KR102595879B1 - Transistor type biosensor without solution dilute - Google Patents
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Abstract
본 발명은 대상 물질을 포함하는 분석 용액의 전기적 신호를 측정하는 센싱부 및 상기 센싱부와 전기적으로 연결되며, 상기 분석 용액의 전기적 신호를 측정하는 대조 전극부를 포함하되, 상기 대조 전극부는, 불소 원자가 결합 된 그래핀(graphene) 채널 영역을 포함하는 것을 특징으로 하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서에 관한 것이다.The present invention includes a sensing unit that measures the electrical signal of an analysis solution containing a target substance and a control electrode unit electrically connected to the sensing unit and measures the electrical signal of the analysis solution, wherein the control electrode unit has a fluorine atom It relates to a transistor-type biosensor that does not require sample dilution, characterized by comprising a bonded graphene channel region.
Description
제안기술은 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 불소 처리된 그래핀 채널 영역을 포함하는 대조 전극부를 결합하여 희석용 버퍼 용액 없이도 대상 물질의 농도를 측정하는 트랜지스터형 바이오 센서에 관한 발명이다.The proposed technology relates to a transistor-type biosensor that does not require sample dilution. More specifically, a transistor-type biosensor that measures the concentration of a target substance without a dilution buffer solution by combining a control electrode unit containing a fluorine-treated graphene channel region. It is an invention about sensors.
바이오 센서(Bio sensor)는 생체물질이 가진 분자간 선택적 반응성을 이용하여 다양한 생리활성 물질의 농도를 신속하게 정량화할 수 있는 센서이다. 이러한 센서의 측정 성능을 향상하기 위해 다양한 방식의 센서가 연구되고 있으며, 그 중 대표적으로 FET(Ion sensitive field-effect transistor; ISFET) 기술을 응용한 트랜지스터형 바이오 센서가 연구되고 있다. Biosensor is a sensor that can quickly quantify the concentration of various bioactive substances by using the selective reactivity between molecules of biomaterials. In order to improve the measurement performance of these sensors, various types of sensors are being studied, and a representative example of them is a transistor-type biosensor using FET (Ion sensitive field-effect transistor; ISFET) technology.
일반적인 트랜지스터형 바이오 센서는 게이트 채널위에 대상 물질과 반응하는 물질 또는 감응막을 도포한 후 기준 전위를 인가하여 전압 또는 전류의 변위를 측정하는 방식으로 대상 물질의 농도를 측정한다. 하지만, 이 과정에서 소변, 혈장, 혈액 등은 용액내에 많은 간섭 물질들이 혼합되어 있고 측정 시 간섭 물질들에 의해 센서 정확도가 나빠지는 현상이 발생한다. A typical transistor-type biosensor measures the concentration of a target substance by applying a material or a sensitive film that reacts with the target substance on a gate channel and then measuring the displacement of voltage or current by applying a reference potential. However, during this process, many interfering substances are mixed in the solution of urine, plasma, blood, etc., and when measuring, the interfering substances deteriorate sensor accuracy.
이러한 문제를 해결하기 위해 대한민국 등록특허 제10-1921627호에서는 게이트 패턴을 다양화하여 센서 정확도를 향상한 트랜지스터형 바이오 센서가 개시되어 있으며, 대한민국 공개특허 제10-2021-0012454호에서는 트리플 게이트 구조를 제공하는 등 다양한 방법을 통해 센서 정확도를 향상시킨 트랜지스터형 바이오 센서를 개발하고 있다. To solve this problem, Korean Patent No. 10-1921627 discloses a transistor-type biosensor with improved sensor accuracy by diversifying the gate pattern, and Korean Patent Publication No. 10-2021-0012454 discloses a triple gate structure. We are developing a transistor-type biosensor with improved sensor accuracy through various methods, such as providing
하지만 상기의 방법으로도 용액 내 간섭 물질로 인해 성능이 감소되는 것은 피할 수 없으며, 또한 용액 내 간섭 물질을 최소화 하기 위해서는 버퍼 용액을 제조해야 하는 등 비용과 시간이 소모된다는 문제가 있다. However, even with the above method, a decrease in performance due to interfering substances in the solution cannot be avoided, and there is also a problem of cost and time consumption, such as the need to prepare a buffer solution to minimize interfering substances in the solution.
이러한 이유로, 버퍼 용액을 통한 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서가 요구되고 있다. For this reason, there is a need for a transistor-type biosensor that does not require sample dilution through a buffer solution.
본 발명은 상기와 같은 문제를 해결하기 위해 발명된 것으로서, 통상의 ISFET 센서에 불소 처리된 그래핀 채널 영역을 포함하는 대조 전극부를 결합한 감도 센서를 제공하는데 목적이 있다.The present invention was invented to solve the above problems, and its purpose is to provide a sensitivity sensor that combines a control electrode portion including a fluorine-treated graphene channel region with a typical ISFET sensor.
상기와 같은 목적을 달성하기 위한 본 발명의 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서에 있어서, 대상 물질을 포함하는 분석 용액의 전기적 신호를 측정하는 센싱부 및 상기 센싱부와 전기적으로 연결되며, 상기 분석 용액의 전기적 신호를 측정하는 대조 전극부를 포함하되, 상기 대조 전극부는, 불소 원자가 결합 된 그래핀(graphene) 채널 영역을 포함하는 것을 특징으로 한다.In the transistor-type biosensor of the present invention that does not require sample dilution to achieve the above object, it is electrically connected to the sensing unit and a sensing unit that measures the electrical signal of the analysis solution containing the target substance, and the analysis It includes a control electrode unit for measuring an electrical signal of a solution, wherein the control electrode unit includes a graphene channel region to which fluorine atoms are bonded.
대조 전극부의 상기 불소 원자는 상기 그래핀을 이루는 탄소 원자와 이온 결합, 세미 이온 결합 또는 벤젠 구조의 카본 π-π결합 (플루오르벤젠, C6H5F) 중 선택되는 어느 하나의 결합 방법으로 결합하여, 상기 그래핀 채널 영역이 전도성을 유지하는 상태로 제공되는 것을 특징으로 한다.The fluorine atom of the control electrode unit is bonded to the carbon atom forming the graphene by any one bonding method selected from ionic bond, semi-ionic bond, or benzene-structured carbon π-π bond (fluorobenzene, C 6 H 5 F). Thus, the graphene channel region is characterized in that it is provided in a state that maintains conductivity.
트랜지스터형 바이오 센서는, 상기 센싱부로부터 상기 분석 용액의 제1 변위를 산출하고, 상기 대조 전극부로부터 상기 분석 용액의 제2 변위를 산출하여, 상기 제1 변위와 상기 제2 변위의 차이를 비교하여 상기 대상 물질의 농도를 측정하는 것을 특징으로 한다. The transistor-type biosensor calculates the first displacement of the analysis solution from the sensing unit, calculates the second displacement of the analysis solution from the control electrode unit, and compares the difference between the first displacement and the second displacement. It is characterized by measuring the concentration of the target substance.
