WO2024128617A1 - 바이오 센서 및 이의 제조방법 - Google Patents

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WO2024128617A1
WO2024128617A1 PCT/KR2023/019221 KR2023019221W WO2024128617A1 WO 2024128617 A1 WO2024128617 A1 WO 2024128617A1 KR 2023019221 W KR2023019221 W KR 2023019221W WO 2024128617 A1 WO2024128617 A1 WO 2024128617A1
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WO
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sensor
substrate
bonding member
biosensor
bonding
Prior art date
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PCT/KR2023/019221
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English (en)
French (fr)
Inventor
배남호
이경균
박유민
노동기
이태재
이문근
Original Assignee
한국과학기술원
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    • 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
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor capable of analyzing target substances and a method of manufacturing the same.
  • Target substances such as hormones, proteins, and pathogens that enable prediction of human disease symptoms and progression, and even the condition of food, can be analyzed by immunoassay using antigen-antibody reactions. Meanwhile, analysis of target substances based on immunoassays has usually been performed in clinical laboratories equipped with special equipment. However, as the need for testing in medical settings such as hospitals or emergency rooms and self-diagnosis at home has increased recently, there has been a continued need for the development of an immunoassay platform that does not require specialized knowledge or complicated processes and has a short analysis time. .
  • biosensors have emerged that enable fast and accurate analysis of target substances through electrochemical analysis. More specifically, the biosensor-based electrochemical analysis method performs qualitative and quantitative analysis of target substances in the analysis sample by analyzing the current generated by the redox reaction following contact between the electrode provided in the biosensor and the analysis sample. makes possible.
  • Electrodes made of these materials can be manufactured in the form of thin film electrodes through sputtering or electroplating methods that are cost-competitive while maintaining the characteristics of the materials.
  • a biosensor requires a configuration that electrically connects the sensor electrode and the circuit board and a configuration that acts as a dam to prevent the target material from leaking into the biosensor. Therefore, the manufacturing process of a conventional biosensor involves the steps of physically connecting the sensor and the substrate, electrically connecting the sensor electrode and the circuit board using wires, and protecting the internal structure of the biosensor such as the sensor, wire, and substrate. A dam structure formation stage is essential.
  • the manufacturing process of a conventional biosensor essentially requires the above three steps, and has the problem of being complex and requiring a lot of manufacturing cost and time.
  • the present invention was created to solve the above problems, and the purpose of the present invention is to provide a biosensor with a simplified manufacturing process and a method for manufacturing the same.
  • the biosensor to solve this problem includes a substrate; A sensor comprising a plurality of electrodes that detect a target substance from an analysis sample and react with the target substance to generate an electrical signal, and a sensor substrate on which the plurality of electrodes are formed on one surface; a housing including a receiving space for accommodating the sensor and a portion of the substrate; and a bonding member that electrically connects the plurality of electrodes and the substrate and prevents the analysis sample from leaking into the receiving space.
  • the substrate of the biosensor includes a channel through which the target substance is guided to the sensor. Additionally, the substrate includes at least one electrode pad formed to protrude from one surface.
  • the sensor of the biosensor includes at least one conductive protrusion formed to protrude from one surface of the sensor substrate, one surface of the substrate and one surface of the sensor substrate face each other, and the bonding member includes one surface of the sensor substrate and the other surface of the sensor substrate. It is located between one side of the substrate.
  • the conductive protrusions are formed along the circumferential direction of the sensor substrate, the electrode pads are formed along the circumferential direction of the channel, and the conductive protrusions and the electrode pads are aligned so that their vertical positions match.
  • the bonding member is composed of an insulating adhesive film containing conductive particles therein.
  • the adhesive film is composed of ACF (Anisotropic conductive film).
  • the biosensor includes a placement step of arranging the bonding member to contact one surface of the substrate; A first bonding step of applying heat and pressure to the bonding member while one surface of the bonding member is in contact with one surface of the substrate; An alignment step of aligning the sensor to a preset alignment position; and a second bonding step of applying heat and pressure to the substrate, the sensor, and the bonding member while the sensor is aligned with the other surface of the bonding member.
  • the senor is arranged to be in contact with the other surface of the bonding member, and the preset alignment position is perpendicular to the conductive protrusions formed on one surface of the sensor and the electrode pads formed on one surface of the substrate. This means an alignment position where the positions match each other.
  • a biosensor manufacturing method to solve this problem includes a substrate with electrode pads formed on one side, a sensor with conductive protrusions formed on one side, and a bonding member composed of an adhesive film with conductive particles therein. , a placement step of arranging the bonding member to contact one surface of the substrate; A first bonding step of applying heat and pressure to the substrate and the bonding member while one surface of the bonding member is in contact with one surface of the substrate; An alignment step of aligning the sensor to a preset alignment position; and a second bonding step of applying heat and pressure to the substrate, the sensor, and the bonding member while the sensor is aligned with the other surface of the bonding member.
  • the senor is arranged to be in contact with the other surface of the bonding member, and the preset alignment position is perpendicular to the conductive protrusions formed on one surface of the sensor and the electrode pads formed on one surface of the substrate. This means an alignment position where the positions match each other.
  • the process of physically combining the sensor and the substrate, the process of electrically connecting the electrode of the sensor and the substrate, and the process of forming the dam structure are unified into one manufacturing process. This is simplified, and as a result, the manufacturing cost and manufacturing time of the biosensor can be reduced.
  • FIG. 1 is a diagram schematically showing a biosensor according to the present invention.
  • Figure 2 is a diagram showing a cross section of a biosensor according to the present invention.
  • Figure 3 is a diagram showing an exploded perspective view of the biosensor according to the present invention.
  • 4A and 4B are diagrams showing a state in which a sensor and a substrate are electrically connected by a bonding member according to the present invention.
  • Figure 5 is a conceptual diagram expressing a conventional biosensor manufacturing method.
  • Figure 6 is a conceptual diagram expressing a method of manufacturing a biosensor according to the present invention.
  • Figures 7a, 7b, 7c, and 7d are diagrams showing a method of manufacturing a biosensor according to the present invention.
  • electrical conductivity refers to the degree to which a material or fluid can carry electric charge, i.e., a measure of the amount of electric current or ability to transmit electric current. Electrical conductivity is the reciprocal of electrical resistivity (unit ohm*m), and the unit of electrical conductivity is Siemens (S)/m or 1/ ⁇ m.
  • the term “impedance” used in this specification may refer to the degree to which the flow of current is interrupted when voltage is applied in an electric alternating current circuit.
  • electrical conductivity sensor used in this specification may refer to a sensor that measures electrical conductivity or impedance.
  • the term “analysis sample” may be a solution containing an electrolyte material in a fluid.
  • it may be urine, cell lysate, whole blood, plasma, serum, saliva, ocular fluid, cerebrospinal fluid, sweat, milk, ascites fluid, synovial fluid, and peritoneal fluid.
  • the sample to be analyzed may be tears or a tear film, but is not limited thereto.
  • “analysis sample” can be defined as a synonym for “measurement target fluid” of the electrical conductivity sensor of the present invention. Therefore, the electrical conductivity measured in the present invention may represent the concentration of the electrolyte material in the fluid to be measured.
  • the electrical conductivity sensor can be applied to electrical conductivity measurement sensors such as osmotic pressure measurement sensors including tear osmotic pressure measurement sensors, water quality sensors, dissolved oxygen sensors, and pH sensors, but is not limited thereto, and is preferably applied to tear osmotic pressure measurement sensors. It can be used.
  • electrical conductivity measurement sensors such as osmotic pressure measurement sensors including tear osmotic pressure measurement sensors, water quality sensors, dissolved oxygen sensors, and pH sensors, but is not limited thereto, and is preferably applied to tear osmotic pressure measurement sensors. It can be used.
  • the tear osmotic pressure sensor using electrical conductivity is a general term for a sensor for measuring tear osmotic pressure, and includes a substrate, a first electrode, and a second electrode, and the first electrode and It may refer to a sensor using electrochemical technology that analyzes osmotic pressure by measuring the potential difference, current, or alternating current impedance between electrodes in the analysis sample smeared between the second electrodes.
  • the term “substrate” may refer to a plate on which electrodes are formed for measuring the electrical conductivity of an analysis sample.
  • the substrate may be polyethyleneterephthalate (PET), poly(methyl methacrylate), PMMA, polyimide (PI), polystyrene (PS), polyethylene naphthalate ( It may be at least one of polyethylenenaphthalate (PEN) and polycarbonate (PC).
  • the material of the substrate is not limited to this, and may be made of various materials on which electrodes that generate a potential difference according to changes in the level of the target material in the analysis sample can be placed.
  • the electrodes can be printed on one substrate using screen printing, inkjet, and photolithography techniques.
  • electrodes can be disposed on the substrate by a variety of methods.
  • electrode refers to a conductive electrode that has electrical conductivity.
  • the electrode disclosed in the present specification may mean an electrode pattern in which a conductive material is printed in various ways on a substrate.
  • the electrode is a conductive electrode formed by printing at least one organic material of carbon black, carbon graphite, graphene, fullerene, and carbides on a substrate. It can be. Additionally, the electrode may be a conductive electrode formed by printing at least one metal from Au, Ni, Cu, Zn, Fe, Al, Ti, Pt, Hg, Ag, Pb, and alloys thereof on a substrate.
  • first electrode may refer to a working electrode for measuring the electrical conductivity of an analysis sample. Furthermore, it may refer to a working electrode for qualitatively and/or quantitatively sensing (detecting) a specific target substance in an analysis sample.
  • the first electrode may contain an ion-selective ionophore whose potential changes depending on the level of ions, or may be an electrode made of a sensitive material that is sensitive to lactic acid, glucose, heavy metals, and pH. Accordingly, the first electrode may refer to an area for sensing the target material in the analysis sample formed on the substrate.
  • the first electrode may be made of a sensitive material to react with the analysis sample.
  • a sensitive material may be coated on the electrode, or a sensitive material may be printed on the substrate to form the first electrode.
  • the sensitive material may exist in some areas, such as one end of the electrode, but is not limited thereto.
  • the first electrode may be electrically connected to a wiring.
