KR20090128610A - 복수의 금속 판들을 갖는 생체분자 센서 및 그 제조 방법 - Google Patents

복수의 금속 판들을 갖는 생체분자 센서 및 그 제조 방법 Download PDF

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Abstract

본 발명은 생체분자 센서(biomolecular sensor) 및 그 제조 방법에 관한 발명으로서 보다 구체적으로는 생체분자의 부착에 따라 복수의 나노구조물들의 전기적 특성을 변화시키는 복수의 금속 판들(plates)을 이용한 높은 검출 민감도 및 검출 분해능을 갖는 생체분자 센서 및 그 제조 방법에 관한 발명이다.
본 발명의 일측면은 기판; 상기 기판 위에 서로 이격되어 배치된 제1 전극 및 제2 전극; 상기 기판 위에 배치되며, 상기 제1 전극 및 상기 제2 전극을 연결하는 복수의 나노구조물들; 및 생체분자의 부착에 따라 상기 복수의 나노구조물들의 전기적 특성을 변화시키는 복수의 금속 판들(plates)을 포함하는 생체분자 센서를 제공하는 것이다.
나노구조물, 생체분자 센서

Description

복수의 금속 판들을 갖는 생체분자 센서 및 그 제조 방법{biomolecular sensors with a plurality of metal plates and method of producing the same}
본 발명은 복수의 금속 판들을 갖는 생체분자 센서 및 그 제조 방법에 관한 발명이다.
최근에, 주위의 환경에 민감한 나노구조물(일례로 탄소 나노튜브)을 이용한 화학적, 생물학적 센서에 대한 관심이 높아지고 있으며, 이미 다양한 종류의 나노구조물을 기반으로 한 센서가 제안되었다.
종래기술에 의한 나노구조물 센서로서 "B.L Allen, P.D. Kichambare, A.Star, "Carbon Nanotube Field-Effect-Transistor-Based Biosensors", Adv. Mater. vol.19, pp. 1439-1451, 2007"에 개시된 센서가 있다. 상기 논문은 나노구조물 센서에 티올화된(thiolated) 단일가닥 DNA(single-stranded DNA, 이하 ssDNA라 함)를 부착하고, 이를 프로브(probe) ssDNA로 이용하여 상보적인(complementary) ssDNA를 교배(hybridization)시킬 때 발생하는 전기전도도의 변화를 측정함으로써, 특정 DNA를 감지하는 기술이다. 상기 선행 문헌에 제안된 DNA 감지 기술은 전극(일례로 금(Au)) 상에서 이루어지는 프로브 ssDNA와 상보적 ssDNA 간의 교배에 따른 전기전도도의 변화를 감지하는 방법이다.
본 발명이 이루고자 하는 기술적 과제는 종래기술과 다른 새로운 구조의 생체분자 센서 및 그 제조방법을 제공하는 것이다.
또한, 본 발명이 이루고자 하는 기술적 과제는 검출 민감도가 개선된 생체분자 센서 및 그 제조방법을 제공하는 것이다.
또한, 본 발명이 이루고자 하는 기술적 과제는 생산이 용이한 생체분자 센서 및 그 제조방법을 제공하는 것이다.
상술한 목적을 달성하기 위한 기술적 수단으로, 본 발명의 제1 측면은 기판; 상기 기판 위에 서로 이격되어 배치된 제1 전극 및 제2 전극; 상기 기판 위에 배치되며, 상기 제1 전극 및 상기 제2 전극을 연결하는 복수의 나노구조물들; 및 생체분자의 부착에 따라 상기 복수의 나노구조물들의 전기적 특성을 변화시키는 복수의 금속 판들(plates)을 포함하는 생체분자 센서를 제공하는 것이다.
본 발명의 제2 측면은 (a) 기판을 준비하는 단계; (b) 상기 기판 위에 서로 이격된 제1 전극 및 제2 전극을 형성하는 단계; (c) 상기 제1 전극 및 상기 제2 전극을 연결하는 복수의 나노구조물들을 형성하는 단계; 및 (d) 상기 복수의 나노구조물들의 위 또는 아래에 복수의 금속 판들을 형성하는 단계를 포함하고, 상기 (d) 단계가 상기 (c) 단계 이전 또는 이후에 수행되는 생체분자 센서 제조 방법을 제공하는 것이다.
본 발명에 의한 생체분자 센서 및 그 제조 방법은 생체분자 센서의 검출 민감도의 향상을 얻을 수 있다는 장점이 있다.
또한, 본 발명에 의한 생체분자 센서 및 그 제조 방법은 물리적 기상 증착법을 사용하므로, 나노구조물들의 물리적 성질을 변화시키지 않으므로 나노구조물들 고유의 성질에 손상을 주지 않는 장점이 있다.
또한, 본 발명에 의한 생체분자 센서 및 그 제조 방법은 물리적 기상 증착법을 사용하므로, 금속입자들의 크기 조절이 용이하고, 일괄공정이 가능하므로, 생산성 측면에서 우수성을 갖는다.
