KR100547015B1 - 일정한 크기 이상의 분석물질을 정량 분석하기 위한바이오센서 및 그 제조방법 - Google Patents

일정한 크기 이상의 분석물질을 정량 분석하기 위한바이오센서 및 그 제조방법 Download PDF

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Abstract

본 발명은 수 나노미터 단위 이하의 일정한 지름을 갖는 전도성 노출부가, 절연된 금속 기판 위에 작위적 또는 무작위적으로 분포한 구조의 구현 및 이러한 구조를 이용하여 특정 분자량 또는 크기 이상의 생화학물질을 정량 분석하는 방법에 관한 것이다. 본 발명을 통해, 측정대상물질에 비특이적으로 결합된 신호발생물질의 세척과정이 필요없는 간편한 과정으로 단백질의 정량분석이 가능하며, 측정대상물질의 분자크기를 이용한 범용적이며, 선택적인 분리측정이 가능하여, 다른 물질들에 의한 간섭현상을 줄일 수 있다.
바이오센서, 단분자막, 전도성 노출부, 절연부

Description

일정한 크기 이상의 분석물질을 정량 분석하기 위한 바이오센서 및 그 제조방법{BIOSENSOR FOR ANALYZING QUANTITATIVELY ANALYTE WITH A PREDETERMINED SIZE AND LARGER THAN, AND MANUFACTURING METHOD THEREOF}
도 1a 및 도 1b는 본 발명의 일 실시예에 의한 혼합형 자기조립단분자막의 형성 단계를 설명하는 도면.
도 2a 및 도 2b는 본 발명의 일 실시예에 따라 전도성 노출부의 면적 결정을 위해 아비딘과 데스싸이오바이오틴을 결합시키는 단계를 설명하는 도면.
도 3a 및 도3b는 본 발명의 일 실시예에 따라 자기조립단분자막의 치환 반응을 이용하여 절연부를 형성하는 단계를 설명하는 도면.
도 4a 및 도4b는 본 발명의 일 실시예에 따라 바이오틴을 첨가하여 아비딘을 제거하는 단계를 설명하는 도면.
도 5a 및 도5b는 본 발명에 의한 바이오센서를 이용하여 HbA1c를 정량 분석하는 원리를 설명하는 도면.
본 발명은 일정한 크기 이상의 분석물질을 정량 분석하기 위한 바이오센서 및 그 제조방법에 관한 것으로서, 특히 일정한 지름을 갖는 전도성 노출부가, 절연된 금속 기판 위에 작위적 또는 무작위적으로 분포한 구조의 구현 및 이러한 구조를 통한 생화학물질의 정량 분석 방법에 관한 것이다.
전도성 금속 기판을 절연처리한 후, 마이크로미터 단위 이상의 특정 면적을 가지는 전도성 노출부를 형성하는 방법은, 이미 알려져 있는 반도체 공정기술에서 파생된 여러 가지 기술을 통해 구현되어왔다. 그러나 수 나노미터(nm) 단위의 특정 면적을 가지는 전도성 노출부의 형성 방법은 현재의 기술적인 한계로 인해, 실현에 어려움을 겪고 있으며, 이를 구현할 수 있는 기술 개발에 대한 연구가 활발히 이뤄지고 있다(US 6,503,701, US 6,492,096, US 6,322,963, US 6,001,587, US 5,922,214).
한편 자기조립단분자막(SAM)은 기본적으로 황화수소기(싸이올, -SH) 또는 황이중결합(다이설파이드, -S-S-)이 포함되어 있는 유기화합물의 황 작용기가 금 또는 백금 등의 금속 전극과 공유성 결합을 하여 금속 전극의 표면에 단분자층으로 정렬되어 있는 상태로 설명할 수 있다. 자기조립단분자막의 형성은 물 또는 유기용매 등의 각종 용매에 해당 물질을 용해시킨 용액을 준비하여 금속기질과 접촉시켜(용매에 금속 기질을 담가두거나 금속 기질 위에 용매를 떨어뜨리는 등의 방법을 이용), 일정시간 동안 반응을 시킨 후, 결합되지 않은 분자를 세척하는 등의 방법을 이용한다. 이러한 자기조립단분자막은 금속 표면의 개질(척수성을 친수성으로 또는 친수성을 척수성으로) 또는 생화학적 물질을 금속에 직접적으로 연결할 수 있는 링커 역할로 많이 이용되어 왔다. 이러한 원리를 이용한 바이오센서 제작에 관한 특 허는 이미 상당수 보고된 바가 있지만, 현재까지 상용화된 바이오센서 중에서 자기조립단분자막 기술을 이용한 바이오센서는 전무한 것으로 파악되고 있다.
