KR101937157B1 - 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서 및 이의 제조방법 - Google Patents

플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서 및 이의 제조방법 Download PDF

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Abstract

플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서 및 이의 제조방법에서, 상기 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서는 기판, 상기 기판 상에 형성된 절연층, 상기 절연층 상에 돌출되게 형성된 나노구조, 상기 나노구조를 사이에 두고 상기 절연층 상에 형성된 소스전극 및 드레인 전극, 금속 패턴 또는 폴리실리콘 패턴으로 구성되어 상기 나노구조와 접촉하며 연장되는 플로팅 게이트 및 일단은 상기 플로팅 게이트 상의 고정화분자와 결합하여 고정되며 타단은 바이오분자와 결합하는 생체감지물질을 포함한다.

Description

플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서 및 이의 제조방법 {FLOATING-GATE SEMICONDUCTO R NONOSTRUCTURE BIOSENSOR AND A METHOD FOR MANUFACTURING THE SAME}
본 발명은 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서 및 이의 제조방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는 질병진단, 암 진단 등의 의료분야 뿐만 아니라 발효공업, 식품공업, 농림수산업, 환경보전 등 넓은 분야에 응용 가능한 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서 및 이의 제조방법에 관한 것이다.
최근 1차원 구조의 반도체 나노선/나노와이어/나노리본 등과 같은 반도체 나노구조가 가지는 우수한 전기적, 광학적, 물리적 특성 때문에 이를 여러 분야에 적용하기 위한 연구가 활발히 진행되고 있다.
더욱이 반도체 나노구조는 탄소나노튜브에 비해 기존 반도체 기술인 P, N 도핑 기술을 이용하여 나노구조 내부의 에너지 밴드 형태를 보다 쉽게 제어할 수 있는 장점을 갖고 있고, 기존 반도체공정 기술을 이용하여 나노구조 소자를 대량생산 할 수 있는 이점이 있어서 전세계적으로 관심을 받고 있다.
특히, 반도체 나노구조 바이오센싱 부분에 있어 초고감도의 민감도를 가지고 있음이 알려진 이후로는 반도체 나노구조 바이오센서에 대한 연구가 더욱 탄력을 받고 있다.
반도체 나노구조 바이오센서는 검출하고자 하는 물질(화학 인자, 바이오분자, 질병 표지 인자)에 특이 반응을 하는 생체감지물질이 나노구조 표면에 고정화분자의 도움으로 고정화되어 있고, 고정화된 생체감지물질이 표적 물질과 결합을 하게 되면 나노구조의 전기적인 물성이 전계효과트랜지스터(Field Effect Transistor (FET)) 원리와 동일하게 변하게 되고 이를 전도도 변화나 문턱전압 변화로 검출하는 방식으로 구현된다.
반도체 나노구조의 초고민감도는 나노구조의 특성상 부피 대피 표면적의 비율이 매우 커서 표면에서 전하를 띈 바이오분자와의 반응이 나노구조 전체의 전도특성에 큰 영향을 미치는 원리로 설명된다. 이처럼 나노구조 자체는 나노 구조적 감금(confinement) 현상으로 초고민감도를 가지는 반면 나노구조 표면과 용액사이에는 여전히 매크로한 물리화학적인 한계가 있다. 즉, 현재까지 초고민감도를 일으키는 높은 표면적비는 바이오분자가 결합 되었을 경우 나노구조 자체의 물리적 특성 변화 관점에서 보는 것으로, 관점을 사이트를 찾는 바이오분자로 옮길 경우 나노구조의 표면적은 기존 일반적인 바이오센서 대비 비교할 수 없을 정도로 작아 시스템 관점에서 초고민감도를 재현성 있게 보이는 데에는 문제가 있다.
위와 같은 낮은 재현성 문제를 해결할 수 있는 방법으로 센싱 표면적을 넓히는 연구가 최근에 보고되고 있다. 가장 쉬운 방법으로는 여러 가닥의 실리콘 나노구조를 고밀도로 집적화 하는 방법이 있다. 하지만 여러 가닥의 실리콘 나노구조의 채널 길이를 수십~수백 마이크로미터까지 넓히기에는 분명 한계점이 있다. 실리콘 나노구조 길이가 길어지면 그 길이만큼 저항이 늘어나게 되며, Electron Beam Lithography로 나노구조를 패턴하기 위해서는 그 공정시간이 길어질 수 밖에 없기 때문이다. 또한 나노구조 개수가 늘어나면 유효 채널 너비가 넓어져 민감도가 낮아지게 된다.
한편, 센싱 표면적을 넓힐 다른 방법으로는 버티컬 나노구조를 이용하는 방법이 있다. 즉, 나노구조를 Bottom-up 방식으로 수직 성장 시켜 그 위에 전극을 만들어 센서를 제작하는 버티컬 나노구조 센서는 센싱 표면적이 매우 넓어질 수 있는 장점이 있지만 액체 속에서 동작해야 하는 바이오센서에는 구조적인 한계(절연 문제)가 있어 주로 가스센서 부분에 한정적으로 응용되고 있다.
이처럼 종래의 반도체 나노구조 바이오센서는 대부분 나노구조 자체에 프로브 분자를 직접적으로 코팅 및 고정화하고 용액에 직접 노출 시켜 센싱을 수행하고 있다. 때문에 낮은 바이오분자 결합 확률로 인한 낮은 재현성 문제뿐만 아니라 나노구조가 외부에 직접 노출됨에 따라 환경변화(습도, 광량, 용액)에 민감하게 됨에　따라 발생된 낮은 나노바이오센서의 안정성으로 인해 상용화에 어려움이 있었다.
대한민국 공개특허 제10-2013-0052528호 대한민국 공개특허 제10-2015-0079147호
이에, 본 발명의 기술적 과제는 이러한 점에서 착안된 것으로 본 발명의 목적은 종래 나노구조 전계효과트랜지스터(Field-effect transistor: FET) 기반 바이오센서에서 발생되고 있는 낮은 재현성과 안정성 문제를 해결하기 위한 것으로, 초민감성을 가진 나노구조 FET 구조에 넓은 표면적을 가지는 매크로 구조체인 연장게이트를 플로팅 게이트 형태로 융합하여, 바이오분자가 반응 할 수 있는 센싱 면적을 넓히고, 궁극적으로는 상용화에 중요한 파라미터인 민감도, 재현성, 안전성 등과 같은 바이오센싱 특성을 향상한 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서에 관한 것이다.
또한, 본 발명의 다른 목적은 상기 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서의 제조방법에 관한 것이다.
