KR20150136331A - Bio sensor and method of operating thereof and sensing system - Google Patents

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KR20150136331A
KR20150136331A KR1020140063673A KR20140063673A KR20150136331A KR 20150136331 A KR20150136331 A KR 20150136331A KR 1020140063673 A KR1020140063673 A KR 1020140063673A KR 20140063673 A KR20140063673 A KR 20140063673A KR 20150136331 A KR20150136331 A KR 20150136331A
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김선국
이연성
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경희대학교 산학협력단
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Abstract

A biosensor and an operation method thereof and a sensing system are provided. The biosensor comprises: a substrate; a source/drain area formed in the substrate; a channel area formed between the source/drain areas in the substrate; a gate insulation layer formed on the substrate; and a gate electrode formed on the gate insulation layer. The gate electrode is overlapped with at least a portion of the channel area and has a gap area formed between the gate electrode and the substrate and senses a change in permittivity in the gap area to sense a biosubstance.

Description

바이오 센서와 그 동작 방법 및 센싱 시스템{Bio sensor and method of operating thereof and sensing system}TECHNICAL FIELD The present invention relates to a biosensor, a method of operating the same,

본 발명은 바이오 센서와 그 동작 방법 및 센싱 시스템에 관한 것이다. The present invention relates to a biosensor, an operation method thereof, and a sensing system.

항원/항체를 검출하기 위한 바이오 센서로서, 기존의 실리콘 나노 와이어 (Si nanowire)를 이용하는 트랜지스터를 통한 전기적 분석 방법이 사용되고 있었다. 그러나 실리콘 항체(antibody)의 비합측성 때문에 반응성에 한계가 있어 효율성이 떨어진다. As a biosensor for detecting an antigen / antibody, an electrical analysis method using a transistor using a conventional silicon nanowire has been used. However, due to the incompatibility of the silicone antibody, the reactivity is limited and the efficiency is low.

한편, 전이금속 칼코겐 화합물과 같은 칼코겐 화합물은 공통된 결정 구조로 이루어짐과 동시에 전기적, 자기적 및 광학적으로 큰 이방성을 갖고, 각종의 특이한 물성을 나타내기 때문에 그 물성의 해명과 응용에 대한 연구가 이루어지고 있다. On the other hand, since chalcogen compounds such as transition metal chalcogen compounds have a common crystal structure, and have electrical, magnetic and optical anisotropy, and exhibit various unusual physical properties, studies on their properties and applications .

한국공개특허 제2013-0102148호에는 용액 공정 기반 산화물 박막 트랜지스터 바이오 센서 및 그 제조 방법에 관하여 개시되어 있다. Korean Patent Laid-Open Publication No. 2013-0102148 discloses a solution process-based oxide thin film transistor biosensor and a manufacturing method thereof.

본 발명이 해결하고자 하는 과제는, 갭 영역에서의 유전 상수를 기반으로 하는 전기적 변화를 통해 전하를 갖는 바이오 물질뿐만 아니라 전하를 갖지 않는 다양한 바이오 물질에 대해서도 센싱할 수 있는 바이오 센서를 제공하는 것이다. It is an object of the present invention to provide a biosensor capable of sensing not only a biomaterial having a charge but also various biomaterials having no charge through an electrical change based on a dielectric constant in a gap region.

본 발명이 해결하고자 하는 다른 과제는, 상기 바이오 센서의 동작 방법을 제공하는 것이다. Another problem to be solved by the present invention is to provide a method of operating the biosensor.

본 발명이 해결하고자 하는 또 다른 과제는, 유전 상수를 기반으로 하는 전기적 변화를 통해 다수의 바이오 물질을 동시에 센싱할 수 있도록, 다수의 바이오 센서를 포함하는 센싱 시스템을 제공하는 것이다. A further object of the present invention is to provide a sensing system including a plurality of biosensors so that a plurality of biomaterials can be simultaneously sensed through an electrical change based on a dielectric constant.

본 발명이 해결하고자 하는 과제들은 이상에서 언급한 과제들로 제한되지 않으며, 언급되지 않은 또 다른 과제들은 아래의 기재로부터 당업자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.The problems to be solved by the present invention are not limited to the above-mentioned problems, and other matters not mentioned can be clearly understood by those skilled in the art from the following description.

상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 바이오 센서의 일 실시예는 기판, 상기 기판에 형성된 소오스/드레인 영역, 상기 기판에 상기 소오스/드레인 영역 사이에 형성된 채널 영역, 상기 기판 상에 형성된 게이트 절연층 및 상기 게이트 절연층 상에 형성된 게이트 전극을 포함하되, 상기 게이트 전극은 상기 채널 영역의 적어도 일부와 오버랩되고, 상기 게이트 전극과 상기 기판 사이에 갭 영역이 형성되고, 상기 갭 영역에서의 유전율 변화를 감지하여 바이오 물질을 센싱한다. According to an aspect of the present invention, there is provided a biosensor including a substrate, a source / drain region formed in the substrate, a channel region formed between the source and drain regions, a gate insulating layer formed on the substrate, And a gate electrode formed on the gate insulating layer, wherein the gate electrode overlaps with at least a part of the channel region, a gap region is formed between the gate electrode and the substrate, and a change in permittivity in the gap region is detected To sense the biomaterial.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 게이트 절연층의 폭은 상기 게이트 전극의 폭보다 좁게 형성되어, 상기 갭 영역을 형성할 수 있다. In some embodiments according to the present invention, the width of the gate insulating layer is formed to be narrower than the width of the gate electrode to form the gap region.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 게이트 전극의 폭은 상기 채널 영역의 폭과 동일할 수 있다. In some embodiments according to the present invention, the width of the gate electrode may be equal to the width of the channel region.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 갭 영역에서의 항원-항체 반응에 의하여 상기 유전율이 변할 수 있다. In some embodiments according to the present invention, the permittivity may be varied by an antigen-antibody reaction in the gap region.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 갭 영역 내에 항체 물질이 위치하고, 상기 바이오 물질은 상기 항체 물질과 결합하는 항원 물질일 수 있다. In some embodiments according to the present invention, the antibody material is located within the gap region, and the biomaterial may be an antigenic material that binds to the antibody material.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 갭 영역 내에 위치한 상기 항체 물질은 단일 종류일 수 있다. In some embodiments according to the present invention, the antibody material located within the gap region may be of a single species.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 유전율 변화에 따라 변하는 드레인 전류를 감지하여 상기 바이오 물질을 센싱할 수 있다. In some embodiments of the present invention, the sensing of the biomaterial may be performed by sensing a drain current that varies with the change in the dielectric constant.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 유전율 변화에 따라 변하는 트랜지스터의 문턱 전압(threshold voltage)을 감지하여 상기 바이오 물질을 센싱할 수 있다. In some embodiments of the present invention, the threshold voltage of a transistor that varies with the change of the dielectric constant may be sensed to sense the bio-material.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 바이오 물질은 비극성 물질일 수 있다. In some embodiments according to the present invention, the bio material may be a non-polar material.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 바이오 물질은 전하를 갖지 않는 물질일 수 있다. In some embodiments according to the present invention, the biomaterial may be a material having no charge.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 채널 영역은, 전이금속 칼코겐 화합물(Transition Metal Dichalcogenide)을 포함할 수 있다. In some embodiments according to the present invention, the channel region may comprise a transition metal chalcogenide compound.