이하, 본 발명을 도면을 참조하여 상세하게 설명하고자 한다. 다음에 소개되는 실시 예들은 당업자에게 본 발명의 사상이 충분히 전달될 수 있도록 하기 위해 예로서 제공되어지는 것이다. 따라서 본 발명은 이하 설명된 실시 예들에 한정되지 않고 다른 형태로 구체화될 수도 있다. 그리고 도면들에 있어서, 구성요소의 폭, 길이, 두께 등은 편의를 위하여 과장되어 표현될 수도 있다. 명세서 전체에 걸쳐서 동일한 참조번호들은 동일한 구성요소들을 나타낸다.
도 1은 본 발명의 제1 실시 예에 의한 생체분자 센서를 나타내는 도면이다. 도 1의 (a) 및 (b)는 각각 생체분자 센서의 평면도 및 단면도를 나타낸다. 도면의 단면도는 평면도의 A-A' 선에 따른 단면도이다. 도 1을 참조하면, 생체분자 센서는 기판(110), 제1 전극(120), 제2 전극(130), 복수의 나노 구조물들(140) 및 복수의 금속 판들(a plurality of metal plates, 150)을 구비한다. 또한, 생체분자 센서는 절연층(160)을 더 구비할 수 있다. 또한, 생체분자 센서는 적어도 하나의 추가적인 제1 전극(미도시), 적어도 하나의 추가적인 제2 전극(미도시) 및 복수의 추가적인 나노구조물들(미도시)을 더 구비할 수 있다.
기판(110)은 예로서 반도체 기판, 도전성 기판, 비전도성 기판 또는 실리콘 온 인슐레이터(silicon on insulator, SOI) 기판일 수 있다. 반도체 기판은 예로서 실리콘 기판 또는 III-V족 반도체 기판일 수 있다. 도전성 기판은 예로서 금속 기판, 도전성 유기화합물 기판일 수 있다. 비전도성 기판은 예로서 유리 기판, 고분자 화합물 기판일 수 있다. 상기의 예시는 일 예로서 이외에도 다양한 기판이 사용될 수 있다.
제1 전극(120)과 제2 전극(130)은 상기 기판(110) 위에 서로 이격되어 배치된다. 제1 전극(120) 및 제2 전극(130)은 예로서 금속 또는 도핑(doping)된 다결정 실리콘(poly silicon)일 수 있다. 제1 전극(120) 및 제2 전극(130)은 예로서 금(Au)일 수 있다. 상기 제1 실시 예에서는 사각형의 전극들(120, 130)이 예시되어 있으나 서로 전기적으로 절연된다면 타원형, 원형, 다각형 또는 이들의 조합으로 이루어진 형태 등과 같이 다양한 모양을 가질 수 있다.
복수의 나노구조물들(140)은 상기 기판(110) 위에 배치되며, 제1 전극(120)과 제2 전극(130)에 연결된다.
복수의 나노구조물들(140)이 제1 전극(120) 및 제2 전극(130)에 연결된다는 것은 복수의 나노구조물들(140) 각각이 제1 전극(120) 및 제2 전극(130)에 연결되 는 것에 한정되지 아니한다. 보다 구체적으로, 복수의 나노구조물들(140) 중 어느 한 나노구조물의 일부분이 제1 전극(120)에 전기적으로 접속되고, 복수의 나노구조물들(140) 중 다른 어느 한 나노구조물의 일부분이 제2 전극(130)에 전기적으로 접속되고, 상기 어느 한 나노구조물과 상기 다른 어느 한 나노구조물이 서로 전기적으로 접속될 수 있다. 또한, 복수의 나노구조물들(140) 중 어느 한 나노구조물의 일부분이 제1 전극(120)에 전기적으로 접속되고, 복수의 나노구조물들(140) 중 다른 어느 한 나노구조물의 일부분이 제2 전극(130)에 전기적으로 접속되고, 상기 어느 한 나노구조물과 상기 다른 어느 한 나노구조물이 복수의 나노구조물들(140) 중 또 다른 적어도 어느 하나의 나노구조물을 통하여 서로 전기적으로 접속될 수도 있다. 일 구현 예로서, 나노구조물들은 얽힌 그물처럼 밀집될(dense) 수 있다.
복수의 나노구조물들(140)로서 여러 종류의 나노구조물들이 사용될 수 있다. 예로, 복수의 나노구조물들(140)로서 나노튜브(nanotube), 나노와이어(nanowire), 나노막대(nanorod), 나노리본(nanoribbon), 나노필름(nanofilm) 또는 나노볼(nanoball)이 사용될 수 있다. 또한, 복수의 나노구조물들(140)로서 탄소 나노튜브(carbon nanotube, 이하 간략히 CNT라 함), 반도체 나노와이어(semiconductor nanowire) 또는 전도성 폴리머가 사용될 수 있다. CNT는 전기적 특성에 따라 금속의 특성을 갖는 CNT와 반도체의 특성을 갖는 CNT로 구분될 수 있으며, 벽의 수에 따라 단일벽(single-walled) CNT, 이중벽(double-walled) CNT 및 다중벽(multi-walled) CNT 등으로 구분될 수 있다. 반도체 나노와이어를 구성하는 물질로는 SnO2, ZnO, In2O3 및 CdO 등을 포함하는 매우 다양한 물질들 중 적어도 어느 하나가 사용될 수 있다. 상기의 예시는 일 예로서 이외에도 다양한 물질들이 사용될 수 있다.
