KR101583470B1 - 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서 및 이를 포함하는 바이오 센서 - Google Patents

Abstract

본 발명은 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버(cantilever) 센서 및 이를 포함하는 바이오 센서에 대한 것으로, 더욱 구체적으로는 평판에 형성된 슬릿과 상기 슬릿에 의해 형성된 캔틸레버; 상기 캔틸레버 상에 형성된 제1전극; 및 상기 슬릿을 중심으로 상기 제1전극에 대향하여(countered) 상기 평판에 형성된 제2전극;을 포함하여 이루어지고, 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서에 전극을 구비하는 것을 특징으로 함으로서, 전기적인 방법으로 센싱이 가능하며, 이를 통해 센서를 소형화할 수 있는 효과가 있다.

Description

슬릿을 갖는 캔틸레버 센서 및 이를 포함하는 바이오 센서{A cantilever sensor with slit and biosensor having the same}

본 발명은 캔틸레버(cantilever) 센서에 대한 것으로, 특히 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 센서에 전극을 구비함으로서 전기적인 방법으로 센싱이 가능하며, 이를 통해 센서를 소형화할 수 있는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서 및 이를 포함하는 바이오 센서에 대한 것이다.

근래에는 물리적인 현상이나 또는 화학적 반응의 감지를 위하여, MEMS 공정에 의하여 제조된 캔틸레버를 기초로 하는 센서의 개발이 많이 이루어지고 있다.

종래의 캔틸레버 센서들은 열이나 질량(mass) 등에 의한 캔틸레버의 정적인 휨(static deflection)을 감지하거나 또는 공진 주파수 변화의 감지를 레이저와 같은 광원을 이용하여 측정하는 방식이 대부분이다.

캔틸레버의 정적인 휨을 광학계를 이용하여 측정하는 방식의 경우, Nature Biotechnology 19, 856-860 (2001)과 Science 288, 316-318 (2000)에 마이크로 캔틸레버 표면에서 발생하는 생물학적 반응에 의한 단백질 및 유전자의 감지방법이 소개되어 있다. 이와 같은 정적인 휨에 의한 센싱 방법은 레이저와 같은 광원을 캔틸레버 표면에 조사하여 위치인식 다이오드(sensing position diode)로 집광시킴으로써 단백질 또는 유전자의 존재 여부를 파악하는 방식으로 진행된다. 그러나, 광원을 이용하여 캔틸레버의 변형을 측정하는 방식은 광학계 설치를 위한 일정 공간이 요구됨에 따라, 소형화 및 고집적화를 이루는데 그 한계가 있다.

또한, 공진주파수 변화를 이용한 마이크로 캔틸레버 센서에 관한 연구를 살펴보면, Cornell 대학에서는 직사각형의 캔틸레버를 이용하고 Purdue 대학에서는 길이가 약 3㎛인 초소형 캔틸레버를 제작하여 진공이나 공기 중에 포함된 특정 가스의 감지가 가능함을 보고한 바 있다. 다른 예로서, 미국 특허등록번호 US 5,719,324는 화학물질의 캔틸레버 상에서의 반응을 이용한 캔틸레버 센서에 관한 발명을 개시하고 있는데, 타겟 화학물질의 분석을 위해 공진주파수의 변화를 이용하는 것을 특징으로 하고 있다. 또 다른 예로, US 6,212,939 및 US 6,289,717은 실리콘 캔틸레버에 있어서의 흡착에 의한 화학적 센서 및 캔틸레버 상에서의 감지하고자 하는 물질의 바인딩 파트너(binding partner)를 결합시킨 후 감지하는 센서에 관한 발명을 개시하고 있다. 그러나, 이와 같이 공진주파수 변화를 측정하는 방식은 액상 시료의 점도 변화에 따른 공진주파수의 변화 등으로 인해 실험적 오차가 크고, 액상 시료에서 캔틸레버의 댐핑(damping)으로 인해 민감도(sensitivity)가 떨어진다는 문제점이 있다.

이에 따라, MIT에서는 액상 시료에서의 댐핑을 줄이기 위하여 캔틸레버 구조 안에 마이크로플루이딕스 채널(microfluidics channel)을 형성하여 생체 반응이 캔틸레버 구조 안에서 일어나도록 하였고, 일본의 동경대에서는 도 1 및 도 2에 나타난 바와 같이 수㎛ 범위 내의 미세한 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 구조를 만들어서 민감도를 증가시키고자 하였다(Lab Chip, 2011 Dec 21;11(24):4187-93, Epub 2011 Oct 28, High-resolution cantilever biosensor resonating at air-liquid in a microchannel, Park J, Nishida S, Lambert P, Kawakatsu H, Fujita H.). 그러나, 상기와 같이 마이크로플루이딕스 채널을 형성하는 경우 캔틸레버 구조가 복잡해지는 단점이 있고, 슬릿을 갖는 캔틸레버 구조의 경우 레이저 광원을 이용하기 때문에 소형화가 어렵다는 단점이 있다.

본 발명은 상기한 문제점을 해결하기 위한 것으로, 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서에서 전기적인 방법으로 센싱이 가능하며, 이를 통해 센서를 소형화하는 것이 목적이다.

상기한 목적을 달성하기 위한 본 발명에 따른 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 센서는, 평판에 형성된 슬릿(slit)과 상기 슬릿에 의해 형성된 캔틸레버; 상기 캔틸레버 상에 형성된 제1전극; 및 상기 슬릿을 중심으로 상기 제1전극에 대향하여(countered) 상기 평판에 형성된 제2전극;을 포함한다.

여기서, 상기 슬릿은 1㎛ 내지 20㎛ 범위 내의 폭(width)을 가지는 것이 바람직하다.

그리고, 상기 캔틸레버는 평판에 연결된 고정단(fixed-end)과, 상기 고정단에 대향하는 자유단(fee-end)을 갖는 것이 가능하다.

또한, 상기 제1전극은 캔틸레버 상에서 고정단에서부터 자유단 방향으로, 또는 자유단에서부터 고정단 방향으로 길게 형성된 것일 수 있다.