  • the sensitive material layer may be immobilized on the conductive layer disposed on the substrate by methods of adsorption, entrapment, covalent bonding, or ionic bonding.
  • second electrode refers to a half-cell potential electrode that has a stable potential despite changes in electrical conductivity.
  • the second electrode may refer to a pattern formed by printing a conductive material, preferably a half-cell reactive material, on a substrate. Accordingly, the second electrode may refer to an area formed on the substrate.
  • the potential of the second electrode may be predetermined, it can be used as a reference electrode that can serve as a reference when measuring the electromotive force or electrode potential of the analysis sample through the first electrode.
  • this second electrode may be made of a conductive material such as graphene.
  • the second electrode may be formed by coating a conductive material on the electrode or printing a conductive material on the substrate.
  • the conductive material may be disposed in some areas, such as one end of the reference electrode, but is not limited thereto.
  • the second electrode may have a half-cell potential and thus may appear as a reduction electrode or an oxidation electrode different from the first electrode. Accordingly, the potential generated at the first electrode can be estimated.
  • the “conductive material” disposed on the second electrode may be a reversible oxidation or reduction material, has low reactivity to changes in temperature or ion concentration, and may be a stable material with a constant potential difference.
  • These conductive materials have high reproducibility (or stability) in electric potential, are stable in acidic or salt solutions, and can be easy to handle.
  • conductive materials include not only conductive graphene, but also Ag/AgCl, Ag, Hg 2 SO 4 , Ag/Ag+, Hg/Hg 2 SO 4 , RE-6H, Hg/HgO, Hg/Hg 2 Cl 2 , Ag/Ag 2 SO 4 , Cu/CuSO 4 , KCl saturated calomel half cell (SCE) and salt bridge platinum may be materials for which the potential difference is known in advance.
  • the conductive material may be Ag/AgCl, but is not limited thereto and may be a variety of materials.
  • the second electrode may be made of a variety of materials as long as it provides a stable potential as a reference electrode.
  • the electrode of the electrical conductivity sensor of the present invention may be of a 2-electrode to 6-electrode type, but is preferably of a 2-electrode type.
  • the term “user” may refer to an entity that measures electrical conductivity using an electrical conductivity sensor and uses the value.
  • Figure 1 is a diagram schematically showing the biosensor 100 according to the present invention.
  • Figure 2 is a cross-sectional view of the biosensor 100 according to the present invention.
  • Figure 3 is a diagram showing an exploded perspective view of the biosensor 100 according to the present invention.
  • FIGS. 4A and 4B are diagrams showing a state in which the sensor 120 and the substrate 110 are electrically connected by the bonding member 140 according to the present invention.
  • the biosensor 100 according to the present invention includes a substrate 110, a sensor 120, a housing 130, and a bonding member 140.
  • the substrate 110 may include a channel 111, a plurality of electrode pads 112, and at least one connection electrode 113.
  • the channel 111 is formed to penetrate the substrate 110.
  • the channel 111 of the substrate 110 may communicate with the channel hole 132 of the housing 130.
  • a portion of the substrate 110 including the channel 111 may be accommodated within the receiving space 131 of the housing 130.
  • the remaining part of the substrate 110 may be exposed to the outside of the housing 130.
  • the analysis sample is guided to a plurality of electrodes 121 formed on the sensor 120 through the channel hole 132 of the housing 130 and the channel 111 of the substrate 110.
  • the plurality of electrodes 121 may generate an electrochemical signal by reacting with a target material included in the analysis sample.
  • a plurality of electrode pads 112 may be formed to protrude from one surface of the substrate 110 .
  • One side of the substrate 110 faces the sensor 120.
  • the electrode pads 112 are formed along the circumferential direction of the channel 111.
  • the electrode pads 112 may be arranged so that their vertical positions are aligned with the conductive protrusions 123 formed on one surface of the sensor 120 .
  • the electrode pads 112 sandwich the conductive particles 142 of the bonding member 140 and form the conductive protrusions of the sensor 120. It may be electrically connected to fields 123.
  • connection electrode 113 is formed on one side of the substrate 110. A portion of the connection electrode 113 may be formed on a portion of the substrate 110 exposed to the outside of the housing 130. A portion of the substrate 110 exposed to the outside of the housing 130 may be electrically connected to an external device.
  • the connection electrode 113 may transmit an electrical signal transmitted from the sensor 120 through the bonding member 140 to an external device (not shown).
  • An external device (not shown) can be connected to the Internet through wired or wireless communication and transmit data measured through the biosensor 100 to a user terminal or a server at a medical institution. Through the transmitted data, test subjects or medical institutions can monitor their health status in real time.
  • the external device (not shown) may be in the form of a smartphone, tablet, or PC, but is not necessarily limited to these forms.
  • the sensor 120 may be provided with a sensing material (eg, enzyme, etc.) that detects the target material by reacting with the target material included in the analysis sample. When the sensor 120 comes into contact with an analysis sample, it interacts with the target material contained in the analysis sample to generate an electrical signal. Additionally, the sensor 120 may be configured to enable reaction and mixing of the analysis sample.
  • a sensing material eg, enzyme, etc.
  • the sensor 120 includes a plurality of electrodes 121, a sensor substrate 122, and conductive protrusions 123.
  • a plurality of electrodes 121 are formed on one surface of the sensor substrate 122.
  • the plurality of electrodes 121 may generate an electrochemical signal by reacting with a target material included in the analysis sample.
  • the plurality of electrodes 121 may include a first electrode 121a and a second electrode 121b. Detailed descriptions of the first electrode 121a and the second electrode 121b have been described above and are omitted below.
  • a plurality of electrodes 121 are formed on one surface of the sensor substrate 122.
  • One side of the sensor substrate 122 faces one side of the substrate 110.
  • One side of the sensor substrate 122 and one side of the substrate 110 may be bonded to each other by a bonding member 140.
  • the sensor substrate 122 has elasticity and may be made of a bendable material.
  • the sensor substrate 122 is polyurethane (PU)-based, polydimethylsiloxane (PDMS)-based, NOA (Noland Optical Adhesive)-based, epoxy-based, and polyethylene terephthalate.
  • PET polymethyl methacrylate
  • PMMA polymethyl methacrylate
  • PI polyimide
  • PS polystyrene
  • PEN polyethylene naphthalate
  • PC polycarbonate
  • the material of the sensor substrate 122 is not necessarily limited to this, and may include various materials that have flexibility and can be disposed with electrodes that generate different potential differences in response to a reaction with a target material.
  • a plurality of conductive protrusions 123 may be formed to protrude from one surface of the sensor substrate 122. Conductive protrusions 123 may be formed along the circumferential direction of the sensor substrate 122. The conductive protrusions 123 may be arranged so that their vertical positions are aligned with the electrode pads 112 formed on one surface of the substrate 110. When the sensor 120 is coupled to the substrate 110 through the bonding member 140, the conductive protrusions 123 sandwich the conductive particles 142 of the bonding member 140 and form the electrode paddle of the substrate 110. It is electrically connected to field 112.
  • the conductive protrusions 123 may be made of metal or metal alloy containing at least one of silver (Au), copper (Cu), and solder. Additionally, the conductive protrusions 123 may be made of metal or synthetic resin mixed with metal particles. However, the material of the conductive protrusion 123 is not limited to this, and may include any material that can be combined with the sensor substrate 122 and has conductivity.
  • An insulating film (not shown) may be formed on the sides of the conductive protrusions 123. Since the sides of the conductive protrusions 123 are formed of an insulating film, the conductive protrusions 123 are electrically connected by the conductive particles 142 to prevent short circuits from occurring.
  • the housing 130 includes a receiving space 131, a channel hole 132, and a through hole 133.
  • the housing 130 is configured to protect a portion of the substrate 110, the sensor 120, and the bonding member 140 within the receiving space 131 from external shock.
  • the housing 130 may be provided in a rectangular parallelepiped shape with a receiving space 131 therein.
  • the shape of the housing 130 is not limited to that described in the specification, and may have any shape within the range that can accommodate the substrate 110 and the sensor 120, etc. therein.
  • a portion of the substrate 110, the sensor 120, and the bonding member 140 may be accommodated in the receiving space 131.
  • the sensor 120 may be seated and supported on the bottom of the receiving space 131.
  • the sensor 120 may be fixed to the bottom of the receiving space 131.
  • the channel hole 132 may be formed to penetrate one surface of the housing 130.
  • the channel hole 132 may be formed to be aligned with the position of the channel 111 formed in the substrate 110. Accordingly, the analysis sample may be guided to a plurality of electrodes 121 formed on one surface of the sensor 120 through the channel hole 132 of the housing 130 and the channel 111 of the substrate 110.
  • the through hole 133 may be formed on one of the side surfaces of the housing 130.
  • the substrate 110 may penetrate and be coupled to the through hole 133. Accordingly, the portion of the substrate 110 in which the channel 111 is formed may be accommodated inside the receiving space 131 of the housing 130, and the remaining portion of the substrate 110 may be exposed to the outside of the housing 130. You can.
  • the through hole 133 may include any shape that allows the substrate 110 to pass through the housing 130 and be coupled thereto.
  • the housing 130 may be made of a transparent material so that it is easy to observe from the outside the flow state of the analysis sample, whether the analysis sample is leaking, the alignment state of the channel 111 and the sensor 120, and whether the internal structure is damaged.
  • the housing 130 is made of at least one material selected from the group consisting of polymethyl methacrylate, polycarbonate, cyclic olefine copolymer, polyethylene sulfone, and polystyrene, or at least two of these materials. It can be prepared from combined materials.
  • the material of the housing 130 is not necessarily limited to this, and may be made of polydimethylsiloxane, a silicon-based organic polymer.
  • the bonding member 140 includes an adhesive film 141 and conductive particles 142.
  • the bonding member 140 may be composed of an anisotropic conductive film (ACF film).
  • One side of the adhesive film 141 may be attached along the perimeter of the channel 111 of the substrate 110.
  • the other side of the adhesive film 141 may be attached along the perimeter of the sensor substrate 122.
  • the adhesive film 141 may include a material that has a waterproof function. Therefore, it is possible to prevent the analysis sample guided to the sensor 120 in a liquid state from leaking.
