로, 패시베이션층(160a,160b)은, 산화층, 질화층 또는 탄화물층으로 형성될 수 있다.
다른 예로, 패시베이션층(160a,160b)은, SiO2, SixNx, Al2O3, TiO2 등의 inorganic 재료 또는 에폭시계의 SU, polyimide계 polymer 중 적어도 하나를 구비할 수 있다.
또한, 패시베이션층(160a,160b)은 고분자 수지로 적용 가능하나 이에 한정되지 않는다.
도면을 참조하면, 기판(110) 상에 형성되는 적어도 하나의 오목 패턴(OM)에 의해, 그래핀층(130)의 하면 중 적어도 일부가 기판(110)과 이격되므로, 기판(110)과 그래핀층(130)의 격자 미스매치(lattice mismatch)가 상당히 저감되며, 결국, 그래핀(grapene) 기반의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
이때, 그래핀층(130)의 하면과 기판(110)과의 이격되는 이격 면적이 커질수록, 그래핀(grapene) 기반의 센싱 감도가 더욱 향상될 수 있게 된다.
한편, 본 실시예에 따른 바이오 바이오 센서(100)의, 그래핀층(130) 중 오픈 영역 상, 및 게이트 전극(170)의 일부에, 시료 용액(180)이 접촉할 수 있다.
시료 용액(180)은, 이온 용액으로서, 바이오 센서(100)가 감지하고자 하는 타겟 물질(140)에 특이 반응하는 감지 물질(185)를 포함한다.
예를 들어, 타겟 물질(140)이 항원인 경우에 감지 물질(185)에는 항체가 부착되고, 타겟 물질(140)이 항체인 경우에 감지 물질(185)에는 항원이 부착되어 있을 수 있다.
한편, 감지 물질(185)과 그래핀층(130) 사이의 원활한 연결을 위해 링커 물질(미도시)이 부착되어 있을 수 있다. 링커 물질은 그래핀층(130)과 감지 물질(185)에 따라 상이할 수 있다.
그래핀층(130)이, 나노 크기를 가지는 폴리머 구조물인 경우, 링커 물질은, 폴리우레탄, 폴리디메틸실록산, NOA(Norland Optical Adhesives), 에폭시, 폴리에틸렌 테레프타레이트, 폴리메칠메타크릴레이트, 폴리이미드, 폴리스티렌, 폴리에틸렌 나프타레이트, 폴리카보네이트 및 이들의 조합 중 적어도 하나로 이루어질 수 있다.
또한, 링커 물질은 폴리우레탄과 NOA(예컨대, NOA 68)의 조합으로 이루어질 수도 있다. 그러나, 링커 물질은 이에 제한되는 것은 아니며, 유연성을 갖는 다양한 고분자로 이루어질 수 있다.
한편, 시료 용액(180)이 투입되고, 소스 전극(140a), 드레인 전극(140b), 게이트 전극(170)에 각각 해당 전압이 인가된 상태에서, 시료 용액(180) 내에 타겟 물질(140)이 존재하는 경우, 타겟 물질(140)과 감지 물질(185)이 반응함으로써 그래핀층(130)이 특정 캐리어로 대전된다. 이에 따라, 그래핀층(130)에 전하가 축적되는 공핍 상태가 진행되며, 드레인 전극(140b)에 흐르는 드레인 전류가 증가하게 된다.
이때, 축적되는 전하의 양은 그래핀층(130)의 면적에 비례할 수 있다. 이에 따라, 그래핀층(130)이 복수개인 경우, 드레인 전극(140b)에 흐르는 드레인 전류가 증폭되는 효과를 가진다.
한편, 시료 용액(180)이 투입되고, 소스 전극(140a), 드레인 전극(140b), 게이트 전극(170)에 각각 해당 전압이 인가된 상태에서, 시료 용액(180) 내에 타겟 물질(140)이 존재하지 않는 경우, 드레인 전극(140b)에 흐르는 드레인 전류가, 타겟 물질(140)이 존재하는 경우의 드레인 전류 보다 상당히 낮은 레벨로 흐르게 된다.
한편, 시료 용액(180)은, 생체 물질로서 타액, 땀을 포함하는 체액, 혈액, 혈청 또는 혈장에 의해 희석된 용액 등을 의미할 수 있다.