상기한 본 발명의 목적을 실현하기 위한 일 실시예에 따른 나노구조 바이오센서는 기판, 상기 기판 상에 형성된 절연층, 상기 절연층 상에 돌출되게 형성된 나노구조, 상기 나노구조를 사이에 두고 상기 절연층 상에 형성된 소스전극 및 드레인 전극, 금속 패턴 또는 폴리실리콘 패턴으로 구성되어 상기 나노구조와 접촉하며 연장되는 플로팅 게이트 및 일단은 상기 플로팅 게이트 상의 고정화분자와 결합하여 고정되며 타단은 바이오분자와 결합하는 생체감지물질을 포함한다.
일 실시예에서, 상기 소스전극, 상기 드레인 전극 및 상기 절연층 상에 형성된 패시베이션 막 및 상기 플로팅 게이트의 상부 또는 같은 평면상에 형성되며, 시료 용액의 전압을 일정하게 유지시키기 위한 기준전극으로 작용하거나, 상기 시료 용액에 전압을 인가하는 액상게이트를 더 포함할 수 있다.
일 실시예에서, 상기 패시베이션 막은 상기 플로팅 게이트 상에는 형성되지 않아, 상기 플로팅 게이트의 일부가 외부로 노출될 수 있다.
일 실시예에서, 상기 기판은 전도성 또는 절연 기판이며, 전도성 기판일 경우 하부전극의 역할을 수행할 수 있다.
일 실시예에서, 상기 나노구조는 와이어 형상으로 형성될 수 있다.
일 실시예에서, 상기 나노구조는 P형 채널 또는 N형 채널일 수 있다.
일 실시예에서, 상기 나노구조는 ZnO, GaN, SiC, SnO2, GaP, BN, InP, Si₃N₄ 및 Si 중 하나 또는 그의 혼합물로 이루어지는 군에서 선택될 수 있다.
일 실시예에서, 상기 플로팅 게이트는, 상기 나노구조와 접촉하는 제1 끝단, 상기 생체감지물질 및 상기 고정화분자가 위치하는 제2 끝단 및 상기 제1 끝단 및 상기 제2 끝단을 서로 연결하는 연결부를 포함할 수 있다.
일 실시예에서, 상기 제2 끝단은 상기 제1 끝단의 너비 보다 넓은 너비로 형성되며, 상기 바이오분자를 센싱하는 센싱 영역으로 작용할 수 있다.
일 실시예에서, 상기 플로팅 게이트와 상기 나노구조 사이에 게이트 산화막이 배치될 수 있다.
일 실시예에서, 상기 생체감지물질과 상기 바이오분자가 결합하는 경우 상기 나노구조는 전도도 변화를 일으키며, 상기 생체감지물질과 결합된 상기 바이오분자가 해리되는 경우 상기 나노구조의 전도도는 복귀될 수 있다.
상기한 본 발명의 다른 목적을 실현하기 위한 일 실시예에 따른 나노구조 바이오센서의 제조 방법은, 기판 상에 절연층을 형성한다. 상기 절연층 상에 나노구조를 형성하고, 상기 나노구조 양측면에 소스전극 및 드레인 전극을 형성한다. 금속 또는 폴리실리콘 패턴으로 구성되고, 상기 나노구조와 접촉하며 연장되는 플로팅 게이트를 형성한다. 상기 플로팅 게이트의 일끝단 상에 고정화분자를 위치시킨다. 상기 고정화분자에 생체감지물질을 결합 고정시키는 단계를 포함한다.
일 실시예에서, 상기 소스전극, 상기 드레인 전극, 상기 절연층 상에 패시베이션 막을 형성할 수 있다.
일 실시예에서, 상기 패시베이션 막은 상기 플로팅 게이트를 형성한 이후 형성하고, 상기 형성된 패시베이션 막의 일부를 식각 또는 패턴하여 상기 플로팅 게이트의 일부를 노출하는 오프닝을 형성할 수 있다.
일 실시예에서, 상기 패시베이션 막을 식각 또는 패턴하여 오프닝을 형성하고, 상기 플로팅 게이트를 형성하는 단계에서, 상기 오프닝을 통해 상기 플로팅 게이트를 상기 나노구조의 상부에 형성할 수 있다.
일 실시예에서, 상기 기판(110)은 유리(glass), 석영(quartz), 실리콘(Si), 고분자 플라스틱(polymer plastic), 게르마늄(germanium), 금속(metal), 산화물(oxide) 및 이들의 혼합물로 이루어진 고체 기판 중 하나일 수 있다.
일 실시예에서, 상기 절연층(120)은, 실리콘 산화막 또는 실리콘 질화막으로 형성되거나, 실리콘 옥사이드를 포함한 절연 박막으로 형성될 수 있다.
일 실시예에서, 상기 나노구조는 LB(Languir-Blodgett)법 또는 플로우(flow) 방식을 이용하여 상기 절연층(120) 상에 배열되거나, 식각 마스크를 통해 상기 절연층 상에서 건식 또는 습식 식각될 수 있다.
일 실시예에서, 상기 패시베이션 막은 포스포실리케이트(phosphosilicate), 실리콘 나이트라이드(silicon nitrite), 옥시나이트라이드(oxynitride), 포토레지스트, 또는 폴리머로 구성되고, 화학 기상 증착법(CVD: Chemical Vapor Deposition), 플라즈마 화학증착법(Plasma Enhanced Chemical Vapor Deposition), 또는 일반적인 스핀 코팅 및 스프레이 코팅 방법으로 형성될 수 있다.
본 발명의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서는 넓은 센싱 표면적을 가진 연장게이트를 플로팅게이트 형태로 사용하게 되면서, 반도체 나노구조 차체의 초고민감성을 유지함과 동시에 바이오분자와 나노구조간 결합 확률을 높여 반도체 나노구조 바이오센서의 재현성, 안전성 및 반응시간에 대한 특성을 증진시킬 수 있다.
또한, 나노구조가 시료 용액에 직접 노출되지 않기 때문에, 재현성 향상 외에도 바이오센서로 응용될 수 있다.
특히, 시료 용액 내 이온이 센서 내부 확산 및 침투로 인해 발생되는 전도도 Drift 현상이 시료 용액이 나노구조 내부에 직접 침투하는 것에 비하여 크게 개선 될 수 있다.
일반 나노구조 센서의 경우 유리 기판이나 산화막이 올라간 실리콘 기판 위에 나노구조가 위치해 있기 때문에 나노구조 위에만 생체감지물질을 고정화하기 어려운 점이 있다. 그러나 본원 발명의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서는 연장게이트 구조를 사용하여 나노구조 혹은 기판과의 물질 자체를 차별화 할 수 있어 연장게이트에만 선택적으로 붙은 자가조립물질 및 표면처리 chemistry를 사용할 수 있으며, 그 결과 생체감지물질을 센싱 영역에만 선택적으로 도입할 수 있다.