  • the adhesive film 141 may include an insulating material with adhesive strength. Additionally, the adhesive film 141 may include a thermosetting material. Specifically, the adhesive film 141 may include at least one of epoxy resin, polyurethane, and acrylic resin. Therefore, when pressure and heat are applied to the adhesive film 141, the adhesive film 141 can be cured in a state in which the substrate 110 and the sensor 120 are adhered.
  • Conductive particles 142 may be evenly distributed inside the adhesive film 141.
  • the conductive particles 142 may contact the electrode pad 112 of the substrate 110 and the conductive protrusion 123 of the sensor 120 through the conductive particles 142, and may contact adjacent electrode pads 112 or It can be provided in various sizes, distributions, and densities as long as short circuits do not occur between the conductive protrusions 123.
  • the bonding member 140 electrically connects the electrode pads 112 formed on the substrate 110 and the plurality of electrodes 121 formed on one surface of the sensor 120.
  • the conductive particles 142 may be composed of fine particles in which a thin insulating layer made of an insulating material is formed as an outer layer, and a conductive metal layer is formed as an inner layer.
  • the bonding member 140 may have anisotropic conductivity to conduct electricity in only one direction.
  • the bonding member 140 has insulating properties in the X-axis and Y-axis directions and conductivity in the Z-axis direction.
  • the bonding member 140 When the bonding member 140 is pressed with a certain pressure, the insulating layer formed on the outer layer of the conductive particles 142 bursts and the metal layer formed on the inner layer is exposed to the outside of the insulating layer.
  • Some of the conductive particles 142 inside the adhesive film 141 may be located between the electrode pads 112 of the substrate 110 and the conductive protrusions 123 of the sensor 120, which are aligned so that their vertical positions match. there is.
  • One side of the outer layer made of metal of the conductive particles 142 is in contact with the electrode pads 112, and the other side is in contact with the conductive protrusions 123. In this way, the electrode pads 112 and the conductive protrusions 123 may be electrically connected through the conductive particles 142.
  • the bonding member 140 physically couples the substrate 110 and the sensor 120, and at the same time, the electrode pads 112 formed on the substrate 110 and a plurality of electrodes 121 formed on one surface of the sensor 120. ) is electrically connected. Therefore, in the manufacturing method (S200) of the biosensor 100 according to the present invention, the sensor bonding step (S110) in which the substrate 110 and the sensor 120 are physically coupled, the substrate 110 and the sensor 120 The wire bonding step (S120) in which the is electrically connected may be omitted.
  • the bonding member 140 can airtightly bond the substrate 110 and the sensor 120. Therefore, it is possible to prevent the analysis sample guided to one side of the sensor 120 through the channel 111 from leaking into the receiving space 131 of the housing 130. As a result of the bonding member 140 serving to prevent water leakage, the dam forming step (S130) of forming a dam around the sensor to prevent water leakage of the target material can be omitted.
  • the biosensor 100 according to the present invention can simplify the manufacturing process by physically and electrically connecting the substrate 110 and the sensor 120 through the bonding member 140.
  • FIGS. 7A, 7B, 7C, and 7D are diagrams showing a method (S200) of manufacturing the biosensor 100 according to the present invention.
  • the conventional biosensor manufacturing method (S100) includes a sensor bonding step (S110), a wire bonding step (S120), and a dam forming step (S130).
  • the sensor bonding step (S110) is a step of physically connecting the sensor and the circuit board.
  • the sensor bonding step (S110) includes a dispensing step (S111), a bonding step (S112), and a curing step (S113).
  • the dispensing step (S111) is a step of spraying at least one of resin or epoxy in an 'X' shape on one side of the circuit board.
  • the bonding step (S112) is a step of bonding the sensor to a position dispensed in the shape of an 'X' on one side of the circuit board.
  • the curing step (S113) is a step of curing the resin or epoxy sprayed on the circuit board by applying a predetermined amount of heat while the sensor is bonded to the circuit board.
  • the wire bonding step (S120) is a step of connecting the sensor and the circuit board with a conductive wire.
  • the electrodes formed on the sensor and the electrodes on the circuit board can be electrically connected through the conductor wire.
  • the dam forming step (S130) includes a first dam forming step (S131) and a second dam forming step (S132).
  • the dam forming step (S130) is a step of forming a dam structure to prevent leakage of the analysis sample guided by the sensor and to protect the sensor and wire.
  • epoxy is sprayed along the circumferential direction of the sensor and then heated at a certain temperature for a predetermined time.
  • Epoxy is a thermosetting material that hardens when pressure and heat are applied, preventing the analysis sample from leaking and protecting the sensor from external shock.
  • epoxy is sprayed around the wire to cover the wire and then heated at a certain temperature for a predetermined time.
  • Epoxy is a thermosetting material that hardens when pressure and heat are applied. Therefore, as a result of the epoxy curing and acting as a dam, it is possible to prevent the analysis sample from coming into contact with the wire and causing a short circuit, and the wire can be protected from external shock.
  • the manufacturing method (S200) of the biosensor 100 combines the sensor bonding step (S110), wire bonding step (S120), and dam forming step (S130) of the conventional biosensor manufacturing method (S100) with bonding member bonding. It can be unified into a step (S210).
  • the bonding member 140 can physically couple the substrate 110 and the sensor 120 and simultaneously electrically connect them.
  • the bonding member 140 airtightly bonds the substrate 110 and the sensor 120, thereby preventing the analysis sample guided to the sensor 120 from leaking into the substrate 110 or the receiving space 131 of the housing 130. You can prevent it from happening.
  • Member 140 may also serve as a dam structure.
  • the conventional biosensor manufacturing method (S100), which included the sensor bonding step (S110), the wire bonding step (S120), and the dam forming step (S130), is replaced with the bonding member bonding method of the biosensor manufacturing method (S200) according to the present invention. It can be unified into a step (S210).
  • the bonding member bonding step (S210) includes a placement step (S211), a first bonding step (S212), an alignment step (S213), and a second bonding step. Includes (S214).
  • the arrangement step (S211) is a step of arranging one surface of the bonding member 140 in contact with one surface of the substrate 110.
  • Electrode pads 112 may be formed on one surface of the substrate 110 that is in contact with the bonding member 140.
  • the bonding member 140 may be arranged to contact the electrode pads 112 formed on one surface of the substrate 110.
  • the bonding member 140 may be disposed along the circumferential direction of the channel 111 of the substrate 110. By arranging the bonding member 140 along the circumferential direction of the channel 111, it can be arranged in a rectangular shape with a passage through which the analysis sample can pass.
  • the arrangement form and structure of the bonding member 140 are not limited to those described in the specification and drawings, and the substrate 110 and the sensor 120 are installed within the range of not interfering with the flow of the analysis sample guided through the channel 111. ) may include all arrangement forms and structures that allow them to be physically and electrically connected.
  • the first bonding step (S212) involves applying heat and pressure to the substrate 110 and the bonding member 140 while one surface of the bonding member 140 is in contact with one surface of the substrate 110. This is the step to take.
  • the electrode pads 112 formed on one side of the substrate 110 will be absorbed into the adhesive film 141 of the bonding member 140. You can.
  • the adhesive film 141 of the bonding member 140 may be hardened. Therefore, the adhesive film 141 may include a thermosetting material.
  • the adhesive film 141 of the bonding member 140 is adhered to the substrate 110, and the electrode pads 112 of the substrate 110 may be embedded into the adhesive film 141.
  • Appropriate heat and pressure can be applied within the available range.
  • the degree of curing of the bonding member 140 must be maintained at a level that allows the conductive protrusions 123 of the sensor 120 to be embedded in the adhesive film 141.
  • the bonding member 140 may be heated or pressurized at a temperature of 60 to 90 degrees Celsius and a pressure of 0.2 to 0.29 MP for 3 to 5 seconds.
  • the alignment step (S213) is a step of placing the sensor 120 at a preset alignment position.
  • the alignment step (S213) is a step of aligning the sensor 120 so that the vertical positions of the conductive protrusions 123 formed on one side of the sensor 120 and the electrode pads 112 formed on one side of the substrate 110 match each other. am.
  • the sensor 120 is disposed on the other surface of the bonding member 140 to be in contact with the bonding member 140.
  • the electrode pads 112 of the substrate 110 and the conductive protrusions 123 of the sensor 120 must be embedded in the adhesive film 141. It must be connected through conductive particles 142. Therefore, the substrate 110 and the sensor 120 can be electrically connected through the conductive particles 142 only when pressure is applied while the vertical positions of the ends of the electrode pads 112 and the ends of the conductive protrusions 123 are aligned. You can.
  • the second bonding step (S214) is a step of curing the bonding member 140 by applying heat and pressure while the sensor 120 is arranged to be aligned with the bonding member 140.
  • the adhesive film 141 of the bonding member 140 may be hardened. Therefore, the adhesive film 141 may include a thermosetting material.
  • the substrate 110 and the sensor 120 may be physically bonded to each other by the adhesive film 141 of the bonding member 140.
  • the conductive protrusions 123 of the sensor 120 are embedded into the adhesive film 141 and bonded, and the metal layer inside the conductive particles 142 inside the adhesive film 141 is insulated.
  • the bonding member 140 must be heated and pressed to the extent that it can be exposed to the outside of the layer.
  • the bonding member 140 may be heated or pressurized at a temperature of 160 to 210 degrees Celsius and a pressure of 24.5 to 58.5 MP for 5 to 20 seconds.

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Abstract

제조 공정이 단순한 바이오센서 및 이의 제조 방법이 개시된다. 바이오 센서는, 기판, 분석시료로부터 표적물질을 감지하고, 표적 물질과 반응하여 전기적인 신호를 발생시키는 복수 개의 전극들과, 일면에 복수 개의 전극들이 형성된 센서기판을 포함하는 센서, 센서와 기판의 일부를 수용하는 수용공간을 포함하는 하우징 및 센서의 복수 개의 전극들과 기판을 전기적으로 연결하고, 분석시료가 수용공간으로 누수되는 것을 방지하는 본딩부재를 포함한다.

Description

바이오 센서 및 이의 제조방법
본 발명은 표적물질에 대한 분석이 가능한 바이오센서 및 이의 제조방법에 관한 것이다.