또한, 상기 제1전극은 일단이 자유단 끝단에 맞닿아 있는 것이 바람직하다.

또한, 상기 제1전극은 서로 이격되어 있는 2개 이상의 전극을 포함하는 것이가능하다.

또한, 상기 2개 이상의 전극은 캔틸레버 중심에서 선 대칭되는 위치에 형성된 것일 수 있다.

또한, 상기 제2전극은 상기 제1전극의 전부 또는 일부를 감싸는 형상을 갖는 것이 바람직하다.

또한, 상기 제2전극은 상기 캔틸레버의 자유단에 대향하는 부분과 상기 캔틸레버의 둘레에 대향하는 부분을 포함하여 이루어진 것이 가능하다.

또한, 본 발명은 상기 캔틸레버 주변에 형성된 압전박막층(piezoelectric actuating layer)을 더 포함하는 것일 수 있다.

또한, 상기 압전박막층은 압전박막과 상기 압전박막의 위 및 아래에 형성된 상부전극 및 하부전극을 포함하여 이루어진 것이 가능하다.

또한, 상기 압전박막층은 캔틸레버보다 더 큰 폭(width)을 가질 수 있다.

또한, 상기 압전박막층은 캔틸레버의 고정단 뒤쪽에 형성된 것이 바람직하다.

또한, 본 발명은 상기 압전박막층과 캔틸레버의 고정단 사이에 형성되고 상기 제1전극과 연결된 전극라인을 더 포함하는 것이 가능하다.

한편, 본 발명의 본 발명의 다른 실시형태는 상기 캔틸레버 상에 구비된 타겟물질 결합물질을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서이다.

또한, 본 발명은 상기 캔틸레버 상의 제1전극 전부 또는 일부에 형성되고 상기 타겟물질 결합물질이 결합되는 금 박막층을 더 포함하는 것이 바람직하다.

또한, 본 발명은 상기 캔틸레버의 일측으로 타겟물질이 포함된 액상시료를 이송하는 채널을 더 포함하는 것이 가능하다.

아울러, 본 발명의 또 다른 실시형태는 평판에 제1전극과 상기 제1전극에 대향하는 제2전극을 형성하는 단계; 및 상기 형성된 제1전극과 제2전극 사이에 슬릿을 형성하여 캔틸레버를 제조하는 단계;를 포함하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서의 제조방법이다.

기타 실시예들의 구체적인 사항들은 상세한 설명 및 도면들에 포함되어 있다.

이러한 본 발명은 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서에 전극을 구비하는 것을 특징으로 하여, 전기적인 방법으로 센싱이 가능하며, 이를 통해 센서를 소형화할 수 있는 효과가 있다.

도 1은 종래기술에 따른 캔틸레버 센서의 구조를 나타내는 사시도(a), 부품 결합도(b) 및 흐름도(c)이고,
도 2는 도 1에 따른 캔틸레버 센서의 레이저 광학 방식을 설명하기 위한 단면도(a, b) 및 슬릿 사진(c)이고,
도 3은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 측정 원리 일례를 설명하기 위한 모식도이고,
도 4는 캔틸레버 센서가 액체 내에 위치했을 때 민감도 값인 q-factor 가 감소하는 양상을 설명하기 위한 그래프이고,
도 5는 본 발명에 따라 q-factor 값의 증가를 위하여 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 센서의 일례를 설명하기 위한 개념도이고,
도 6은 본 발명의 바람직한 일 실시예에 따른 캔틸레버 센서의 상세한 구성을 나타내는 상세도이고,
도 7은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 움직임에 따라 수신되는 신호의 크기 일례를 설명하기 위한 개념도이고,
도 8은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 제1전극과 제2전극의 A타입(type) 일례를 설명하기 위한 부분 확대도이고,
도 9는 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 제1전극과 제2전극의 B타입(type) 일례를 설명하기 위한 부분 확대도이고,
도 10은 본 발명의 바람직한 일 실시예에 따른 캔틸레버 센서의 제조방법을 설명하기 위한 흐름도이고,
도 11은 본 발명에 따라 다층 증착(multi-layer doposition) 과정과 액츄에이팅층 및 통신전극 패터닝(actuating layer & communication electrode patterning) 과정을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 사진이고,
도 12는 본 발명에 따라 패시베이션 및 금 패드 패터닝(passivation & Au pad patterning) 과정을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 사진이고,
도 13은 본 발명에 따라 실리콘 벌크 에칭(Si bulk etching) 과정과 슬릿 패터닝(slit patterning) 과정을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 사진이고,
도 14는 본 발명에 따라 웨이퍼 상에 형성된 다수의 캔틸레버 센서 일례를 나타내는 사진이고,
도 15는 도 14의 부분 확대도이고,
도 16은 본 발명에 따라 제조된 A타입 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 확대 사진이고,
도 17은 본 발명에 따라 제조된 B타입 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 확대 사진이고,
도 18은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서에 타겟물질 결합물질을 결합시키는 방법의 일례를 설명하기 위한 개념도이고,
도 19는 본 발명에 따라 시료 이송 채널을 포함하는 바이오 센서의 일례를 나타내는 사진이고,
도 20은 본 발명에 따른 바이오 센서를 이용하여 베타아밀로이드를 감지한 결과의 일례를 나타내는 그래프이고,
도 21은 본 발명에 따른 바이오 센서를 이용한 공기 중 및 액상 시료에서의 공진주파수 분석 결과 일례를 나타내는 그래프이다.

본 발명은 다양한 변환을 가할 수 있고 여러 가지 실시 예를 가질 수 있는 바, 특정 실시 예들을 도면에 예시하고 상세한 설명에서 상세하게 설명하고자 한다. 그러나, 이는 본 발명을 특정한 실시 형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변환, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다. 본 발명을 설명함에 있어서 관련된 공지 기술에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 흐릴 수 있다고 판단되는 경우 그 상세한 설명을 생략한다.

본 출원에서 사용한 용어는 단지 특정한 실시예를 설명하기 위해 사용된 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다. 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. 본 출원에서, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 명세서상에 기재된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.