현재까지 보고된 자기조립단분자막 관련기술을 살펴보면 금 또는 백금 등의 전도성 금속에의 자기조립단분자막 형성에 대한 기술을 필두로 하여, 형성된 자기조립단분자막의 말단에 존재하는 작용기를 이용하여 단백질, DNA 등의 생화학물질을 고정하는 방법 및 고정화되는 물질의 특이성 등에 관한 기술이 대부분을 차지하고 있다(US 4,964,972; US 5,652,059; US 5,686,549; US 5,725,788; US 5,827,417; US 5,922,214; US 6,031,756; US 6,114,099; US 6,127,127; US 6,156,393; US 6,183,815; US 6,270,946; US 6,287,874; US 6,312,809; US 6,322,979; US 6,346,387; US 6,432,723; US 6,436,699; US 6,444,318; US 6,444,321; US 6,492,096; US 6,114,099).
지금까지의 단백질의 정량분석은 일반적으로 면역반응의 응용을 통해 이루어져 왔다. 그 대표적인 방법 중 하나가 ELISA (Enzyme-linked Immuno Sorbent Assay)로서, 그 원리는 기판 위에 측정을 원하는 단백질에 특이적으로 결합할 수 있는 1차 항체(primary antibody)를 고정화시킨 후, 측정을 원하는 단백질이 이에 결합하면, 2차적으로 다시 그 단백질에 결합할 수 있는, 표지물질(형광이나, 방사성 등의 성질을 가지고 있는)이 붙어 있는 2차 항체(secondary antibody)가 다시 결합하여 나타내는 신호의 세기를 측정하여 단백질의 농도를 정량분석하는 것이다.
이러한 종래의 단백질 정량분석 방법은 몇 가지 문제점을 가진 것으로 드러났는데, 대표적인 것으로 두 가지를 들 수 있다. 첫째, 비특이적으로 결합한 항체 또는 항원을 씻어내는 세척과정이 필수적이기 때문에, 결과적으로, 측정에 소요되는 시간이 길어지고, 측정장비가 대형화되어야 한다는 단점이 발생한다. 둘째, 표지물질이 대부분 형광이나 방사성을 띠고 있기 때문에, 이를 검출할 수 있는 장비가 별도로 필요하여, 장비의 대형화 및 복잡성의 원인이 되고 있음과 동시에 가격 상승에도 커다란 영향을 미치게 된다. 실제 현재까지 개발된 ELISA 등을 통한 면역적 측정장비의 측정소요시간은 약 수 시간 정도로서, 이를 휴대용 장비로 개발하는데 큰 단점으로 작용할 뿐만 아니라, 가격 또한 수천만원 정도로 일반인 또는 소형 병원이 이용하는데, 커다란 제약이 되어왔다.
이러한 문제점을 해결하기 위해 제안된 본 발명은 측정하고자 하는 광범위한 생화학적 분자를 특이적으로 측정할 수 있는 범용적인 측정 인터페이스의 구현 및 이를 이용한 생화학적 분자의 정량 분석 방법의 구현을 일 목적으로 한다.
또한 본 발명은 생화학적 분자의 측정을 전기화학적 방식으로 측정할 수 있는 시스템을 구현하여, 휴대가 가능할 수 있도록 소형화시킬 수 있는 제품의 제작을 다른 목적으로 한다.
또한 본 발명은 단백질의 측정과정에 있어 시간이 오래 걸리는 등의 단점으로 인해 난관으로 지적되어 왔던 세척과정을 제거하여 편리함의 추구와 동시에, 측정소요시간의 단축을 또 다른 목적으로 한다.
이러한 목적을 달성하기 위해 자기조립단분자막을 형성 기술을 적용하여 수 나노미터 단위의 전도성 노출부를 갖는 바이오센서가 개시된다. 본 발명은 일정한 크기 이상의 분석물질을 정량 분석하기 위한 바이오센서에 있어서, 전극 기판과, 상기 전극 기판 위에서 상기 분석물질의 크기 이하의 지름을 갖도록 형성되며, 전기화학적 전도성을 갖는 복수의 제1 단분자막과, 상기 전극 기판 위에서 상기 제1 단분자막이 형성된 영역 이외의 영역에 형성되며, 전기화학적 절연성을 갖는 제2 단분자막을 구비하는 것을 일 특징으로 한다. 제1 단분자막층은 전도성 노출부를 형성하며, 제2 단분자막층은 절연부를 형성한다. 또한 분석물질에 특이적으로 결합할 수 있는 물질과 전기화학적 신호를 발생시킬 수 있는 물질이 결합된 화합물로 이루어지며, 제1 단분자막으로 형성된 전도성 노출부를 통해 확산 가능한 크기를 갖는 신호매개체가 더 구비된다.