인간의 질병 증세 및 진행, 나아가 식품의 컨디션에 대한 예측을 가능하게 하는 호르몬, 단백질, 그리고 병원균과 같은 표적 물질들은 항원-항체 반응을 이용한 면역 분석법에 의해 분석될 수 있다. 한편, 면역 분석법에 기초한 표적 물질의 분석은 대게 특별한 기기가 갖추어진 임상 실험실에서 수행되어 왔다. 그러나, 최근 병원이나 응급실의 의료 현장에서의 검사, 그리고 가정에서 자가 진단의 필요성이 증가함에 따라, 전문지식이나 복잡한 과정이 요구되지 않고 분석 시간이 짧은 면역 분석 플랫폼에 대한 개발이 지속적으로 요구되어 왔다.
이를 해결하기 위한 방안으로 전기 화학적 분석에 의해표적 물질에 대한 빠르고 정확한 분석이 가능한 바이오 센서가 등장하였다. 보다 구체적으로, 바이오 센서에 기초한 전기 화학적 분석법은, 바이오 센서 내에 구비된 전극과 분석 시료와의 접촉에 따른 산화 환원 반응에 의해 생성된 전류를 분석함으로써, 분석 시료 내의 표적 물질에 대한 정성 및 정량 분석을 가능하게 한다.
바이오 센서의 전극 재료로는 전기적 특성이 우수하고 외부환경에 변함이 없는 금속류(예를 들면, 금, 백금, 팔라듐 등)가 이용될 수 있다. 이러한 재질의 전극은, 재료의 특징을 유지하면서 원가 경쟁력을 가지는 스퍼터링이나 전기도금 방식을 통해 얇은 박막 전극 형태로 제작될 수 있다.
한편, 바이오 센서는 센서의 전극과 회로기판을 전기적으로 연결하는 구성과, 표적물질이 바이오센서 내부로 누수되지 않도록 하기 위한 댐 역할을 하는 구성을 필요로 한다. 따라서, 종래의 바이오 센서의 제조공정은 센서와 기판을 물리적으로 연결하는 단계, 센서의 전극과 회로기판을 와이어를 이용해 전기적으로 연결하는 단계와 센서, 와이어, 기판 등 바이오센서의 내부 구성을 보호하기 위한 댐 구조 형성단계가 필수적으로 필요하다.
따라서, 종래의 바이오 센서의 제조 공정은 상기 세가지 단계가 필수적으로 요구되는 바, 제조과정이 복잡하고, 제조 비용과 시간이 많이 든다는 문제점이 있었다.
본 발명은 상기와 같은 문제점을 해결하기 위해 안출된 것으로서, 본 발명의 목적은, 제조 공정을 단순화한 바이오센서 및 이의 제조 방법을 제공하는 것이다.
본 발명의 과제는 이상에 언급한 과제들로 제한되지 않으며, 언급되지 않은 또 다른 과제들은 아래의 기재로부터 당업자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.
본 과제를 해결하기 위한 바이오센서는 기판; 분석시료로부터 표적물질을 감지하고, 표적 물질과 반응하여 전기적인 신호를 발생시키는 복수 개의 전극들과 일면에 상기 복수 개의 전극들이 형성된 센서기판을 포함하는 센서; 상기 센서와 상기 기판의 일부를 수용하는 수용공간을 포함하는 하우징; 및 상기 복수 개의 전극과 상기 기판을 전기적으로 연결하고, 상기 분석시료가 상기 수용공간으로 누수되는 것을 방지하는 본딩부재를 포함한다.
바이오센서의 상기 기판은 상기 표적물질이 상기 센서로 안내되는 채널을 포함한다. 또한 상기 기판은 일면에 돌출되도록 형성된 적어도 하나 이상의 전극 패드들을 포함한다.
바이오센서의 상기 센서는 상기 센서기판의 일면에 돌출되도록 형성된 적어도 하나 이상의 전도성 돌기들을 포함하고, 상기 기판의 일면과 상기 센서기판의 일면은 서로 대향하고, 상기 본딩부재는, 상기 센서 기판의 일면과 상기 기판의 일면 사이에 위치된다.
바이오센서는, 상기 전도성 돌기들은 상기 센서 기판의 둘레방향을 따라 형성되고, 상기 전극 패드들은 상기 채널의 둘레방향을 따라 형성되고, 상기 전도성 돌기들과 상기 전극 패드들은 수직 위치가 일치하도록 정렬된다.
또한, 상기 본딩부재는 내부에 전도성 입자들을 포함하는 절연성 접착 필름으로 구성된다.
상기 접착 필름은 ACF 필름(ACF: Anisotropic conductive film)으로 구성된다.
바이오센서는, 상기 기판의 일면에 접촉되도록 상기 본딩부재가 배치되는 배치 단계; 상기 기판의 일면에 상기 본딩부재의 일면이 접촉된 상태에서, 상기 본딩부재에 열과 압력을 가하는 제1 본딩 단계; 상기 센서를 기 설정된 정렬위치에 정렬하는 정렬단계; 및 상기 센서가 상기 본딩부재의 타면에 정렬된 상태에서, 상기 기판, 상기 센서 및 상기 본딩부재에 열과 압력을 가하는 제2 본딩단계;를 통해 제조된다.
또한, 상기 정렬단계는, 상기 센서가 상기 본딩부재의 타면에 접촉되도록 배치되고, 상기 기 설정된 정렬위치는, 상기 센서의 일면에 형성된 상기 전도성 돌기들과 상기 기판의 일면에 형성된 상기 전극 패드들의 수직 위치가 서로 일치되는 정렬 위치를 의미한다.
본 과제를 해결하기 위한 바이오센서 제조 방법은, 일면에 전극 패드들이 형성된 기판, 일면에 전도성 돌기들이 형성된 센서 및 내부에 전도성 입자들을 가지는 접착필름으로 구성된 본딩부재를 포함하는 바이오 센서의 제조방법에 있어서, 상기 기판의 일면에 접촉되도록 상기 본딩부재가 배치되는 배치 단계; 상기 기판의 일면에 상기 본딩부재의 일면이 접촉된 상태에서 상기 기판과 상기 본딩부재에 열과 압력을 가하는 제1 본딩 단계; 상기 센서를 기 설정된 정렬위치에 정렬하는 정렬단계; 및 상기 센서가 상기 본딩부재의 타면에 정렬되도록 배치된 상태에서, 상기 기판, 상기 센서 및 상기 본딩부재에 열과 압력을 가하는 제2 본딩단계;를 포함한다.
또한, 상기 정렬단계는, 상기 센서가 상기 본딩부재의 타면에 접촉되도록 배치되고, 상기 기 설정된 정렬위치는, 상기 센서의 일면에 형성된 상기 전도성 돌기들과 상기 기판의 일면에 형성된 상기 전극 패드들의 수직 위치가 서로 일치되는 정렬 위치를 의미한다.
본 발명에 따른 바이오센서 및 이의 제조 방법에 따르면, 센서와 기판을 물리적으로 결합하는 공정, 센서의 전극과 기판을 전기적으로 연결하는 공정 및 댐 구조물을 형성하는 공정을 하나의 공정으로 일원화하여 제조공정이 단순화되고, 그 결과 바이오센서의 제조 비용 및 제조 시간이 절감될 수 있다.
도 1은 본 발명에 따른 바이오 센서를 개략적으로 나타낸 도면이다.
도 2는 본 발명에 따른 바이오 센서의 단면을 나타낸 도면이다.
도 3은 본 발명에 따른 바이오 센서의 분해사시도를 나타낸 도면이다.
도 4a 및 도 4b는 본 발명에 따른 본딩 부재에 의해 센서와 기판이 전기적으로 연결된 상태를 나타낸 도면이다.
도 5는 종래 바이오센서의 제조 방법을 표현한 개념도이다.
도 6는 본 발명에 따른 바이오 센서의 제조 방법을 표현한 개념도이다.
도 7a, 도 7b, 도 7c 및 도 7d는 본 발명에 따른 바이오 센서의 제조 방법을 나타낸 도면이다.
발명의 이점, 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.
본 발명의 실시예를 설명하기 위한 도면에 개시된 형상, 크기, 비율, 각도, 개수 등은 예시적인 것이므로 본 발명이 도시된 사항에 한정되는 것은 아니다. 또한, 본 발명을 설명함에 있어서, 관련된 공지 기술에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우 그 상세한 설명은 생략한다. 본 명세서 상에서 언급된 '포함한다', '갖는다', '이루어진다' 등이 사용되는 경우, '~만'이 사용되지 않는 이상 다른 부분이 추가될 수 있다. 구성요소를 단수로 표현한 경우에 특별히 명시적인 기재 사항이 없는 한 복수를 포함하는 경우를 포함한다.
구성요소를 해석함에 있어서, 별도의 명시적 기재가 없더라도 오차 범위를 포함하는 것으로 해석한다.
본 발명의 여러 실시예들의 각각 특징들이 부분적으로 또는 전체적으로 서로 결합 또는 조합 가능하며, 당업자가 충분히 이해할 수 있듯이 기술적으로 다양한 연동 및 구동이 가능하며, 각 실시예들이 서로에 대하여 독립적으로 실시 가능할 수도 있고 연관 관계로 함께 실시 가능할 수도 있다.
본 명세서의 해석의 명확함을 위해, 이하에서는 본 명세서에서 사용되는 용어들을 정의하기로 한다.
본 명세서에서 사용되는 용어, "전기 전도도 (electrical conductivity)"는, 물질이나 유체가 전하를 운반할 수 있는 정도, 즉 전류의 양 또는 전류를 전달하는 능력의 척도를 의미한다. 전기 전도도는 전기저항률(resistivity, 단위 ohm*m)의 역수이며, 전기 전도도의 단위에는 지멘스(S, siemens)/m 또는 1/Ωm가 사용된다.
한편, 본 명세서에서 사용되는 용어, “임피던스(impedance)”는, 전기 교류회로에서 전압이 가해졌을 때 전류의 흐름을 방해하는 정도를 의미할 수 있다. 임피던스 Z는 전압을 V(V), 전류를 I(A)라고 하면 단위는 Ohm(Ω), 기호는 Z가 쓰이며, 전압 E에 의해서 흐르는 전류를 I라고 하면 Z=E/I(Ω)로 구해지며, 전기 전도도의 역수일 수 있다. 따라서, 본 명세서에서 사용되는 용어, “임피던스”는 전기 전도도를 의미할 수 있다.