일 구현 예로서, 복수의 나노구조물들(140)은 그 단면의 치수보다 훨씬 큰 길이를 가질 수 있다. 그러한 복수의 나노구조물들(140)은 와이어, 리본 및 튜브를 포함할 수 있다. 일 구현 예로서, 이러한 복수의 나노구조물들(140)은 이들이 위치한 구조물의 표면과 평행하게 뻗어 있도록 구조물 위에 배치될 수 있다.
복수의 금속 판들(150)은 생체분자(미도시)의 부착에 따라 복수의 나노구조물들(140)의 전기적 특성을 변화시킨다. 또한, 복수의 금속 판들(150)은 열처리 과정 없이(annealing process) 물리적 기상 증착법(physical vapor deposition)을 통하여 배치되거나 물리적 기상 증착법 및 열처리 과정을 통하여 배치되며, 물리적 기상 증착법 및 열처리 과정을 통하여 복수의 나노구조물들(140)과 전극들(120, 130) 사이의 접촉 특성을 개선하는 효과를 얻을 수 있다. 복수의 금속 판들(150)은 상면의 면적이 두께의 제곱보다 큰 평면적(planar) 구조(예로서, 면적이 두께의 제곱의 4배 이상임)를 가진다. 복수의 금속 판들(150)의 상면의 면적은 복수의 금속 판들(150)을 위에서 내려다 본 경우의 수평면적을 의미한다. 복수의 금속 판들(150)의 두께는 복수의 금속 판들(150)의 최대 높이를 의미한다. 금속 판(150)의 상면 및 하면은 평평할 수도 있으며, 금속 판(150)의 아래에 위치한 나노구조물(140)의 형상에 따라 다양한 곡률을 가질 수도 있다. 생체분자는 일례로, 단백질, 디옥시리보핵산(이하 간략히 DNA라 함), 분자 또는 이온 등일 수 있다. 복수의 금속 판 들(150)이 선택성을 가지도록, 즉 복수의 금속 판들(150)에 인접하는 복수의 나노구조물들(140)의 전기적 특성이 여러 생체분자 중에서 특정 생체분자에 따라 변화하도록, 복수의 금속 판들(150)이 특정 생체분자에 반응하도록 하는 기능화(functionalization)가 수행될 수도 있다.
일 구현 예로서, 기능화는 복수의 금속 판들(150)이 용액 내의 단백질, 종양 표지(tumor marker), 분자 및 바이러스를 검출할 수 있도록 영향을 주어, 센서가 전기적 특성을 검출할 수 있도록 한다. 예로서, 복수의 금속 판들(150)이 노출되는 생체분자는 액상 또는 기상(또는 생체분자가 액체 또는 기체에 포함되어 있음)일 수 있다.
일 구현 예로서, 복수의 나노구조물들(140)이 배치된 밀도에 따라 복수의 금속 판들(150) 중 적어도 어느 하나의 금속 판(150)은 복수의 나노구조물들(140) 중 어느 하나의 나노구조물(140)과 복수의 나노구조물들(140) 중 다른 어느 하나의 나노구조물(140) 사이에 배치될 수 있다. 도면에는 금속 판(152)이 복수의 나노구조물들(140) 위에 위치한 예가 표현되어 있다. 또한, 도면에는 금속 판(154)이 복수의 나노구조물들(140) 사이에 위치한 예가 표현되어 있다. 또한, 도면에는 금속 판(156)이 복수의 나노구조물들(140) 사이의 공간에 위치한 예가 표현되어 있다.
절연층(160)은 제1 전극(120), 제2 전극(130), 복수의 나노구조물들(140) 및 복수의 금속 판들(150)을 기판(110)으로부터 전기적으로 격리한다. 절연층(160)으로는 다양한 종류의 전기적 절연성을 갖는 SiO2, Al2O3, Ta2O5, ZrO2, HfO2, TiO2 등 의 산화막과 SiON, Si3N4등의 질화막 또는 HfSiON, HfSiOx 등의 Hf 계열의 절연막 등이 사용될 수 있다. 상기의 예시는 일 예로서 이외에도 다양한 재료가 사용될 수 있다. 기판(110)으로서 비전도성 기판이 사용된 경우에는 절연층(160)은 생략될 수 있다.
센서는 제1 전극 및 제2 전극을 복수 개 포함하는 어레이 형태로 구현될 수 있다. 보다 구체적으로, 센서는 적어도 하나의 추가적인 제1 전극(미도시), 적어도 하나의 추가적인 제2 전극(미도시) 및 복수의 추가적인 나노구조물들(미도시)을 더 구비할 수 있다. 적어도 하나의 추가적인 제1 전극(미도시)은 기판(110) 위에 제1 전극(120) 및 제2 전극(130)과 이격되어 배치된다. 적어도 하나의 추가적인 제1 전극(미도시) 중 각각의 제1 전극은 적어도 하나의 추가적인 제2 전극(미도시) 중에서 상기 각각의 제1 전극에 대응하는 제2 전극을 갖는다. 적어도 하나의 추가적인 제2 전극(미도시)은 기판(110) 위에 제1 전극(120), 제2 전극(130) 및 적어도 하나의 추가적인 제1 전극(미도시)과 이격되어 배치된다. 복수의 추가적인 나노구조물들(미도시) 중에서 적어도 하나의 나노구조물은 적어도 하나의 추가적인 제1 전극(미도시) 중에서 이에 대응하는 제1 전극 및 적어도 하나의 추가적인 제2 전극(미도시) 중에서 이에 대응하는 제2 전극과 접속된다.