한편, 바이오 센서(100)는 타겟 물질의 종류, 타겟 물질의 수효, 상기 카트리지(100)의 크기에 따라 다양한 크기를 가질 수 있으며, 일 예로 6*6mm 또는 6*8mm의 크기로 디자인될 수 있다.
도 3은 본 개시와 관련한 바이오 센서의 측면도의 일예이다.
도면을 참조하면, 본 개시와 관련한 바이오 센서(100x)는, 기판(110)과, 기판(110) 상의 절연체층(120)과, 절연체층(120) 상의 일부 영역에 배치되는 그래핀층(130)과, 그래핀층(130)의 일단 및 절연체층(120)의 상에 배치되는 소스 전극(140a)과, 그래핀층(130)의 타단 및 절연체층(120)의 상에 배치되는 드레인 전극(140b)과, 소스 전극(140a) 상에 배치되는 제1 패시베이션층(160a)과, 드레인 전극(140b) 상에 배치되는 제2 패시베이션층(160b)을 포함한다.
도 3의 구조에 의하면, 패시베이션층(160a,160b)과 그래핀층(130)과 절연층(120)이 일부 영역(la,Lb)에서 접촉한다.
도면에서는, 그래핀층(130)의 좌측 영역(Ld)의 일부 영역(La)이, 제1 패시베이션층(160a)에 의해 도포되며, 그래핀층(130)의 우측 영역(Le)의 일부(Lc)가, 제2 패시베이션층(160b)에 의해 도포되는 것을 예시한다.
이에 따라, 개방되는 그래핀층(130)의 중앙 영역(Lb)만이 저항 변환(modulation)되며, 제1 패시베이션층(160a)에 의해 도포되는 그래핀층(130)의 일부 영역(La)과, 제2 패시베이션층(160b)에 의해 도포되는 그래핀층(130)의 일부 영역(Lc)는, 저항 변환(modulation)되지 않게 된다.
따라서, 그래핀층(130)의 전체 저항은, 그래핀층(130)의 일부 영역(La)의 저항 성분(SRa), 그래핀층(130)의 일부 영역(Lb)의 저항 성분(SRc), 그래핀층(130)의 중앙 영역(Lb)의 저항 성분(SRb)에 합으로 나타난다.
예를 들어, 그래핀층(130)의 일부 영역(La)의 저항 성분(SRa)과 그래핀층(130)의 일부 영역(Lb)의 저항 성분(SRc)이 낮은 저항인 경우, 그래핀층(130)의 중앙 영역(Lb)의 저항 성분(SRb)이 저저항에서 고저항으로 변환되더라도, 전부 채널 변환으로 반영되게 된다.
구체적으로, 그래핀층(130)의 일부 영역(La)의 저항 성분(SRa)과 그래핀층(130)의 일부 영역(Lb)의 저항 성분(SRc)이 각각 1KΩ이고, 그래핀층(130)의 중앙 영역(Lb)의 저항 성분(SRb)이 1~10KΩ인 경우, 래핀층(130)의 전체 저항은, 대략 3KΩ~12kΩ 사이로 변환된다. 이에 따라, 센싱시의 감도가 향상되게 된다.
다른 예로, 그래핀층(130)의 일부 영역(La)의 저항 성분(SRa)과 그래핀층(130)의 일부 영역(Lb)의 저항 성분(SRc)이 높은 저항인 경우, 그래핀층(130)의 중앙 영역(Lb)의 저항 성분(SRb)이 저저항에서 고저항으로 변환되더라도, 전부 채널 변환으로 반영되지 못하게 되는 단점이 있다.
구체적으로, 그래핀층(130)의 일부 영역(La)의 저항 성분(SRa)과 그래핀층(130)의 일부 영역(Lb)의 저항 성분(SRc)이 각각 10KΩ이고, 그래핀층(130)의 중앙 영역(Lb)의 저항 성분(SRb)이 1~10KΩ인 경우, 래핀층(130)의 전체 저항은, 대략 2KΩ~30kΩ 사이로 변환된다. 이에 따라, 센싱시의 감도가 현저히 낮아지게 된다.