이에 따라, 본 명세서에서 사용되는 용어, "전기 전도도 센서"는, 전기 전도도 또는 임피던스를 측정하는 센서를 의미할 수 있다.
본 명세서에서 사용되는 용어, "분석 시료"는 유체 내 전해 물질을 포함하는 용액일 수 있다. 예를 들어, 소변, 세포 용해물, 전혈, 혈장, 혈청, 침, 안구액, 뇌척수액, 땀, 젖, 복수액, 활액 및 복막액일 수 있다. 바람직하게, 분석 시료는 눈물 또는 눈물막(tear film)일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 나아가, “분석 시료”는 본 발명의 전기 전도도 센서의 "측정 대상 유체"와 동의어로서 정의될 수 있다. 따라서, 본 발명에서 측정된 전기 전도도는 측정 대상 유체 내 전해 물질의 농도를 나타낼 수 있다.
더 나아가, 전기 전도도 센서는 눈물 삼투압 측정센서를 포함한 삼투압 측정센서, 수질센서, 용존산소센서, pH센서 등 전기 전도도 측정 방식의 센서에 적용될 수 있으며 이에 제한되지 않으나, 바람직하게는 눈물 삼투압 측정센서에 이용될 수 있다.
더 나아가, 본 발명의 일 실시예에 따른 전기 전도도를 이용한 눈물 삼투압 센서는, 눈물 삼투압을 측정하기 위한 센서의 총칭으로, 기판, 제1 전극, 및 제2 전극을 포함하며, 상기 제1 전극과 제2 전극 사이에 도말된 분석 시료 내에서 전극 간의 전위차, 전류 또는 교류 임피던스를 측정함으로써 삼투압을 분석하는 전기 화학적 기술이 적용된 센서를 의미할 수 있다.
본 명세서에서 사용되는 용어, "기판"은, 분석 시료의 전기 전도도 측정을 위한 전극들이 형성되어 있는 판을 의미할 수 있다. 예를 들어, 기판은, 폴리에틸렌 테리프탈레이트 (polyethyleneterephthalate, PET), 폴리메틸메타크릴레이트 (poly(methyl methacrylate), PMMA), 폴리이미드 (polyimide, PI), 폴리스타이렌 (polystyrene, PS), 폴리에틸렌나프탈레이트 (polyethylenenaphthalate, PEN) 및 폴리카보네이트 (polycarbonate, PC) 중 적어도 하나일 수 있다.
그러나, 기판의 소재는 이에 제한되는 것이 아니며, 분석 시료 내 표적 물질의 수준의 변화에 따른 전위차가 발생하는 전극들이 배치 가능한 다양한 소재로 이루어질 수 있다.
이때, 상기 전극들은 하나의 기판 상에 스크린 프린팅, 잉크젯 및 포토리소그래피 기법에 의해 프린팅될 수 있다. 그러나, 전극들은 보다 다양한 방법에 의해 기판 상에 배치될 수 있다.
본 명세서에서 사용되는 용어, "전극"은 전기 전도성을 갖는 전도성 전극을 의미한다.
이때, 본원 명세서에 개시된 전극은, 전도성 물질이 기판 상에 다양한 방법으로 프린팅된 전극 패턴을 의미할 수 있다.
예를 들어, 전극은, 카본 블랙 (carbon black), 카본 그래파이트 (carbon graphite), 그래핀 (graphene), 풀러린 (fullerene), 카바이드 (carbides) 중 적어도 하나의 유기물이 기판 상에 프린트되어 형성된 전도성 전극일 수 있다. 또한, 전극은, Au, Ni, Cu, Zn, Fe, Al, Ti, Pt, Hg, Ag, Pb, 및 이들의 합금 중 적어도 하나의 금속이 기판 상에 프린트되어 형성된 전도성 전극일 수도 있다.
본 명세서에서 사용되는 용어, "제1 전극"은 분석 시료의 전기 전도도를 측정하기 위한 작업 전극을 의미할 수 있다. 나아가, 분석 시료의 특정 표적 물질을 정성적 및/또는 정량적으로 센싱(검출)하기 위한 작업 전극을 의미할 수 있다.
이때, 제1 전극은 이온의 수준에 의존적으로 전위가 바뀌는 이온 선택성 이오너포어 (ionophore)를 함유하거나, 젖산, 포도당, 중금속, pH에 민감성을 갖는 민감성 물질로 이루어진 전극일 수 있다. 이에 제1 전극은 기판 상에 형성된 분석 시료 내 표적 물질의 센싱을 위한 영역을 의미할 수도 있다.
예를 들어, 제1 전극은, 분석 시료와 반응도록 민감성 물질로 이루어질 수 있다. 또는 전극 상에 민감성 물질이 코팅되거나, 또는 기판 상에 민감성 물질이 프린팅되어 제1 전극이 형성될 수 있다. 이때, 민감성 물질은, 전극의 일단과 같은 일부 영역으로 존재할 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 나아가, 제1 전극은 배선과 전기적으로 연결될 수도 있다.
한편, 민감성 물질층은, 기판 상에 배치된, 도전층 상에 흡착 (Adsorption), 포획 (Entrapment), 공유 결합 (Covalent bonding), 이온 결합 (Ionic bonding)의 방식에 의해 고정화 될 수 있다.
본 명세서에서 사용되는 용어, "제2 전극"은 전기 전도도 변화에 안정적 전위를 갖는 반쪽 전지 전위성 전극을 의미한다.
이때, 제2 전극은 도전성 물질, 바람직하게 반쪽 전지 반응성 물질이 기판 상에 프린팅 되어 형성된 패턴을 의미할 수 있다. 이에 제2 전극은 기판 상에 형성된 영역을 의미할 수도 있다.
한편, 제2 전극의 전위는 미리 결정되어 있을 수 있음에 따라, 제1 전극을 통해 분석 시료의 기전력 또는 전극 전위를 측정할 때, 기준이 될 수 있는 기준 전극으로 이용될 수 있다.
한편, 이러한 제2 전극은 그래핀과 같은 도전성 물질로 이루어질 수 있다. 또는, 전극 상에 도전성 물질이 코팅되거나, 또는 기판 상에 도전성 물질이 프린팅됨으로써 제2 전극이 형성될 수 있다. 이때, 도전성 물질은, 기준 전극의 일단과 같은 일부 영역에 배치될 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.
이에, 제1 전극의 분석 시료 전기 전도도에 맞추어, 제2 전극은 반쪽 전지 전위성을 가질 수 있음에 따라, 제1 전극과 상이한 환원 전극 또는 산화 전극으로 나타날 수 있다. 따라서, 제1 전극에서의 발생 전위가 추정될 수 있다.
한편, 제2 전극 상에 배치되는 "도전성 물질"은, 산화 또는 환원 가역적인 물질로서, 온도 또는 이온 농도 변화에도 반응성이 낮고, 일정한 전위차를 갖는 안정적인 물질일 수 있다. 이러한 도전성 물질은, 전위에 있어서 높은 재현성 (또는, 안정성)을 갖고 산성 또는 염 용액에서 안정적이며, 취급이 용이할 수 있다.
예를 들어, 도전성 물질은, 도전성 그래핀뿐만 아니라, Ag/AgCl, Ag, Hg2SO4, Ag/Ag+, Hg/Hg2SO4, RE-6H, Hg/HgO, Hg/Hg2Cl2, Ag/Ag2SO4, Cu/CuSO4, KCl 포화된 칼로멜 반전지 (SCE) 및 염다리 백금의 전위차가 미리 알려진 물질일 수 있다. 바람직하게 도전성 물질은 Ag/AgCl일 수 있으나, 이에 제한되지 않고 보다 다양한 물질이 될 수 있다.
그러나, 이에 제한되지 않고, 제2 전극은 기준 전극으로서 안정적인 전위를 제공하는 한, 보다 다양한 물질로 구성될 수 있다.
한편, 본 발명의 전기 전도도 센서의 전극은 2전극 내지 6전극 방식일 수 있으나, 바람직하게는 2전극 방식일 수 있다.
본 명세서에서 사용되는 용어, “사용자”는 전기 전도도 센서를 이용해 전기 전도도를 측정하여 그 값을 이용하는 개체를 의미할 수 있다.
도 1은 본 발명에 따른 바이오 센서(100)를 개략적으로 나타낸 도면이다. 도 2는 본 발명에 따른 바이오 센서(100)의 단면을 나타낸 도면이다. 도 3은 본 발명에 따른 바이오 센서(100)의 분해사시도를 나타낸 도면이다.
도 4a 및 도 4b는 본 발명에 따른 본딩부재(140)에 의해 센서(120)와 기판(110)이 전기적으로 연결된 상태를 나타낸 도면이다.
도 1 내지 도 3을 참조하여, 본 발명에 따른 바이오 센서(100)의 구성에 대해서 설명한다. 본 발명에 따른 바이오 센서(100)는 기판(110), 센서(120), 하우징(130), 본딩부재(140)를 포함한다.
도 1 내지 도 3을 참조하면, 기판(110)은 채널(111)과 복수 개의 전극 패드들(112)과 적어도 하나 이상의 연결전극(113)을 포함할 수 있다.
채널(111)은 기판(110)을 관통하도록 형성된다. 기판(110)의 채널(111)은 하우징(130)의 채널홀(132)과 연통될 수 있다.
기판(110)의 일부 중 채널(111)을 포함하는 부분이 하우징(130)의 수용공간(131) 내부에 수용될 수 있다. 기판(110)의 나머지 일부는 하우징(130)의 외부에 노출될 수 있다.
분석시료는 하우징(130)의 채널홀(132)과 기판(110)의 채널(111)을 통해 센서(120)에 형성된 복수 개의 전극들(121)에게 안내된다. 복수 개의 전극들(121)은 분석 시료에 포함된 표적 물질과 반응하여 전기 화학적 신호를 발생시킬 수 있다.