도 2는 도 1에 표현된 복수의 나노구조물들(140)과 전극들(120, 130)의 상대적인 위치를 달리한 제1 변형 예를 설명하기 위한 도면이다. 도 2의 (a) 및 (b)는 각각 생체분자 센서의 평면도 및 단면도를 나타낸다. 도면의 단면도는 평면도의 B-B' 선에 따른 단면도이다.
도 2를 참조하면, 제1 전극(120) 및 제2 전극(130)은 복수의 나노구조물들(140) 위에 배치된다. 복수의 나노구조물들(140)이 전극들(120, 130) 아래에 위치할 경우에는 전극들(120, 130)과 복수의 나노구조물들(140) 사이의 접촉이 개선되어 접촉저항을 줄일 수 있다는 장점이 있다. 한편, 기판(110), 제1 전극(120), 제2 전극(130), 복수의 나노구조물들(140), 복수의 금속 판들(150) 및 절연층(160)의 구조 및 재료는 본 발명의 제1 실시 예와 유사하므로, 설명의 편의상 생략한다.
도 3은 도 1에 표현된 전극들(120, 130)의 배치를 달리한 제2 변형 예를 설명하기 위한 도면이다. 도 3의 (a) 및 (b)는 각각 생체분자 센서의 평면도 및 단면도를 나타낸다. 도면의 단면도는 평면도의 C-C' 선에 따른 단면도이다.
도 3을 참조하면, 제1 전극(120)은 제2 전극(130) 내부에 배치된다. 제2 전극(130)은 제1 전극(120)을 둘러싼다. 제2 전극(130)에는 소정의 전압인 기준 전압이 인가될 수 있다. 센서는 생체분자를 위한 운반체와 상호 작용할 수 있다. 일 구현 예로서, 운반체는 물과 같은 액체일 수도 있고, 기체일 수도 있다. 생체분자가 소정의 액체에 포함되어 있는 경우에는, 복수의 나노구조물들(140)의 저항이 복수의 나노구조물들(140)에 인접한 액체의 전위에 따라 변경될 수 있는데, 복수의 나노구조물들(140)에 인접한 액체의 전위가 가변적이므로, 이로 인하여 센서의 측정의 정확도가 떨어질 수 있다. 따라서, 제2 전극(130)에 기준 전압을 인가함으로 인 하여 복수의 나노구조물들(140)에 인접한 액체의 전위를 보다 일정하게 유지할 수 있게 되어 센서의 측정의 정확도를 개선할 수 있다. 기준 전압은 일례로 전원 전압 또는 접지 전압일 수 있다. 다른 구현 예로서, 운반체는 기체 또는 액체 내에서 각각 기체상태 또는 액체 상태로 위치할 수 있다. 다른 구현 예로서, 운반체는 용액 자체일 수도 있으며, 또는 용액 내에 위치할 수도 있다. 상기의 예시는 일 예로서 이외에도 다양한 형태의 운반체들이 사용될 수 있다.
또한, 센서는 제2 전극(130)에 기준 전압을 인가함으로 인하여, 복수의 나노구조물들(140)이 제1 전극 및 제2 전극뿐만 아니라 이웃하는 제1 전극에도 연결되는 것을 방지하기 위한 나노구조물들(140)의 패터닝 공정을 요하지 않는다. 종래 기술에 의한 나노구조물들을 이용한 센서의 경우, 공정 등의 오류에 의하여 복수의 나노구조물들이 어느 제1 전극과 이웃하는 제1 전극 사이에 연결될 경우, 어느 제1 전극과 이웃하는 제1 전극 사이의 복수의 나노구조물들을 통한 간섭에 의하여 정확한 측정이 어려웠으나, 본 발명에 의한 센서의 경우, 복수의 나노구조물들이 어느 제1 전극과 이웃하는 제1 전극 사이에 연결되더라도, 복수의 나노구조물들이 어느 제1 전극과 이웃하는 제1 전극 사이에 위치한 제2 전극(제2 전극에는 기준전압이 인가됨)에 접속되므로, 어느 제1 전극과 이웃하는 제1 전극 사이에 간섭이 발생하지 않는다. 따라서, 본 발명에 의한 센서는 공정 등에 의한 오류에 강한 특성을 가진다는 장점이 있다.
또한, 센서는 복수의 금속 판들(150)을 구비하며, 복수의 금속 판들(150)은 물리적 기상 증착법(physical vapor deposition) 및 열처리 과정(annealing process)을 통하여 배치되며, 물리적 기상 증착법 및 열처리 과정을 통하여 복수의 나노구조물들(140)과 전극들(120, 130) 사이의 접촉 특성을 개선하는 효과를 얻을 수 있다.