상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 센싱 시스템의 일 실시예는, 기판, 및 상기 기판 상에 형성된 복수 개의 바이오 센서를 포함하되, 상기 복수 개의 바이오 센서는 각각의 유전율 변화를 감지하여 바이오 물질을 센싱한다. According to an aspect of the present invention, there is provided a sensing system comprising: a substrate; and a plurality of biosensors formed on the substrate, wherein the plurality of biosensors sense a change in permittivity of each of the sensors, do.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 바이오 센서는 박막 트랜지스터, 다이오드, 저항, 또는 광반응 소자를 포함할 수 있다. In some embodiments according to the present invention, the biosensor may comprise a thin film transistor, a diode, a resistor, or a photoreactive element.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 바이오 센서는 게이트 전극, 소오스/드레인 영역 및 상기 소오스/드레인 영역 사이에 형성된 채널 영역을 포함할 수 있다. In some embodiments of the present invention, the biosensor may include a gate electrode, a source / drain region, and a channel region formed between the source / drain regions.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 게이트 전극은 상기 채널 영역의 일부와 적어도 오버랩되고, 상기 게이트 전극과 상기 기판 사이에 갭 영역이 형성될 수 있다. In some embodiments according to the present invention, the gate electrode at least overlaps with a portion of the channel region, and a gap region may be formed between the gate electrode and the substrate.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 바이오 센서는 상기 갭 영역에서의 유전율 변화를 감지하여 상기 바이오 물질을 센싱할 수 있다. In some embodiments of the present invention, the biosensor may sense the bio-material by sensing a change in permittivity in the gap region.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 바이오 센서는 상기 갭 영역에서의 항원-항체 반응에 의하여 상기 유전율이 변할 수 있다. In some embodiments of the present invention, the permittivity of the biosensor may be changed by an antigen-antibody reaction in the gap region.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 채널 영역은 전이금속 칼코겐 화합물을 포함할 수 있다. In some embodiments according to the present invention, the channel region may comprise a transition metal chalcogenide compound.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 바이오 물질은 비극성 물질이거나 전하를 갖지 않는 물질일 수 있다. In some embodiments according to the present invention, the bio material may be a non-polar material or a material having no charge.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 복수 개의 바이오 센서는 서로 다른 바이오 물질을 센싱할 수 있다. In some embodiments of the present invention, the plurality of biosensors may sense different bio materials.

상기 과제를 해결하기 위한 본 발명의 바이오 센서의 동작 방법의 일 실시예는, 게이트 전극과 채널 영역 사이에 갭 영역이 형성된 바이오 센서를 준비하고, 상기 갭 영역에서의 유전율 변화를 감지하여 바이오 물질을 센싱하는 것을 포함한다. According to another aspect of the present invention, there is provided a method of operating a biosensor, comprising: preparing a biosensor having a gap region between a gate electrode and a channel region; sensing a change in a permittivity in the gap region; .

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 바이오 물질을 센싱하는 것은, 상기 바이오 센서에 대하여 상기 유전율 변화에 따라 변하는 드레인 전류를 감지하여 상기 바이오 물질을 센싱할 수 있다. In some embodiments of the present invention, sensing the biomaterial may sense the biomaterial by sensing a drain current that varies with the change in the dielectric constant of the biosensor.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 바이오 물질을 센싱하는 것은, 상기 바이오 센서에 대하여 상기 유전율 변화에 따라 변하는 트랜지스터의 문턱 전압을 감지하여 상기 바이오 물질을 센싱할 수 있다. In some embodiments of the present invention, sensing the biomaterial may sense the biomaterial by sensing a threshold voltage of the transistor that varies with the change of the dielectric constant with respect to the biosensor.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 바이오 물질을 센싱하는 것은, 상기 갭 영역에서의 항원-항체 반응에 의하여 상기 유전율이 변하여, 상기 바이오 물질을 센싱할 수 있다. In some embodiments of the present invention, sensing the biomaterial may change the permittivity by an antigen-antibody reaction in the gap region, thereby sensing the biomaterial.

본 발명에 따른 몇몇 실시예에서, 상기 바이오 물질은 비극성 물질이거나 전하를 갖지 않는 물질일 수 있다.In some embodiments according to the present invention, the bio material may be a non-polar material or a material having no charge.

본 발명의 기타 구체적인 사항들은 상세한 설명 및 도면들에 포함되어 있다.Other specific details of the invention are included in the detailed description and drawings.

본 발명에 따른 바이오 센서와 그 동작 방법 및 센싱 시스템에 의하면, 바이오 물질의 극성/비극성 여부 또는 바이오 물질이 전하를 갖는지 여부에 무관하게 다양한 종류의 바이오 물질을 센싱할 수 있다. 특히, 바이오 센서에 형성된 갭 영역에서의 유전 상수를 기반으로 하는 전기적 변화를 통해서, 바이오 물질을 고민감도로 센싱할 수 있다. According to the biosensor, the operation method thereof, and the sensing system of the present invention, it is possible to sense various kinds of biomaterial regardless of whether the biomaterial has polarity / non-polarity or whether the biomaterial has charge. Particularly, it is possible to sense the biomolecule with a sensitive sensitivity through an electrical change based on a dielectric constant in a gap region formed in the biosensor.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 사시도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 단면도이다.
도 3은 게이트 전압과 드레인 전류의 관계를 도시한 그래프이다.
도 4는 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센서의 사시도이다.
도 5는 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센서의 단면도이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 센싱 시스템을 나타낸 것이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 동작 방법을 순차적으로 나타낸 흐름도이다. 1 is a perspective view of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
2 is a cross-sectional view of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
3 is a graph showing the relationship between the gate voltage and the drain current.
4 is a perspective view of a biosensor according to another embodiment of the present invention.
5 is a cross-sectional view of a biosensor according to another embodiment of the present invention.
Figure 6 illustrates a sensing system in accordance with an embodiment of the present invention.
7 is a flowchart sequentially illustrating an operation method of a biosensor according to an embodiment of the present invention.

본 발명의 이점 및 특징, 그리고 그것들을 달성하는 방법은 첨부되는 도면과 함께 상세하게 후술되어 있는 실시예들을 참조하면 명확해질 것이다. 그러나 본 발명은 이하에서 개시되는 실시예들에 한정되는 것이 아니라 서로 다른 다양한 형태로 구현될 것이며, 단지 본 실시예들은 본 발명의 개시가 완전하도록 하며, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 발명의 범주를 완전하게 알려주기 위해 제공되는 것이며, 본 발명은 청구항의 범주에 의해 정의될 뿐이다. 명세서 전체에 걸쳐 동일 참조 부호는 동일 구성 요소를 지칭한다.BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The advantages and features of the present invention, and the manner of achieving them, will be apparent from and elucidated with reference to the embodiments described hereinafter in conjunction with the accompanying drawings. The present invention may, however, be embodied in many different forms and should not be construed as being limited to the embodiments set forth herein. Rather, these embodiments are provided so that this disclosure will be thorough and complete, and will fully convey the scope of the invention to those skilled in the art. Is provided to fully convey the scope of the invention to those skilled in the art, and the invention is only defined by the scope of the claims. Like reference numerals refer to like elements throughout the specification.