기존 나노구조 바이오센서의 나노구조 부분을 시료에 노출시키기 위하여 센싱영역 이외의 부분을 절연하는 공정은 매우 중요한 기술이다. 그러나 나노구조의 채널 길이가 짧아질수록 절연에 실패할 확률이 높아진다. 유체가 흐르는 마이크로 채널 하부에는 나노구조에 전류, 전압을 공급하는 소스/드레인과 전극들이 있기 때문에 신호 간섭이 발생될 가능성이 크다. 그러나 연장게이트를 사용할 경우에는 센싱영역을 나노구조와 공간적으로 분리하는 것이 가능하기 때문에, 센싱영역을 용액에 노출시키는 데에 있어 기술적으로 구현하는 것이 쉬운 효과가 있다. 더욱이, 용액과 중요 전극들과의 간섭도 제거할 수 있어 나노구조 센서의 안정성을 높일 수 있다.
기존 나노구조 바이오센서의 경우 채널 부분이 용액과 직접 노출되면서 공기 중에 동작되거나 혹을 절연막으로 보호된 FET 특성과는 다른 전달특성을 보이면서 소자의 특성을 예측하기가 어려운 면이 있으나, 연장게이트를 사용하게 되면 기존 CMOS 공정 아키텍처를 그대로 사용할 수 있게 되어 소자 개발 및 상용화에 있어 소자 시뮬레이션 톨 및 기존 라이브러리를 이용한 엔지니어링을 보다 원활하게 진행할 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 의한 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서를 도시한 모식도이다.
도 2는 도 1의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서를 A방향에서 관측한 측면도이다.
도 3은 도 1의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서에서 나노구조를 커버하는 제1 끝단의 일 예이다.
도 4a는 본 발명의 다른 실시예에 의한 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서를 도시한 모식도이다.
도 4b는 도 4의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서에서 제1 끝단에 커버된 나노구조를 도시한 모식도이다.
도 5a는 본 발명의 또 다른 실시예에 의한 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서를 도시한 모식도이다.
도 5b는 도 5의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서에서 제1 끝단에 커버된 나노구조를 도시한 모식도이다.
도 6은 본 발명의 또 다른 실시예에 의한 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서를 도시한 모식도이다.
도 7은 도 1의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서의 제조방법을 도시한 흐름도이다.
도 8a 내지 도 8f는 도 7의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서의 제조방법을 도시한 공정도들이다.
도 9는 도 6의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서의 제조방법을 도시한 흐름도이다.
도 10은 도 9의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서의 제조방법을 도시한 구조도이다.
본 발명은 다양한 변경을 가할 수 있고 여러 가지 형태를 가질 수 있는 바, 실시예들을 본문에 상세하게 설명하고자 한다. 그러나 이는 본 발명을 특정한 개시 형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다. 각 도면을 설명하면서 유사한 참조부호를 유사한 구성요소에 대해 사용하였다. 제1, 제2 등의 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성요소들은 상기 용어들에 의해 한정되어서는 안 된다. 상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다. 본 출원에서 사용한 용어는 단지 특정한 실시예를 설명하기 위해 사용된 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다. 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. 본 출원에서, "포함하다" 또는 "이루어진다" 등의 용어는 명세서상에 기재된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
다르게 정의되지 않는 한, 기술적이거나 과학적인 용어를 포함해서 여기서 사용되는 모든 용어들은 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 일반적으로 이해되는 것과 동일한 의미를 가지고 있다. 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 것과 같은 용어들은 관련 기술의 문맥 상 가지는 의미와 일치하는 의미를 가지는 것으로 해석되어야 하며, 본 출원에서 명백하게 정의하지 않는 한, 이상적이거나 과도하게 형식적인 의미로 해석되지 않는다.
이하, 첨부된 도면들을 참조하여, 본 발명의 바람직한 실시예를 보다 상세하게 설명하고자 한다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 의한 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서를 도시한 모식도, 도 2는 도 1의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서의 측단면도이다.
도 1 및 도 2를 참조하면, 본 실시예에 의한 나노구조 바이오센서(100)는 기판(110), 절연층(120), 패시베이션 막(130), 나노구조(200), 소스 전극(300), 드레인 전극(310), 플로팅 게이트(400), 고정화분자(410), 생체감지물질(420) 및 액상게이트(500)를 포함한다.
여기서, 도 1에 도시된 바와 같이 기판(substrate, 110)은 유리(glass), 석영(quartz), 실리콘(Si), 고분자 플라스틱(polymer plastic), 게르마늄(germanium), 금속(metal), 산화물(oxide) 및 이들의 혼합물로 이루어진 고체 기판이 사용될 수 있으며, 절연 재료로 구성된 절연 기판 또는 전도성 기판일 수 있으며, 전도성 기판일 경우 하부전극의 역할을 수행할 수 있다.
상기 기판(110) 상에 절연층(120)이 형성된다. 상기 절연층(120)은 상기 기판(110)과 후술하는 소스 전극(300) 및 드레인 전극(310)과 플로팅게이트(400)가 전기적으로 단락되는 것을 방지하기 위해 산화물 또는 질화물 계열의 물질로 형성할 수 있으며, 예를 들어, 실리콘 산화막 또는 실리콘 질화막으로 형성될 수 있다.
상기 실리콘 산화막으로는 HDP(High Density Plasma), BPSG(Boron Phosphorus Silicate Glass), PSG(Phosphorus Silicate Glass), PETEOS(Plasma Enhanced Tetra Ethyle Ortho Silicate), USG(Un-doped Silicate Glass), FSG(Fluorinated Silicate Glass), CDO(Carbon Doped Oxide) 및 OSG(Organo Silicate Glass)막 일 수 있다.
또한, 상기 절연층(120)은 실리콘 옥사이드, Al₂O₃및 HfO₂와 같은 메탈 옥사이드, SAM(Self-Assembled Monolayer)과 같은 유기층 또는 포토레지스트 중에서 선택되는 어느 하나 이상의 물질을 이용하여 형성할 수 있다.
또한, 상기 절연층(120)은 실리콘 옥사이드를 포함한 절연 박막으로 형성될 수도 있으며, 포토레지스트로 이루어지거나, 상기 포토레지스트 이외의 절연 박막층으로 형성될 수 있다. 또한, 절연체와 구조체 층이 포함된 기판인 실리콘 온 인슐레이터(Silicon-on-insultor) 기판을 이용하여 상기 절연층과 후술하는 나노구조를 형성할 수 있음은 물론이다.
상기 절연층(120) 상에 반도체적 통전 특성을 갖는 나노구조가 돌출되게 형성된다. 상기 나노구조(200)는 LB(Languir-Blodgett)법 또는 플로우(flow) 방식을 이용하여 상기 절연층(120) 상에 배열될 수 있다.