트랜지스터형 바이오 센서에서 제1 변위는 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS), 전류, 게이트 채널 저항 및 게이트 채널의 전도성 중에서 선택되는 어느 하나 이상의 변위이며, 제2 변위는 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS), 전류, 게이트 채널 저항 및 게이트 채널의 전도성 중에서 선택되는 어느 하나의 변위인 것을 특징으로 한다. In a transistor-type biosensor, the first displacement is one or more displacements selected from the gate-source voltage ( VGS ), current, gate channel resistance, and conductivity of the gate channel of the sensing unit, and the second displacement is the gate-source voltage (VGS) of the control electrode unit. It is characterized in that it is any one displacement selected from source voltage (V GS ), current, gate channel resistance, and conductivity of the gate channel.
센싱부로부터 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS), 드레인-소스 전류(IDS), 게이트 채널의 저항, 게이트 채널의 전도성 등 센싱부의 전기적 특성 변위를 산출하고, 대조 전극부로부터 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS), 드레인-소스 전류(IDS), 게이트 채널의 저항, 게이트 채널의 전도성 등 대조 전극부의 전기적 특성 변위를 산출하여, 센싱부의 전기적 특성 변위와 상기 대조 전극부의 전기적 특성 변위의 차이를 비교하여 상기 대상 물질의 농도를 측정하는 것을 특징으로 한다. Displacement of electrical characteristics of the sensing unit, such as gate-source voltage (V GS ), drain-source current (I DS ), resistance of the gate channel, and conductivity of the gate channel, are calculated from the sensing unit, and the control electrode is measured from the control electrode unit. By calculating the electrical characteristic displacement of the control electrode unit, such as negative gate-source voltage (V GS ), drain-source current (I DS ), gate channel resistance, and gate channel conductivity, the electrical characteristic displacement of the sensing unit and the electrical characteristic displacement of the control electrode unit are calculated. It is characterized by measuring the concentration of the target material by comparing the difference in characteristic displacement.
대조 전극부에서 상기 불소 원자의 비율은 상기 그래핀 채널의 카본 원자대비 불소 원자 비율이 15% 이상인 것을 특징으로 한다. The ratio of fluorine atoms in the control electrode unit is characterized in that the ratio of fluorine atoms to carbon atoms in the graphene channel is 15% or more.
센싱부 및 상기 대조 전극부는 병렬로 연결되는 것을 특징으로 한다. The sensing unit and the control electrode unit are connected in parallel.
상기와 같은 목적을 달성하기 위한 본 발명의 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서의 측정방법에 있어서, 대상 물질을 포함하는 분석 용액의 전기적 신호를 검출하여 제1 변위를 측정하는 단계 상기 분석 용액의 전기적 신호를 검출하여 제2 변위를 측정하는 단계 및 상기 제1 변위와 상기 제2 변위의 차이를 산출하여 상기 대상 물질의 농도를 측정하는 단계를 포함하며, 상기 제2 변위는 불소 원자가 결합 된 그래핀(graphene) 채널 영역을 포함하는 대조 전극부에서 측정되는 것을 특징으로 한다. In the measurement method of a transistor-type biosensor that does not require sample dilution of the present invention to achieve the above object, the step of detecting an electrical signal of an analysis solution containing a target substance and measuring the first displacement of the analysis solution It includes measuring a second displacement by detecting an electrical signal and measuring the concentration of the target material by calculating the difference between the first displacement and the second displacement, wherein the second displacement is a graph to which fluorine atoms are bonded. It is characterized in that it is measured at a control electrode portion including a fin (graphene) channel region.
본 발명에 따르면, 대조 전극부를 통해 샘플 희석 과정을 생략함으로써, 검사 시간 및 비용을 절감할 수 있다는 효과가 있다. According to the present invention, there is an effect of reducing test time and cost by omitting the sample dilution process through the control electrode unit.
또한, 간섭 물질들에 의한 영향력을 최소화 함으로써, 측정 정확도가 향상된 고감도 센서를 제작할 수 있는 효과가 있다. In addition, by minimizing the influence of interfering substances, it is possible to manufacture a high-sensitivity sensor with improved measurement accuracy.
도 1은 본 발명의 실시 예에 따른 대조 전극부를 설명하기 위한 도면이다.
도 2는 그래핀 채널 영역에서의 불소 원자와 그래핀 채널 영역을 이루는 탄소 원자간의 결합을 설명하기 위한 그래프이다.
도 3은 불소화 처리된 그래핀 채널 영역의 각 이온 농도에 대한 전기적 특성을 설명하기 위한 그래프이다.
도 4는 본 발명의 실시예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서를 개략적으로 도시하는 개념도이다.
도 5는 본 발명의 실시예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서의 제1 변위 및 제2 변위를 비교하기 위한 그래프이다.
도 6은 본 발명의 실시예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서의 나트륨(Na), 칼륨(K) 및 pH에 따른 대상물질의 변위 차이를 산출한 그래프이다. 1 is a diagram for explaining a control electrode unit according to an embodiment of the present invention.
Figure 2 is a graph to explain the bond between fluorine atoms in the graphene channel region and carbon atoms forming the graphene channel region.
Figure 3 is a graph for explaining the electrical characteristics of each ion concentration in the fluorinated graphene channel region.
Figure 4 is a conceptual diagram schematically showing a transistor-type biosensor according to an embodiment of the present invention.
Figure 5 is a graph for comparing the first displacement and second displacement of a transistor-type biosensor according to an embodiment of the present invention.
Figure 6 is a graph calculating the displacement difference of the target material according to sodium (Na), potassium (K), and pH of the transistor-type biosensor according to an embodiment of the present invention.
상술한 본 발명의 특징 및 효과는 첨부된 도면과 관련한 다음의 상세한 설명을 통하여 보다 분명해 질 것이며, 그에 따라 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명의 기술적 사상을 용이하게 실시할 수 있을 것이다. 본 발명은 다양한 변경을 가할 수 있고 여러 가지 형태를 가질 수 있는바, 특정 실시 예들을 도면에 예시하고 본문에 상세하게 설명하고자 한다. 그러나 이는 본 발명을 특정한 개시형태에 대해 한정하려는 것이 아니며, 본 발명의 사상 및 기술범위에 포함되는 모든 변경, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다. 본 출원에서 사용되는 용어는 단지 특정한 실시 예들을 설명하기 위한 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다.The features and effects of the present invention described above will become more apparent through the following detailed description in conjunction with the accompanying drawings, and accordingly, those skilled in the art will be able to easily implement the technical idea of the present invention. You will be able to. Since the present invention can make various changes and take various forms, specific embodiments will be illustrated in the drawings and described in detail in the text. However, this is not intended to limit the present invention to a specific disclosed form, and should be understood to include all changes, equivalents, and substitutes included in the spirit and technical scope of the present invention. The terms used in this application are only for describing specific embodiments and are not intended to limit the invention.