하나의 구성 요소가 다른 구성 요소와 "연결된(connected to)" 또는 "커플링된(coupled to)" 이라고 지칭되는 것은, 다른 구성 요소와 직접 연결 또는 커플링된 경우 또는 중간에 다른 구성 요소를 개재한 경우를 모두 포함한다. 반면, 하나의 구성 요소가 다른 구성 요소와 "직접 연결된(directly connected to)" 또는 "직접 커플링된(directly coupled to)"으로 지칭되는 것은 중간에 다른 구성 요소를 개재하지 않은 것을 나타낸다. "및/또는"은 언급된 아이템들의 각각 및 하나 이상의 모든 조합을 포함한다. It is to be understood that when an element is referred to as being "connected to" or "coupled to" another element, it can be directly connected or coupled to another element, One case. On the other hand, when an element is referred to as being "directly coupled to" or "directly coupled to " another element, it means that it does not intervene in another element. "And / or" include each and every combination of one or more of the mentioned items.

구성 요소가 다른 구성 요소의 "위(on)" 또는 "상(on)"으로 지칭되는 것은 다른 구성 요소의 바로 위뿐만 아니라 중간에 다른 구성 요소를 개재한 경우를 모두 포함한다. 반면, 구성 요소가 다른 구성 요소의 "직접 위(directly on)" 또는 "바로 위"로 지칭되는 것은 중간에 다른 구성 요소를 개재하지 않은 것을 나타낸다.It is to be understood that an element is referred to as being "on" or " on "of another element includes both elements immediately above and beyond other elements. On the other hand, when an element is referred to as being "directly on" or "directly above" another element, it means that it does not intervene another element in the middle.

공간적으로 상대적인 용어인 "아래(below)", "아래(beneath)", "하부(lower)", "위(above)", "상부(upper)" 등은 도면에 도시되어 있는 바와 같이 하나의 구성 요소들과 다른 구성 요소들과의 상관관계를 용이하게 기술하기 위해 사용될 수 있다. 공간적으로 상대적인 용어는 도면에 도시되어 있는 방향에 더하여 사용시 또는 동작시 소자의 서로 다른 방향을 포함하는 용어로 이해되어야 한다. 예를 들면, 도면에 도시되어 있는 소자를 뒤집을 경우, 다른 소자의 "아래(below)" 또는 "아래(beneath)"로 기술된 구성 요소는 다른 구성 요소의 "위(above)"에 놓여질 수 있다. 따라서, 예시적인 용어인 "아래"는 아래와 위의 방향을 모두 포함할 수 있다. 구성 요소는 다른 방향으로도 배향될 수 있고, 이에 따라 공간적으로 상대적인 용어들은 배향에 따라 해석될 수 있다.The terms spatially relative, "below", "beneath", "lower", "above", "upper" Can be used to easily describe the correlation of components with other components. Spatially relative terms should be understood to include, in addition to the orientation shown in the drawings, terms that include different orientations of the device during use or operation. For example, when inverting an element shown in the figures, an element described as "below" or "beneath" of another element may be placed "above" another element . Thus, the exemplary term "below" can include both downward and upward directions. The components can also be oriented in different directions, so that spatially relative terms can be interpreted according to orientation.

본 명세서에서 사용된 용어는 실시예들을 설명하기 위한 것이며 본 발명을 제한하고자 하는 것은 아니다. 본 명세서에서, 단수형은 문구에서 특별히 언급하지 않는 한 복수형도 포함한다. 명세서에서 사용되는 "포함한다(comprises)" 및/또는 "포함하는(comprising)"은 언급된 구성 요소, 단계, 동작 및/또는 소자는 하나 이상의 다른 구성 요소, 단계, 동작 및/또는 소자의 존재 또는 추가를 배제하지 않는다.The terminology used herein is for the purpose of illustrating embodiments and is not intended to be limiting of the present invention. In the present specification, the singular form includes plural forms unless otherwise specified in the specification. It is noted that the terms "comprises" and / or "comprising" used in the specification are intended to be inclusive in a manner similar to the components, steps, operations, and / Or additions.

다른 정의가 없다면, 본 명세서에서 사용되는 모든 용어(기술 및 과학적 용어를 포함)는 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 공통적으로 이해될 수 있는 의미로 사용될 수 있을 것이다. 또 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 용어들은 명백하게 특별히 정의되어 있지 않는 한 이상적으로 또는 과도하게 해석되지 않는다.Unless defined otherwise, all terms (including technical and scientific terms) used herein may be used in a sense commonly understood by one of ordinary skill in the art to which this invention belongs. Also, commonly used predefined terms are not ideally or excessively interpreted unless explicitly defined otherwise.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 사시도이다. 도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 단면도이다. 도 3은 게이트 전압과 드레인 전류의 관계를 도시한 그래프이다. 1 is a perspective view of a biosensor according to an embodiment of the present invention. 2 is a cross-sectional view of a biosensor according to an embodiment of the present invention. 3 is a graph showing the relationship between the gate voltage and the drain current.

도 1 내지 도 3을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서(1)는, 기판(100), 층간 절연막(110), 소오스/드레인 영역(120. 130), 채널 영역(140), 게이트 절연층(200), 게이트 전극(300), 갭 영역(400) 등을 포함한다. 1 to 3, a biosensor 1 according to an embodiment of the present invention includes a substrate 100, an interlayer insulating film 110, source / drain regions 120 and 130, a channel region 140, A gate insulating layer 200, a gate electrode 300, a gap region 400, and the like.

기판(100)은 Si, Ge, SiGe, GaP, GaAs, SiC, SiGeC, InAs 및 InP로 이루어지는 군에서 선택되는 하나 이상의 반도체 재료로 이루어질 수 있다. The substrate 100 may be made of one or more semiconductor materials selected from the group consisting of Si, Ge, SiGe, GaP, GaAs, SiC, SiGeC, InAs and InP.

또한, 기판(100)은 디스플레이용 유리 기판 등의 강성 기판이거나 폴리이미드 (polyimide), 폴리에스테르 (polyester), 폴리카보네이트 (polycarbonate), 폴리에테르술폰 (polyethersulfone), 폴리메틸메타크릴레이트 (polymethylmethacrylate), 폴리에틸렌나프탈레이트 (polyethylenenaphthalate), 폴리에틸렌테레프탈레이트 (polyethyleneterephthalate) 등의 가요성 플라스틱 기판일 수도 있다.In addition, the substrate 100 may be a rigid substrate such as a glass substrate for display, or a substrate such as a polyimide, a polyester, a polycarbonate, a polyethersulfone, a polymethylmethacrylate, And may be a flexible plastic substrate such as polyethylene naphthalate, polyethylene terephthalate and the like.