제1, 제2 등의 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성요소들은 상기 용어들에 의해 한정되어서는 안 된다. 상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다.

1. 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버의 측정 원리

도 3은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 측정 원리 일례를 설명하기 위한 모식도이다.

여기에 나타난 바와 같이, 마이크로 캔틸레버를 이용하여 생체물질을 검출하는 원리는 마이크로 캔틸레버 센서의 표면에서 특정한 생체 반응(예, 항원-항체 반응)이 일어났을 때 표면응력 변화에 의하여 발생하는 휘어짐을 측정하는 정적 모드 (static mode or deflection mode)와 질량 증가 및 스프링 상수의 변화에 의하여 발생하는 공진주파수 변화를 측정하는 동적 모드(dynamic mode or dynamic mode) 두 가지로 구분할 수 있다.

상기 동적모드에서 측정하는 요소인 공진주파수는 후크의 법칙과 뉴턴 제 2법칙에 의하여 아래와 같은 식으로 나타낼 수 있다.

여기서, f ₀ 는 공진 주파수, m*는 캔틸레버 질량, k는 스프링 상수이다. 캔틸레버 표면에 고정되어 있는 수용체(예, 항체)와 검출하고자 하는 타겟물질(예, 항원)이 결합되었을 때 타겟물질의 질량이 더 해져서 상기 캔틸레버의 질량은 증가한다. 그리고, 타겟물질은 이웃하는 생체분자들과 동일한 전하를 가지고 있으므로 상기 타겟물질에 척력(밀어내는 힘)이 작용하여 캔틸레버에는 압축 응력(compressive stress)이 발생한다. 이에 따라, 스프링 상수는 감소하게 되고 결국 공진주파수는 감소하게 된다. 이러한 동적 모드를 이용하여 마이크로 캔틸레버 센서의 공진주파수 변화를 측정함으로서 생체물질을 정량분석 할 수 있다.

도 4는 캔틸레버 센서가 액체 내에 위치했을 때 민감도 값인 q-factor 가 감소하는 양상을 설명하기 위한 그래프이고, 도 5는 본 발명에 따라 q-factor 값의 증가를 위하여 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 센서의 일례를 설명하기 위한 개념도이다.

마이크로 캔틸레버 센서를 이용하여 생체물질을 검출하고자 하는 경우, 생체물질이 존재하는 환경은 액체이기 때문에 슬릿이 없는 캔틸레버 센서를 액체 내에 위치시키면 캔틸레버 센서는 액체에 의한 댐핑(damping)으로 인하여 신호가 감소되는 경향을 나타낸다. 이는 수영장 안에서 걸을 때가 일반 평지를 걸을 때보다 더 많은 에너지가 소모되는 것과 같은 원리라고 할 수 있다. 공진주파수 측정 측면에서 보았을 때, 슬릿이 없는 캔틸레버 센서가 액체 내에서 구동할 경우에는 도 4에 나타난 바와 같이 공진주파수 측정 신호가 좌우로 넓게 퍼지게 되고(이를 quality factor(q-factor)가 감소하였다고 함), 이는 정확한 공진주파수 측정을 방해하기 때문에 센서의 민감도 저하를 야기한다.

이러한 액체 내 환경에서의 q-factor 감소로 인한 캔틸레버 센서의 민감도 저하를 최소화하기 위하여, 본 발명에서는 기본적으로 캔틸레버 둘레를 감싸는 슬릿(slit)을 마이크로미터 수준으로 형성하였고, 캔틸레버 센서의 한쪽면(위면 혹은 아래면)에만 시료를 포함하는 액체를 위치시켜서 사용하였다. 마이크로미터 수준의 슬릿은 액체를 통과시키지 않기 때문에, 캔틸레버의 한 면에만 액체가 위치하는 경우 액체가 위 아래 모두에 위치하는 경우보다 액체에 의한 댐핑이 상대적으로 작아지고, 이에 따라 q-factor를 개선시키고 민감도를 높일 수 있는 것이다.

2. 전극을 갖는 캔틸레버의 구체적인 예

도 6은 본 발명의 바람직한 일 실시예에 따른 캔틸레버 센서의 상세한 구성을 나타내는 상세도이고, 도 7은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 움직임에 따라 수신되는 신호의 크기 일례를 설명하기 위한 개념도이다.

도 6에 나타난 바와 같이, 본 발명에 따른 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서는, 슬릿(20)에 의해 형성된 캔틸레버(30); 제1전극(40); 및 제2전극(50);을 포함하여 이루어진다.

상기 캔틸레버(30)는 평판(10)에 형성된 슬릿(20)에 의해 만들어진 것으로, 본 발명에 따른 센서는 평판(10)에 형성된 슬릿(20)을 별도의 구성요소로 포함하는 것도 가능하다. 상기 캔틸레버(30)는 그것의 한쪽 끝이 고정되어 있고 다른 쪽 끝은 자유롭게 움직일 수 있는 구조물을 모두 포함하며, 직사각형 모양의 널판지 형상을 갖는 것이 보통이지만 이에 제한되지 않고 삼각형, 타원형 등의 형상을 가질 수도 있다. 일례로, 상기 캔틸레버(30)는 평판에 연결된 고정단(fixed-end, 31)과, 상기 고정단(31)에 대향하는 자유단(fee-end, 32)을 갖는 것이 가능하다. 상기 캔틸레버(30)는 실리콘 등으로 이루어진 기판을 이용하여 제작할 수 있고, 실리콘 질화막 및/또는 실리콘 산화막에 의한 별도의 지지 플레이트 물질을 더 포함하는 것도 가능하다. 상기 캔틸레버(30)의 크기는 특별히 제한되지 않지만, 10㎛~1,000㎛ 범위 내의 길이와 5㎛~500㎛ 범위 내의 폭을 갖는 것이 미세물질의 검출에 바람직하다.