이에, 그래핀층(130)의 일부 영역(La)의 저항 성분(SRa)과 그래핀층(130)의 일부 영역(Lb)의 저항 성분(SRc)이 낮은 저항을 가지도록, 그래핀층(130)의 일부 영역(La)과 그래핀층(130)의 일부 영역(Lb)의 길이가, 100nm 이하인 것이 바람직하다.
그러나, 그래핀층(130)의 일부 영역(La)과 그래핀층(130)의 일부 영역(Lb)의 길이를, 100nm 이하로 형성하는 것이 공정상 어려울 수 있다.
이에 본 개시에서는, 그래핀층(130)의 일부 영역(La)의 저항 성분(SRa)과 그래핀층(130)의 일부 영역(Lb)의 저항 성분(SRc)이 낮은 저항을 가지도록, 그래핀층(130)의 하면 중 적어도 일부가 기판(110)과 이격시킨다. 이를 위해, 기판(110) 또는 절연층(120) 상에 형성되는 적어도 하나의 오목 패턴(OM)을 형성한다. 이에 대해서는, 도 1의 바이오 센서(100)의 설명을 참조한다.
도 4는 도 1의 본 개시의 일실시예에 따른 바이오 센서의 설명에 참조되는 도면이다.
도면을 참조하면, 본 개시의 일 실시예에 따른 바이오 센서(100a)는, 기판(110)과, 기판 상의 절연층(120)과, 하면 중 적어도 일부가 절연층(120)과 이격되는 그래핀층(130)과, 그래핀층(130)의 일단 및 기판(110) 상에 형성되는 소스 전극(140a)과, 소스 전극(140a)에 이격되며, 그래핀층(130)의 타단 및 기판(110) 상에 형성되는 드레인 전극(140b)과, 소스 전극(140a)과 드레인 전극(140b) 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층(160a)과 제2 패시베이션층(160b)을 포함한다.
한편, 그래핀층(130)의 일단을 포함하는 제1 영역(PTa) 상에는, 소스 전극(140a))이 형성되고, 그래핀층(130) 중 제1 영역(PTa)에 인접하는 제2 영역(PTb) 상에는, 제1 패시베이션층(160a)이 형성되고, 그래핀층(130) 중 제2 영역(PTb)에 인접하는 제3 영역(PTc)에는, 패시베이션층(160a,160b)이 도포되지 않으며, 그래핀층(130) 중 제3 영역(PTc)에 인접하는 제4 영역(PTd) 상에는, 제2 패시베이션층(160b)이 형성되고, 그래핀층(130)의 타단을 포함하며 제4 영역(PTd)에 인접하는 제5 영역(PTe) 상에는, 드레인 전극(140b)이 형성될 수 있다.
특히, 그래핀층(130)의 하면 중 제3 영역(PTc)에 대응하는 영역이, 절연층(120)과 이격되므로, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
도면에서는, 그래핀층(130)의 좌측 영역(L1) 중 제1 영역 (PTa) 상에 소스 전극(140a)이 형성되고, 그래핀층(130)의 우측 영역(L2) 중 제5 영역(PTe) 상에 드레인 전극(140b)이 형성되는 것을 예시한다.
도면에서는, 그래핀층(130) 중 제2 영역(PTb) 상에 제1 패시베이션층(160a)이 형성되고, 제4 영역(PTd) 상에 제2 패시베이션층(160b)이 형성되고, 그래핀층(130) 중 제3 영역(PTc)이 오픈되어 개방되는 것을 예한다.
한편, 그래핀층(130) 중 제2 영역(PTb) 상에 제1 패시베이션층(160a)이 형성되고, 제4 영역(PTd) 상에 제2 패시베이션층(160a)이 형성되며, 제2 영역(PTb)의 길이와 제4 영역(PTd)의 길이가, 도 3의 La와 Lb의 길이 보다 작아지므로, 그래핀층(130) 중 제2 영역(PTb)에 대응하는 저항 성분과, 제4 영역(PTd)에 대응하는 저항 성분은, 도 3에 비해, 상당히 낮게 나타나게 된다.
이에 따라, 그래핀층(130) 중 제2 영역(PTb)의 저항 성분과, 제4 영역(PTd)의 저항 성분이 낮아지므로, 그래핀층(130)의 중앙 영역(PTc)의 저항 성분이 저저항에서 고저항으로 변환되더라도, 전부 채널 변환으로 반영되게 된다.