층간 절연막(110)은 기판(100) 상에 형성된다. 층간 절연막(110)은 화학 기상 증착(Chemical Vapor Deposition: CVD) 공정, 플라즈마 화학 기상 증착(Plasma Enhanced Chemical Vapor Deposition: PECVD) 공정, 원자층 증착(Atomic Layer Deposition: ALD) 공정 등을 통해 형성할 수 있다. 또한, 층간 절연막(110)은 실리콘 산화물을 사용하여 형성될 수 있다. An interlayer insulating film 110 is formed on the substrate 100. The interlayer insulating layer 110 may be formed through a chemical vapor deposition (CVD) process, a plasma enhanced chemical vapor deposition (PECVD) process, or an atomic layer deposition (ALD) process. have. Further, the interlayer insulating film 110 may be formed using silicon oxide.

소오스/드레인 영역(120, 130)은 기판(100)에 형성된다. 특히, 소오스/드레인 영역(120, 130)은 기판(100) 내의 게이트 전극(300)의 양측에 위치할 수 있다. The source / drain regions 120 and 130 are formed in the substrate 100. In particular, the source / drain regions 120 and 130 may be located on both sides of the gate electrode 300 in the substrate 100.

소오스/드레인 영역(120, 130)의 형상은 어떤 것이어도 무방하다. 예를 들어, 소오스/드레인 영역(120, 130)은 LDD(Lightly Doped Drain), DDD(Double Diffused Drain), MIDDD(Mask Islanded Double Diffused Drain) 구조, MLDD(Mask LDD), LDMOS(Lateral Double-diffused MOS) 등일 수도 있다. The shape of the source / drain regions 120 and 130 may be any. For example, the source / drain regions 120 and 130 may be formed using a lightly doped drain (LDD) structure, a double diffused drain (DDD) structure, a mask islanded double diffused drain (MIDDD) structure, a mask LDD (Mask LDD) MOS) or the like.

또한, 소오스/드레인 영역(120, 130)은 상승된 소오스/드레인(elevated source/drain) 구조를 가질 수 있다. 이 경우, 소오스/드레인 영역(120, 130)의 상면이, 기판(100)의 상면보다 높을 수 있다. In addition, the source / drain regions 120 and 130 may have an elevated source / drain structure. In this case, the upper surface of the source / drain regions 120 and 130 may be higher than the upper surface of the substrate 100.

또한, 소오스/드레인 영역(120, 130)은 게이트 전극(300)의 양측에 소오스/드레인 영역(120, 130)이 형성될 위치를 리세스(recess)시킨 후, 에피 공정을 통해서 형성할 수도 있다. 이와 같은 소오스/드레인 영역(120, 130)은 SiGe, SiC를 포함할 수도 있다. The source and drain regions 120 and 130 may be formed through an epitaxial process after recessing the source / drain regions 120 and 130 on both sides of the gate electrode 300 . The source / drain regions 120 and 130 may include SiGe and SiC.

또한, 소오스/드레인 영역(120, 130)은 전기 전도성이 높은 금속 재질, 예를 들어, Pt, Ru, Au, Ag, Mo, Al, W 또는 Cu등의 물질을 포함할 수 있다. The source / drain regions 120 and 130 may include a material having a high electrical conductivity such as Pt, Ru, Au, Ag, Mo, Al, W, or Cu.

소오스/드레인 영역(120, 130)은 화학 기상 증착(CVD) 공정, 플라즈마 화학 기상 증착(PECVD) 공정, 원자층 증착(ALD) 공정, 또는 스퍼터(sputter) 공정 등을 통해 형성할 수도 있다.The source / drain regions 120 and 130 may be formed through a chemical vapor deposition (CVD) process, a plasma chemical vapor deposition (PECVD) process, an atomic layer deposition (ALD) process, or a sputter process.

채널 영역(140)은 기판(100) 내의, 소오스/드레인 영역(120, 130) 사이에 형성된다. 채널 영역(140)은 에피택시얼 성장 방법에 의하여 형성될 수 있다. 채널 영역(140)은 웨이퍼 본딩(wafer bonding) 또는 SRB(Strain Relaxed Buffer) 상에 스트레인드(strained) 채널을 에피택시얼 성장시켜 형성할 수 있다. 채널 영역(140)은 단일층이거나 복합층일 수 있다.A channel region 140 is formed between the source / drain regions 120, 130 in the substrate 100. The channel region 140 may be formed by an epitaxial growth method. The channel region 140 may be formed by epitaxial growth of a strained channel on a wafer bonding or SRB (Strain Relaxed Buffer). The channel region 140 may be a single layer or a composite layer.

본 발명에 따른 바이오 센서(1)에서, 채널 영역(140)은, 예를 들어, 전이금속 칼코겐 화합물(Transition Metal Dichalcogenide; TMDC)을 포함할 수 있다. 즉, 채널 영역(140)을 전이금속 칼코겐 화합물로 형성함으로써, 투명성 및 광신뢰성을 개선할 수도 있다. 다만, 투명 전자 소자를 구현하기 위해서 채널 영역(140)이 TMDC를 포함할 수 있으며, 바이오 센서(1)가 반드시 투명성을 가질 필요는 없으므로, 필요에 따라 바이오 센서(1)의 채널 영역(140)은 캐리어 이동도를 향상시킬 수 있는 다양한 물질을 포함할 수도 있다.In the biosensor 1 according to the present invention, the channel region 140 may include, for example, a transition metal chalcogenide (TMDC). That is, by forming the channel region 140 with a transition metal chalcogenide compound, transparency and optical reliability can be improved. In order to realize a transparent electronic device, the channel region 140 may include TMDC, and the biosensor 1 does not necessarily have transparency. Therefore, if necessary, May include various materials capable of improving carrier mobility.

게이트 절연층(200)은 기판(100) 상에 형성된다. 이 때, 게이트 절연층(200)의 폭(W1)은 게이트 전극(300)의 폭(W2)보다 좁게 형성되어 갭 영역(400)을 형성할 수 있다. 게이트 절연층(200)은, 게이트 전극(300)을 이루는 물질과 식각 선택비를 갖는 물질로 형성된 후, 식각 공정을 수행하여, 게이트 절연층(200)의 폭(W1)은 게이트 전극(300)의 폭(W2)보다 좁게 형성될 수 있다.A gate insulating layer 200 is formed on the substrate 100. At this time, the width W1 of the gate insulating layer 200 is formed to be narrower than the width W2 of the gate electrode 300, so that the gap region 400 can be formed. The gate insulating layer 200 is formed of a material having an etch selectivity with respect to the material of the gate electrode 300 and then subjected to an etching process so that the width W1 of the gate insulating layer 200 is less than the width W1 of the gate electrode 300. [ May be formed to be narrower than the width (W2).

여기에서, 게이트 절연층(200)은 실리콘 산화막, 실리콘 질화막, SiON, GexOyNz, GexSiyOz, 고유전율 물질막, 이들의 조합막 또는 이들이 차례로 적층된 적층막 등일 수 있다. Here, the gate insulating layer 200 may be a silicon oxide film, a silicon nitride film, SiON, GexOyNz, GexSiyOz, a high-permittivity material film, a combination film thereof, or a laminate film in which these films are sequentially stacked.