상기 제2 변형 예는 복수의 나노구조물들(140)이 전극들(120, 130) 위에 배치된 것을 예시하고 있으나, 도 2에서 도시된 제1 변형 예와 같이 복수의 나노구조물들(140)과 전극들(120, 130) 사이의 접촉을 좋게 하기 위하여 복수의 나노구조물들(140)이 전극들(120, 130) 아래에 위치할 수도 있다. 또한, 본 발명의 제2 변형 예에서는 원형의 전극들(120, 130)이 예시되어 있으나, 서로 전기적으로 절연된다면 타원형, 사각형, 다각형 또는 이들의 조합으로 이루어진 형태 등 다양한 모양을 가질 수 있다. 한편, 기판(110), 제1 전극(120), 제2 전극(130), 복수의 나노구조물들(140), 복수의 금속 판들(150) 및 절연층(160)의 구조 및 재료는 본 발명의 제1 실시 예와 유사하므로, 설명의 편의상 생략한다.
도 4는 본 발명의 제2 실시 예에 의한 생체분자 센서를 나타내는 도면이다. 도 4의 (a) 및 (b)는 각각 생체분자 센서의 평면도 및 단면도를 나타낸다. 도면의 단면도는 평면도의 D-D' 선에 따른 단면도이다.
도 4를 참조하면, 생체분자 센서는 기판(110), 제1 전극(120), 제2 전극(130), 복수의 나노구조물들(140) 및 복수의 금속 판들(150)을 구비한다. 또한, 생체분자 센서는 절연층(160)을 더 구비할 수 있다.
본 발명의 제1 실시 예에 의한 센서의 경우, 복수의 금속 판들(150)은 복수 의 나노구조물들(140)이 배치된 이후에 배치된다. 그러나, 본 발명의 제2 실시 예에 의한 센서의 경우, 복수의 금속 판들(150)을 배치한 이후에 복수의 나노구조물들(140)을 배치한다. 도면에는 금속 판들(150)이 복수의 나노구조물들(140) 아래에 위치한 예가 표현되어 있다. 기판(110), 제1 전극(120), 제2 전극(130), 복수의 나노구조물들(140) 및 복수의 금속 판들(150)의 구조 및 재료는 본 발명의 제1 실시 예와 유사하므로, 설명의 편의상 생략한다.
본 발명의 제3 실시 예에 의한 생체분자 센서는 본 발명의 제1 실시 예에 의한 생체분자 센서의 경우와 마찬가지로, 기판(110), 제1 전극(120), 제2 전극(130), 복수의 나노구조물들(140) 및 복수의 금속 판들(150)을 구비한다. 또한, 생체분자 센서는 절연층(160)을 더 구비할 수 있다.
본 발명의 제1 실시 예에 의한 센서의 경우, 복수의 금속 판들(150)은 복수의 나노구조물들(140)이 배치된 이후에 배치된다. 본 발명의 제2 실시 예에 의한 센서의 경우, 복수의 금속 판들(150)을 배치한 이후에 복수의 나노구조물들(140)을 배치한다. 그러나, 본 발명의 제3 실시 예에 의한 센서의 경우, 복수의 제1 나노구조물들(상기 복수의 나노구조물들에 대응됨, 140)이 배치된 이후에 복수의 금속 판들(150)을 배치한 다음에 복수의 제2 나노구조물들(미도시)을 추가적으로 배치한다. 복수의 제2 나노구조물들(미도시)은 복수의 제1 나노구조물들(140)과 같은 방법으로 기판(110) 상에 배치되며, 복수의 제1 나노구조물들(140)과 유사한 형상을 갖는다. 본 발명의 제3 실시 예에 의한 복수의 금속 판들(150)은 제1 나노구조물 들(140)과 제2 나노구조물들(미도시) 사이에 배치된다.
일 구현 예로서, 복수의 제1 나노구조물들(140)이 배치된 밀도에 따라 복수의 금속 판들(150) 중 적어도 어느 하나의 금속 판(150)은 복수의 제1 나노구조물들(140) 중 어느 하나의 나노구조물(140) 아래에 배치될 수 있다. 기판(110), 제1 전극(120), 제2 전극(130), 복수의 제1 나노구조물들(140), 복수의 제2 나노구조물들(미도시) 및 복수의 금속 판들(150)의 구조 및 재료는 본 발명의 제1 실시 예와 유사하므로, 설명의 편의상 생략한다.
도 5는 도 1에서 표현된 생체분자 센서로 생체분자를 감지하는 각 단계를 설명하기 위한 도면이다. 도 5의 (a) 내지 (c) 각각은 도 1의 복수의 금속 판들(150) 중에서 어느 하나의 금속 판(150)을 확대한 도면이다.
도 5의 (a)를 참조하면, 티올화된(thiolated) 프로브(probe) ssDNA(210)의 S기(sulfide기, 220)와 금속 판(150)을 이루는 금속(일례로 금(Au))과의 결합을 이용하여 프로브 ssDNA(210)를 금속 판(150)에 부착시킨다. 부착되는 프로브 ssDNA(210)는 방향성 없이 불규칙적으로 부착된다. 프로브 ssDNA(210)를 티올화 하는 이유는 금속 판(150)에 부착이 잘 되게 하기 위함이다.