구체적으로, 그래핀층(130) 중 제2 영역(PTb)의 저항 성분과, 제4 영역(PTd)의 저항 성분이 각각 1KΩ이고, 그래핀층(130)의 중앙 영역(PTc)의 저항 성분(SRb)이 1~10KΩ인 경우, 래핀층(130)의 전체 저항은, 대략 3KΩ~12kΩ 사이로 변환된다. 이에 따라, 센싱시의 감도가 향상되게 된다.
한편, 그래핀층(130)의 제2 영역(PTb)의 길이 또는 제4 영역(PTd)의 길이는, 제3 영역(PTc)의 길이 보다 짧은 것이 바람직하다. 이에 따라, 그래핀층(130)의 제2 영역(PTb) 또는 제4 영역(PTd)의 저항 성분이 작아지므로, 결국 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층(130)의 제2 영역(PTb)의 길이 또는 제4 영역(PTd)의 길이는, 100nm 이하인 것이 바람직하다. 이에 따라, 그래핀층(130)의 제2 영역(PTb) 또는 제4 영역(PTd)의 저항 성분이 작아지므로, 결국 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층(130)의 제2 영역(PTb)의 길이 또는 제4 영역(PTd)의 길이는, 그래핀층(130)의 제1 영역(PTa)의 길이 또는 제5 영역(PTe)의 길이 보다 더 작은 것이 바람직하다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층(130)의 제2 영역(PTb) 또는 제4 영역(PTd)의 저항값이 작아질수록, 그래핀층(130)의 전도도가 증가할 수 있다. 이에 따라, 그래핀층(130)의 제3 영역(PTc)의 저항 성분이 주요 인자로 작용므로, 결국 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층(130)의 제3 영역(PTc)의 길이가 커질수록, 그래핀층(130)의 전도도가 증가할 수 있다. 이에 따라, 그래핀층(130)의 제3 영역(PTc)의 저항 성분이 주요 인자로 작용므로, 결국 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층(130)의 제3 영역(PTc)의 길이 대비 그래핀층(130)의 제2 영역(PTb)의 길이 또는 제4 영역(PTd)의 길이의 비율이 작아질수록, 그래핀층(130)의 전도도가 증가할 수 있다. 이에 따라, 그래핀층(130)의 제2 영역(PTb) 또는 제4 영역(PTd)의 저항 성분이 작아지므로, 결국 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층(130)의 제3 영역(PTc)의 높이(h3)는, 기판(110)의 높이(h1) 보다 작으며, 절연층(120)의 높이(h2) 보다 작은 것이 바람직하다.
한편, 오목 패턴(OM)의 높이(hk)는, 소스 전극(150a)의 높이(h4) 또는 드레인 전극(150b)의 높이(h5) 보다 작은 것이 바람직하다.
한편, 오목 패턴(OM)의 높이(hk)는, 그래핀층(130)의 제3 영역(PTc)의 높이(h3) 보다 클 수 있다.
도 5 내지 도 7b는 본 개시의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서를 도시하는 도면이다.
먼저, 도 5는 본 개시의 다른 실시예에 따른 바이오 센서의 측면도의 일예이다.
도면을 참조하면, 본 개시의 다른 실시예에 따른 바이오 센서(100b)는, 도 4의 바이오 센서(100a)와 유사하나, 그래핀층(130)의 일단과 타단의 하부에, 제3 패시베이션층(ATa)과 제4 패시베이션층(ATb)이 더 형성되는 것에 그 차이가 있다.
본 개시의 다른 실시예에 따른 바이오 센서(100b)는, 기판(110)과, 기판 상의 절연층(120)과, 절연층(120) 상에 형성되는 적어도 하나의 오목 패턴(OM) 상에 배치되는 그래핀층(130)과, 그래핀층(130)의 일단 및 기판(110) 상에 형성되는 소스 전극(140a)과, 소스 전극(140a)에 이격되며, 그래핀층(130)의 타단 및 기판(110) 상에 형성되는 드레인 전극(140b)과, 소스 전극(140a)과 드레인 전극(140b) 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층(160a)과 제2 패시베이션층(160b)과, 그래핀층(130)의 일단과 타단의 하부에, 각각 형성되는 제3 패시베이션층(ATa)과 제4 패시베이션층(ATb)을 포함한다.