이하, 본 발명의 바람직한 실시 예를 첨부도면을 참조하여 상세히 설명한다. Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
본 발명은 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 센싱부 및 대조 전극부를 포함하여, 상기 센싱부에서 측정된 제1 변위와 상기 대조 전극부에서 측정된 제2 변위의 차이를 산출하여 대상 물질의 농도를 측정하는 트랜지스터 바이오 센서에 관한 발명이다.The present invention relates to a transistor-type biosensor that does not require sample dilution, and more specifically, to a transistor-type biosensor that includes a sensing unit and a control electrode unit, and determines the difference between the first displacement measured by the sensing unit and the second displacement measured by the control electrode unit. This invention relates to a transistor biosensor that measures the concentration of a target substance by calculating the difference.
본 발명에서 센싱부는 대상 물질을 포함하는 분석 용액의 전기적 신호를 측정하는 구성을 의미한다. 상기 센싱부는 FET(Field Effect Transistor) 기반의 바이오 센서로 제공될 수 있으며, 더 바람직하게는 전하 검출 방식 FET(Ion sensitive field-effect transistor; ISFET) 기반의 센서로 제공될 수 있다. 이하, FET 기반의 바이오 센서를 트랜지스터형 바이오 센서로 정의한다. In the present invention, the sensing unit refers to a component that measures the electrical signal of an analysis solution containing a target substance. The sensing unit may be provided as a biosensor based on a field effect transistor (FET), and more preferably, may be provided as a sensor based on a charge detection type FET (ion sensitive field-effect transistor; ISFET). Hereinafter, the FET-based biosensor is defined as a transistor-type biosensor.
실시 예에 따르면, 상기 센싱부는 기판, 상기 기판 상에 형성된 작업 전극 및 기준 전극 및 게이트 채널이 형성되며, 상기 게이트 채널에는 검출하고자 하는 대상 물질과 감응하는 항체, 단백질, 또는 감응막 등을 도포하여 대상 물질 농도를 측정할 수 있다.According to an embodiment, the sensing unit includes a substrate, a working electrode, a reference electrode, and a gate channel formed on the substrate, and an antibody, protein, or a sensitive film sensitive to a target substance to be detected is applied to the gate channel. The concentration of the target substance can be measured.
실시 예에 따르면, 상기 센싱부는 다양한 재질로 형성될 수 있으며, 바람직하게는 실리콘, ITO(Indium Tin Oxide), CNT(Carbon Nano Tube), 그래핀(graphene), 전도성 고분자막, 카본 나노 와이어, 인듐 산화물 등으로 이루어진 군에서 선택되는 어느 하나로 형성될 수 있다. According to an embodiment, the sensing unit may be formed of various materials, preferably silicon, ITO (Indium Tin Oxide), CNT (Carbon Nano Tube), graphene, conductive polymer film, carbon nanowire, and indium oxide. It may be formed as any one selected from the group consisting of etc.
본 발명에서 대조 전극부는 상기 센싱부와 전기적으로 연결되며, 상기 분석 용액의 전기적 신호를 측정하는 구성을 의미한다. In the present invention, the control electrode unit is electrically connected to the sensing unit and refers to a configuration that measures the electrical signal of the analysis solution.
상기 대조 전극부는 기판, 상기 기판 내에 서로 이격되어 형성되고 상기 기판과 반대 극성을 갖는 소스 영역 및 드레인 영역, 상기 소스 영역 및 드레인 영역 사이에 배치되는 채널 영역을 포함할 수 있다. The contrast electrode unit may include a substrate, a source region and a drain region that are formed to be spaced apart from each other in the substrate and have polarities opposite to those of the substrate, and a channel region disposed between the source region and the drain region.
실시 예에 따르면, 상기 대조 전극부의 채널 영역은 소정의 두께를 갖는 그래핀 레이어로 제공될 수 있으며, 더 바람직하게는 불소화 처리된 그래핀으로 제공될 수 있다. According to an embodiment, the channel region of the control electrode unit may be provided as a graphene layer having a predetermined thickness, and more preferably, may be provided as fluorinated graphene.
본 발명에서 불소화 처리는 그래핀으로 제공되는 채널 영역에 불소(F)를 고정하여 상기 그래핀 채널 영역에 형성된 그래핀 레이어의 표면의 원자 구조를 개질(Modification)할 수 있다. In the present invention, the fluorination treatment can modify the atomic structure of the surface of the graphene layer formed in the graphene channel region by fixing fluorine (F) in the channel region provided by graphene.
실시 예에 따르면, 상기 불소화 처리는 그래핀 레이어에 불소 가스(CH4, C3F8) 분위기에서 플라즈마 처리 또는 플루오르벤젠(C6H5F) 등 불소계열의 화학약품을 사용하는것 외 공지된 기술을 통해 상기 그래핀 레이어 표면에 불소(F) 원소를 고정할 수 있다. 이하, 본 명세서에서는 상기 불소화 처리의 방법으로 플라즈마 처리법 및 플루오르벤젠을 사용하겠으나, 이에 한정된 것은 아니며, 공지된 표면 개질 방법을 통해 수행할 수 있음은 자명하다. According to an embodiment, the fluorination treatment is a known method other than using a fluorine-based chemical such as plasma treatment or fluorobenzene (C 6 H 5 F) in a fluorine gas (CH 4 , C 3 F 8 ) atmosphere on the graphene layer. Through this technology, the fluorine (F) element can be fixed to the surface of the graphene layer. Hereinafter, in this specification, plasma treatment and fluorobenzene will be used as the fluorination treatment method, but it is not limited thereto, and it is obvious that the fluorination treatment can be performed through a known surface modification method.
상기 불소화 처리로 인하여, 상기 그래핀 채널 영역은 소수성을 가질 수 있으며, 세포 및 생화학 분자 흡착이 억제될 수 있다. Due to the fluorination treatment, the graphene channel region may have hydrophobicity, and adsorption of cells and biochemical molecules may be suppressed.