도 5의 (b)를 참조하면, 프로브 ssDNA(210)가 부착된 금속 판(150) 위에 스페이서(spacer, 230)를 부착시킨다. 부착된 스페이서(230)는 프로브 ssDNA(210)를 방향성을 갖도록 배열하는 역할 및 금속 판들(150)에 부착된 프로브 ssDNA(210) 사이를 채워 들어가 생체분자(212)가 들어올 수 있는 공간을 확보해 주는 역할을 한다. 또한 스페이서는 금속전극에 부착되어 절연층 역할을 한다. 일례로서, 도면에는 스페이서(230)로 MCH(mercaptohexanol)가 사용된 예가 표현되어 있다. 상기의 예시는 일 예로서 이외에도 스페이서(230)로서 다양한 물질들이 사용될 수 있다. 그리고 센서의 감도를 위해서는 스페이서를 사용하지 않을 수도 있다.
도 5의 (c)를 참조하면, 금속 판(150)에 부착된 프로브 ssDNA(210)에 생체분자(일례로 상보적(complementray) ssDNA, 212)를 결합시킨다. 프로브 ssDNA(210)에는 특정한 생체분자(212), 즉 프로브 ssDNA의 상보적 ssDNA(212)가 선택적으로 결합된다. 결합된 상보적 ssDNA(212)는 금속 판(150)에 인접하는 복수의 나노구조물들(140)의 전기적 특성을 변화시켜 제1 전극(120)과 제2 전극(130) 사이의 저항값 등을 변화시켜 나노구조물 센서는 특정 생체분자(212)를 감지하게 된다.
복수의 나노구조물들(140)의 전기적 특성의 가장 큰 변화는 복수의 나노구조물들(140)과 접하는 금속 판(150)에 부착된 DNA의 전하에 기인하는 것으로 예측된다. 보다 구체적으로, DNA는 뉴클레오티드(nucleotide)들의 중합체이며, 뉴클레오티드는 5탄당, 인산과 염기로 구성되어 있으며, 상기 인산기는 인산기를 구성하는 산소와 인과의 전기음성도의 차이에 의해 음(-)의 전하를 띈다. 음(-)의 전하를 띄는 DNA를 부착한 금속 판(150)은 인접하는 복수의 나노구조물들(140)의 전기적 특성을 변화시킨다. DNA를 부착한 금속 판(150)이 복수의 나노구조물들(140) 간의 접점 또는 복수의 나노구조물들(140)과 전극들(120, 130) 간의 접점과 접하는 경우에, 이들 접점들에서 발생하는 오믹 접촉(ohmic contact) 및 쇼트키 접촉(schottky contact) 특성이 변화하게 된다. 또한, DNA를 부착한 금속 판(150)이 복수의 나노 구조물들(140)의 외벽(sidewall)에 접하는 경우에는 복수의 나노구조물들(140) 내부의 전기적 특성을 변화시켜 나노구조물들(140)의 전기전도도의 변화를 가져오게 된다. 또한, DNA를 부착한 금속 판(150)이 복수의 나노구조물들(140)의 사이의 공간에 위치하는 경우에는 금속 판(150)의 전기장에 의하여 주변 나노구조물들(140) 내부의 전기적 특성이 변화하게 된다. 상보적 ssDNA의 추가적 결합은 접촉 특성 및 나노구조물들(140) 내부의 전기적 특성의 추가적인 변화를 가져오며, 생체분자 센서는 이에 따른 저항값의 변화 등을 측정하여 특정 생체분자를 감지하게 된다.
상기의 예시는 생체분자 센서의 작용과정을 보여주기 위해 선택된 하나의 예에 불과할 뿐이며, 복수의 금속 판들(150) 위에 특정 목표 분자에 맞는 엠테머(aptamer), 펩타이드, 항체 등을 부착할 수 있어서 용액 내의 단백질, 종양표지, 분자, 이온 및 바이러스 등을 검출하는 데에도 이용할 수 있다. 다른 예로서, 복수의 금속 판들(150)이 노출되는 생체분자는 액상 또는 기상(또는 생체분자가 액체 또는 기체에 포함되어 있음)일 수 있다.
일 구현 예로서, 복수의 금속 판들(150)을 갖는 생체분자 센서에서 DNA 감지를 위한 금속으로 물리적 기상 증착법으로 1nm 두께로 증착한 후 열처리를 거친 금(Au)을 사용할 수 있다. 스페이서(230)와 프로브 ssDNA(210)를 부착한 경우 및 상기 프로브 ssDNA(210)에 상보적 ssDNA(212)를 선택적으로 결합한 경우에 센서의 저항값은 각각 142KΩ 및 1240KΩ을 얻을 수 있다.
Figure 112008041487882-PAT00001
수학식 1에서, Ro 및 △R은 각각 스페이서(230)와 프로브 ssDNA(210)를 부착한 경우에 얻어지는 센서의 저항값(이하 초기 저항값이라 함) 및 상보적 ssDNA(212)를 추가적으로 결합한 경우에 얻어지는 저항값과 초기 저항값(Ro)의 차이를 의미한다.