제1 패시베이션층(160a), 제2 패시베이션층(160b), 제3 패시베이션층(ATa), 제4 패시베이션층(ATb)은 동일 재질로 형성될 수 있다.
한편, 제3 패시베이션층(ATa)과, 제4 패시베이션층(ATb)은, 각각 제1 패시베이션층(160a)과 제2 패시베이션층(160b)의 일부일 수 있다.
즉, 제1 패시베이션층(160a)의 일부(ATa)는, 그래핀층(130)의 일단의 하부에 형성되고, 제2 패시베이션층(160b)의 일부(ATb)는, 그래핀층(130)의 타단의 하부에 형성될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 그래핀층(130)의 하면 중 제3 영역(PTc)에 대응하는 영역이, 절연층(120)과 이격되므로, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
도 6a는 본 개시의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센서의 측면도의 일예이고, 도 6b은 도 6a의 바이오 센서의 상면도의 일예이다.
도면을 참조하면, 본 개시의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센서(100c)는, 도 5의 바이오 센서(100b)와 유사하나, 하나의 오목 패턴이 아닌 복수의 오목 패턴(OM1~OM4)이 형성되는 것에 그 차이가 있다.
본 개시의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센서(100c)는, 기판(110)과, 기판 상의 절연층(120)과, 절연층(120) 상에 형성되는 복수의 오목 패턴(OM1~OM4) 상에 배치되는 그래핀층(130)과, 그래핀층(130)의 일단 및 기판(110) 상에 형성되는 소스 전극(140a)과, 소스 전극(140a)에 이격되며, 그래핀층(130)의 타단 및 기판(110) 상에 형성되는 드레인 전극(140b)과, 소스 전극(140a)과 드레인 전극(140b) 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층(160a)과 제2 패시베이션층(160b)을 포함한다.
이와 같이, 복수의 오목 패턴(OM1~OM4)에 의해, 기판(110) 또는 절연층(120)과 이격되므로, 기판과의 그래핀의 격자 미스매치(lattice mismatch)가 저감되어, 센싱 감도가 향상되게 된다.
한편, 제1 패시베이션층(160a)의 일부(ATa)는, 그래핀층(130)의 일단의 하부에 형성되고, 제2 패시베이션층(160b)의 일부(ATb)는, 그래핀층(130)의 타단의 하부에 형성될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
도 6b의 상면도에 따르면, 바이오 센서(100c) 내의 복수의 오목 패턴(OM1~OMn4)은, 메쉬(mesh) 형태로 구현될 수 있으며, 이에 한정되지 않고, hexagonal, dot 형태 등 다양한 패턴일 수도 있다.
도 7a는 본 개시의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센서의 측면도의 일예이고, 도 7b은 도 7a의 바이오 센서의 상면도의 일예이다.
도면을 참조하면, 본 개시의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센서(100d)는, 도 6의 바이오 센서(100c)와 유사하나, 복수의 볼록 패턴(BM1~BM3)이 그래핀층(130) 상에 형성되는 것에 그 차이가 있다.
본 개시의 또 다른 실시예에 따른 바이오 센서(100d)는, 기판(110)과, 기판 상의 절연층(120)과, 절연층(120) 상에 형성되는 복수의 오목 패턴(OM1~OM4) 상에 배치되는 그래핀층(130)과, 그래핀층(130)의 일단 및 기판(110) 상에 형성되는 소스 전극(140a)과, 소스 전극(140a)에 이격되며, 그래핀층(130)의 타단 및 기판(110) 상에 형성되는 드레인 전극(140b)과, 소스 전극(140a)과 드레인 전극(140b) 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층(160a)과 제2 패시베이션층(160b)과, 복수의 오목 패턴(OM1~OM4)에 인접하여 그래핀층(130) 상에 형성되는 복수의 볼록 패턴(BM1~BM3)을 포함한다.
이와 같이, 복수의 오목 패턴(OM1~OM4)에 의해, 기판(110) 또는 절연층(120)과 이격되므로, 기판과의 그래핀의 격자 미스매치(lattice mismatch)가 저감되어, 센싱 감도가 향상되게 된다.