본 발명에서 대상 물질은 분석 용액에 포함되어 트랜지스터형 바이오 센서로 측정하고자 하는 타겟 물질을 의미하며, 구체적으로 단백질로 구성된 생화학 분자등을 지칭할 수 있으며, 더 구체적으로 효소, 세포, 탄수화물, 미생물, 항체, 약물, 바이오 마커, 호르몬 등을 지칭할 수 있다. 또한, 용액에 용해되어 있는 각각의 이온 농도도 타겟 물질에 해당된다.In the present invention, the target substance refers to the target substance included in the analysis solution and to be measured by a transistor-type biosensor. Specifically, it may refer to biochemical molecules composed of proteins, etc., and more specifically, enzymes, cells, carbohydrates, microorganisms, It can refer to antibodies, drugs, biomarkers, hormones, etc. Additionally, the concentration of each ion dissolved in the solution also corresponds to the target material.
본 발명에서 분석 용액은 소변, 혈장, 혈액, 혈청, 조직, 세포, 림프액 및 분변과 같이 생물학적 시료 또는 상기 생물학적 시료와 유사한 조건을 구현한 인공 시료로 제공될 수 있다.In the present invention, the analysis solution may be provided as a biological sample such as urine, plasma, blood, serum, tissue, cells, lymph fluid, and feces, or as an artificial sample that implements conditions similar to the biological sample.
이하 도 1을 통해 본 발명의 실시 예에 따른 대조 전극부를 더 구체적으로 설명한다. Hereinafter, the control electrode unit according to an embodiment of the present invention will be described in more detail with reference to FIG. 1.
도 1은 본 발명의 실시 예에 따른 대조 전극부를 설명하기 위한 도면이다. 1 is a diagram for explaining a control electrode unit according to an embodiment of the present invention.
도 1을 참조하면, 본 발명의 실시 예에 따른 대조 전극부(100)는 기판(110), 소스 영역(130), 드레인 영역(150) 및 그래핀 채널 영역(170)이 포함될 수 있다. Referring to FIG. 1, the control electrode unit 100 according to an embodiment of the present invention may include a substrate 110, a source region 130, a drain region 150, and a graphene channel region 170.
구체적으로, 상기 기판(110)의 일 면에 기판(110)과 반대 극성을 갖는 소스 영역(130) 및 드레인 영역(150)이 서로 이격되어 형성될 수 있으며, 상기 소스 영역(130) 및 드레인 영역(150) 사이에 그래핀 채널 영역(170)이 형성될 수 있다.Specifically, a source region 130 and a drain region 150 having polarities opposite to those of the substrate 110 may be formed on one side of the substrate 110 to be spaced apart from each other, and the source region 130 and the drain region may be formed. A graphene channel region 170 may be formed between (150).
앞서 설명한 바와 같이 상기 그래핀 채널 영역(170)은 그래핀 레이어로 제공될 수 있으며, 더 바람직하게는 불소화 처리를 통해 소수성으로 표면 개질된 그래핀 레이어로 제공될 수 있다. As previously described, the graphene channel region 170 may be provided as a graphene layer, and more preferably, may be provided as a graphene layer whose surface has been modified to be hydrophobic through fluorination treatment.
또한, 상기 소스 영역(130)과 상기 드레인 영역(150)에는 각각 소스 전극 및 드레인 전극이 마련될 수 있다. Additionally, a source electrode and a drain electrode may be provided in the source region 130 and the drain region 150, respectively.
상기 소스 영역(130)과 상기 드레인 영역(150)의 상면에는 금(Au)을 증착시킨 금 전극이 형성될 수 있다. 상기 금 전극을 통해, 상기 소스 영역(130) 및 드레인 영역(150)에 전압 인가 또는 전류를 측정하기 위해 필요한 전선의 접촉 시 오믹(Ohmic) 접촉을 형성할 수 있다.Gold electrodes in which gold (Au) is deposited may be formed on the upper surfaces of the source region 130 and the drain region 150. Through the gold electrode, ohmic contact can be formed when a wire required to apply voltage or measure current to the source region 130 and drain region 150 is contacted.
실시 예에 따르면, 상기 그래핀 채널 영역(170)은 상기 분석 용액과 직접 접촉하여 상기 분석 용액의 변위를 측정할 수 있다. 상기 그래핀 채널 영역(170)이 변위를 측정하고, 이를 통해 대상 물질의 농도를 측정하는 과정에 대해서는 후술하도록 한다. According to an embodiment, the graphene channel region 170 may measure the displacement of the analysis solution by directly contacting the analysis solution. The process of the graphene channel region 170 measuring displacement and measuring the concentration of the target material through this measurement will be described later.
이상 도 1을 통해 본 발명의 실시 예에 따른 대조 전극부의 구성에 대해 설명하였다. 이하 도 2 내지 3을 통해 그래핀 채널 영역과 불소화 처리에 대해 더 자세히 설명한다. The configuration of the control electrode unit according to an embodiment of the present invention has been described above with reference to FIG. 1 . Hereinafter, the graphene channel region and fluorination treatment will be described in more detail through FIGS. 2 and 3.
도 2는 그래핀 채널 영역에서의 불소 원자와 그래핀 채널 영역을 이루는 탄소 원자간의 결합을 설명하기 위한 그래프이고, 도 3은 불소화 처리된 그래핀 채널 영역의 용액 내 각 이온 농도에 대한 전기적 특성을 설명하기 위한 그래프이다.Figure 2 is a graph to explain the bond between the fluorine atoms in the graphene channel region and the carbon atoms forming the graphene channel region, and Figure 3 shows the electrical characteristics for each ion concentration in the solution of the fluorinated graphene channel region. This is a graph for explanation.
앞서 설명한대로, 본 발명의 실시 예에 따른 그래핀 채널은 그래핀 레이어로 제공될 수 있으며, 더 바람직하게는 불소화 처리를 통해 표면에 불소(F)원자를 고정한 그래핀 레이어로 제공될 수 있다. As described above, the graphene channel according to an embodiment of the present invention may be provided as a graphene layer, and more preferably, may be provided as a graphene layer with fluorine (F) atoms fixed to the surface through fluorination treatment.
통상적으로, 불소(F) 원자와 탄소(C) 원자는 공유 결합(Covalent bond), 이온 결합(Ionic bond), 세미 이온결합(Semi-ionic bond) 및 불소(F) 원자를 가지고 있는 벤젠의 탄소(C) 원자와 탄소(C) 원자의 전자 궤도 중첩에 의한 π-π결합 중에서 선택되는 어느 하나 또는 하나 이상의 방법으로 결합될 수 있다.Typically, the fluorine (F) atom and the carbon (C) atom form a covalent bond, an ionic bond, a semi-ionic bond, and the carbon of benzene that has a fluorine (F) atom. (C) atom and a carbon (C) atom may be bonded by any one or more than one method selected from π-π bonding by overlapping electronic orbits of the carbon (C) atom.