본 발명에서 있어서 상기 캔틸레버(30)는 평판(10)에 슬릿(20)을 형성함으로서 동시에 만들어질 수 있다. 즉, 평판(10)에 슬릿(20)으로 구멍을 뚫어서 캔틸레버(30)의 외곽 형상을 만드는 것이다. 일례로, 도 6에 나타난 바와 같이, 평판(10)에 "ㄷ"자 형상의 슬릿(20)을 형성하면, 상기 슬릿(20)의 내부가 캔틸레버(30)가 되는 것이다. 상기 평판(10)은 실리콘 등으로 이루어진 기판일 수 있고, 슬릿(20)을 형성하는 방법은 특별히 제한되지 않는다. 상기 슬릿(20)은 시료를 포함하는 액체는 통과시키지 않으면서 상기 액체에 의해 발생하는 댐핑 현상을 줄일 수 있는 것으로, 본 발명에서는 특별히 후술하는 제1전극(40)과 제2전극(50) 사이에서 전자(electron)가 이동하는 갭(gap)이 된다. 이를 위한 슬릿(20)의 폭(width)은 1㎛~20㎛ 범위 내인 것이 가능하고, 3㎛~15㎛ 범위 내인 것이 바람직하며, 5㎛~10㎛ 범위 내인 것이 더욱 바람직하다. 상기 범위 미만이면 캔틸레버(30)의 움직임이 방해되고 전자가 원할하게 이동하지 않아 신호값이 작아질 수 있는 단점이 있고, 상기 범위를 초과하면 q-factor 값이 작아지거나 액상 시료가 통과해 버리는 단점이 있다.

상기 제1전극(40)은 상기 캔틸레버(30) 상에 형성된 것으로서, 상기 캔틸레버(30)의 움직임에 따라 같이 움직이는 것이 특징이다. 상기 제1전극(40)은 캔틸레버(30)의 전체 또는 그 일부에 형성될 수도 있고, 그 개수나 모양 또는 방향은 특별히 제한되지 않는다.

상기 제2전극(50)은 상기 슬릿(20)을 중심으로 상기 제1전극(40)에 대향하여(countered) 상기 평판(10)에 형성된 것이다. 즉, 상기 제2전극(50)은 평판(10)에 형성되어 있어서, 캔틸레버(30)에 형성된 제1전극(40)과의 통신을 위한 것이다. 다시 말해서, 상기 제2전극(50)은 캔틸레버(30)의 움직임에 의해 제1전극(40)에서 송신되는 신호를 수신하는 기준전극일 수 있다. 이와 같은 제1전극(40)과 제2전극(50) 간의 신호 전달을 위하여, 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)은 슬릿(20)을 가운데 두고 서로 마주보는 위치에 형성되는 것이 바람직하다. 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)은 슬릿(20)을 사이에 두고 서로 대응하거나 대향하는 위치에 형성되어 통신하는 것이 특징이고, 이를 통하여 캔틸레버(30)의 공진주파수를 전기적으로 측정하는 것이 가능하다.

일례로, 도 7에 나타난 바와 같이, 캔틸레버의 일면에 위치한 두 개의 통신전극(communication electrodes), 즉 본 발명에 따른 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)에 직류전압을 인가한 후 마이크로 슬릿(slit)을 통과하여 전달되는 전압 신호의 크기를 측정할 수 있다. 그래서, 상기 통신 전극을 통해 전달되는 신호의 크기를 실시간으로 측정함으로서, 변위가 가장 클 때(도 7에서 (a) 및 (c)의 경우)와 변위가 가장 작을 때(도 7에서 (b)의 경우)의 주파수를 알 수 있다. 변위가 가장 클 때는 두 전극 사이의 거리가 가장 긴 경우이고 전기적 에너지 이동은 최소가 되며, 변위가 가장 작을 때는 두 전극 사이의 거리가 가장 짧은 경우이고 전기적 에너지 이동은 최대가 된다. 이러한 방법으로 캔틸레버의 공진주파수를 정교하게 측정하는 것이 가능하다.

이와 같이, 본 발명은 캔틸레버(30)에 형성된 제1전극(40)과, 슬릿(20)을 사이에 두고 상기 제1전극(40)에 마주하는 제2전극(50)간의 신호 전달을 특징으로 하는바, 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)의 개수, 모양, 크기 및/또는 위치는 서로 다른 것도 가능하지만, 서로 동일하거나 유사한 것이 바람직하다.

나아가, 상기 제1전극(40)이 캔틸레버(30) 상에서 고정단(31)에서부터 자유단(32) 방향으로, 또는 자유단(32)에서부터 고정단(31) 방향으로 길게 형성되는 경우에는 캔틸레버(30)의 움직임을 가장 잘 반영하여 신호를 더욱 크고 정확하게 전달할 수 있는 장점이 있다. 또한, 상기 제1전극(40)의 일단이 캔틸레버(30)의 자유단(32) 끝단에 맞닿아 있는 경우에는 제2전극(50)과의 전자의 이동을 더욱 원할하게 할 수 있어서 신호 변화를 더욱 크게 얻을 수 있는 효과가 있다.

이러한 본 발명은 슬릿(20)을 갖는 캔틸레버(30) 센서에 서로 대응되는 통신 전극을 구비하는 것을 특징으로 하여, 전기적인 방법으로 센싱이 가능하며, 이를 통해 센서를 소형화할 수 있는 효과가 있다.

이와 함께, 본 발명의 다른 특징은 상기 캔틸레버(30) 주변에 형성된 압전박막층(piezoelectric actuating layer, 60)을 더 포함하는 것일 수 있다.

상기 압전박막층(60)은 캔틸레버(30) 주변에 구비되어 진동신호를 캔틸레버(30)에 전달함으로서, 상기 서로 대응되는 통신 전극, 즉 제1전극(40)과 제2전극(50) 간에서 발생되는 신호의 크기를 더욱 크게 증폭시키는 기능을 가진다.