특히, 고유전율 물질은 HfO2, ZrO2, Al2O3, Ta2O5, 하프늄 실리케이트, 지르코늄 실리케이트 또는 이들의 조합물 등일 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다. In particular, the high-k material may be, but is not limited to, HfO2, ZrO2, Al2O3, Ta2O5, hafnium silicate, zirconium silicate, or combinations thereof.

게이트 전극(300)은 게이트 절연층(200) 상에 형성된다. 게이트 전극(300)은 채널 영역(140)의 적어도 일부와 오버랩되도록 형성된다. 그리고, 게이트 전극(300)의 폭(W2)은 게이트 절연층(200)의 폭(W1)보다 넓게 형성되어, 게이트 전극(300)과 기판(100) 사이에 갭 영역(400)을 형성할 수 있다. A gate electrode 300 is formed on the gate insulating layer 200. The gate electrode 300 is formed to overlap with at least a part of the channel region 140. The width W2 of the gate electrode 300 is wider than the width W1 of the gate insulating layer 200 so that a gap region 400 can be formed between the gate electrode 300 and the substrate 100. [ have.

이 때, 게이트 전극(300)의 폭(W2)은 채널 영역(140)의 폭(W3)과 동일하게 형성될 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다. In this case, the width W2 of the gate electrode 300 may be the same as the width W3 of the channel region 140, but the present invention is not limited thereto.

게이트 전극(300)의 폭(W2)이 채널 영역(140)의 폭(W3)보다 좁게 형성된다면, 갭 영역(400)에서의 유전율 변화를 센싱하는 민감도가 감소할 수 있으며, 게이트 전극(300)의 폭(W2)이 채널 영역(140)의 폭(W3)보다 넓게 형성된다면, 갭 영역(400)에서 바이오 물질이 결합하는 정도가 감소할 수 있다. 따라서, 게이트 전극(300)의 폭(W2)은 채널 영역(140)의 폭(W3)과 동일하게 형성될 수 있다. If the width W2 of the gate electrode 300 is formed to be narrower than the width W3 of the channel region 140, the sensitivity for sensing the change in the dielectric constant in the gap region 400 may be reduced, The degree of bonding of the biomaterial in the gap region 400 may be reduced if the width W2 of the channel region 140 is formed wider than the width W3 of the channel region 140. [ Therefore, the width W2 of the gate electrode 300 can be formed to be equal to the width W3 of the channel region 140. [

게이트 전극(300)은 전기 전도성이 높은 금속 재질, 예를 들어, Pt, Ru, Au, Ag, Mo, Al, W 또는 Cu등의 물질을 포함할 수 있다. The gate electrode 300 may include a material having a high electrical conductivity, such as Pt, Ru, Au, Ag, Mo, Al, W, or Cu.

게이트 전극(300)은 화학 기상 증착(CVD) 공정, 플라즈마 화학 기상 증착(PECVD) 공정, 원자층 증착(ALD) 공정, 또는 스퍼터(sputter) 공정 등을 통해 형성할 수 있다.The gate electrode 300 may be formed through a chemical vapor deposition (CVD) process, a plasma chemical vapor deposition (PECVD) process, an atomic layer deposition (ALD) process, or a sputter process.

본 발명에 따른 바이오 센서(1)의 갭 영역(400)에는 제1 항체 물질(B1)이 존재할 수 있다. 제1 항체 물질(B1)은 제1 항원 물질(G1)과 결합할 수 있다. 갭 영역(400)에서 제1 항체 물질(B1)과 제1 항원 물질(G1)이 결합한다면, 게이트 전극(300)과 기판(100) 사이에 존재하는 갭 영역(400)의 유전율이 변할 수 있다. The first antibody material B1 may be present in the gap region 400 of the biosensor 1 according to the present invention. The first antibody material (B1) can bind to the first antigen material (G1). The permittivity of the gap region 400 existing between the gate electrode 300 and the substrate 100 may be changed if the first antibody material B1 and the first antigen material G1 are bonded in the gap region 400 .

즉, 갭 영역(400)에서 제1 항체 물질(B1)과 제1 항원 물질(G1)이 결합하고 난 후, 갭 영역(400)은 공기의 유전율과 다른 유전율을 갖게 된다. 이에 따라, 드레인 전류(Id) 또는 트랜지스터의 문턱 전압(Vt)이 변하게 되고, 바이오 센서(1)는 이를 감지할 수 있다. 바이오 센서(1)는 드레인 전류(Id) 또는 트랜지스터의 문턱 전압(Vt) 변화를 감지하여 바이오 물질을 센싱할 수 있다. That is, after the first antibody material B1 and the first antigen material G1 are bonded in the gap region 400, the gap region 400 has a dielectric constant different from that of the air. Accordingly, the drain current Id or the threshold voltage Vt of the transistor is changed, and the biosensor 1 can detect this. The biosensor 1 can sense a biomaterial by detecting a change in a drain current Id or a threshold voltage Vt of the transistor.

도 3을 참조하면, 동일한 게이트 전압(Vg)이 인가되었을 때, 서로 다른 유전율을 갖는 바이오 센서(1)의 드레인 전류(Id)는 달라지며, Vg-Id 특성 곡선의 변화에 따라 트랜지스터의 문턱 전압(Vt)도 변하는 것을 알 수 있다. Referring to FIG. 3, when the same gate voltage Vg is applied, the drain current Id of the biosensor 1 having a different dielectric constant is changed. Depending on the change of the Vg-Id characteristic curve, (Vt) is also changed.

여기에서, 갭 영역(400)에는 단일 종류의 항체 물질(예를 들어, 제1 항체 물질(B1))이 존재할 수 있다. 즉, 바이오 센서(1)는 갭 영역(400)에서 단일한 종류의 항원-항체 반응이 발생하도록 구성되고, 갭 영역(400)에서의 유전율 변화에 따라 발생하는 드레인 전류(Id) 또는 트랜지스터의 문턱 전압(Vt) 변화를 감지할 수 있다. 이에 따라, 갭 영역(400)에서 어떠한 종류의 항원 물질이 결합했는지 알게됨에 따라 바이오 물질의 종류를 알 수 있다. Here, a single kind of antibody material (for example, the first antibody material B1) may be present in the gap region 400. That is, the biosensor 1 is configured to generate a single type of antigen-antibody reaction in the gap region 400, and the drain current Id or the threshold of the transistor, which is generated according to the change in the permittivity in the gap region 400, It is possible to detect a change in the voltage Vt. Accordingly, the type of the biomaterial can be known as it is known which type of antigen material is bound in the gap region 400.

본 발명에 따른 바이오 센서(1)는, 갭 영역(400)에서의 유전율 변화를 감지하여 바이오 물질(예를 들어, 제1 항원 물질(G1))을 센싱할 수 있다. 갭 영역(400)에서의 유전율 변화에 따라 바이오 물질(예를 들어, 제1 항원 물질(G1))을 센싱함에 따라, 바이오 물질이 비극성 물질이거나, 전하를 갖지 않는 물질인 경우에도 바이오 물질을 센싱할 수 있다. The biosensor 1 according to the present invention can sense a biomaterial (for example, the first antigenic material G1) by detecting a change in permittivity in the gap region 400. [ (For example, the first antigenic material G1) according to the change in the permittivity in the gap region 400, even when the biomaterial is a nonpolar material or a material having no charge, can do.