한편, 복수의 볼록 패턴(BM1~BM3)에 의해, 그래핀층(130) 상면에서 시료 용액(180)과의 접촉면이 증가하므로, 센싱 감도가 향상되게 된다.
한편, 제1 패시베이션층(160a)의 일부(ATa)는, 그래핀층(130)의 일단의 하부에 형성되고, 제2 패시베이션층(160b)의 일부(ATb)는, 그래핀층(130)의 타단의 하부에 형성될 수 있다. 이에 따라, 그래핀 기반 센서의 센싱 감도를 향상시킬 수 있게 된다.
한편, 도 7a에 따르면, 제1 패시베이션층(160a), 제2 패시베이션층(160b), 복수의 오목 패턴(OM1~OM4), 복수의 볼록 패턴(BM1~BM3)이 모두 동일한 재질로 형성될 수 있다.
또는, 도 7a와 달리, 복수의 오목 패턴(OM1~OM4)은, 절연층(120)과 동일한 재질로 형성될 수 있다. 그리고, 제1 패시베이션층(160a), 제2 패시베이션층(160b), 복수의 볼록 패턴(BM1~BM3)이 모두 동일한 재질로 형성될 수 있다.
또는, 도 7a와 달리, 복수의 오목 패턴(OM1~OM4)과, 복수의 볼록 패턴(BM1~BM3)이, 절연층(120)과 동일한 재질로 형성될 수 있다.
도 7b의 상면도에 따르면, 바이오 센서(100c) 내의 복수의 오목 패턴(OM1~OMn4)은, 메쉬(mesh) 형태로 구현될 수 있으며, 복수의 볼록 패턴(BM1~BM3)은, 복수의 오목 패턴(OM1~OMn4) 사이에 인접하여 각각 메쉬(mesh) 형태로 형성되는 것을 예시하나, 이에 한정되지 않고, hexagonal, dot 형태 등 다양한 패턴일 수도 있다.
이상에서는 본 개시의 바람직한 실시예에 대하여 도시하고 설명하였지만, 본 개시는 상술한 특정의 실시예에 한정되지 아니하며, 청구범위에서 청구하는 본 개시의 요지를 벗어남이 없이 당해 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진자에 의해 다양한 변형실시가 가능한 것은 물론이고, 이러한 변형실시들은 본 개시의 기술적 사상이나 전망으로부터 개별적으로 이해되어져서는 안될 것이다.

Claims (16)

  1. 기판;
    상기 기판 상에 형성되는 적어도 하나의 오목 패턴 상에 배치되는 그래핀층;
    상기 그래핀층의 일단 및 상기 기판 상에 형성되는 소스 전극;
    상기 소스 전극에 이격되며, 상기 그래핀층의 타단 및 상기 기판 상에 형성되는 드레인 전극;
    상기 소스 전극과 상기 드레인 전극 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층과 제2 패시베이션층;을 포함하는 바이오 센서.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 제1 패시베이션층의 일부는,
    상기 그래핀층의 일단의 하부에 형성되고,
    상기 제2 패시베이션층의 일부는,
    상기 그래핀층의 타단의 하부에 형성되는 것인 바이오 센서.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 그래핀층은,
    상기 기판 상에 형성되는 복수의 오목 패턴 상에 배치되는 것인 바이오 센서.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 그래핀층은,
    상기 기판 상에 형성되는 복수의 오목 패턴 상에 배치되며,
    상기 복수의 오목 패턴에 인접하여, 상기 그래핀층 상에, 복수의 볼록 패턴이 형성되는 것인 바이오 센서.