상기 압전박막층(60)은 진동을 발생시키는 압전박막 또는 압전막을 포함하는 것이 특징이고, 일례로 상기 압전박막층(60)은 압전박막(63)과 상기 압전박막(63)의 위 및 아래에 형성된 상부전극(61) 및 하부전극(62)을 포함하여 이루어진 것이 가능하다. 이를 통해, 압전박막(63)의 상부전극(61)과 하부전극(62)에 저주파에서 고주파수를 갖는 교류신호를 순차적으로 인가하여 캔틸레버(30)에 진동에너지를 전달시킬 수 있고, 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)에 직류전압을 인가한 후 슬릿(20)을 통과하여 전달되는 전압 신호의 크기를 측정하는 것이 가능하다. 그러면, 캔틸레버(30)의 공진주파수와 동일한 주파수의 교류신호가 압전박막(63)을 통하여 전달되었을 때 캔틸레버(30)는 가장 큰 변위를 가지면서 상하로 진동하게 된다. 그래서, 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)을 통해 전달되는 신호의 크기를 실시간으로 측정하여 변위가 가장 클 때의 주파수를 알 수 있고, 이러한 방법으로 마이크로 캔틸레버(30)의 공진주파수를 더욱 정교하게 측정하는 것이 가능하다.

이때, 상기 압전박막층(60)이 캔틸레버(30)보다 더 큰 폭(width)을 갖는 경우에는 상기 캔틸레버(30)에 진동에너지를 더욱 많이 전달할 수 있어서 효과적이다.

또한, 상기 압전박막층(60)은 캔틸레버(30) 주변 어디에 형성되는 것도 가능하지만, 캔틸레버(30)의 고정단(31) 뒤쪽(뿌리(anchor) 부분)에 형성된 것이 상기 캔틸레버(30)에 진동에너지를 더욱 효과적으로 전달할 수 있다. 상기 고정단(31) 뒤쪽이라 함은 캔틸레버(30)가 평판에 연결되어 지지되는 부분 및/또는 상기 고정단(31)으로부터 자유단(32)에 반대되는 방향의 일부분을 포함하는 개념이다.

또한, 본 발명은 상기 제1전극(40)과 연결된 전극라인(41)을 더 포함하고, 상기 전극라인(41)은 상기 압전박막층(60)과 캔틸레버(30) 사이에 또는 상기 압전박막층(60)과 캔틸레버(30)의 고정단(31) 사이에 형성되는 것이 바람직한데, 이와 같이 압전박막층(60)과 캔틸레버(30) 사이에 전극라인(41)을 배치함으로서 상기 압전박막층(60)을 캔틸레버(30)와 더욱 근접한 위치에 배치할 수 있고, 나아가 센서의 집적화 및 소형화를 가능하게 할 수 있다.

도 8은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서의 제1전극(40)과 제2전극(50)의 A타입(type) 일례를 설명하기 위한 부분 확대도이고, 도 9는 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)의 B타입(type) 일례를 설명하기 위한 부분 확대도이다.

먼저, 본 발명에 따른 상기 제1전극(40)은 하나로 형성되는 것도 가능하지만, 서로 이격되어 있는 2개 이상의 전극(40a, 40b)을 포함하여 이루어질 수도 있다. 또한, 상기 제2전극(50) 역시 하나로 형성되는 것도 가능하지만, 서로 이격되어 있는 2개 이상의 전극(50a, 50b)을 포함하여 이루어질 수도 있다. 마이크로 수준의 캔틸레버(30)의 경우 좌우로 수평이 잘 맞지 않을 수 있는데, 1개의 전극을 사용하는 것보다 상기와 같이 2개 이상의 전극을 이용하는 경우에는 신호를 양쪽에서 균형 있게 검출할 수 있는 효과가 있다.

이를 위하여, 상기 2개 이상의 전극은 각각 캔틸레버(30)의 일면 상에서 양쪽 측단에 위치하는 것이 바람직하고, 캔틸레버 중심에서 점 대칭 또는 선 대칭되는 위치에 형성된 것이 더욱 바람직하다.

또한, 상기 제2전극(50)은 도 9에 나타난 바와 같이, 상기 제1전극(40)의 전부 또는 일부를 감싸는 형상을 갖는 것이 바람직하다. 즉, 상기 제2전극(50)은 상기 캔틸레버(30)의 자유단(31)에 대향하는 부분과 상기 캔틸레버(30)의 둘레부(33)에 대향하는 부분을 연속적으로 포함하여 이루어질 수 있다. 상기 제2전극(50)이 이와 같은 형상을 갖는 경우에는 상기 제1전극(40)에서 송신되거나 수신되는 신호를 빠짐없이 전달받거나 전달할 수 있는 효과가 있다.

한편, 본 발명의 본 발명의 다른 실시형태는 상기 캔틸레버(30) 상에 구비된 타겟물질 결합물질을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서이다.

상기 타겟물질 결합물질은 분석하거나 검출하고자 하는 목적이 되는 타겟물질을 포획하기 위한 것으로, 상기 타겟물질에 따라 달라질 수 있으며, 상기 타겟물질과 이를 위한 결합물질은 이 기술분야에 알려진 모든 것을 포함할 수 있다.

또한, 본 발명에 따른 바이오 센서는 상기 캔틸레버(30) 상이나 또는 그것의 제1전극(40) 전부 또는 일부에 형성되고 상기 타겟물질 결합물질이 결합되는 금 박막층을 더 포함할 수 있다(도 18 참조). 상기 금 박막층은 상기 캔틸레버(30) 또는 제1전극(40)에 형성되어 타겟물질 결합물질을 더욱 용이하게 결합시키기 위한 것으로, 이 기술분야에 알려진 모든 것을 포함할 수 있다.

또한, 본 발명에 따른 바이오 센서는 상기 캔틸레버(30)의 일측으로 타겟물질이 포함된 액상시료를 이송하는 채널(도시하지 않음)을 더 포함하는 것이 가능하다(도 1 및 도 2 참조). 상기 채널은 캔틸레버(30)의 위면 또는 아래면에 배치되는 것이 가능하고, 상기 캔틸레버(30)의 길이 방향에 수직한 방향으로 구비되는 것이 시료의 이동에 의해 캔틸레버(30)의 움직임이 방해받지 않아서 더욱 바람직하다.