도 2를 참조하면, 불소(F) 원자와 상기 그래핀 채널을 이루는 탄소 원자 사이에 결합에 있어서, 공유 결합의 결합 에너지(Binding energy)가 가장 높은 것을 확인할 수 있다. 이는 상기 공유 결합이 탄소 불소간 결합(C-F)에 있어서 가장 안정적으로 결합할 수 있다는 것을 의미한다. Referring to Figure 2, it can be seen that the binding energy of the covalent bond is the highest in the bond between the fluorine (F) atom and the carbon atom forming the graphene channel. This means that the covalent bond can form the most stable bond in the carbon-fluorine bond (C-F).
하지만, 상기 탄소(C) 원자와 불소(F) 원자가 공유 결합을 하게 되면, 상기 탄소(C) 원자의 최외각 전자가 상기 불소(F) 원자로 이동하기 때문에 자유전자가 존재하지 않으며, 이는 그래핀 레이어의 전도성이 사라지게 된다. However, when the carbon (C) atom and the fluorine (F) atom are covalently bonded, the outermost electron of the carbon (C) atom moves to the fluorine (F) atom, so there are no free electrons, which leads to graphene The conductivity of the layer disappears.
하지만 본 발명에서는 탄소(C) 원자와 불소(F) 원자간의 공유 결합을 최소화 하기 위해 50 W 이하의 낮은 플라즈마 파워를 이용하여 그래핀 표면에 상대적으로 C-F 공유 결합 비율이 낮은 불소 처리 방법을 채택하고 있다. 또한, 불소(F) 원자가 벤젠 구조의 카본(C) 원자와 공유 결합 되어 있는 물질(플루오르벤젠)을 사용하여 불소(F) 원자와 그래핀 카본(C) 원자 간의 공유 결합이 아닌 벤젠의 카본(C) 원자와 그래핀 카본(C) 원자간의 π-π결합을 통해 불소(F) 원자를 그래핀 표면에 고정시키는 방법을 사용하게 된다. However, in the present invention, in order to minimize covalent bonds between carbon (C) atoms and fluorine (F) atoms, a fluorine treatment method with a relatively low C-F covalent bond ratio on the graphene surface is adopted using low plasma power of 50 W or less. there is. In addition, by using a material (fluorobenzene) in which the fluorine (F) atom is covalently bonded to the carbon (C) atom of the benzene structure, the carbon of benzene (rather than the covalent bond between the fluorine (F) atom and the graphene carbon (C) atom) is used. A method is used to fix fluorine (F) atoms to the graphene surface through π-π bonds between C) atoms and graphene carbon (C) atoms.
상기 방법들을 이용하여 탄소(C)와 상기 불소(F)간의 공유 결합을 최소화하고, 이온 결합(Ionic bond), 세미 이온결합(Semi-ionic bond) 및 탄소(C) 원자간 π-π결합을 통해 상기 그래핀 레이어에 불소(F) 원자를 고정시킬 수 있다. 즉, 상기 그래핀 레이어는 전도성이 유지된 상태에서 불소(F)원자가 고정될 수 있다. The above methods By minimizing the covalent bond between carbon (C) and the fluorine (F), the graphene is formed through ionic bonds, semi-ionic bonds, and π-π bonds between carbon (C) atoms. Fluorine (F) atoms can be fixed to the pin layer. That is, the graphene layer can have fluorine (F) atoms fixed to it while maintaining conductivity.
아울러, 상기 불소(F) 원자로 인하여, 상기 그래핀 레이어의 표면은 소수성으로 변화하게 되며, 상기 대상 물질이 상기 그래핀 채널 영역에 흡착되는 것을 억제할 수 있다. In addition, due to the fluorine (F) atom, the surface of the graphene layer becomes hydrophobic, and adsorption of the target material to the graphene channel region can be prevented.
실시 예에 따르면, 상기 불소화 처리를 통해 상기 불소 원자의 결합 비율은 상기 그래핀 채널 카본 원자 비율 대비 15% 이상, 더 바람직하게는 상기 그래핀 채널의 카본 원자 비율 대비 15 내지 50% 만큼 불소(F) 원자를 결합시킬 수 있다. 상기 불소(F) 원자가 상기 그래핀 채널 카본 원자 비율 대비 15% 미만으로 결합되면, 상기 그래핀 레이어에 결합된 불소(F) 원자가 부족하여 상기 그래핀 레이어의 소수성이 감소될 수 있다. 이는 그래핀 레이어에 대상 물질이 흡착되어 상기 대조 전극부에 상기 대상 물질의 전기적 신호가 감지될 수 있다. 이는 대상 물질의 정확한 농도를 측정하는데 오류로 작용하여 바이오 센서의 정확도가 감소될 수 있다.According to an embodiment, through the fluorination treatment, the bonding ratio of the fluorine atom is 15% or more compared to the carbon atom ratio of the graphene channel, more preferably 15 to 50% of the carbon atom ratio of the graphene channel (F ) Atoms can be combined. If the fluorine (F) atoms are bonded to less than 15% of the graphene channel carbon atom ratio, the hydrophobicity of the graphene layer may be reduced due to a lack of fluorine (F) atoms bonded to the graphene layer. This is because the target material is adsorbed to the graphene layer, so that the electrical signal of the target material can be detected by the control electrode. This may act as an error in measuring the exact concentration of the target substance and reduce the accuracy of the biosensor.
반대로 상기 불소(F) 원자의 결합 면적이 상기 그래핀 채널 카본 원자 비율 대비 50%를 초과하면 그래핀의 전도성이 감소하여 분석 용액에 대한 신뢰도가 감소할 수 있다. 이 또한 상기 대상 물질의 정확한 농도를 측정하는데 오류로 작용하여 바이오 센서의 정확도가 감소될 수 있다.Conversely, if the bonding area of the fluorine (F) atom exceeds 50% of the carbon atom ratio of the graphene channel, the conductivity of graphene may decrease, thereby reducing the reliability of the analysis solution. This may also act as an error in measuring the exact concentration of the target substance, reducing the accuracy of the biosensor.
이러한 이유로 상기 불소(F) 원자의 결합 비율은 상기 그래핀 채널의 카본 원자 비율 대비 15%, 더 바람직하게는 15 내지 50% 일 수 있다. For this reason, the bonding ratio of the fluorine (F) atom may be 15%, more preferably 15 to 50%, compared to the carbon atom ratio of the graphene channel.