도 3 내지 도 4a 및 도 4b를 참조하면, 복수 개의 전극 패드들(112)은 기판(110)의 일면에 돌출되도록 형성될 수 있다. 기판(110)의 일면은 센서(120)와 대향한다.
전극 패드들(112)은 채널(111)의 둘레 방향을 따라 형성된다. 전극 패드들(112)은 수직 위치가 센서(120)의 일면에 형성된 전도성 돌기들(123)과 수직 위치가 정렬되도록 배치될 수 있다. 기판(110)이 본딩부재(140)를 통해 센서(120)와 결합시, 전극 패드들(112)은 본딩부재(140)의 전도성 입자(142)들을 사이에 두고, 센서(120)의 전도성 돌기들(123)과 전기적으로 연결될 수 있다.
연결전극(113)은 기판(110)의 일면에 형성된다. 연결전극(113)의 일부분은 하우징(130)의 외부로 노출된 기판(110)의 일부분에 형성될 수 있다. 하우징(130)의 외부로 노출된 기판(110)의 일부분은 외부장치와 전기적으로 연결될 수 있다. 연결 전극(113)은 센서(120)로부터 본딩부재(140)를 통해 전달된 전기적 신호를 외부장치(미도시)에 전달할 수 있다. 외부장치(미도시)는 유선 또는 무선통신을 통해 인터넷에 연결되어 바이오 센서(100)를 통해 측정된 데이터를 사용자 단말 혹은 의료기관의 서버에 전송할 수 있다. 전송된 데이터를 통해, 검사대상자 또는 의료기관에서는 실시간으로 건강 상태를 모니터링 할 수 있다. 외부장치(미도시)는 스마트폰, 테블릿 혹은 PC형태일 수 있으며, 반드시 이와 같은 형태로 한정되는 것은 아니다.
센서(120)에는 분석 시료에 포함된 표적물질과 반응하여 표적물질을 감지하는 감지물질(예컨대, 효소 등)이 마련될 수 있다. 센서(120)는 분석시료와 접촉하게 될 경우, 분석 시료에 포함된 표적 물질과 상호 반응하여 전기적인 신호를 발생시킨다. 또한 센서(120)는 분석 시료의 반응 및 혼합이 이루어질 수 있도록 구성될 수 있다.
센서(120)는 복수 개의 전극들(121), 센서기판(122), 전도성 돌기들(123)을 포함한다.
복수 개의 전극들(121)은 센서기판(122)의 일면에 형성된다. 복수 개의 전극들(121)은 분석 시료에 포함된 표적 물질과 반응하여 전기 화학적 신호를 발생시킬 수 있다.
복 수개의 전극들(121)은 제1 전극(121a)과 제2 전극(121b)을 포함할 수 있다. 제1 전극(121a)과 제2 전극(121b)에 대한 상세한 설명은 전술한 바, 이하에서는 생략한다.
센서 기판(122)의 일면에는 복수개의 전극들(121)이 형성된다. 센서 기판(122)의 일면은 기판(110)의 일면과 대향한다. 센서 기판(122)의 일면과 기판(110)의 일면은 본딩부재(140)에 의해 접착될 수 있다.
센서 기판(122)은 신축성을 가지며, 절곡 가능한 재질로 마련될 수 있다. 예시적으로 센서 기판(122)은 폴리우레탄(Poly urethane, PU) 계, 폴리디메틸실록산(Polydimethylsiloxane, PDMS) 계, NOA(Noland Optical Adhesive) 계, 에폭시(Epoxy) 계, 폴리에틸렌 테레프타레이트(Polyethylene terephthalate, PET), 폴리메칠메타그릴레이트(Polymethyl methacrylate, PMMA), 폴리이미드(Polyimide, PI), 폴리스티렌(Polystyrene, PS), 폴리에틸렌 나프타레이트(Polyethylene naphthalate, PEN) 및 폴리카보네이트(Polycarbonate, PC) 중 적어도 하나의 재질로 이루어질 수 있다.
그러나, 센서 기판(122)의 재질은 반드시 이에 한정되는 것은 아니며, 유연성을 가지고, 표적 물질과의 반응에 다른 전위차가 발생하는 전극들이 배치될 수 있는 다양한 소재를 포함할 수 있다.
*68전도성 돌기들(123)은 센서기판(122)의 일면에 돌출되도록 복수 개 형성될 수 있다. 전도성 돌기들(123)은 센서기판(122)의 둘레방향을 따라 형성될 수 있다. 전도성 돌기(123)들은 기판(110)의 일면에 형성된 전극 패드들(112)과 수직 위치가 정렬되도록 배치될 수 있다. 센서(120)가 본딩부재(140)를 통해 기판(110)과 결합시, 전도성 돌기들(123)은 본딩부재(140)의 전도성 입자(142)들을 사이에 두고, 기판(110)의 전극 패들들(112)과 전기적으로 연결된다.
전도성 돌기들(123)는 은(Au), 구리(Cu), Solder 중 적어도 하나를 포함하는 금속 또는 금속합금일 수 있다. 또한, 전도성 돌기들(123)은 금속 또는 합성수지에 금속입자가 혼입된 도전성 수지일 수 있다. 다만 전도성 돌기(123)의 재질은 이에 한정되지 않고, 센서 기판(122)과 결합가능하고, 전도성을 가지는 모든 재질을 포함할 수 있다.
전도성 돌기들(123)의 측면은 절연막(미도시)이 형성될 수 있다. 전도성 돌기들(123)의 측면이 절연막으로 형성됨으로 인해, 전도성 돌기들(123) 사이가 전도성 입자들(142)로 인해 전기적으로 연결되어 쇼트가 발생하는 것을 방지할 수 있다.
하우징(130)은 수용공간(131), 채널홀(132), 관통홀(133)을 포함한다. 하우징(130)은 수용공간(131) 내의 기판(110)의 일부, 센서(120), 본딩부재(140)가 외부 충격으로부터 보호될 수 있도록 구성된다.
하우징(130)은 내부에 수용공간(131)을 구비한 직육면체 형태로 구비될 수 있다. 다만, 하우징(130)의 형태는 명세서 기재에 한하지 않고, 내부에 기판(110)과 센서(120)등을 수용할 수 있는 범위내에서 모든 형태를 가질 수 있다.
수용공간(131)에는 내부에 기판(110)의 일부, 센서(120), 본딩부재(140)가 수용될 수 있다. 수용공간(131)의 저면에는 센서(120)가 안착되어 지지될 수 있다. 센서(120)는 수용공간(131)의 저면에 고정될 수 있다.
채널홀(132)은 하우징(130)의 일면에 관통되도록 형성될 수 있다. 채널홀(132)은 기판(110)에 형성된 채널(111)의 위치와 정렬되도록 형성될 수 있다. 따라서, 분석시료는 하우징(130)의 채널홀(132)을 거쳐 기판(110)의 채널(111)을 통해 센서(120)의 일면에 형성된 복수개의 전극들(121)에게 안내될 수 있다.
관통홀(133)은 하우징(130)의 측면 중 어느 한 면에 형성될 수 있다. 관통홀(133)에는 기판(110)이 관통하여 결합될 수 있다. 따라서, 기판(110)의 일부 중 채널(111)이 형성된 부분은 하우징(130)의 수용공간(131) 내부에 수용될 수 있고, 기판(110)의 나머지 일부는 하우징(130) 외부에 노출될 수 있다. 관통홀(133)은 기판(110)이 하우징(130)을 관통하여 결합될 수 있는 모든 형태를 포함할 수 있다.
하우징(130)은 분석시료의 흐름 상태, 분석 시료의 누수 여부, 채널(111)과 센서(120)의 정렬상태, 내부 구성의 파손여부 등을 외부에서 관찰하기 용이하도록 투명한 재질로 마련될 수 있다. 예시적으로 하우징(130)은 폴리메칠메타크릴레이트, 폴리카보네이트, 시클릭올레핀코폴리머(Cyclic olefine copolymer), 폴리에틸렌술폰(Polyethylene sulfone) 및 폴리스티렌 중 적어도 하나의 재질로 마련되거나, 이들 중 적어도 둘 이상의 조합된 재질로 마련될 수 있다. 그러나 하우징(130)의 재질은 반드시 이에 한정되는 것은 아니며, 실리콘 기반의 유기 폴리머인 폴리디메틸실특산 재질로 구성될 수도 있다.
도 4a 및 도 4b를 참조하면, 본딩부재(140)는 접착필름(141)과 전도성 입자(142)를 포함한다.
본딩부재(140)는 ACF 필름(Anisotropic conductive film)으로 구성될 수 있다.
접착필름(141)의 일면은 기판(110)의 채널(111)의 둘레를 따라 부착될 수 있다. 접착 필름(141)의 타면은 센서기판(122)의 둘레를 따라 부착될 수 있다.
접착필름(141)은 방수기능을 하는 소재를 포함할 수 있다. 따라서, 액체 상태로 센서(120)로 안내되는 분석시료가 누수되는 것을 방지할 수 있다.
접착필름(141)은 접착력을 가진 절연성 소재를 포함할 수 있다. 또한, 접착필름(141)은 열경화성 소재를 포함할 수 있다. 구체적으로, 접착필름(141)은 에폭시 수지, 폴리우레탄, 아크릴 수지 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 따라서, 접착필름(141)에 압력과 열을 가하면, 접착필름(141)은 기판(110)과 센서(120)가 접착된 상태로 경화될 수 있다.
전도성 입자들(142)은 접착필름(141) 내부에 고르게 분포할 수 있다.
전도성 입자들(142)은 기판(110)의 전극 패드(112)와 센서(120)의 전도성 돌기(123)들이 전도성 입자들(142)을 통해 접촉될 수 있으면서, 인접한 전극 패드들(112) 또는 전도성 돌기들(123) 사이에서 쇼트가 발생하지 않는 범위내에서 다양한 크기, 분포, 밀도로 구비될 수 있다.
본딩부재(140)는 기판(110)에 형성된 전극 패드들(112)과 센서(120)의 일면에 형성된 복수 개의 전극들(121)을 전기적으로 연결한다.
전도성 입자들(142)은 외부층은 절연성소재로 구성된 얇은 절연층이 형성되고, 내부층은 전도성을 가지는 금속층이 형성된 미립자들로 구성될 수 있다.