도 10은 본 발명의 바람직한 일 실시예에 따른 캔틸레버 센서의 제조방법을 설명하기 위한 흐름도이다.

여기에 도시된 본 발명의 또 다른 실시형태는 평판(10)에 제1전극(40)과 상기 제1전극(40)에 대향하는 제2전극(50)을 형성하는 단계(S100); 및 상기 형성된 제1전극(40)과 제2전극(50) 사이에 슬릿(20)을 형성하여 캔틸레버(30)를 제조하는 단계(S200);를 포함하여 이루어지는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서의 제조방법이다.

이러한 본 발명은 슬릿(20)을 갖는 캔틸레버(30)에 있어서 상기 슬릿(20)을 중심으로 대응하는 제1전극(40)과 제2전극(50)을 형성하는 것이 기본적인 특징이고, 특별히 평판(10)에 제1전극(40)과 제2전극(50)을 증착시킨 후 슬릿(20)을 형성하는 것을 특징으로 한다. 이러한 본 발명에 따른 제조방법은 제조과정 상에서 더욱 간단하고 용이할 뿐만 아니라, 수 마이크로미터 수준의 슬릿(20)에 전극 형성을 위한 페이스트들이 채워져 막히는 문제점을 해소할 수 있는 효과도 있다.

구체적으로, 상기 제1전극(40)과 제2전극(50)을 형성하는 단계(S100)는 다층 증착(multi-layer doposition) 과정(도 10의 (1)), 액츄에이팅층 및 통신전극 패터닝(actuating layer & communication electrode patterning) 과정(도 10의 (2)), 패시베이션 및 금 패드 패터닝(passivation & Au pad patterning) 과정(도 10의 (3)) 및 실리콘 벌크 에칭(Si bulk etching) 과정(도 10의 (4))을 포함할 수 있다.

상기 다층 증착(multi-layer doposition) 과정(S110)은 실리콘 등으로 이루어진 기판의 적어도 일면에 실리콘 질화막을 증착시키고, 본 발명에 따른 압전박막층과 제1전극 및 제2전극을 형성하기 위한 재료를 적층시키는 것이다. 일례로, 상기 압전박막층의 하부전극, 압전박막, 상부전극 형성을 위해 Pt/PZT/Pt 를 차례로 증착시킬 수 있고, 그 중에서 하부 Pt는 상기 제1전극 및 제2전극의 형성에도 사용된다(도 10의 (1)).

상기 액츄에이팅층 및 통신전극 패터닝(actuating layer & communication electrode patterning) 과정(S120)은 상기 다층 증착된 층을 위에서부터 차례로 식각하여 압전박막층과 제1전극 및 제2전극을 형성하는 것이다. 일례로, 상부 백금(Pt)층을 식각하여 압전박막층의 상부전극을 형성하고, PZT 층을 식각하여 압전박막을 형성하며, 하부 백금(Pt)층을 식각하여 압전박막층의 하부전극을 형성하는 것이다. 이와는 별도로 또는 이와 함께, 상기 압전박막층과는 다른 위치에서 상기 하부 백금(Pt)층을 식각하여 본 발명에 따른 제1전극 및 제2전극을 형성할 수 있다(도 10의 (2)).

도 11은 본 발명에 따른 다층 증착 과정(S110)과 액츄에이팅층 및 통신전극 패터닝 과정(S120)을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 사진이고, 도 11에서 오른쪽 위의 사진은 상부 백금(Pt)층을 식각하여 압전박막층의 상부전극을 형성한 상태이며, 도 11에서 왼쪽 아래 사진은 PZT 층을 식각하여 압전박막을 형성한 상태이다.

그리고, 상기 패시베이션 및 금 패드 패터닝(passivation & Au pad patterning) 과정(S130)은 보호층으로서 실리콘 산화막을 증착하고 전극연결단자를 형성하는 것이다. 일례로, 상기 액츄에이팅층 및 통신전극 패터닝 과정(S120)을 거친 센서의 전면에 SiO₂ 를 고르게 증착하여 보호층을 형성할 수 있는데, 이는 나중에 캔틸레버 센서에 표면처리를 시행할 때 화학물질 및 이온이 녹아져 있는 용액에 담그게 되는데 그러한 용액들로부터 센서를 보호하기 위한 것이다. 그리고는, 나중에 캔틸레버의 제1전극에 타겟물질 결합물질을 고정시키고 제1전극과 제2전극의 신호 전달을 위하여, 상기 제1전극 및 제2전극의 일부분(타겟물질 결합물질이 고정되는 부분 및/또는 제1전극의 자유단 끝 부분 등)에 증착된 절연물질인 실리콘 산화막을 에칭하는 과정(Pt electrode contact hole etching)을 거칠 수 있다. 그리고, 금 패드 패터닝 과정을 거치는데 이는 캔틸레버 센서에서 외부로 연결하여 신호를 주고 측정을 하는데 필요한 모든 전극들을 접촉이 용이하도록 만들어 주는 것이다(도 10의 (3)).

도 12는 본 발명에 따라 패시베이션 및 금 패드 패터닝 과정(S130)을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 사진이며, Au 단자가 노란색 패드로 나타나 있다.

이어서, 상기 실리콘 벌크 에칭(Si bulk etching) 과정(S140)은 상기와 같은 과정을 거친 센서의 후면 중 캔틸레버가 형성될 부분만을 식각하여 상기 캔틸레버의 두께를 얇게 만드는 것이다. 일례로, 상기 S130의 과정을 거친 센서의 아래면 중 캔틸레버가 형성될 부분 및 제2전극의 일부를 포함하는 부분의 아래면 실리콘(SiNx/Si)을 식각하여, 상기 캔틸레버가 형성될 부분 등을 SiNx/SiO₂ 로 구성하는 것이다(도 10의 (4)).

도 13의 왼쪽 사진은 본 발명에 따라 실리콘 벌크 에칭 과정(S140)을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 것이고, 특히 왼쪽 아래 사진에서 검은색 부분은 실리콘(SiNx/Si)이 남아있는 부분이며, 밝게 보이는 가운데 부분이 식각된 부분이다.