실제로 도 3을 참조하면, 상기 불소화 처리 된 그래핀 채널을 포함하는 대조 전극부는 분석 용액의 양이온, 음이온 및 pH가 변화하여도 게이트 소스 전압(VGS) 및 드레인 소스 전류(IDS)가 동일한 수준으로 일정하게 유지되는 것을 확인할 수 있다. 이는, 상기 대조 전극부가 상기 분석 용액의 변위, 더 바람직하게는 분석 용액에 상기 물질들이 혼합되어 있어도 검출하고자 하는 대상 물질의 변위만을 측정할 수 있다는 것을 의미한다. In fact, referring to FIG. 3, the control electrode unit including the fluorinated graphene channel has the gate source voltage (V GS ) and drain source current (I DS ) at the same level even when the cations, anions, and pH of the analysis solution change. You can check that it remains constant. This means that the control electrode unit can only measure the displacement of the analysis solution, more preferably, the displacement of the target substance to be detected even if the substances are mixed in the analysis solution.
도 4는 본 발명의 실시예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서를 개략적으로 도시하는 개념도이고, 도 5는 제1 변위 및 제2 변위를 비교하기 위한 그래프이다. FIG. 4 is a conceptual diagram schematically showing a transistor-type biosensor according to an embodiment of the present invention, and FIG. 5 is a graph for comparing the first displacement and the second displacement.
도 4를 참조하면 본 발명의 실시예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서(1000)는 센싱부(300), 대조 전극부(100) 기준 전극(500), 제1 검출부(710) 및 제2 검출부(730)를 포함할 수 있다. 상기 센싱부(300) 및 대조 전극부(100)에 대한 구체적인 설명은 상술하였으므로 생략하도록 한다. Referring to FIG. 4, the transistor-type biosensor 1000 according to an embodiment of the present invention includes a sensing unit 300, a control electrode unit 100, a reference electrode 500, a first detection unit 710, and a second detection unit 730. ) may include. Since detailed descriptions of the sensing unit 300 and the control electrode unit 100 have been described above, they will be omitted.
상기 기준 전극(500)은 상기 분석 용액에 일정한 전압을 가하는 장치로 상기 센싱부(300) 및 상기 대조 전극부(100)와 연결되어 상기 분석 용액의 전압 또는 전위의 변위를 각각 측정할 수 있다. 즉, 상기 센싱부(300) 및 상기 대조 전극부(100)는 상기 기준 전극(500)을 통해 병렬로 연결될 수 있다. The reference electrode 500 is a device that applies a constant voltage to the analysis solution and is connected to the sensing unit 300 and the control electrode unit 100 to measure the voltage or potential displacement of the analysis solution, respectively. That is, the sensing unit 300 and the control electrode unit 100 may be connected in parallel through the reference electrode 500.
구체적으로, 상기 트랜지스터형 바이오 센서(1000)는 제1 검출부(710)를 사용하여 상기 기준 전극(500)과 상기 센싱부(300) 사이의 변위를 측정할 수 있으며, 제2 검출부(730)를 사용하여 상기 기준 전극(500)과 상기 대조 전극부(100) 사이의 변위를 측정할 수 있다. 이하, 상기 기준 전극(500)과 상기 센싱부(300) 사이의 변위를 제1 변위, 상기 기준 전극(500)과 상기 대조 전극부(100) 사이의 변위를 제2 변위로 정의할 수 있다. Specifically, the transistor-type biosensor 1000 can measure the displacement between the reference electrode 500 and the sensing unit 300 using a first detection unit 710, and a second detection unit 730. It is possible to measure the displacement between the reference electrode 500 and the reference electrode unit 100. Hereinafter, the displacement between the reference electrode 500 and the sensing unit 300 may be defined as the first displacement, and the displacement between the reference electrode 500 and the control electrode unit 100 may be defined as the second displacement.
실시 예에 따르면, 상기 트랜지스터형 바이오 센서(1000)는 상기 제1 변위와 상기 제2 변위의 차이를 산출하여 상기 대상 물질의 농도를 정확하게 측정할 수 있다. According to an embodiment, the transistor-type biosensor 1000 can accurately measure the concentration of the target substance by calculating the difference between the first displacement and the second displacement.
다시 말해, 상기 트랜지스터형 바이오 센서(1000)는 상기 센싱부(300)로부터 상기 분석 용액의 제1 변위를 측정하고, 상기 대조 전극부(100)로부터 상기 분석 용액의 제2 변위를 측정하여, 상기 제1 변위와 상기 제2 변위의 차이를 산출하여 상기 대상 물질의 농도를 측정할 수 있다. In other words, the transistor-type biosensor 1000 measures the first displacement of the analysis solution from the sensing unit 300 and the second displacement of the analysis solution from the control electrode unit 100, The concentration of the target substance can be measured by calculating the difference between the first displacement and the second displacement.
예를 들어, 도 5와 같이 상기 트랜지스터형 바이오 센서(1000)는 상기 센싱부(300)로부터 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS) 변위를 산출할 수 있고, 상기 대조 전극부로부터 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS) 변위를 산출할 수 있다.For example, as shown in FIG. 5, the transistor-type biosensor 1000 can calculate the gate-source voltage (V GS ) displacement of the sensing unit from the sensing unit 300, and calculate the displacement of the gate-source voltage (V GS ) of the sensing unit from the control electrode unit. Negative gate-source voltage (V GS ) displacement can be calculated.
이 경우 앞서 설명한 바와 같이 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS) 변위는 상기 기준 전극(500)에서 인가하는 전압과 분석 용액 내 전하들이 나타내는 전압의 합으로 표현될 수 있다. In this case, as described above, the gate-source voltage (V GS ) displacement of the control electrode unit can be expressed as the sum of the voltage applied by the reference electrode 500 and the voltage expressed by the charges in the analysis solution.
반면에, 상기 센싱부의 게이트 채널에는 검출하고자 하는 대상 물질과 감응하는 항체, 단백질, 또는 감응막 등을 도포하여 대상 물질 농도를 측정할 수 있다. 이러한 이유로 인해 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS) 변위는 분석 용액 내 전하들이 나타내는 전합과 대상 물질 농도로 인한 전압의 합으로 표현될 수 있다. On the other hand, the concentration of the target substance can be measured by applying an antibody, protein, or sensitive membrane that is sensitive to the target substance to be detected to the gate channel of the sensing unit. For this reason, the gate-source voltage (V GS ) displacement of the sensing unit can be expressed as the sum of the electric charges expressed in the analysis solution and the voltage due to the concentration of the target substance.
즉, 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS) 변위에서 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS) 변위의 차를 구하면, 양 변위에 공통적으로 포함되는 분석 용액의 전압은 소멸되고, 대상 물질 농도로 인한 전압 값만 나타나게 된다. 이를 통해 상기 대상 물질의 농도를 정확하게 측정할 수 있다. In other words, if the difference between the gate-source voltage (V GS ) displacement of the control electrode part is obtained from the gate-source voltage (V GS ) displacement of the sensing unit, the voltage of the analysis solution commonly included in both displacements disappears, and the target substance Only the voltage value due to concentration is displayed. Through this, the concentration of the target substance can be accurately measured.