상기 나노구조(200)는 식각 마스크를 통해 상기 절연층(120) 상에서 식각될 수 있다. 또한 상기 나노구조(200)의 식각은 예컨대 건식 혹은 습식 식각으로 진행된다.
이렇게 식각된 상기 나노구조(200)의 형상은 와이어 형상일 수 있으며, 이외에도 다양한 형상으로 형성될 수 있다.
즉, 본 실시예에서, 상기 나노구조(200)는 도시된 바와 같이, 나노선(nano wire) 구조일 수 있다.
상기 나노구조(200)는 직경 또는 두께가 나노 스케일인 구조물로서, 예컨대 수 나노미터 내지 수십 나노미터인 구조물이다.
또한 상기 나노구조(200)는 ZnO, GaN, SiC, SnO2, GaP, BN, InP, Si₃N₄ 및 Si 중 하나인 나노구조, 또는 그의 혼합물로 이루어지는 군에서 선택된 나노구조이다.
나아가, 상기 나노구조(200)는 코어(core), 및 코어를 감싸는 적어도 하나의 쉘(shell)을 포함하는 구조물일 수 있다.
한편, 상기 나노구조(200)는 불순물에 따라 P형 또는 N형 채널로 제작될 수 있다.
도 1을 참조하면, 상기 나노구조(200)는 직육면체 형상으로 제2 방향(y)으로 연장된다. 상기 나노구조를 사이에 두고 소스 전극(source electrode, 300) 및 드레인 전극(drain electrode, 310)이 형성된다.
상기 소스 전극(300)은 도 1 및 도 2에 도시된 바와 같이 상기 절연층(120) 상에서 상기 나노구조(200)의 연장 방향의 일측에 배치된다. 그리고 상기 드레인 전극(310)은 상기 절연층(120) 상에서 상기 나노구조(200)의 연장방향의 타측에 배치된다.
즉, 상기 소스 전극(300) 및 상기 드레인 전극(310)은 상기 나노구조(200)를 사이에 두고 서로 마주보도록 대칭으로 형성될 수 있다.
한편, 상기 소스 전극(300) 및 상기 드레인 전극(310)은 도 1에 도시된 바와 같이 소정의 폭과 길이를 가지며, 일정한 두께로 형성된다.
구체적으로, 상기 소스 전극(300) 및 상기 드레인 전극(310)은 포토리소그래피(photolithography)를 이용하여 전극 모양을 패턴하고, 열증착법(thermal deposition)을 이용하여 Pd(팔라듐)/Au(금) 층을 형성한 뒤 리프트-오프법(lift-off)을 적용하여 제조될 수 있다.
플로팅 게이트(floating gate, 400)는 금속 혹은 폴리실리콘 패턴으로 구성되며, 상기 절연층(120) 상에서 상기 소스 전극(300) 및 상기 드레인 전극(310)과 이격되어 그 사이에 배치된다.
본 실시 예에 의하면, 상기 플로팅 게이트(400)는 도 1에 도시된 바와 같이 상기 소스 전극(300) 및 상기 드레인 전극(310) 사이에서 상기 나노구조(200)의 표면과 접촉하며 연장된다.
상기 플로팅 게이트(400)의 상기 나노구조(200)의 표면과 접촉하는 부분의 너비는 마이크로 또는 나노 크기일 수 있다. 또한, 상기 플로팅 게이트(400)와 상기 나노구조(200) 사이에 얇은 게이트 산화막(210)이 더 형성될 수 있다.
한편, 도 1에서 상기 플로팅 게이트(400)는 제1 방향(X)으로 연장되는 것으로 도시되었으며, 이 경우 상기 플로팅 게이트(400)의 연장 길이 방향은 상기 나노구조(200)의 연장 방향과 직교하게 된다.
그러나 이와 달리, 상기 플로팅 게이트(400)는 상기 나노구조(200)와 후술하는 제2 끝단(403)의 상대적인 위치에 따라, 다양한 방향으로 연장 형성될 수 있다.
상기 플로팅 게이트(400)는 제1 끝단(401), 연결부(402) 및 제2 끝단(403)을 포함한다.
도 3은 도 1의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서에서 나노구조와 접촉하는 제1 끝단의 일 예이다.
도 3에 도시된 바와 같이, 상기 제1 끝단(401)은 직육면체로 형성된 상기 나노구조(200)의 3개의 측면(나노구조의 상기 제1 방향을 따른 단면이 사각형 형상인 경우)을 커버할 수 있다.
또한 도시하지 않았으나, 상기 나노구조(200)가 정육면체일 경우, 상기 제1 끝단(401)은 상기 나노구조(200)의 바닥면을 제외한 전면을 커버할 수 있다.
다시 도 1 및 도 2를 참조하면, 상기 제2 끝단(403)은 상기 나노구조(200) 표면의 전면을 커버하는 부분, 즉 제1 끝단(401)의 너비 보다 더 넓은 너비로 형성될 수 있다.
상기 제2 끝단(403)에는 생물학적 활성물질인 생체감지물질(420)을 고정시키는 고정화분자(410)가 위치하며, 상기 고정화분자(410)를 통해 상기 생체감지물질(420)이 고정화(immobilize)된다. 따라서 상기 제2 끝단(403)은 생물학적 반응이 일어나는 영역(센싱 영역)이 된다.
하지만 상기 제2 끝단(403)은 상기 플로팅 게이트(400)의 일부에 해당하며 따라서 임의의 플로팅 게이트에 생물학적 활성물질을 고정화할 수 있으며 이 또한 본 실시예의 범위에 속한다.
바이오센서에 있어서 가장 핵심적인 생물학적 반응(예를 들면, 항원-항체 반응)을 유도하기 위하여, 본 실시예에서는 상기 생체감지물질(예를 들면, 항체, 420)을 상기 고정화분자(410)에 고정화시키는 공정을 진행하게 된다.
한편, 상기 제2 끝단(403)은 바이오분자들을 감지하는 역할을 하는 것으로, 상기 제2 끝단(403)은 외부 전기장에 의하여 전기적 특성이 변하는 물질로 형성될 수 있다.
예를 들어, 상기 제2 끝단(403)은 결정질 실리콘, 비정질 실리콘, 불순물이 도핑된 도핑층, 반도체층, 산화물층, 화합물층, 탄소 나노 튜브(CNT) 또는 반도체 나노 와이어를 포함할 수 있다. 또한 상기 제2 끝단(410)은 상기 바이오센서(100)의 감도를 향상시키기 위해 나노 사이즈로 형성될 수 있다.
상기 생체감지물질(420)의 일단은 중간 매개체 분자인 고정화분자(410)를 이용하여 상기 제2 끝단(403) 상에 고정될 수 있고, 타단은 특정 기질을 나타내는 바이오분자와 결합될 수 있다.