계속해서, 상기 슬릿(20)을 형성하여 캔틸레버(30)를 제조하는 단계(S200)는 슬릿 패터닝(slit patterning) 과정(도 10의 (5))를 포함할 수 있다.

상기 슬릿 패터닝 과정(S210)은 캔틸레버(30)를 제조하기 위하여 미리 정해진 위치에 슬릿을 형성하는 것이다. 일례로, 제1전극과 제2전극이 형성된 위치의 사이에 슬릿을 형성하여, 상기 제1전극과 제2전극이 상기 슬릿을 사이에 두고 마주보도록 할 수 있다(도 10의 (5))

도 13의 오른쪽 사진은 본 발명에 따라 슬릿 패터닝 과정(S210)을 거친 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 사진이고, 제1전극과 제2전극 사이에 슬릿이 형성되었음을 확인할 수 있다.

본 발명은 하기의 실시예에 의하여 보다 더 잘 이해 될 수 있으며, 하기의 실시예는 본 발명의 예시 목적을 위한 것이며, 첨부된 특허청구범위에 의하여 한정되는 보호범위를 제한하고자 하는 것은 아니다.

실시예 : 캔틸레버 센서의 제조

마이크로 캔틸레버 센서 제작은 MEMS 공정기술을 이용하여 제작하였다.

먼저, 4인치 실리콘 웨이퍼에 1㎛ 두께로 저응력 질화막(SiNx)을 LPCVD (low pressure chemical vapor deposition) 방법으로 양면에 증착하였고, 웨이퍼 상부에 스퍼터링법으로 하부 전극인 백금층을 0.15 ㎛ 두께로 증착하였다. 그리고, 마이크로 캔틸레버 센서에 진동 에너지를 공급하는 압전 박막인 PZT 막을 솔-젤 (sol-gel) 방식으로 상기 백금층 위에 2㎛ 두께로 증착하였고, 상기 PZT 박막 위에 상부 전극으로서 0.1 ㎛ 두께로 백금을 스퍼터링법으로 증착하였다.

그런 다음, 다층박막이 증착된 웨이퍼를 상부층부터 차례로 식각하였다. 상부 백금과 PZT, 하부 전극 백금 막을 식각하여 압전박막층을 제조하고, 동시에 상기 하부 전극 백금 막을 식각하여 통신전극을 제조하였다.

그 후, 전면에 PECVD (plasma enhanced chemical vapor deposition) 방법으로 산화실리콘 막을 0.2 ㎛ 두께로 증착하였다. 이와 함께, 금 접촉 전극을 lift-off 법으로 형성하여 신호처리를 위한 전극을 제조하였다.

그리고는, 실리콘을 벌크 식각하여 마이크로 캔틸레버의 두께를 약 1.2 ㎛ 두께로 조절하였다.

이어서, 슬릿을 패터닝하고 에칭하여 슬릿과 압전 박막을 포함하는 마이크로 캔틸레버 센서를 제작하였다.

도 14는 본 발명에 따라 웨이퍼 상에 형성된 다수의 캔틸레버 센서 일례를 나타내는 사진이고, 도 15는 도 14의 부분 확대도이며, 도 16은 본 발명에 따라 제조된 A타입 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 확대 사진이고, 도 17은 본 발명에 따라 제조된 B타입 캔틸레버 센서의 일례를 나타내는 확대 사진이다.

실험예 : 생체물질 검출 실험

상기 실시예를 통하여 제작된 마이크로 캔틸레버 센서를 이용하여 액체 내 특이 생체물질을 검출하고자 하였고, 이를 위해 마이크로 캔틸레버의 상부 또는 하부 표면에 금 박막을 증착하였다.

도 18은 본 발명에 따른 캔틸레버 센서에 타겟물질 결합물질을 결합시키는 방법의 일례를 설명하기 위한 개념도이고, 여기에 나타난 바와 같이 증착된 금 박막에 에틸린글리콜 기반의 자기조립단분자층을 형성하였으며, 그 위에 알츠하이머 진단을 위한 베타아밀로이드 항체를 고정하였다.

도 19는 본 발명에 따라 시료 이송 채널을 포함하는 바이오 센서의 일례를 나타내는 사진이고, 여기에 나타난 바와 같이, 베타아밀로이드 특이 항체가 고정된 마이크로 캔틸레버 센서를 액체를 주입할 수 있는 채널이 형성되어 있는 칩에 위치시킨 후, 센서의 전극과 측정부를 연결하여 공진주파수를 측정하였다.

도 20은 본 발명에 따른 바이오 센서를 이용하여 베타아밀로이드를 감지한 결과의 일례를 나타내는 그래프이고, 여기에 나타난 바와 같이, 마이크로 캔틸레버 센서가 탑재되어 있는 칩에 버퍼용액(PBS)을 주입하여 20분 동안 공진주파수를 측정한 후 검출하고자 하는 베타아밀로이드가 녹아있는 용액을 주입하였다. 그때 주입한 용액의 농도는 1ng/mL 였고, 용액 주입 후에 항체와 베타아밀로이드와 결합에 의하여 공진주파수가 지속적으로 감소하여 약 38 Hz 감소하였다. 포화수준에 도달한 후(베타아밀오이드 용액 주입 후 약 20분 후) 다시 버퍼용액을 주입하여 공진주파수를 측정하여 비특이적 흡착된 단백질을 제거하고자 하였다. 그 이후에 다시 10 ng/mL의 베타아밀로이드 용액을 주입하여 공진주파수 변화량을 관찰하였다. 주입 후에 급격한 공진주파수 감소를 보였고 약 60 Hz 감소 후에 포화상태에 도달하였다. 이로써 슬릿과 압전박막이 포함된 마이크로 캔틸레버 센서의 공진주파수 변화를 이용하여 생체물질을 검출할 수 있는 가능성을 확인하였다. 이러한 마이크로 캔틸레버 센서를 이용하여 생체물질 검출에 응용한 결과 약 1 ng/mL 수준의 액체 내 생체물질을 검출할 수 있음을 확인하였다.