도 4a 및 도 4b를 참조하면, 본딩부재(140)는 한쪽 방향으로만 전기를 통하게 하는 이방성 전도성을 가질 수 있다. 본딩부재(140)는 X축과 Y축 방향으로는 절연성, Z축 방향으로는 전도성을 가진다.
본딩부재(140)를 일정 압력으로 가압하면, 전도성 입자들(142)은, 외부층에 형성된 절연층이 터지면서 내부층에 형성된 금속층이 절연층 외부로 드러난다. 접착필름(141) 내부의 전도성 입자들(142) 중 일부는 수직위치가 일치하도록 정렬된 기판(110)의 전극 패드들(112)과 센서(120) 전도성 돌기들(123) 사이에 위치될 수 있다.
전도성 입자들(142)의 금속으로 이루어진 외부층이 일측은 전극 패드들(112)과 접촉되고, 타측은 전도성 돌기들(123)과 접촉된다. 이와 같이, 전도성 입자들(142)을 통해, 전극 패드들(112)과 전도성 돌기들(123)이 전기적으로 연결될 수 있다.
전극 패드들(112)과 전도성 돌기들(213) 사이에 위치한 전도성 입자(142)를 통해 전자가 이동하는 결과, Z축 방향으로는 전도성을 띈다. 하지만, 절연성 소재로 구성된 접착필름(141)으로 인해 X축 또는 Y축 방향으로는 절연성을 띈다. 본딩부재(140)가 X축과 Y축 방향으로는 절연성을 띄는 결과, 기판(110)의 전극패드들(112) 사이가 전기적으로 연결되거나, 센서(120)의 전도성 돌기들(123) 사이가 전기적으로 연결되는 것을 방지할 수 있어 쇼트를 예방할 수 있다.
본딩부재(140)는 기판(110)과 센서(120)를 물리적으로 결합시킴과 동시에, 기판(110)에 형성된 전극 패드들(112)과 센서(120)의 일면에 형성된 복수 개의 전극들(121)을 전기적으로 연결한다. 따라서, 본 발명에 따른 바이오센서(100)의 제조방법(S200)에 있어서, 기판(110)과 센서(120)가 물리적으로 결합되는 센서 본딩 단계(S110), 기판(110)과 센서(120)가 전기적으로 연결되는 와이어 본딩 단계(S120)가 생략될 수 있다.
본딩부재(140)는 기판(110)과 센서(120)를 기밀하게 접착시킬 수 있다. 따라서, 채널(111)을 통해 센서(120)의 일면으로 안내된 분석시료가 하우징(130)의 수용공간(131)으로 누수되는 것을 방지할 수 있다. 이와 같이, 본딩부재(140)가 누수를 방지하는 역할을 하는 결과, 표적물질의 누수를 방지하기 위해 센서 주변에 댐을 형성하는 댐 형성단계(S130)가 생략될 수 있다.
따라서, 본 발명에 따른 바이오 센서(100)는 본딩부재(140)를 통해 기판(110)과 센서(120)를 물리적, 전기적으로 연결시킴으로써 제조공정을 단순화할 수 있다.
도 5는 종래 바이오센서의 제조 방법(S100)을 표현한 개념도이다. 도 6은 본 발명에 따른 바이오 센서(100)의 제조 방법(S200)을 표현한 개념도이다. 도 7a, 도 7b, 도 7c 및 도 7d는 본 발명에 따른 바이오 센서(100)의 제조 방법(S200)을 나타낸 도면이다.
도 5를 참조하여, 종래의 바이오센서의 제조 방법(S100)을 설명한다. 종래의 바이오센서 제조 방법(S100)은 센서 본딩 단계(S110), 와이어 본딩 단계(S120) 및 댐 형성 단계(S130)를 포함한다.
센서 본딩 단계(S110)는 센서와 회로기판을 물리적으로 연결하는 단계이다.
센서 본딩 단계(S110)는 디스펜싱(Dispensing) 단계(S111), 본딩단계(S112), 및 경화단계(S113)를 포함한다.
디스펜싱 단계(S111)는 회로기판의 일면에 'X'자 형태로 레진(Resin) 또는 에폭시(Epoxy) 중 적어도 하나를 분사해주는 단계이다.
본딩 단계(S112)는 센서를 회로기판 일면에 'X'자로 디스펜싱된 위치에 본딩하는 단계이다.
경화 단계(S113)는 센서가 회로기판에 본딩된 상태에서 소정의 열을 가하여 회로기판 위에 분사된 레진 또는 애폭시 등을 경화시키는 단계이다.
와이어 본딩 단계(S120)는 센서와 회로기판을 전도성 와이어로 연결하는 단계이다. 전도서 와이어를 통해 센서에 형성된 전극들과 회로기판의 전극들을 전기적으로 연결할 수 있다.
댐 형성 단계(S130)는 제1 댐 형성 단계(S131)와 제2 댐 형성 단계(S132)를 포함한다. 댐 형성 단계(S130)는 센서로 안내된 분석시료의 누수를 방지하고, 센서와 와이어를 보호하기 위한 댐 구조물을 형성하는 단계이다.
제1 댐 형성 단계(S131)는 센서의 둘레 방향을 따라 에폭시(Epoxy)를 분사한 후 일정 온도의 열로 소정 시간 가열한다. 에폭시(Epoxy)는 열경화성 소재로써, 압력과 열이 가해지면 경화되어 분석시료가 누수되는 것을 방지하고, 센서를 외부충격으로부터 보호할 수 있다.
제2 댐 형성 단계(S132)는 와이어를 커버할 수 있도록 에폭시(Epoxy)를 와이어 주변에 분사한 후 일정 온도의 열로 소정 시간 가열한다. 에폭시(Epoxy)는 열경화성 소재로써, 압력과 열이 가해지면 경화된다. 따러서, 에폭시(Epoxy)가 경화되어 댐 역할을 하는 결과, 분석시료가 와이어와 접촉되어 쇼트가 발생하는 것을 방지할 수 있고, 와이어를 외부충격으로부터 보호할 수 있다.
도 6 내지 도 7d를 참조하여, 본 발명에 따른 바이오 센서(100)의 제조 방법(S200)을 설명한다.
본 발명에 따른 바이오 센서(100)의 제조방법(S200)은 종래 바이오 센서의 제조방법(S100)의 센서 본딩 단계(S110), 와이어 본딩 단계(S120) 및 댐 형성 단계(S130)를 본딩부재 본딩단계(S210)로 일원화할 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서(100)의 경우, 본딩부재(140)가 기판(110)과 센서(120)를 물리적으로 결합시킴과 동시에 전기적으로 연결하는 것이 가능하다. 또한, 본딩부재(140)는 기판(110)과 센서(120)를 기밀하게 접착함으로써, 센서(120)에 안내된 분석시료가 기판(110)이나 하우징(130)의 수용공간(131)으로 누수되는 것을 방지할 수 있다.
결과적으로, 본딩 부재(140)를 사용하여 기판(110)과 센서(120)를 연결시킴으로써, 기판(110)과 센서(120)를 물리적으로 접착함과 동시에 전기적으로 연결하는 것이 가능하고, 동시에 본딩 부재(140)가 댐 구조물 역할도 수행할 수 있다.
따라서, 센서 본딩 단계(S110), 와이어 본딩 단계(S120), 댐 형성 단계(S130)를 포함하던 종래의 바이오 센서 제조방법(S100)은 본 발명에 따른 바이오 센서 제조방법(S200)의 본딩부재 본딩단계(S210)로 일원화될 수 있다.
도 6 및 도 7a, 도 7b, 도 7c, 도 7d를 참고하면, 본딩부재 본딩단계(S210)는 배치 단계(S211), 제1 본딩단계(S212), 정렬단계(S213)와 제2 본딩단계(S214)를 포함한다.
도 6 및 도 7a를 참고하면, 배치 단계(S211)는 기판(110)의 일면에 본딩부재(140)의 일면이 접촉되도록 배치하는 단계이다.
본딩부재(140)와 접하는 기판(110)의 일면에는 전극 패드들(112)이 형성될 수 있다. 본딩부재(140)는 기판(110)의 일면에 형성된 전극 패드들(112)과 접촉되도록 배치될 수 있다.
본딩부재(140)는 기판(110)의 채널(111)의 둘레 방향을 따라 배치될 수 있다. 본딩부재(140)가 채널(111)의 둘레 방향을 따라 배치됨으로써, 분석시료가 통과할 수 있는 통로가 형성된 사각형 형태로 배치될 수 있다.
다만, 본딩부재(140)의 배치 형태 및 구조는 명세서 및 도면의 기재에 한하지 않고, 채널(111)을 통해 안내된 분석시료의 흐름을 방해하지 않는 범위내에서 기판(110)과 센서(120)가 물리적, 전기적으로 연결되도록 하는 모든 배치 형태 및 구조를 포함할 수 있다.
도 6 및 도 7b를 참고하면, 제1 본딩단계(S212)는 기판(110)의 일면에 본딩부재(140)의 일면이 접촉된 상태에서 기판(110)과 본딩부재(140)에 열과 압력을 가하는 단계이다.
기판(110)과 본딩부재(140)가 접촉된 상태에서 압력을 가하게 되면, 기판(110)의 일면에 형성된 전극 패드들(112)이 본딩부재(140)의 접착필름(141) 내부로 함입될 수 있다.
기판(110)과 본딩부재(140)가 접촉된 상태에서 열을 가하게 되면, 본딩부재(140)의 접착필름(141)이 경화될 수 있다. 따라서 접착필름(141)은 열경화성 소재를 포함할 수 있다.
제1 본딩단계(S212)에서는 본딩부재(140)의 접착필름(141)이 기판(110)에 접착되면서, 기판(110)의 전극 패드들(112)이 접착필름(141) 내부로 함입될 수 있는 범위 내에서 적정한 열과 압력이 가해질 수 있다.
제1 본딩단계(S212)에서 본딩부재(140)의 경화 정도는, 센서(120)의 전도성 돌기들(123)이 접착 필름(141)에 함입될 수 있는 수준을 유지해야한다. 예를 들면, 제1 본딩단계(S212)에서 본딩부재(140)는 섭씨 60 내지 90도의 온도과 0.2 내지 0.29MP의 압력으로 3 내지 5초 동안 가온 내지 가압될 수 있다.