검출 민감도(sensitivity)를 수학식 1과 같이 정의하면, 상기 구현 예의 경우에 약 773%의 검출 민감도를 얻을 수 있다. 한편, "B.L Allen, P.D. Kichambare, A.Star, "Carbon Nanotube Field-Effect-Transistor-Based Biosensors", Adv. Mater. vol.19, pp. 1439-1451, 2007"에 의하면, 약 16.3%의 검출 민감도를 얻을 수 있다. 결과적으로 복수의 금속 판들(150)의 부착으로 생체분자 센서의 검출 민감도를 47배 이상 향상시킬 수 있다. 따라서, 복수의 금속 판들(150)의 부착으로 생체분자 센서의 검출 민감도가 현저히 향상됨을 알 수 있다.
생체분자를 검출하는 방법으로 상기 예에서는 제1 전극(120)과 제2 전극(130) 사이에 전압을 인가하여 측정되는 전류의 변화를 통하여 생체분자를 검출하는 방법을 취하고 있으나, 기판(110)을 게이트 전극(gate electrode), 제1 전극(120)을 소스 전극(source electrode), 제2 전극(130)을 드레인 전극(drain electrode) 및 복수의 나노구조물들(140)을 채널(channel)로 이용하는 FET(field effect transistor)를 구성하여 복수의 금속 판들(150)에 부착되는 생체분자에 의한 채널특성을 측정하는 방법으로 특정 생체분자를 감지할 수 있다. 상술한 예는 일례이 며, 이외에도 복수의 나노구조물들(140)의 전기적 특성의 변화를 측정하는 다양한 방법을 이용하여 생체분자를 감지할 수 있다.
도 6 내지 10은 본 발명의 제1 실시 예에 의한 센서의 제조 방법의 각 단계를 나타내는 도면이다. 각각의 도면의 (a) 및 (b)는 각각 생체분자 센서의 평면도 및 단면도를 나타낸다. 도면의 단면도는 평면도의 E-E' 선에 따른 단면도이다. 본 발명의 제1 실시 예의 제1 및 제2 변형 예에 의한 센서의 제조 방법, 본 발명의 제2 실시 예에 의한 센서의 제조 방법 및 본 발명의 제3 실시 예에 의한 센서의 제조 방법은 본 발명의 제1 실시 예에 의한 센서의 제조 방법을 참조하면 쉽게 도출할 수 있으므로, 이에 대한 설명은 설명의 편의상 생략한다.
도 6을 참조하면, 먼저 기판(110)을 준비한다. 상술한 바와 같이 기판으로서 다양한 기판이 사용될 수 있으나, 도면에는 반도체 기판이 사용된 예가 표현되어 있다.
도 7을 참조하면, 기판(110) 위에 절연층(160)을 형성한다. 절연층(160)을 형성하는 공정은 이미 잘 알려져 있으므로, 이에 대한 상세한 설명은 설명의 편의상 생략한다.
도 8을 참조하면, 절연층(160) 위에 서로 전기적으로 격리된 제1 전극(120) 및 제2 전극(130)을 형성한다. 상술한 바와 같이 제1 전극(120) 및 제2 전극(130)으로는 다양한 재료가 사용될 수 있으며, 이들을 형성하는 공정은 이미 잘 알려져 있으므로, 이에 대한 상세한 설명은 설명의 편의상 생략한다.
도 9를 참조하면, 제1 전극(120), 제2 전극(130) 및 절연층(160) 위에 복수의 나노구조물들(140)을 형성한다. 복수의 나노구조물들(140)은 제1 전극(120)과 제2 전극(130)을 연결한다. 제1 전극(120)과 제2 전극(130)을 연결하는 복수의 나노구조물들(140)의 결합관계는 상기 제1 실시 예를 참조하면 쉽게 도출할 수 있으므로, 이에 대한 설명은 설명의 편의상 생략한다.
일 구현 예로서, 복수의 나노구조물들(140)은 나노구조물들(일례로 CNT, 140)이 분산된 용액에 침지시키는 단계 및 기판(110)을 상기 용액에서 인출하는 단계를 통하여 형성될 수 있다. CNT가 분산된 용액은 일례로 CNT와 1.2-디클로로벤젠을 0.02g 대 200ml의 비율로 혼합함으로써 얻을 수 있다. 또한, 기판(110)의 침지는 일례로 1 내지 5분의 기간 동안 수행될 수 있으며, 기판(110)의 인출 속도는 일례로 1 내지 10 mm/min의 값을 가질 수 있다.
도 10을 참조하면, 복수의 나노구조물들(140) 위에 복수의 금속 판들(150)을 형성한다. 복수의 금속 판들(150)은 금속을 물리적 기상 증착법에 의하여 증착한 후 열처리 과정을 거쳐 형성되는데, 필요에 따라서 열처리 과정을 거치지 않을 수도 있다. 물리적 기상 증착법은 복수의 나노구조물들(140) 표면에 금속을 직접 증착하는 방법으로서, 복수의 나노구조물들(140)의 표면 손상을 최소화할 수 있다. 또한, 온도, 압력 및 시간 등의 증착 조건을 조절할 수 있어 금속입자들의 크기 조절이 용이하고, 반도체 공정을 활용하므로 일괄공정이 가능하여 생산성 측면에서 우수성을 갖는다. 물리적 기상 증착법으로는 일례로 열 증발 증착(thermal evaporation)을 이용하며, 열처리 과정은 일례로 400oC 온도 및 10-6 torr 압력에서 30분간 이루어진다. 상기 예시는 이해를 돕기 위한 일례이며, 이외에도 다양한 물리적 기상 증착법 및 열처리 조건의 변경의 가능성을 배제하는 것은 아니다. 물리적 기상 증착법으로는 스퍼터링(sputtering), PLD(pulsed laser deposition), ALD(atomic layer deposition) 등이 이용될 수 있으며, 열처리 조건으로는 온도, 압력 및 시간을 달리할 수 있다.