도 21은 본 발명에 따른 바이오 센서를 이용한 공기 중 및 액상 시료에서의 공진주파수 분석 결과 일례를 나타내는 그래프이고, 여기에 나타난 바와 같이, 액체를 주입하였을 때 본 발명에 따른 마이크로 캔틸레버 센서의 q-factor는 공기 중의 수치(약 100) 보다는 다소 감소하였지만, 종래에 액체 내에 위치한 마이크로 캔틸레버 센서의 q-factor(2~4) 보다는 최대 약 10배 가량 우수한 q-factor(20~40)를 갖는 것을 확인하였다. 이러한 q-factor는 액체 내 존재하는 극미량의 생체물질을 측정하는데 민감도 저해가 최소화되었다고 할 수 있다.

상기 q-factor는 일반적으로

로 정의될 수 있는데, 여기서 Fr은 공진주파수이고 delta Fr_3dB는 공진주파수에서의 amplitude(y축)를 1로 보았을 때, 그 값이 약 0.707에 해당하는 주파수가 공진주파수의 좌우로 한 개씩 총 두 개가 존재하는 경우 그 주파수의 차이를 의미한다. 예를 들어, 액체 내에서 공진모양이 매우 넓게 퍼져서 delta Fr_3dB 값이 커지게 되면 q-factor 값은 작아지게 된다.

일례로, 본 발명에 따라 폭과 길이가 각각 30, 90 마이크로미터인 캔틸레버 센서의 경우, 액상시료가 캔틸레버 센서의 한쪽 면에 위치하고 있을 때, 공진주파수는 약 80 kHz이고, delat Fr_3dB는 약 2.1 kHz 이므로, 80,000/2,100에 의하여 약 38의 q-factor를 갖는 것을 알 수 있다.

한편, 상기에서는 본 발명을 특정의 바람직한 실시예에 관련하여 도시하고 설명하였지만, 이하의 특허청구범위에 의해 마련되는 본 발명의 기술적 특징이나 분야를 이탈하지 않는 한도 내에서 본 발명이 다양하게 개조 및 변화될 수 있다는 것은 당업계에서 통상의 지식을 가진 자에게 명백한 것이다.

10 : 평판
20 : 슬릿(slit)
30 : 캔틸레버(cantilever)
31 : 고정단(fixed end)
32 : 자유단(free end)
33 : 둘레부
40 : 제1전극
41 : 전극라인
50 : 제2전극
60 : 압전박막층(piezoelectric actuating layer)
61 : 상부전극
62 : 하부전극
63 : 압전박막

Claims (18)

1. 평판에 형성된 슬릿(slit)과 상기 슬릿에 의해 형성된 캔틸레버;
   상기 캔틸레버 상에 형성된 제1전극; 및
   상기 슬릿을 중심으로 상기 제1전극에 대향하여(countered) 상기 평판에 형성된 제2전극;을 포함하는 슬릿(slit)을 갖는 캔틸레버 센서.
   
2. 제1항에 있어서,
   상기 슬릿은 1㎛ 내지 20㎛ 범위 내의 폭(width)을 가지는 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
   
3. 제1항에 있어서,
   상기 캔틸레버는 평판에 연결된 고정단(fixed-end)과, 상기 고정단에 대향하는 자유단(fee-end)을 갖는 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
   
4. 제3항에 있어서,
   상기 제1전극은 캔틸레버 상에서 고정단에서부터 자유단 방향으로, 또는 자유단에서부터 고정단 방향으로 길게 형성된 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
   
5. 제4항에 있어서,
   상기 제1전극은 일단이 자유단 끝단에 맞닿아 있는 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
   
6. 제4항에 있어서,
   상기 제1전극은 서로 이격되어 있는 2개 이상의 전극을 포함하는 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
   
7. 제6항에 있어서,
   상기 2개 이상의 전극은 캔틸레버 중심에서 선 대칭되는 위치에 형성된 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
   
8. 제1항에 있어서,
   상기 제2전극은 상기 제1전극의 전부 또는 일부를 감싸는 형상을 갖는 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
   
9. 제3항에 있어서,
   상기 제2전극은 상기 캔틸레버의 자유단에 대향하는 부분과 상기 캔틸레버의 둘레에 대향하는 부분을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
   
10. 제1항에 있어서,
    상기 캔틸레버 주변에 형성된 압전박막층(piezoelectric actuating layer)을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
    
11. 제10항에 있어서,
    상기 압전박막층은 압전박막과 상기 압전박막의 위 및 아래에 형성된 상부전극 및 하부전극을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
    
12. 제10항에 있어서,
    상기 압전박막층은 캔틸레버보다 더 큰 폭(width)을 가지는 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
    
13. 제10항에 있어서,
    상기 캔틸레버는 평판에 연결된 고정단(fixed-end)과, 상기 고정단에 대향하는 자유단(fee-end)을 가지고,
    상기 압전박막층은 상기 고정단 뒤쪽에 형성된 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
    
14. 제13항에 있어서,
    상기 압전박막층과 캔틸레버의 고정단 사이에 형성되고 상기 제1전극과 연결된 전극라인을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서.
    
15. 제1항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 캔틸레버 상에 구비된 타겟물질 결합물질을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
    
16. 제15항에 있어서,
    상기 캔틸레버 상의 제1전극 전부 또는 일부에 형성되고 상기 타겟물질 결합물질이 결합되는 금 박막층을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
    
17. 제15항에 있어서,
    상기 캔틸레버의 일측으로 타겟물질이 포함된 액상시료를 이송하는 채널을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서.
    
18. 평판에 제1전극과 상기 제1전극에 대향하는 제2전극을 형성하는 단계; 및
    상기 형성된 제1전극과 제2전극 사이에 슬릿을 형성하여 캔틸레버를 제조하는 단계;를 포함하는 슬릿을 갖는 캔틸레버 센서의 제조방법.
    
    

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