도 6 및 도 7c를 참고하면, 정렬단계(S213)는 센서(120)를 기 설정된 정렬위치에 배치되도록 하는 단계이다.
정렬단계(S213)는 센서(120)의 일면에 형성된 전도성 돌기(123)들과 기판(110)의 일면에 형성된 전극 패드(112)들의 수직 위치가 서로 일치하도록, 센서(120)를 정렬하는 단계이다. 센서(120)는 본딩부재(140)의 타면에 본딩부재(140)와 접하도록 배치된다.
기판(110)과 센서(120)가 서로 전기적으로 연결되기 위해서는 기판(110)의 전극 패드들(112)과 센서(120)의 전도성 돌기들(123)이 접착필름(141)에 함입된 상태에서 전도성 입자들(142)을 통해 연결되어야 한다. 따라서, 전극 패드들(112)의 끝단과 전도성 돌기들(123)의 끝단의 수직위치가 정렬된 상태에서 가압해야만 기판(110)과 센서(120)가 전도성 입자들(142)을 통해 전기적으로 연결될 수 있다.
도 6 및 도 7d를 참고하면, 제2 본딩단계(S214)는 센서(120)가 본딩부재(140)에 정렬되도록 배치된 상태에서, 열과 압력을 가하여 본딩부재(140)를 경화하는 단계이다.
제2 본딩단계(S214)는 기판(110)과 센서(120)가 기 설정된 위치에 정렬되어 있고, 기판(110)과 센서(120) 사이에 본딩부재(140)가 배치된 상태에서 열과 압력을 가한다.
센서(120)가 본딩부재(140)와 접촉된 상태에서 압력을 가하게 되면, 센서(120)의 일면에 형성된 전도성 돌기들(123)이 본딩부재(140)의 접착필름(141) 내부로 함입될 수 있다.
센서(120)가 본딩부재(140)와 접촉된 상태에서 열을 가하게 되면, 본딩부재(140)의 접착필름(141)이 경화될 수 있다. 따라서 접착필름(141)은 열경화성 소재를 포함할 수 있다.
제2 본딩단계(S214)에서는, 본딩부재(140)의 접착필름(141)에 의해 기판(110)과 센서(120)가 물리적으로 접착될 수 있다.
제2 본딩단계(S214)에서는, 센서(120)의 전도성 돌기(123)들이 접착필름(141) 내부로 함입되어 접착되고, 접착필름(141) 내부의 전도성 입자(142)들 내부의 금속층이 절연층 외부로 드러날 수 있는 범위 내에서 본딩부재(140)를 가온 및 가압해야한다.
예를 들면, 제2 본딩단계(S214)에서 본딩부재(140)는 섭씨 160 내지 210도의 온도와 24.5 내지 58.5MP의 압력으로 5 내지 20초 동안 가온 내지 가압될 수 있다.
이상에서는 본 발명의 바람직한 실시예에 대하여 도시하고 설명하였지만, 본 발명은 상술한 특정의 실시예에 한정되지 아니하며, 청구범위에서 청구하는 본 발명의 요지를 벗어남이 없이 당해 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 다양한 변형실시가 가능한 것은 물론이고, 이러한 변형실시들은 본 발명의 기술적 사상이나 전망으로부터 개별적으로 이해되어져서는 안 될 것이다.
[부호설명]
100. 바이오 센서
110. 기판
111. 채널
112. 전극 패드들
113. 연결 전극들
120. 센서
121. 복수 개의 전극들
121a. 제1 전극
121b. 제2 전극
122. 센서기판
123. 전도성 돌기
130. 하우징
131. 수용공간
132. 채널홀
133. 관통홀
140. 본딩부재
141. 접착필름
142. 전도성 입자들
S100. 종래 바이오 센서 제조방법
S110. 센서 본딩 단계
S111. 디스펜싱 단계
S112. 제1 본딩 단계
S113. 제1 경화 단계
S120. 와이어 본딩 단계
S130. 댐 형성 단계
S131. 제1 댐 형성 단계
S132. 제2 댐 형성 단계
S200. 바이오 센서 제조방법
S210. 본딩부재 본딩단계
S211. 배치단계
S212. 제1 본딩단계
S213. 정렬단계
S214. 제2 본딩단계
[이 발명을 지원한 국가연구개발사업]
[과제고유번호] 22031
[과제번호] IC22031M
[부처명] 산업통상자원부
[과제관리(전문)기관명] 한국산업기술평가관리원
[연구사업명] 나노광기반 신속고감도 바이오센서 공정플랫폼
[연구과제명] 나노광기반 신속고감도 바이오센서 공정플랫폼
[기여율] 30/100
[과제수행기관명] 한국전자통신연구원
[연구기간] 2022.04.01 ~ 2022.12.31
[이 발명을 지원한 국가연구개발사업]
[과제고유번호] 22044
[과제번호] CP22044M
[부처명] 과학기술정보통신부
[과제관리(전문)기관명] 나노종합기술원
[연구사업명] 반도체 공정기반 나노메디컬 디바이스 개발
[연구과제명] 의료현장 수요 기반 고정밀 on-site 나노메디컬디바이스 개
발
[기여율] 30/100
[과제수행기관명] 나노종합기술원
[연구기간] 2022.01.01 ~ 2022.12.31
[이 발명을 지원한 국가연구개발사업]
[과제고유번호] 22021
[과제번호] CP22021M
[부처명] 과학기술정보통신부
[과제관리(전문)기관명] 나노종합기술원
[연구사업명] 반도체 공정기반 나노메디컬 디바이스 개발
[연구과제명] Nano Medical Sensors (NMS) 플랫폼 (1단계 2차)
[기여율] 40/100
[과제수행기관명] 나노종합기술원
[연구기간] 2022.01.01 ~ 2022.12.31

Claims (10)

  1. 기판;
    분석시료로부터 표적물질을 감지하고, 표적 물질과 반응하여 전기적인 신호를 발생시키는 복수 개의 전극들과, 일면에 상기 복수 개의 전극들이 형성된 센서기판을 포함하는 센서;
    상기 센서와 상기 기판의 일부를 수용하는 수용공간을 포함하는 하우징; 및
    상기 센서의 상기 복수 개의 전극들과 상기 기판을 전기적으로 연결하고, 상기 분석시료가 상기 수용공간으로 누수되는 것을 방지하는 본딩부재를 포함하는 바이오센서.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 기판은,
    상기 분석시료가 상기 센서로 안내되는 채널을 포함하는 바이오센서.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 기판은, 일면에 돌출되도록 형성된 적어도 하나 이상의 전극 패드들을 포함하고,
    상기 센서는, 상기 센서기판의 일면에 돌출되도록 형성된 적어도 하나 이상의 전도성 돌기들을 포함하고,
    상기 기판의 일면과 상기 센서기판의 일면은 서로 대향하고,
    상기 본딩부재는, 상기 센서기판의 일면과 상기 기판의 일면 사이에 위치되는 바이오센서.
  4. 제3항에 있어서,
    상기 전도성 돌기들은, 상기 센서 기판의 둘레방향을 따라 형성되고,
    상기 전극 패드들은, 상기 채널의 둘레방향을 따라 형성되고,
    상기 전도성 돌기들과 상기 전극 패드들은 수직 위치가 일치하도록 정렬되는 바이오센서.
  5. 제4항에 있어서,
    상기 본딩부재는,
    내부에 전도성 입자들을 포함하는 절연성 접착 필름으로 구성되는 바이오센서.
  6. 제4항에 있어서,
    상기 본딩부재는,
    ACF 필름(ACF: Anisotropic conductive film)으로 구성되는 바이오센서.
  7. 제5항에 있어서
    상기 기판의 일면에 접촉되도록 상기 본딩부재가 배치되는 배치 단계;
    상기 기판의 일면에 상기 본딩부재의 일면이 접촉된 상태에서, 상기 본딩부재에 열과 압력을 가하는 제1 본딩 단계;
    상기 센서를 기 설정된 정렬위치에 정렬하는 정렬단계; 및
    상기 센서가 상기 본딩부재의 타면에 정렬된 상태에서, 상기 기판, 상기 센서 및 상기 본딩부재에 열과 압력을 가하는 제2 본딩단계;를 통해 제조되는 바이오센서.
  8. 제7항에 있어서,
    상기 정렬단계는,
    상기 센서가 상기 본딩부재의 타면에 접촉되도록 배치되고,
    상기 기 설정된 정렬위치는, 상기 센서의 일면에 형성된 상기 전도성 돌기들과 상기 기판의 일면에 형성된 상기 전극 패드들의 수직 위치가 서로 일치되는 정렬 위치를 의미하는 바이오 센서.
  9. 일면에 전극 패드들이 형성된 기판, 일면에 전도성 돌기들이 형성된 센서 및 내부에 전도성 입자들을 가지는 접착필름으로 구성된 본딩부재를 포함하는 바이오 센서의 제조방법에 있어서,
    상기 기판의 일면에 접촉되도록 상기 본딩부재가 배치되는 배치 단계;
    상기 기판의 일면에 상기 본딩부재의 일면이 접촉된 상태에서 상기 기판과 상기 본딩부재에 열과 압력을 가하는 제1 본딩 단계;
    상기 센서를 기 설정된 정렬위치에 정렬하는 정렬단계; 및
    상기 센서가 상기 본딩부재의 타면에 정렬되도록 배치된 상태에서, 상기 기판, 상기 센서 및 상기 본딩부재에 열과 압력을 가하는 제2 본딩단계;를 포함하는 바이오 센서 제조방법.
  10. 제9항에 있어서,
    상기 정렬단계는,
    상기 센서가 상기 본딩부재의 타면에 접촉되도록 배치되고,
    상기 기 설정된 정렬위치는,
    상기 센서의 일면에 형성된 상기 전도성 돌기들과 상기 기판의 일면에 형성된 상기 전극 패드들의 수직 위치가 서로 일치되는 정렬 위치를 의미하는 바이오 센서 제조 방법.
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