도 5에서는 상기 제1 변위 및 제2 변위가 전압인 경우만을 예를 들어 설명하였으나, 상기 변위 값이 전류, 저항, 전도성 등 전기적 특성인 경우에도 동일하게 적용될 수 있다. In FIG. 5, only the case where the first displacement and the second displacement are voltage is explained as an example, but the same can be applied even when the displacement value is an electrical characteristic such as current, resistance, or conductivity.
구체적으로, 상기 제1 변위는 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS), 전류, 게이트 채널 저항 및 게이트 채널의 전도성 등 상기 센싱부 전기적 특성에 대한 변위를 의미할 수 있으며, 상기 제2 변위는 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS), 전류, 게이트 채널 저항 및 게이트 채널 등 상기 대조 전극부의 전기적 특성에 대한 변위로 정의될 수 있다. Specifically, the first displacement may mean a displacement of the electrical characteristics of the sensing unit, such as the gate-source voltage (V GS ), current, gate channel resistance, and conductivity of the gate channel, and the second displacement is It may be defined as a displacement of the electrical characteristics of the control electrode unit, such as gate-source voltage (V GS ), current, gate channel resistance, and gate channel of the control electrode unit.
즉, 본 발명의 실시 예에 따른 트랜지스터 방식의 바이오 센서(1000)는 상기 센싱부(300)의 전기적 특성 변위와 상기 대조 전극부(100)의 전기적 특성 변위를 각각 산출한 후 변위의 차를 구하여 상기 대상 물질의 농도를 정확하게 측정할 수 있음은 물론이다.That is, the transistor-type biosensor 1000 according to an embodiment of the present invention calculates the electrical characteristic displacement of the sensing unit 300 and the electrical characteristic displacement of the control electrode unit 100, and then calculates the difference in displacement. Of course, the concentration of the target substance can be accurately measured.
또한, 본 발명의 실시 예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서(1000)는 도 6과 같이 상기 분석 용액의 양이온, 음이온 및 pH가 변화하여도 상기 센싱부(300)의 전기적 특성 변위와 상기 대조 전극부(100)의 전기적 특성 변위를 산출하여 상기 대상 물질의 농도를 정확하게 측정할 수 있다. In addition, the transistor-type biosensor 1000 according to an embodiment of the present invention changes the electrical characteristic displacement of the sensing unit 300 and the control electrode unit ( By calculating the electrical characteristic displacement of 100), the concentration of the target material can be accurately measured.
도 6을 참조하면, 상기 분석 용액에 나트륨(Na) 또는 칼륨(K) 및 pH 농도가 변화하여도 대상 물질의 농도를 산출할 수 있다. 이는 앞서 설명한것과 같이 상기 센싱부(300)와 상기 대조 전극부(100) 모두 분석 용액과 직접 접촉하여 각각의 변위를 산출한 후 변위의 차를 구하기 때문이다. 이를 통해, 상기 분석 용액의 양이온, 음이온 및 pH에 영향받지 않고 대상 물질의 농도를 정확하게 측정할 수 있다.Referring to FIG. 6, the concentration of the target substance can be calculated even if the sodium (Na) or potassium (K) and pH concentrations in the analysis solution change. This is because, as described above, both the sensing unit 300 and the control electrode unit 100 are in direct contact with the analysis solution to calculate their respective displacements and then obtain the difference in displacement. Through this, the concentration of the target substance can be accurately measured without being affected by the cations, anions, and pH of the analysis solution.
이상 본 발명의 실시 예에 따르면, 통상의 트랜지스터 센서로 제공되는 센싱부에 불소 처리된 그래핀 채널 영역을 포함하는 대조 전극부를 결합하여 희석용 버퍼 용액 없이도 대상 물질의 농도를 측정하는 트랜지스터형 바이오 센서를 제공할 수 있다. According to an embodiment of the present invention, a transistor-type biosensor measures the concentration of a target substance without a dilution buffer solution by combining a control electrode unit including a fluorine-treated graphene channel region with a sensing unit provided as a typical transistor sensor. can be provided.
통상의 트랜지스터형 바이오 센서는 상기 분석 용액 내 대상 물질로 인한 변위, 예를 들어 대상 물질이 가지고 있는 전위로 인하여 형성되는 변위를 측정하여 대상 물질의 농도를 산출할 수 있다. 이 때, 변위의 종류로는 게이트 소스 전압(VGS), 드레인 소스 전류(IDS), 게이트 채널의 저항 및 전도성 등 전기적 특성이 있다. A typical transistor-type biosensor can calculate the concentration of the target substance by measuring the displacement caused by the target substance in the analysis solution, for example, the displacement formed due to the potential of the target substance. At this time, the types of displacement include electrical characteristics such as gate-source voltage (V GS ), drain-source current (I DS ), and resistance and conductivity of the gate channel.
하지만, 상기 분석 용액은 단백질, 양이온, 음이온, 헤모글로빈 등 다수의 간섭 물질이 혼합되어 있으며, 상기 간섭 물질이 상기 대상 물질로 인한 전류, 전압 및 전기적 특성 변위를 정확하게 산출하는 것을 방해하여 정확도가 감소할 수 있다. 이를 방지하기 위해 희석용 버퍼 용액을 만들어 간섭 물질의 영향을 최소화 시키는 과정이 요구된다. However, the analysis solution is a mixture of a number of interfering substances such as proteins, cations, anions, and hemoglobin, and the interfering substances interfere with accurately calculating the current, voltage, and electrical characteristic displacement caused by the target substance, thereby reducing accuracy. You can. To prevent this, a process of minimizing the effect of interfering substances is required by creating a dilution buffer solution.
반면에 본 발명의 실시 예에 따른 트랜지스터형 바이오 센서는 상기 불소화 처리를 통해 대상 물질에 감응하지 않는 전극부, 즉 대조 전극부를 제공할 수 있다. 상기 대조 전극부를 통하여 상기 대상 물질을 제외한 용액의 전류, 전압 및 전기적 특성 변위를 정확하게 측정할 수 있으며, 이를 통상의 트랜지스터형 센서와 결합하여 상기 대상 물질로 인한 전류, 전압 및 전기적 특성 변위를 정확하게 산출할 수 있다. On the other hand, the transistor-type biosensor according to an embodiment of the present invention can provide an electrode portion that is not sensitive to the target material, that is, a control electrode portion, through the fluorination treatment. Through the control electrode unit, the current, voltage, and electrical property displacement of the solution excluding the target material can be accurately measured, and by combining this with a typical transistor-type sensor, the current, voltage, and electrical property displacement due to the target material can be accurately calculated. can do.