  5. 제4항에 있어서,
    상기 복수의 볼록 패턴은,
    상기 제1 패시베이션층 및 상기 제2 패시베이션층과 동일한 재료로 형성되는 것인 바이오 센서.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 제1 패시베이션층과 제2 패시베이션층 중 어느 하나의 상부에 이격되어 배치되는 게이트 전극;을 더 포함하는 것인 바이오 센서
  7. 제1항에 있어서,
    상기 그래핀층의 일부는,
    상기 소스 전극 또는 상기 드레인 전극과, 상기 제1 패시베이션층 또는 상기 제2 패시베이션층에 의해 도포되며,
    상기 그래핀층의 다른 일부는,
    상기 소스 전극 또는 상기 드레인 전극과, 상기 제1 패시베이션층 또는 상기 제2 패시베이션층에 의해 도포되지 않고 개방되는 것인 바이오 센서.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 그래핀층의 상기 일단을 포함하는 제1 영역 상에는, 상기 소스 전극이 형성되고,
    상기 그래핀층 중 상기 제1 영역에 인접하는 제2 영역 상에는, 상기 제1 패시베이션층이 형성되고,
    상기 그래핀층 중 상기 제2 영역에 인접하는 제3 영역에는, 상기 패시베이션층이 도포되지 않으며,
    상기 그래핀층 중 상기 제3 영역에 인접하는 제4 영역 상에는, 상기 제2 패시베이션층이 형성되고,
    상기 그래핀층의 상기 타단을 포함하며 상기 제4 영역에 인접하는 제5 영역 상에는, 상기 드레인 전극이 형성되는 것인 바이오 센서.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 그래핀층의 상기 제2 영역 또는 상기 제4 영역의 길이는, 상기 제3 영역의 길이 보다 짧은 것인 바이오 센서.
  10. 제8항에 있어서,
    상기 그래핀층의 상기 제2 영역 또는 상기 제4 영역의 길이는, 100nm 이하인 것인 바이오 센서.
  11. 제1항에 있어서,
    상기 소스 전극 또는 상기 드레인 전극은,
    유기 화합물 또는 무기 화화물을 포함하고,
    상기 무기 화합물은 WO3, MoO3, ZnO 중 적어도 하나를 포함하는 것인 바이오 센서
  12. 제1항에 있어서,
    상기 기판 상에 배치되는 절연층을 더 포함하고,
    상기 소스 전극, 드레인 전극, 및 그래핀층은, 상기 절연층 상에 배치되는 것인 바이오 센서.
  13. 기판;
    상기 기판 상에 형성되는 그래핀층;
    상기 그래핀층의 일단 및 상기 기판 상에 형성되는 소스 전극;
    상기 소스 전극에 이격되며, 상기 그래핀층의 타단 및 상기 기판 상에 형성되는 드레인 전극;
    상기 소스 전극과 상기 드레인 전극 상에 각각 배치되는 제1 패시베이션층과 제2 패시베이션층;을 포함하며,
    상기 그래핀층의 하면 중 적어도 일부는 상기 기판과 이격되는 바이오 센서.
  14. 제13항에 있어서,
    상기 기판 내의 상기 그래핀층의 하면 중 일부 영역에, 적어도 하나의 오목 패턴이 형성되는 것인 바이오 센서.
  15. 제13항에 있어서,
    상기 기판 내의 상기 그래핀층의 하면 중 일부 영역에, 복수의 오목 패턴이 형성되는 것인 바이오 센서.
  16. 제13항에 있어서,
    상기 기판 내의 상기 그래핀층의 하면 중 일부 영역에, 복수의 오목 패턴이 형성되며,
    상기 그래핀층의 상면 중 일부 영역에, 복수의 볼록 패턴이 형성되는 것인 바이오 센서.