이러한 바이오 센서(1)를 이용하여. 바이오 센서(1)를 자가 진단을 위한 휴대용 통신 시스템과 결합한다면, 고민감도의 휴대용/자가 진단용 바이오 시스템을 구현할 수 있다. Using this biosensor (1). If the biosensor 1 is combined with a portable communication system for self-diagnosis, a portable / self-diagnostic biosystem with a sensitive sensitivity can be realized.

이하에서, 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센서에 대하여 설명한다.Hereinafter, a biosensor according to another embodiment of the present invention will be described.

도 4는 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센서의 사시도이다. 도 5는 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센서의 단면도이다. 설명의 편의상, 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 설명한 것과 실질적으로 동일한 부분의 설명은 생략하기로 한다. 4 is a perspective view of a biosensor according to another embodiment of the present invention. 5 is a cross-sectional view of a biosensor according to another embodiment of the present invention. For the sake of convenience of description, description of portions substantially the same as those of the biosensor according to the embodiment of the present invention will be omitted.

도 4 및 도 5를 참조하면, 본 발명의 다른 실시예에 따른 바이오 센서(2)는, 기판(100), 층간 절연막(110), 게이트 전극(310), 게이트 절연층(210), 소오스/드레인 영역(121, 131), 채널 영역(141), 갭 영역(410) 등을 포함한다. 4 and 5, the biosensor 2 according to another embodiment of the present invention includes a substrate 100, an interlayer insulating film 110, a gate electrode 310, a gate insulating layer 210, a source / Drain regions 121 and 131, a channel region 141, a gap region 410, and the like.

기판(100)과 층간 절연막(110)에 대한 설명은 위에서 상술한 것과 동일하다.The description of the substrate 100 and the interlayer insulating film 110 is the same as described above.

게이트 전극(310)은 층간 절연막(110) 상에 형성된다. 게이트 전극(310) 상에 게이트 절연층(210)이 형성된다. 게이트 절연층(210)의 폭(W4)은 게이트 전극(310)의 폭(W5)보다 넓게 형성될 수 있다. 이에 따라, 게이트 절연층(210)과 층간 절연막(110) 사이에 갭 영역(410)이 형성될 수 있다. The gate electrode 310 is formed on the interlayer insulating film 110. A gate insulating layer 210 is formed on the gate electrode 310. The width W4 of the gate insulating layer 210 may be greater than the width W5 of the gate electrode 310. [ Accordingly, a gap region 410 may be formed between the gate insulating layer 210 and the interlayer insulating layer 110.

게이트 절연층(210) 상에 소오스/드레인 영역(121, 131)이 형성되고, 소오스/드레인 영역(121, 131) 사이에 채널 영역(141)이 형성된다.Source and drain regions 121 and 131 are formed on the gate insulating layer 210 and a channel region 141 is formed between the source and drain regions 121 and 131.

게이트 전극(310)을 형성한 후, 게이트 전극(310)의 양 측에 패시배이션 막을 형성하고, 게이트 전극(310) 상에 게이트 절연층(210)을 형성한 수, 패시배이션 막을 제거하여 바이오 센서(2)의 구조를 형성할 수 있다.After forming the gate electrode 310, a passivation film is formed on both sides of the gate electrode 310, a gate insulating layer 210 is formed on the gate electrode 310, and the passivation film is removed The structure of the biosensor 2 can be formed.

바이오 센서(2)의 갭 영역(410)에는 제1 항체 물질(B1)이 존재할 수 있다. 제1 항체 물질(B1)은 제1 항원 물질(G1)과 결합할 수 있다. 갭 영역(410)에서 제1 항체 물질(B1)과 제1 항원 물질(G1)이 결합한다면, 갭 영역(410)에서의 유전율이 변할 수 있다. The first antibody material B1 may be present in the gap region 410 of the biosensor 2. [ The first antibody material (B1) can bind to the first antigen material (G1). If the first antibody material B1 and the first antigenic material G1 are bonded in the gap region 410, the permittivity in the gap region 410 may vary.

즉, 갭 영역(410)에서 제1 항체 물질(B1)과 제1 항원 물질(G1)이 결합하고 난 후, 갭 영역(410)은 공기의 유전율과 다른 유전율을 갖게 된다. 이에 따라, 드레인 전류(Id) 또는 트랜지스터의 문턱 전압(Vt)이 변하게 되고, 바이오 센서(2)는 이를 감지할 수 있다. 바이오 센서(2)는 드레인 전류(Id) 또는 트랜지스터의 문턱 전압(Vt) 변화를 감지하여 바이오 물질을 센싱할 수 있다. That is, after the first antibody material (B1) and the first antigen material (G1) are bonded in the gap region (410), the gap region (410) has a dielectric constant different from that of air. Accordingly, the drain current Id or the threshold voltage Vt of the transistor is changed, and the biosensor 2 can sense this. The biosensor 2 can sense the biomaterial by detecting the change of the drain current Id or the threshold voltage Vt of the transistor.

도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 센싱 시스템을 나타낸 것이다. 설명의 편의상, 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 설명한 것과 실질적으로 동일한 부분의 설명은 생략하기로 한다. Figure 6 illustrates a sensing system in accordance with an embodiment of the present invention. For the sake of convenience of description, description of portions substantially the same as those of the biosensor according to the embodiment of the present invention will be omitted.

도 6을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 센싱 시스템은, 기판(100), 복수 개의 바이오 센서(10, 20, 30)를 포함한다. Referring to FIG. 6, a sensing system according to an embodiment of the present invention includes a substrate 100, and a plurality of biosensors 10, 20, and 30.

복수 개의 바이오 센서(10, 20, 30)는 적어도 2개 이상의 바이오 센서이며, 복수 개의 바이오 센서(10, 20, 30)는 각각, 유전율 변화를 감지하여 바이오 물질을 센싱한다. 이 때, 복수 개의 바이오 센서(10, 20, 30)는 서로 다른 바이오 물질을 센싱할 수 있다. 즉, 제1 바이오 센서(10)에는 제1 항체 물질(B1)이 포함되어, 제1 항원 물질(G1)을 검출하고, 제2 바이오 센서(20)에는 제2 항체 물질(B2)이 포함되어, 제2 항원 물질(G2)을 검출할 수 있다. The plurality of biosensors 10, 20, and 30 are at least two or more biosensors, and the plurality of biosensors 10, 20, and 30 sense changes in permittivity and sense biomaterials, respectively. At this time, the plurality of biosensors (10, 20, 30) can sense different bio materials. That is, the first biosensor 10 includes the first antibody material B1 to detect the first antigen material G1, and the second biosensor 20 includes the second antibody material B2. , And the second antigenic substance (G2).

이와 같이, 복수 개의 바이오 센서(10, 20, 30) 각각에는, 서로 다른 단일 종류의 항원 물질을 검출하도록 항체 물질이 포함될 수 있다. 복수 개의 바이오 센서(10, 20, 30)는, 유전율 변화에 따라 각각, 서로 다른 드레인 전류 또는 문턱 전압 변화를 갖게 되며, 이러한 변화를 감지하여 어떤 종류의 바이오 물질이 검출되는지 센싱할 수 있다. As described above, each of the plurality of biosensors 10, 20, and 30 may include an antibody material to detect a single different kind of antigenic substance. The plurality of biosensors 10, 20, and 30 have different drain currents or threshold voltage changes according to the change of the permittivity, respectively. The biosensors 10, 20, and 30 can sense the types of biomaterials that are detected.