상술한 특징으로 인하여, 본 발명은 희석용 버퍼 용액을 제조하여 분석 용액을 희석하는 과정을 생략하여 빠른 진단과 비용 절감을 제공할 수 있다. 아울러, 분석 용액 내 간섭 물질로 인한 측정오차를 최소화 하여 바이오 센서의 정확성을 향상할 수 있다. Due to the above-described features, the present invention can provide rapid diagnosis and cost savings by omitting the process of preparing a dilution buffer solution and diluting the analysis solution. In addition, the accuracy of the biosensor can be improved by minimizing measurement errors due to interfering substances in the analysis solution.
본 발명에서 불소처리는 플라즈마 처리 방법을 이용하는 경우 실온(25℃)에서 50 kHz 라디오 주파수 플라즈마 소스를 이용하여 50 W 파워로 C3F8 가스 분위기(10 sccm)에서 20분 처리하였다. 또한, 플루오르벤젠 용액을 이용하는 경우 실온에서 순수 플루오르벤젠 용액 속에서 24시간 불소 처리 하였다. 플루오르벤젠 용액의 온도를 높이면 불소 처리 시간이 짧아진다. In the present invention, when using a plasma treatment method, fluorine treatment was performed at room temperature (25°C) using a 50 kHz radio frequency plasma source with 50 W power in a C 3 F 8 gas atmosphere (10 sccm) for 20 minutes. In addition, when using a fluorobenzene solution, fluorine treatment was performed for 24 hours in a pure fluorobenzene solution at room temperature. Increasing the temperature of the fluorobenzene solution shortens the fluorine treatment time.
앞서 설명한 본 발명의 상세한 설명에서는 본 발명의 바람직한 실시 예들을 참조하여 설명하였지만, 해당 기술 분야의 숙련된 당업자 또는 해당 기술 분야에 통상의 지식을 갖는 자라면 후술 될 특허청구범위에 기재된 본 발명의 사상 및 기술영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 이해할 수 있을 것이다.Although the detailed description of the present invention described above has been described with reference to preferred embodiments of the present invention, those skilled in the art or those skilled in the art will understand the spirit of the present invention as described in the patent claims to be described later. It will be understood that the present invention can be modified and changed in various ways without departing from the technical scope.
100 : 대조 전극부
110 : 기판
130 : 소스 영역
150 : 드레인 영역
170 : 채널 영역
300 : 센싱부
500 : 기준 전극
1000: 트랜지스터형 바이오 센서100: control electrode part
110: substrate
130: source area
150: drain area
170: Channel area
300: Sensing unit
500: reference electrode
1000: Transistor-type biosensor
Claims (6)
상기 센싱부와 전기적으로 연결되며, 상기 분석 용액의 전기적 신호를 측정하는 대조 전극부;를 포함하되,
상기 대조 전극부는, 불소 원자가 결합 된 그래핀(graphene) 채널 영역을 포함하는 것을 특징으로 하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서.A sensing unit that measures the electrical signal of the analysis solution containing the target substance; and
A control electrode unit electrically connected to the sensing unit and measuring the electrical signal of the analysis solution,
A transistor-type biosensor that does not require sample dilution, wherein the control electrode unit includes a graphene channel region to which fluorine atoms are bonded.
상기 대조 전극부의 상기 불소 원자는 상기 그래핀을 이루는 탄소 원자와 이온 결합, 세미 이온 결합 또는 불소 원자가 결합되어 있는 벤젠 구조의 카본 원자와 그래핀 카본 원자 간 π-π결합 중 선택되는 어느 하나의 결합 방법으로 결합하여, 상기 그래핀 채널 영역이 전도성을 유지하는 상태로 제공되는 것을 특징으로 하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서. According to clause 1,
The fluorine atom of the control electrode portion is a bond selected from the group consisting of a carbon atom forming the graphene and an ionic bond, a semi-ionic bond, or a π-π bond between a carbon atom of a benzene structure to which a fluorine atom is bonded and a graphene carbon atom. A transistor-type biosensor that does not require sample dilution, characterized in that the graphene channel region is provided in a state of maintaining conductivity by combining the method.
상기 트랜지스터형 바이오 센서는,
상기 센싱부로부터 상기 분석 용액의 제1 변위를 산출하고,
상기 대조 전극부로부터 상기 분석 용액의 제2 변위를 산출하여,
상기 제1 변위와 상기 제2 변위의 차이를 비교하여 상기 대상 물질의 농도를 측정하는 것을 특징으로 하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서.According to clause 2,
The transistor-type biosensor,
Calculating a first displacement of the analysis solution from the sensing unit,
By calculating the second displacement of the analysis solution from the control electrode unit,
A transistor-type biosensor that does not require sample dilution, characterized in that the concentration of the target substance is measured by comparing the difference between the first displacement and the second displacement.
상기 제1 변위는 상기 센싱부의 게이트-소스 전압(VGS), 전류, 게이트 채널 저항 및 게이트 채널의 전도성 중에서 선택되는 어느 하나 이상의 전기적 특성에 대한 변위이며,
상기 제2 변위는 상기 대조 전극부의 게이트-소스 전압(VGS), 전류, 게이트 채널 저항 및 게이트 채널의 전도성 중에서 선택되는 어느 하나의 전기적 특성에 대한 변위인 것을 포함하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서. According to clause 3,
The first displacement is a displacement for one or more electrical characteristics selected from the gate-source voltage (V GS ), current, gate channel resistance, and conductivity of the gate channel of the sensing unit,
The second displacement is a displacement of any one electrical characteristic selected from the gate-source voltage (V GS ), current, gate channel resistance, and conductivity of the gate channel of the control electrode portion. A transistor that does not require sample dilution. type biosensor.
상기 센싱부 및 상기 대조 전극부는 병렬로 연결되는 것을 특징으로 하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서. According to clause 2,
A transistor-type biosensor that does not require sample dilution, wherein the sensing unit and the control electrode unit are connected in parallel.
상기 분석 용액의 전기적 신호를 검출하여 제2 변위를 측정하는 단계; 및
상기 제1 변위와 상기 제2 변위의 차이를 산출하여 상기 대상 물질의 농도를 측정하는 단계;를 포함하며,
상기 제2 변위는 불소 원자가 결합 된 그래핀(graphene) 채널 영역을 포함하는 대조 전극부에서 측정되는 것을 특징으로 하는, 샘플 희석이 필요 없는 트랜지스터형 바이오 센서의 측정방법.
measuring a first displacement by detecting an electrical signal of an analysis solution containing a target substance;
measuring a second displacement by detecting an electrical signal of the analysis solution; and
A step of measuring the concentration of the target substance by calculating the difference between the first displacement and the second displacement,
A measurement method for a transistor-type biosensor that does not require sample dilution, characterized in that the second displacement is measured at a control electrode unit including a graphene channel region to which fluorine atoms are bonded.
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