상기 생체감지물질(420)은 단백질 분자, 핵산, 유기 분자, 무기 분자, 산화물 또는 금속 산화물일 수 있다.
상기 단백질 분자의 경우 항원, 항체, 기질 단백질, 효소, 조효소 등 어떠한 바이오분자라도 가능하다.
그리고 상기 핵산의 경우, DNA, RNA, PNA, LNA 또는 그들의 혼성체일 수 있다.
또한, 상기 제2 끝단(403)의 표면은 상기 생체감지물질(420)을 보다 단단히 고정시키는 상기 고정화분자(410)가 유도될 수 있도록 표면 처리될 수 있다. 구체적으로는 상기 생체감지물질(420)을 상기 제2 끝단(403)의 표면에 고정화시키기 위해 상기 제2 끝단(403)의 표면에 작용기(functional group)가 유도될 수 있다.
예를 들어, 상기 제2 끝단(403)의 표면에 카르보닐기(carbonyl), 카르복실기(carboxylic), 아민기(amine), 이민기, 에폭시기(epoxy), 나이트로기(nitro), 하이드록실기(hydroxyl), 페닐기(phenyl), 나이트릴기(nitryl), 티올기(thiol) 또는 실란기와 같은 작용기들이 유도될 수 있다.
상기 제1 끝단(401)에서 연장 형성된 상기 연결부(402)는, 상기 제1 끝단(401) 및 상기 제2 끝단(403)을 연결하는 역할을 한다.
한편 패시베이션 막(130)은 도 1 및 도 2에 도시된 바와 같이 상기 소스 전극(300), 상기 드레인 전극(310) 및 상기 절연층(120) 상에 증착된다.
상기 패시베이션 막(130)은 포스포실리케이트(phosphosilicate), 실리콘 나이트라이드(silicon nitrite), 옥시나이트라이드(oxynitride), 포토레지스트, 또는 폴리머로 구성되고, 화학 기상 증착법(CVD: Chemical Vapor Deposition), 플라즈마 화학증착법(Plasma Enhanced Chemical Vapor Deposition), 또는 일반적인 스핀 코팅 및 스프레이 코팅 방법으로 형성될 수 있다.
상기 패시베이션 막(130)의 막 두께는 특별히 제한되지 않고, 목적에 따라 적절하게 선택할 수 있다. 예컨대, 5 ㎚∼50 ㎛일 수 있고, 10 ㎚∼30 ㎛일 수도 있으며, 15 ㎚∼20 ㎛일 수도 있다.
또한, 형성된 상기 패시베이션 막(130)의 막 두께는, 촉침식 단차ㅇ표면 형상 측정 장치를 이용하여 통상적인 방법에 의해 측정될 수 있다.
상기 패시베이션 막(130)의 형상은 특별히 제한되지 않고, 필요에 따라 원하는 형상으로 할 수 있다.
상기 패시베이션 막(130)은 상기 기판(110)의 면 전체에 형성되어도 좋고, 또한, 일부의 영역에만 형성되어 있어도 좋다.
상기 형성된 패시베이션 막(130)의 일부를 식각 혹은 패턴하여 상기 플로팅 게이트(400)의 일부를 노출하는 오프닝(10)을 형성할 수 있다. 이 경우, 상기 오프닝(10)을 통해 상기 플로팅 게이트(400)의 상기 제2 끝단(403)이 외부로 노출된다.
또한 이와 달리, 도 6을 참조하여 후술하겠으나, 상기 패시베이션 막(130)을 식각하여 상기 플로팅 게이트(400)를 상기 나노구조(200)의 상부에 형성할 수 있다. 즉, 상기 패시베이션 막(130)을 식각하여 오프닝(20)을 형성한 후, 상기 플로팅 게이트(400)를 형성하는 것으로, 이 경우, 상기 오프닝(20)을 통해 상기 플로팅 게이트(400)가 상기 나노구조(200)의 상부에 형성되게 된다.
한편, 외부로부터 상기 제2 끝단(403)의 표면으로 검출하고자 하는 바이오분자들을 포함하는 시료 용액이 제공될 수 있다.
이 때, 상기 시료 용액 내 상기 바이오분자들은 프로브 분자들 및 비특이성(non-specific) 분자들을 포함한다. 상기 시료 용액은 예를 들어, 혈액, 혈장, 혈청, 간질액, 세척물(lavage), 땀(perspiratio), 타액, 소변과 같은 생리적 체액일 수 있다.
액상 게이트(500)는 상기 플로팅 게이트(400)의 상부 혹은 같은 평면상에 형성될 수 있며, 용액의 전압을 일정하게 유지하게 하기 위한 기준전극으로 작용하기도 하며, 액상에 전압을 인가하여 상기 나노구조 바이오센서(100)의 전기적 전달특성 혹은 민감도를 조절하는 역할을 수행할 수 있다.
상기 생체감지물질(420)은 상기 시료 용액 내 상기 바이오분자들과 결합한다. 상기 바이오분자들은 전하를 띄고 있어 상기 생체감지물질(420)과 결합함에 따라, 상기 소스 전극(300) 및 상기 드레인 전극(310)에 전압을 인가하면 상기 나노구조(200)에서 흐르는 전류량이 변화될 수 있다.
상기 제2 끝단(403)의 표면에 고정화되는 상기 생체감지물질(420)의 표면 전하 밀도의 변화에 따라, 상기 플로팅 게이트(400)에 야기되는 전하 값의 변화를 측정할 수 있다.
즉, 상기 생체감지물질(420)과 상기 바이오분자들이 결합하면 상기 바이오분자들이 가지고 있는 전하로 인하여 상기 플로팅 게이트(400)의 표면 에너지가 변하게 되고, 상기 표면 에너지는 상기 나노구조(200)에 전달되어 상기 나노구조(200)의 내부 에너지 및 전도도 변화를 일으킨다.
반대로 상기 생체감지물질(420)과 결합한 상기 바이오분자들이 해리되면 상기 나노구조(200)의 내부 에너지 및 전도도 변화는 복귀된다.
이에 따라, 상기 바이오분자들에 의한 상기 나노구조(200)의 전도도 변화를 측정하여, 상기 시료 용액 내의 상기 바이오분자들의 농도를 정량화할 수 있다.
도 4a는 본 발명의 다른 실시예에 의한 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서를 도시한 모식도, 도 4b는 도 4의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서에서 제1 끝단에 커버된 나노구조를 도시한 모식도, 도 5a는 본 발명의 또 다른 실시예에 의한 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서를 도시한 모식도, 도 5b는 도 5의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서에서 제1 끝단에 커버된 나노구조를 도시한 모식도이다.