복수 개의 바이오 센서(10, 20, 30)로 구성된 센싱 시스템을 이용하여, 동시에 복수의 바이오 물질을 센싱할 수 있으며, 고민감도의 휴대용/자가 진단용 바이오 시스템을 구현하는데 활용할 수 있다. A plurality of biosensors (10, 20, 30) can be used to sense a plurality of biomaterials at the same time using the sensing system, and the biosensors can be used to implement portable / self-diagnostic biosystems with sensitive sensitivity.

복수 개의 바이오 센서(10, 20, 30)는 박막 트랜지스터, 다이오드, 저항, 또는 광반응 소자를 포함할 수 있다. 특히, 복수 개의 바이오 센서(10, 20, 30)는 위에서 설명한 트랜지스터 구성을 포함할 수 있고, 게이트 전극, 소오스/드레인 영역, 채널 영역, 갭 영역 등이 형성되어, 바이오 물질을 센싱할 수 있다. The plurality of biosensors 10, 20, and 30 may include a thin film transistor, a diode, a resistor, or a photoreaction element. In particular, the plurality of biosensors 10, 20, and 30 may include the transistor structure described above, and a gate electrode, a source / drain region, a channel region, a gap region, and the like may be formed to sense the biomaterial.

위에서 설명한 것과 마찬가지로, 본 발명에서의 센싱 시스템은, 갭 영역에서의 유전율 변화를 감지하여 바이오 물질을 센싱할 수 있다. 이에 따라, 바이오 물질이 비극성 물질이거나, 전하를 갖지 않은 물질이어도 센싱할 수 있다. As described above, the sensing system of the present invention can sense the biomaterial by detecting the change in the permittivity in the gap region. Accordingly, the biomaterial can be a nonpolar material or a material having no charge.

이하에서, 본 발명에 따른 바이오 센서의 동작 방법에 대하여 설명한다. Hereinafter, an operation method of the biosensor according to the present invention will be described.

도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 동작 방법을 순차적으로 나타낸 흐름도이다. 7 is a flowchart sequentially illustrating an operation method of a biosensor according to an embodiment of the present invention.

도 7을 참조하면, 우선, 게이트 전극(300)과 채널 영역(140) 사이에 갭 영역(400)이 형성된 바이오 센서(1)를 준비한다(S100).Referring to FIG. 7, a biosensor 1 having a gap region 400 between a gate electrode 300 and a channel region 140 is prepared (S100).

여기에서, 바이오 센서(1)는 도 1 내지 도 3을 참조하여 설명한 바이오 센서와 동일한 것일 수 있으나, 본 발명이 이에 한정되는 것은 아니다. Here, the biosensor 1 may be the same as the biosensor described with reference to Figs. 1 to 3, but the present invention is not limited thereto.

이어서, 갭 영역(400)에서의 유전율 변화를 감지하여 바이오 물질을 센싱한다(S110). 즉, 본 발명에서의 특징은, 갭 영역(400)에서의 유전율 변화를 감지하여 바이오 물질을 센싱하는 것이다. 이 때, 바이오 센서(1)에 대하여, 유전율 변화에 따라 변하는 드레인 전류(Id)를 감지하거나, 트랜지스터의 문턱 전압(Vt)을 감지하여, 바이오 물질을 센싱할 수 있다. Next, the change of the dielectric constant in the gap region 400 is sensed and the biomaterial is sensed (S110). That is, the feature of the present invention is to sense the change of the dielectric constant in the gap region 400 and to sense the biomaterial. At this time, the biosensor 1 can sense the drain current Id that changes according to the change of the dielectric constant, or sense the threshold voltage Vt of the transistor to sense the biomaterial.

특히, 바이오 센서(1)의 갭 영역(400)에는 제1 항체 물질(B1)이 존재하여, 제1 항체 물질(B1)이 제1 항원 물질(G1)과 결합함으로써, 갭 영역(400)에서의 유전율이 변할 수 있다. Particularly, the first antibody material B1 exists in the gap region 400 of the biosensor 1 and the first antibody material B1 binds to the first antigen material G1, Can be changed.

제1 항원 물질(G1)은 비극성 물질이거나, 전하를 갖지 않는 물질일 수 있다. 따라서, 바이오 센서(1)는 비극성 물질이거나, 전하를 갖지 않는 바이오 물질도 센싱할 수 있다. The first antigenic material (G1) may be a nonpolar material or a material having no charge. Therefore, the biosensor 1 can also sense a non-polar material or a non-charged biomaterial.

이상 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시예를 설명하였지만, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 그 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 실시될 수 있다는 것을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 이상에서 기술한 실시예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다.While the present invention has been described in connection with what is presently considered to be practical exemplary embodiments, it is to be understood that the invention is not limited to the disclosed embodiments, but, on the contrary, You will understand. It is therefore to be understood that the above-described embodiments are illustrative in all aspects and not restrictive.

100: 기판 110: 층간 절연막
120, 130: 소오스/드레인 영역 140: 채널 영역
200: 게이트 절연층 300: 게이트 전극
400: 갭 영역100: substrate 110: interlayer insulating film
120, 130: source / drain region 140: channel region
200: gate insulating layer 300: gate electrode
400: gap region

Claims (25)