도 1은 본 발명의 제1 실시 예에 의한 생체분자 센서를 나타내는 도면이다.
도 2는 도 1에 표현된 복수의 나노구조물들(140)과 전극들(120, 130)의 상대적인 위치를 달리한 제1 변형 예를 설명하기 위한 도면이다.
도 3은 도 1에 표현된 전극들(120, 130)의 배치를 달리한 제2 변형 예를 설명하기 위한 도면이다.
도 4는 본 발명의 제2 실시 예에 의한 생체분자 센서를 나타내는 도면이다.
도 5는 도 1에서 표현된 생체분자 센서로 생체분자를 감지하는 각 단계를 설명하기 위한 도면이다.
도 6 내지 10은 본 발명의 제1 실시 예에 의한 센서의 제조 방법의 각 단계를 나타내는 도면이다.

Claims (18)

  1. 기판;
    상기 기판 위에 서로 이격되어 배치된 제1 전극 및 제2 전극;
    상기 기판 위에 배치되며, 상기 제1 전극 및 상기 제2 전극을 연결하는 복수의 나노구조물들; 및
    생체분자의 부착에 따라 상기 복수의 나노구조물들의 전기적 특성을 변화시키는 복수의 금속 판들(plates)
    을 포함하는 생체분자 센서.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 복수의 나노구조물들은 탄소 나노튜브들을 구비하는 생체분자 센서.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 복수의 금속 판들은 금(Au)을 구비하는 생체분자 센서.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 복수의 금속 판들에 부착되고, 상기 생체분자와 선택적으로 결합하는 티올화된 프로브 ssDNA를 더 포함하는 생체분자 센서.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 기판 위에 배치되고 상기 제1 전극, 상기 제2 전극, 상기 복수의 나노구조물들 및 상기 복수의 금속 판들 아래에 위치하는 절연층을 더 포함하는 생체분자 센서.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 복수의 금속 판들은 생체분자를 부착하며, 상기 생체분자는 전하를 갖고, 상기 전하는 상기 복수의 금속 판들을 통하여 상기 복수의 나노구조물들 내부의 전기적 특성을 변화시키는 생체분자 센서.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 복수의 금속 판들은 생체분자를 부착하며, 상기 생체분자는 전하를 갖고, 상기 전하는 상기 복수의 금속 판들을 통하여 접점-상기 접점은 상기 복수의 나노구조물들 중 어느 한 나노구조물과 또 다른 어느 한 나노구조물이 서로 접속하는 부분임-에서의 전기적 특성을 변화시키는 생체분자 센서.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 복수의 금속 판들 중 적어도 어느 하나의 금속 판은 상기 복수의 나노구조물들의 위 또는 아래에 접하여 위치하는 생체분자 센서.
  9. 제1항에 있어서,
    상기 복수의 금속 판들은 상면의 면적이 두께의 제곱보다 큰 평면적 구조를 가지는 생체분자 센서.
  10. 제1항에 있어서,
    상기 복수의 금속 판들은 상면의 면적이 두께의 제곱의 4배보다 큰 평면적 구조를 가지는 생체분자 센서.
  11. 제1항에 있어서,
    상기 제2 전극은 상기 제1 전극을 둘러싸는 생체분자 센서.
  12. 제11항에 있어서,
    상기 제2 전극에는 소정의 전압인 기준 전압이 인가된 생체분자 센서.
  13. (a) 기판을 준비하는 단계;
    (b) 상기 기판 위에 서로 이격된 제1 전극 및 제2 전극을 형성하는 단계;
    (c) 상기 제1 전극 및 상기 제2 전극을 연결하는 복수의 나노구조물들을 형성하는 단계; 및
    (d) 상기 복수의 나노구조물들의 위 또는 아래에 복수의 금속 판들을 형성하는 단계
    를 포함하고, 상기 (d) 단계가 상기 (c) 단계 이전 또는 이후에 수행되는 생체분자 센서 제조 방법.
  14. 제13항에 있어서,
    (e) 상기 (b) 단계 이전에 수행되며, 상기 기판 위에 절연층을 형성하는 단계를 더 포함하는 생체분자 센서 제조 방법.
  15. 제13항에 있어서,
    상기 (d) 단계에서 상기 복수의 금속 판들은 물리적 기상 증착법에 의하여 형성되는 생체분자 센서 제조 방법.
  16. 제13항에 있어서,
    상기 (d) 단계에서 상기 복수의 금속 판들은 물리적 기상 증착법 및 열처리에 의하여 형성되는 생체분자 센서 제조 방법.
  17. 제13항에 있어서,
    상기 복수의 나노구조물들은 탄소 나노튜브들을 구비하는 생체분자 센서 제조 방법.
  18. 제13항에 있어서,
    상기 복수의 금속 판들은 금(Au)을 구비하는 생체분자 센서 제조 방법.
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