본 실시예들에 의한 나노구조 바이오센서들(103, 104)은, 상기 나노구조(200)의 형상이 다른 것을 제외하고는 도 1 및 도 2를 참조하여 설명한 상기 나노구조 바이오센서(100)와 실질적으로 동일하므로 동일한 참조번호를 사용하고 중복되는 설명은 생략한다.
나노구조(200, 203, 204)는 전술한 바와 같이 식각 마스크를 통해 상기 절연층(120) 상에서 식각되어 제작되거나 화학적 성장 방법으로 제작될 수 있는데, 이렇게 제작된 상기 나노구조(200, 203, 204)의 형상은 전체적으로는 와이어 형상으로 형성되며, B 방향에서 관측하는 경우, 도 1에 도시된 바와 같이 직사각형, 도 4a 및 도 4b에 도시된 바와 같이 원형, 도 5a 및 도 5b에 도시된 바와 같이 정사각형일 수 있으며, 이외에도 삼각형, 사다리꼴 등 다양한 형상으로 형성될 수 있다.
도 6은 본 발명의 또 다른 실시예에 의한 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서를 도시한 모식도이다.
본 실시예에 의한 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서(105)는 패시베이션 막을 제외하고는 도 1 내지 도 5b를 참조하여 설명한 상기 나노구조 바이오센서들(100, 103, 104)과 실질적으로 동일하므로, 동일한 참조번호를 사용하고 중복되는 설명은 이를 생략한다.
본 실시예에서는 도 6에 도시된 바와 같이, 상기 패시베이션 막(130)을 식각하여 오프닝(20)을 형성한다. 이 경우, 상기 오프닝(20)은 상기 플로팅 게이트(400)와 상기 나노구조(200)를 연결시키는 역할을 한다. 이 때, 상기 플로팅 게이트(400)는 상기 나노구조(200)의 상부에 형성될 수 있으며, 상기 패시베이션 막(130)은 상기 플로팅게이트(400)와 상기 나노구조(200) 사이에 있을 수 있다.
패시베이션 막도 7은 도 1의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서의 제조방법을 도시한 흐름도, 도 8a 내지 도 8f는 도 7의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서의 제조방법을 도시한 공정도들이다.
도 7 및 도 8a를 참조하면, 상기 플로팅 게이트 반도체 나노구조 제조방법(1000)에서는 우선, 기판(100) 상에 절연층(120)을 형성한다(단계 S100).
상기 기판(110)은 유리(glass), 석영(quartz), 실리콘(Si), 고분자 플라스틱(polymer plastic), 게르마늄(germanium), 금속(metal), 산화물(oxide) 및 이들의 혼합물로 이루어진 고체 기판이 사용될 수 있으며, 절연 재료로 구성된 전도성 기판일 수 있다.
상기 절연층(120)은 상기 기판(110)과 후술하는 소스 전극(300) 및 드레인 전극(310)과 플로팅게이트(400)가 전기적으로 단락되는 것을 방지하기 위해 산화물 또는 질화물 계열의 물질로 형성할 수 있으며, 예를 들어, 실리콘 산화막 또는 실리콘 질화막으로 형성될 수 있다.
상기 절연층(120)은 실리콘 옥사이드를 포함한 절연 박막으로 형성될 수도 있으며, 포토레지스트로 이루어지거나, 상기 포토레지스트 이외의 절연 박막층으로 형성될 수 있으며, 절연체와 구조체 층이 포함된 기판인 실리콘 온 인슐레이터 (Silicon-on-insultor) 기판을 이용하여 상기 절연층과 후술하는 나노구조를 형성할 수 있음은 물론이다.
다음으로, 도 8b에 도시된 바와 같이, 상기 절연층(120) 상에 나노구조(200)를 돌출되게 형성하고, 상기 나노구조(200)의 양측면에 소스전극(300) 및 드레인 전극(310)을 형성한다(단계 S200).
상기 나노구조(200)는 LB(Languir-Blodgett)법 또는 플로우(flow) 방식을 이용하여 상기 절연층(120) 상에 배열될 수 있다. 상기 나노구조(200)는 식각 마스크를 통해 상기 절연층(120) 상에서 식각될 수 있으며, 이 때 상기 나노구조(200)의 식각은 예컨대 건식 식각으로 진행될 수 있다.
상기 소스 전극(300)은 상기 절연층(120) 상에서 상기 나노구조(200)의 연장 방향의 일측에 배치되고, 상기 드레인 전극(310)은 상기 절연층(120) 상에서 상기 나노구조(200)의 연장방향의 타측에 배치된다.
이 때, 상기 소스 전극(300) 및 상기 드레인 전극(310)은 소정의 폭과 길이를 가지며, 일정한 두께로 형성된다.
구체적으로, 상기 소스 전극(300) 및 상기 드레인 전극(310)은 포토리소그래피(photolithography)를 이용하여 전극 모양을 패턴하고, 열증착법(thermal deposition)을 이용하여 Pd(팔라듐)/Au(금) 층을 형성한 뒤 리프트-오프법(lift-off)을 적용하여 제조될 수 있다.
도 7 및 도 8c를 참조하면, 플로팅 게이트(400)는 금속 혹은 폴리실리콘 패턴으로 구성되며, 상기 절연층(120) 상에서 상기 소스 전극(300) 및 상기 드레인 전극(310) 사이에서 상기 나노구조(200)의 표면 일부와 접촉하며 연장된다(단계 S300).
이 후, 도 7 및 도 8d를 참조하면, 상기 소스 전극(300), 상기 드레인 전극(310) 및 상기 절연층(120) 상에 패시베이션 막(130)을 증착한다(단계 S400).
상기 패시베이션 막(130)은 포스포실리케이트(phosphosilicate), 실리콘 나이트라이드(silicon nitrite), 옥시나이트라이드(oxynitride), 포토레지스트, 또는 폴리머로 구성되고, 화학 기상 증착법(CVD: Chemical Vapor Deposition), 플라즈마 화학증착법(Plasma Enhanced Chemical Vapor Deposition), 또는 일반적인 스핀 코팅 및 스프레이 코팅 방법으로 형성될 수 있다.
한편, 상기 플로팅 게이트(400)는 상기 나노구조(200) 표면과 접촉하는 제1 끝단(401), 후술하는 생체감지물질(420) 및 고정화분자(410)가 위치하는 제2 끝단(402) 및 상기 제1 끝단(401)으로부터 연장되어 상기 제1 끝단(401) 및 상기 제2 끝단(403)을 연결하는 연결부(402)를 포함한다.
이 후, 상기 패시베이션 막(130)을 식각 혹은 패턴하여 상기 플로팅 게이트(400)의 일부, 즉 상기 제2 끝단(403)을 노출하는 오프닝(10)을 형성할 수 있다.