기판;
상기 기판에 형성된 소오스/드레인 영역;
상기 기판에, 상기 소오스/드레인 영역 사이에 형성된 채널 영역;
상기 기판 상에 형성된 게이트 절연층; 및
상기 게이트 절연층 상에 형성된 게이트 전극을 포함하되,
상기 게이트 전극은 상기 채널 영역의 적어도 일부와 오버랩되고, 상기 게이트 전극과 상기 기판 사이에 갭 영역이 형성되고,
상기 갭 영역에서의 유전율 변화를 감지하여 바이오 물질을 센싱하는 바이오 센서.Board;
A source / drain region formed in the substrate;
A channel region formed between the source and drain regions;
A gate insulating layer formed on the substrate; And
And a gate electrode formed on the gate insulating layer,
The gate electrode overlaps with at least a part of the channel region, a gap region is formed between the gate electrode and the substrate,
And sensing a change in permittivity in the gap region to sense the biomaterial. 제 1항에 있어서,
상기 게이트 절연층의 폭은 상기 게이트 전극의 폭보다 좁게 형성되어, 상기 갭 영역을 형성하는 바이오 센서.The method according to claim 1,
Wherein a width of the gate insulating layer is formed to be narrower than a width of the gate electrode, thereby forming the gap region. 제 1항에 있어서,
상기 게이트 전극의 폭은 상기 채널 영역의 폭과 동일한 바이오 센서.The method according to claim 1,
Wherein a width of the gate electrode is equal to a width of the channel region. 제 1항에 있어서,
상기 갭 영역에서의 항원-항체 반응에 의하여 상기 유전율이 변하는 바이오 센서.The method according to claim 1,
Wherein the dielectric constant is changed by an antigen-antibody reaction in the gap region. 제 4항에 있어서,
상기 갭 영역 내에 항체 물질이 위치하고, 상기 바이오 물질은 상기 항체 물질과 결합하는 항원 물질인 바이오 센서.5. The method of claim 4,
Wherein the antibody material is located within the gap region, and the bio material is an antigen material binding to the antibody material. 제 5항에 있어서,
상기 갭 영역 내에 위치한 상기 항체 물질은 단일 종류인 바이오 센서.6. The method of claim 5,
Wherein the antibody material located within the gap region is a single type. 제 1항에 있어서,
상기 유전율 변화에 따라 변하는 드레인 전류를 감지하여 상기 바이오 물질을 센싱하는 바이오 센서.The method according to claim 1,
And sensing the drain current varying with the change of the dielectric constant to sense the bio-material. 제 1항에 있어서,
상기 유전율 변화에 따라 변하는 트랜지스터의 문턱 전압(threshold voltage)을 감지하여 상기 바이오 물질을 센싱하는 바이오 센서.The method according to claim 1,
And sensing the threshold voltage of the transistor which changes according to the change of the dielectric constant to sense the bio-material. 제 1항에 있어서,
상기 바이오 물질은 비극성 물질인 바이오 센서.The method according to claim 1,
Wherein the bio-material is a non-polar material. 제 1항에 있어서,
상기 바이오 물질은 전하를 갖지 않는 물질인 바이오 센서.The method according to claim 1,
Wherein the bio-material is a substance having no charge. 제 1항에 있어서,
상기 채널 영역은, 전이금속 칼코겐 화합물(Transition Metal Dichalcogenide)을 포함하는 바이오 센서.The method according to claim 1,
Wherein the channel region comprises a transition metal chalcogenide compound (Transition Metal Dichalcogenide). 기판; 및
상기 기판 상에 형성된 복수 개의 바이오 센서를 포함하되,
상기 복수 개의 바이오 센서는 각각, 유전율 변화를 감지하여 바이오 물질을 센싱하는 센싱 시스템.Board; And
And a plurality of biosensors formed on the substrate,
Wherein each of the plurality of biosensors senses a change in permittivity and senses a biomaterial. 제 12항에 있어서,
상기 바이오 센서는 박막 트랜지스터, 다이오드, 저항, 또는 광반응 소자를 포함하는 센싱 시스템.13. The method of claim 12,
Wherein the biosensor comprises a thin film transistor, a diode, a resistor, or a photoreactive element. 제 12항에 있어서,
상기 바이오 센서는 게이트 전극, 소오스/드레인 영역, 및 상기 소오스/드레인 영역 사이에 형성된 채널 영역을 포함하는 센싱 시스템.13. The method of claim 12,
Wherein the biosensor comprises a gate electrode, a source / drain region, and a channel region formed between the source / drain regions. 제 14항에 있어서,
상기 게이트 전극은 상기 채널 영역의 적어도 일부와 오버랩되고, 상기 게이트 전극과 상기 기판 사이에 갭 영역이 형성된 센싱 시스템.15. The method of claim 14,
Wherein the gate electrode overlaps with at least a portion of the channel region, and a gap region is formed between the gate electrode and the substrate. 제 15항에 있어서,
상기 바이오 센서는 상기 갭 영역에서의 유전율 변화를 감지하여 상기 바이오 물질을 센싱하는 센싱 시스템.16. The method of claim 15,
Wherein the biosensor senses a change in permittivity in the gap region and senses the bio-material. 제 16항에 있어서,
상기 바이오 센서는 상기 갭 영역에서의 항원-항체 반응에 의하여 상기 유전율이 변하는 센싱 시스템.17. The method of claim 16,
Wherein the dielectric constant of the biosensor changes due to an antigen-antibody reaction in the gap region. 제 14항에 있어서,
상기 채널 영역은, 전이금속 칼코겐 화합물을 포함하는 센싱 시스템.15. The method of claim 14,
Wherein the channel region comprises a transition metal chalcogenide compound. 제 12항에 있어서,
상기 바이오 물질은, 비극성 물질이거나 전하를 갖지 않는 물질인 센싱 시스템.13. The method of claim 12,
Wherein the bio-material is a non-polar or charge-free material. 제 12항에 있어서,
상기 복수 개의 바이오 센서는 서로 다른 바이오 물질을 센싱하는 센싱 시스템.13. The method of claim 12,
Wherein the plurality of biosensors sense different bio materials. 게이트 전극과 채널 영역 사이에 갭 영역이 형성된 바이오 센서를 준비하고,
상기 갭 영역에서의 유전율 변화를 감지하여 바이오 물질을 센싱하는 것을 포함하는 바이오 센서의 동작 방법.A biosensor having a gap region between a gate electrode and a channel region is prepared,
Sensing a change in permittivity in the gap region and sensing a biomaterial. 제 21항에 있어서,
상기 바이오 물질을 센싱하는 것은, 상기 바이오 센서에 대하여 상기 유전율 변화에 따라 변하는 드레인 전류를 감지하여 상기 바이오 물질을 센싱하는 바이오 센서의 동작 방법.22. The method of claim 21,
Sensing the biomaterial by sensing a drain current that varies with the change of the dielectric constant with respect to the biosensor and sensing the biomaterial. 제 21항에 있어서,
상기 바이오 물질을 센싱하는 것은, 상기 바이오 센서에 대하여 상기 유전율 변화에 따라 변하는 트랜지스터의 문턱 전압을 감지하여 상기 바이오 물질을 센싱하는 바이오 센서의 동작 방법.22. The method of claim 21,
Wherein sensing the biomolecule senses the threshold voltage of the transistor that changes with the change of the permittivity with respect to the biosensor and senses the biomaterial. 제 21항에 있어서,
상기 바이오 물질을 센싱하는 것은, 상기 갭 영역에서의 항원-항체 반응에 의하여 상기 유전율이 변하여, 상기 바이오 물질을 센싱하는 바이오 센서의 동작 방법.22. The method of claim 21,
Wherein sensing the biomaterial is performed such that the permittivity changes by an antigen-antibody reaction in the gap region, thereby sensing the biomaterial. 제 21항에 있어서,
상기 바이오 물질은, 비극성 물질이거나 전하를 갖지 않는 물질인 바이오 센서의 동작 방법.22. The method of claim 21,
Wherein the bio-material is a non-polar material or a material having no electric charge.
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* Cited by examiner, † Cited by third party
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KR20190054740A (en) * 2017-11-14 2019-05-22 주식회사 엘지화학 Method for manufacturing thin film transistor sensors
KR20200113440A (en) * 2019-03-25 2020-10-07 한국과학기술연구원 Feedback field effect transistor biosensor and method for manufacturing the same
KR102376333B1 (en) * 2021-01-27 2022-03-17 광운대학교 산학협력단 Double interdigital capacitor sensor chip for coronavirus detection
KR102376338B1 (en) * 2021-01-27 2022-03-17 광운대학교 산학협력단 Coronavirus detection kit with double interdigital capacitor sensor chip

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