PCT/KR2022/015247 2022-10-11 2022-10-11 바이오 센서 WO2024080388A1 (ko)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/KR2022/015247 WO2024080388A1 (ko) 2022-10-11 2022-10-11 바이오 센서

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/KR2022/015247 WO2024080388A1 (ko) 2022-10-11 2022-10-11 바이오 센서

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2024080388A1 true WO2024080388A1 (ko) 2024-04-18

Family

ID=90669297

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/KR2022/015247 WO2024080388A1 (ko) 2022-10-11 2022-10-11 바이오 센서

Country Status (1)

Country Link
WO (1) WO2024080388A1 (ko)

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101150270B1 (ko) * 2011-01-26 2012-06-12 고려대학교 산학협력단 그래핀을 이용한 반도체 소자, 및 그 제조 방법
KR101541084B1 (ko) * 2014-02-24 2015-08-03 한국과학기술연구원 Dna 코팅을 통한 그래핀 내 pn 접합 형성 방법 및 이에 의해 형성된 pn 접합 구조체
KR101763515B1 (ko) * 2016-01-29 2017-08-03 경희대학교 산학협력단 그래핀/실리콘 바이오 센서를 이용한 dna 검출 장치 및 그 방법
KR101991721B1 (ko) * 2017-03-17 2019-06-21 한국과학기술원 동일 평면 상의 수평 배치형 전극을 포함하는 압력 센서 및 그 제조 방법과 상기 압력 센서를 이용한 다축 촉각 센서
KR20190136580A (ko) * 2018-05-31 2019-12-10 주식회사 엑스와이지플랫폼 Rgo 기반의 바이오 센서 및 그 제조 방법, 바이오 물질 검출 방법

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101150270B1 (ko) * 2011-01-26 2012-06-12 고려대학교 산학협력단 그래핀을 이용한 반도체 소자, 및 그 제조 방법
KR101541084B1 (ko) * 2014-02-24 2015-08-03 한국과학기술연구원 Dna 코팅을 통한 그래핀 내 pn 접합 형성 방법 및 이에 의해 형성된 pn 접합 구조체
KR101763515B1 (ko) * 2016-01-29 2017-08-03 경희대학교 산학협력단 그래핀/실리콘 바이오 센서를 이용한 dna 검출 장치 및 그 방법
KR101991721B1 (ko) * 2017-03-17 2019-06-21 한국과학기술원 동일 평면 상의 수평 배치형 전극을 포함하는 압력 센서 및 그 제조 방법과 상기 압력 센서를 이용한 다축 촉각 센서
KR20190136580A (ko) * 2018-05-31 2019-12-10 주식회사 엑스와이지플랫폼 Rgo 기반의 바이오 센서 및 그 제조 방법, 바이오 물질 검출 방법

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2018182342A1 (ko) 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서 및 이의 제조방법
WO2010041805A1 (en) Sensing device
WO2016036145A1 (ko) 노로바이러스 검출 센서, 및 이를 이용하는 전기화학적 센싱방법
WO2010125717A1 (ja) 化学センサ
WO2010044525A1 (en) Electrochemical biosensor structure and measuring method using the same
CN107084964B (zh) 生物传感器及其制备方法和进行生物传感的方法
WO2010095787A1 (en) Biosensor provided with code electrode, method for manufacturing the same, and method for obtaining sensor information from the same
WO2019231224A1 (ko) Rgo 기반의 바이오 센서 및 그 제조 방법, 바이오 물질 검출 방법
WO2010041875A2 (ko) 초고속 고감도 dna 염기서열 분석 시스템 및 그 분석 방법
US11810953B2 (en) Sensor having graphene transistors
WO2024080388A1 (ko) 바이오 센서
US8480877B2 (en) Sensor arrangement comprising an electrode for detecting diffused loaded particles
WO2009119972A2 (ko) 고감도 바이오 센서 및 이를 포함하는 바이오 칩 그리고 이를 제조하는 방법
WO2023210885A1 (ko) 바이오 센서
WO2015005504A1 (ko) 혈당측정용 바이오칩 및 그를 포함하는 스마트폰용 혈당측정기
WO2017200167A1 (ko) 알레르기 검출용 나노바이오센서, 이의 제조 방법과 이를 포함하는 알레르기 검출 시스템
WO2020171346A1 (ko) 자가항체-항원 결합체를 이용한 폐암 진단용 면역학적 조성물, 이를 사용한 폐암 진단 방법 및 이를 포함하는 폐암 진단용 키트
WO2019208901A1 (ko) 당뇨병 진단을 위한 전기화학 방식의 바이오-마커 검출 방법 및 장치
WO2014088263A1 (ko) 센서 시스템
WO2012060636A2 (ko) 위암 진단 방법
WO2011138985A1 (ko) 용량 소자 센서 및 그 제조 방법
WO2017204512A1 (ko) 피씨알모듈
WO2023075517A1 (ko) 프러시안 블루 나노입자 기반의 광학 및 전기화학적 바이오센서
WO2020230910A1 (ko) 바이오 감지 장치
WO2017095202A1 (ko) 전기화학센서 및 그 제조방법

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 22962139

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1