다음으로, 도 7 및 도 8e를 참조하면, 상기 플로팅 게이트(400)의 일끝단, 즉 제2 끝단(403) 상에 생물학적 활성물질인 상기 생체감지물질(420)을 고정시키는 고정화분자를 위치시킨다(단계 S500).
마지막으로, 도 8f에 도시된 바와 같이, 상기 고정화분자(410)를 통해 상기 생체감지물질(420)이 고정화(immobilize)되며(단계 S600), 따라서 상기 제2 끝단(403)은 상기 생체감지물질(420)을 통해 생물학적 반응이 일어나는 영역(센싱 영역)이 된다.
액상 게이트(500)는 도 1을 참조하여 설명한 바와 같이 상기 플로팅 게이트(400)의 상부 혹은 같은 평면상에 형성되며 용액의 전압수준을 일정하게 유지하는 기준전극 역할과 센서의 민감도를 조절하기 위한 추가적은 전압을 인가하는 역할을 수행하는 전극이다.
이 경우, 상기 생체감지물질(420)과 외부로부터 제공된 바이오분자가 결합하여, 상기 플로팅게이트(400)에서 상기 바이오분자를 센싱하게 된다.
도 9는 도 6의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서의 제조방법을 도시한 흐름도, 도 10은 도 9의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서의 제조방법을 도시한 구조도이다.
본 실시예에 의한 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서의 제조방법(2000)에서는 패시베이션 막 및 플로팅게이트를 형성하는 공정을 제외하고는 도 6, 도 7a 내지 도 7f를 참조하여 설명한 상기 나노구조 바이오센서의 제조방법(1000)과 실질적으로 동일하므로, 동일한 참조번호를 사용하고 중복되는 설명은 이를 생략한다.
도 9 및 도 10을 참조하면, 패시베이션 막(130)을 소스전극(300), 드레인 전극(310) 및 절연층(120) 상에 증착한 후(단계 S300), 상기 패시베이션 막(130)을 식각하여 오프닝(20)을 형성한다. 다음으로, 상기 오프닝(20)을 통해 나노구조(200)의 표면과 접촉하며 연장되는 상기 플로팅게이트(400)를 상기 나노구조(200)의 상부에 형성한다(단계 S400).
본 발명의 실시예들에 의하면, 넓은 센싱 표면적을 가진 연장게이트를 플로팅게이트 형태로 사용하게 되면서, 반도체 나노구조 차체의 초고민감성을 유지함과 동시에 바이오분자와 나노구조간 결합 확률을 높여 반도체 나노구조 바이오센서의 재현성, 안전성 및 반응시간에 대한 특성을 증진시킬 수 있다.
또한, 나노구조가 시료 용액에 직접 노출되지 않기 때문에, 재현성 향상 외에도 바이오센서로 응용될 수 있다.
특히, 시료 용액 내 이온이 센서 내부 확산 및 침투로 인해 발생되는 전도도 Drift 현상이 시료 용액이 나노구조 내부에 직접 침투하는 것에 비하여 크게 개선 될 수 있다.
일반 나노구조 센서의 경우 유리 기판이나 산화막이 올라간 실리콘 기판 위에 나노구조가 위치해 있기 때문에 나노구조 위에만 생체감지물질을 고정화하기 어려운 점이 있다. 그러나 본원 발명의 플로팅 게이트 반도체 나노구조 바이오센서는 연장게이트 구조를 사용하여 나노구조 혹은 기판과의 물질 자체를 차별화 할 수 있어 연장게이트에만 선택적으로 붙은 자가조립물질 및 표면처리 chemistry를 사용할 수 있으며, 그 결과 생체감지물질을 센싱 영역에만 선택적으로 도입할 수 있다.
기존 나노구조 바이오센서의 나노구조 부분을 시료에 노출시키기 위하여 센싱영역 이외의 부분을 절연하는 공정은 매우 중요한 기술이다. 그러나 나노구조의 채널 길이가 짧아질수록 절연에 실패할 확률이 높아진다. 유체가 흐르는 마이크로 채널 하부에는 나노구조에 전류, 전압을 공급하는 소스/드레인과 전극들이 있기 때문에 신호 간섭이 발생될 가능성이 크다. 그러나 연장게이트를 사용할 경우에는 센싱영역을 나노구조와 공간적으로 분리하는 것이 가능하기 때문에, 센싱영역을 용액에 노출시키는 데에 있어 기술적으로 구현하는 것이 쉬운 효과가 있다. 더욱이, 용액과 중요 전극들과의 간섭도 제거할 수 있어 나노구조 센서의 안정성을 높일 수 있다.
기존 나노구조 바이오센서의 경우 채널 부분이 용액과 직접 노출되면서 공기 중에 동작되거나 혹을 절연막으로 보호된 FET 특성과는 다른 전달특성을 보이면서 소자의 특성을 예측하기가 어려운 면이 있으나, 연장게이트를 사용하게 되면 기존 CMOS 공정 아키텍처를 그대로 사용할 수 있게 되어 소자 개발 및 상용화에 있어 소자 시뮬레이션 톨 및 기존 라이브러리를 이용한 엔지니어링을 보다 원활하게 진행할 수 있다.
상기에서는 본 발명의 바람직한 실시예를 참조하여 설명하였지만, 해당 기술 분야의 숙련된 당업자는 하기의 특허 청구 범위에 기재된 본 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 이해할 수 있을 것이다.
100 : 나노구조 바이오센서 110 : 기판
120 : 절연층 130 : 패시베이션 막
200 : 나노구조 210 : 게이트 산화막
300 : 소스 전극 310 : 드레인 전극
400 : 플로팅 게이트 401 : 제1 끝단
402 : 연결부 403 : 제2 끝단
410 : 고정화분자 420 : 생체감지물질
500 : 액상 게이트

Claims (20)

  1. 기판;
    상기 기판 상에 형성된 절연층;
    상기 절연층 상에 돌출되게 형성되며, 나노선으로 구성된 나노구조;
    상기 나노구조를 사이에 두고 상기 절연층 상에 형성된 소스전극 및 드레인 전극;금속 패턴 또는 폴리실리콘 패턴으로 구성되며, 상기 절연층 상에서 상기 나노구조의 표면 일부와 접촉하며 연장되는 플로팅 게이트;
    일단은 상기 플로팅 게이트 상의 고정화분자와 결합하여 고정되며 타단은 바이오분자와 결합하는 생체감지물질; 및
    상기 소스전극, 상기 드레인 전극 및 상기 절연층 상에 형성된 패시베이션막을 포함하며,
    상기 플로팅 게이트는, 상기 나노구조의 표면 일부를 커버하는 제1 끝단, 상기 생체감지물질을 고정시키는 상기 고정화분자가 위치하는 제2 끝단, 및 상기 제1 끝단으로부터 연장되어 상기 제1 끝단 및 상기 제2 끝단을 서로 연결하는 연결부를 포함하며,
    상기 패시베이션 막은 상기 플로팅 게이트 상에는 형성되지 않아, 상기 플로팅 게이트의 일부가 외부로 노출되는 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 플로팅 게이트의 상부 또는 같은 평면상에 형성되며, 시료 용액의 전압을 일정하게 유지시키기 위한 기준전극으로 작용하거나, 상기 시료 용액에 전압을 인가하는 액상게이트를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서.
  3. 삭제
  4. 제1항에 있어서, 상기 기판은,
    전도성 또는 절연 기판이며,
    전도성 기판일 경우 하부전극의 역할을 수행하는 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서.
  5. 삭제
  6. 제1항에 있어서,
    상기 나노구조는 P형 채널 또는 N형 채널인 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 나노구조는 ZnO, GaN, SiC, SnO2, GaP, BN, InP, Si₃N₄ 및 Si 중 하나 또는 그의 혼합물로 이루어지는 군에서 선택되는 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서.
  8. 삭제
  9. 기판;
    상기 기판 상에 형성된 절연층;
    상기 절연층 상에 돌출되게 형성되며,된 나노선으로 구성된 나노구조;
    상기 나노구조를 사이에 두고 상기 절연층 상에 형성된 소스전극 및 드레인 전극;
    상기 소스전극, 상기 드레인 전극 및 상기 절연층 상에 형성되며, 상기 나노구조의 상부에 형성되는 오프닝을 포함하는 패시베이션 막;
    상기 패시베이션 막 상에 금속 패턴 또는 폴리실리콘 패턴으로 형성되며,구성되어 상기 오프닝을 통해 상기 나노구조의 표면과와 접촉하며 연장되는 플로팅 게이트; 및
    일단은 상기 플로팅 게이트 상의 고정화분자와 결합하여 고정되며 타단은 바이오분자와 결합하는 생체감지물질을 포함하는 나노구조 바이오센서.
  10. 제1항에 있어서, 상기 제2 끝단은,
    상기 제1 끝단의 너비 보다 넓은 너비로 형성되며,
    상기 바이오분자를 센싱하는 센싱 영역으로 작용하는 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서.
  11. 제1항에 있어서,
    상기 플로팅 게이트와 상기 나노구조 사이에 게이트 산화막이 배치되는 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서.
  12. 제1항에 있어서,
    상기 생체감지물질과 상기 바이오분자가 결합하는 경우 상기 나노구조는 전도도 변화를 일으키며,
    상기 생체감지물질과 결합된 상기 바이오분자가 해리되는 경우 상기 나노구조의 전도도는 복귀되는 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서.
  13. 기판 상에 절연층을 형성하는 단계;
    상기 절연층 상에 나노선으로 구성된 나노구조를 형성하고, 상기 나노구조 양측면에 소스전극 및 드레인 전극을 형성하는 단계;
    금속 패턴 또는 폴리실리콘 패턴으로 구성되고, 상기 절연층 상에서 상기 나노구조의 표면 일부와 접촉하며 연장되는 플로팅 게이트를 형성하는 단계;
    상기 플로팅 게이트의 일끝단 상에 고정화분자를 위치시키는 단계;
    상기 고정화분자에 생체감지물질을 결합 고정시키는 단계; 및
    상기 소스전극, 상기 드레인 전극, 상기 절연층 상에 패시베이션 막을 형성하는 단계를 포함하고,
    상기 플로팅 게이트는, 상기 나노구조의 표면 일부를 커버하는 제1 끝단, 상기 생체감지물질을 고정시키는 상기 고정화분자가 위치하는 제2 끝단, 및 상기 제1 끝단으로부터 연장되어 상기 제1 끝단 및 상기 제2 끝단을 서로 연결하는 연결부를 포함하며,
    상기 패시베이션 막은 상기 플로팅 게이트 상에는 형성되지 않아, 상기 플로팅 게이트의 일부가 외부로 노출되는 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서의 제조방법.
  14. 삭제
  15. 제13항에 있어서, 상기 패시베이션 막을 형성하는 단계에서,
    상기 패시베이션 막은 상기 플로팅 게이트를 형성한 이후 형성하고,
    상기 형성된 패시베이션 막의 일부를 식각하여 상기 플로팅 게이트의 일부를 노출하는 오프닝을 형성하는 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서의 제조방법.
  16. 기판 상에 절연층을 형성하는 단계;
    상기 절연층 상에 나노구조를 형성하고, 상기 나노구조 양측면에 소스전극 및 드레인 전극을 형성하는 단계;
    상기 소스전극, 상기 드레인 전극, 상기 절연층 상에 패시베이션 막을 형성하는 단계;
    상기 패시베이션 막을 식각하여 오프닝을 형성하는 단계;
    금속 패턴 또는 폴리실리콘 패턴으로 구성되고, 상기 오프닝을 통해 상기 나노구조와 접촉하며 연장되어 상기 나노구조의 상부에 형성되는 플로팅 게이트를 형성하는 단계;
    상기 플로팅 게이트의 일끝단 상에 고정화분자를 위치시키는 단계; 및
    상기 고정화분자에 생체감지물질을 결합 고정시키는 단계를 포함하는 나노구조 바이오센서의 제조방법.
  17. 제13항 또는 제16항에 있어서,
    상기 기판은 유리(glass), 석영(quartz), 실리콘(Si), 고분자 플라스틱(polymer plastic), 게르마늄(germanium), 금속(metal), 산화물(oxide) 및 이들의 혼합물로 이루어진 고체 기판 중 하나인 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서의 제조방법.
  18. 제13항 또는 제16항에 있어서,
    상기 절연층은, 실리콘 산화막 또는 실리콘 질화막으로 형성되거나, 실리콘 옥사이드를 포함한 절연 박막으로 형성되는 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서의 제조방법.
  19. 제13항 또는 제16항에 있어서,
    상기 나노구조는 LB(Languir-Blodgett)법 또는 플로우(flow) 방식을 이용하여 상기 절연층 상에 배열되거나, 식각 마스크를 통해 상기 절연층 상에서 건식 또는 습식 식각되는 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서의 제조방법.
  20. 제13항 또는 제16항에 있어서,
    상기 패시베이션 막은 포스포실리케이트(phosphosilicate), 실리콘 나이트라이드(silicon nitrite), 옥시나이트라이드(oxynitride), 포토레지스트, 또는 폴리머로 구성되고, 화학 기상 증착법(CVD: Chemical Vapor Deposition), 플라즈마 화학증착법(Plasma Enhanced Chemical Vapor Deposition), 또는 일반적인 스핀 코팅 및 스프레이 코팅 방법으로 형성되는 것을 특징으로 하는 나노구조 바이오센서의 제조방법.
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