바람직하게는, 복수의 제1 단분자막으로 형성된 전도성 노출부는 각각 그 지름이 일정하다. 또한 제1 단분자막으로 형성된 전도성 노출부는 나노스케일(nano-scale)의 지름을 갖는 자기조립단분자막층이다. 여기서 "나노스케일"이란 0.1 내지 10 나노미터를 말한다. 제1 단분자막은 싸이올 또는 다이설파이드가 포함되어 있는 유기화합물이며, 특히 3-머캡토프로피오닉액시드(3-mercatopropionic acid), 씨스테아민(cysteamine), 씨스타민(cystamine)으로 이루어진 그룹에서 선택된 어느 하나인 것이 바람직하다. 제2 단분자막 역시 자기조립단분자막이며, 1-데칸싸이올(1-decanethiol) 계열의 화합물로 이루어진다. 전극 기판은 금 또는 백금으로 이루어진다.
또한 본 발명은 일정한 크기 이상의 분석물질을 정량 분석하기 위한 바이오 센서를 제조하는 방법에 있어서, 전기화학적 전도성을 갖으며, 상기 바이오센서에 의해 분석 가능한 물질의 크기를 결정하는 거대분자와 특이적으로 결합하는 작용기가 표면에서 일부 분자의 단부에 결합되어 있는 제1 자기조립단분자막을 전극 기판 위에 형성하는 단계와, 상기 거대분자를 도입하여 상기 작용기와 상기 거대분자를 결합시키는 단계와, 상기 거대분자로 블로킹된 영역 이외의 상기 제1 자기조립단분자막을 전기화학적 절연성을 갖는 제2 자기조립단분자막으로 부분적으로 치환하는 단계와, 상기 거대분자를 제거하는 단계를 구비하는 것을 다른 특징으로 한다.
이러한 본 발명의 구성에 의하면 측정대상물질에 비특이적으로 결합된 신호발생물질의 세척과정이 필요없는 간편한 과정으로 단백질의 정량분석이 가능하며, 측정대상물질의 분자크기를 이용한 범용적이며, 선택적인 분리측정이 가능하여, 다른 물질들에 의한 간섭현상을 줄일 수 있다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 일 실시예를 상세히 설명한다. 본 발명은 어떠한 종류의 생화학 물질의 분석에 응용이 가능하나, 이해를 돕고자 단백질의 정량 분석에 이용되는 경우에 대해 상세한 설명을 한다. 도면에서 동일한 참조부호는 동일 또는 유사한 구성요소를 가리키는 것으로 사용된다.
먼저 도 1은 본 발명의 일 실시예에 의한 혼합형 자기조립단분자막의 형성 단계를 설명하는 도면이다. 혼합형 자기조립단분자막은 단백질의 비특이적 흡착을 막을 수 있는 역할과 동시에, 전기화학적 전도성을 충분히 나타낼 수 있도록 작은 길이의 탄소사슬 길이를 가진 싸이올 분자(2)와, 그 끝에 전도성 노출부의 면적을 결정하는 일정 크기의 단백질 분자에 특이적으로 결합할 수 있는 물질이 공유적으 로 결합된 싸이올 분자(1)의 혼합으로 구성된다. 도 1a에 도시되어 있는 바와 같이 이러한 이형의 자기조립단분자종이 혼합된 용액을 제조하여, 금속기판(3)을 담가두거나 또는 용액을 금속기판(3) 위에 떨어뜨린 후 일정시간이 지나면, 도 1b에 도시되어 있는 바와 같이 금속기판(3) 상의 금 원자와 싸이올 분자의 황 원자 간에 공유결합에 준하는 결합이 생성되어, 금속기판(3) 위에 혼합형 자기조립단분자막이 형성된 형태(5)가 완성된다.
본 발명에서 사용하는 금속기판(3)의 재료로는 자기조립단분자막을 형성할 수 있는 어떠한 종류라도 무방하나, 본 발명이 구현하고자 하는 전기화학적 바이오센서 인터페이스를 구현하기 위해서는 전기화학적 특성이 우수한 것이 보다 바람직한데, 이런 관점에서 금 또는 백금, 특히 상대적으로 가격이 싸고 그 처리가 간편하며, 플라스틱과의 접착성이 양호할 뿐만 아니라 도전율이 높은 금이 바람직하다.
본 발명에서 사용하는 혼합형 자기조립단분자막(1,2)을 형성하기 위한 분자로는 황화수소기(싸이올, -SH) 또는 황이중결합(다이설파이드, -S-S-)이 포함되어 있는 유기 화합물이면 모두 가능하다. 그러나 전기화학적으로 산화환원반응이 일어날 수 있도록 화합물을 구성하고 있는 탄소사슬의 길이가 짧은 것이 바람직하다. 이러한 성질을 가진 물질에는 3-머캡토프로피오닉액시드(3-mercatopropionic acid), 씨스테아민(cysteamine), 씨스타민(cystamine) 등이 있으며, 특히 탄소사슬 길이가 탄소원자 2개로 이루어진 씨스테아민(cysteamine) 또는 씨스타민(cystamine)이 바람직하다.
본 발명의 특징 중 하나인 전도성 노출부의 일정 면적을 결정할 수 있는, 일 정 크기의 거대분자에 특이적으로 결합할 수 있는 물질이 공유적으로 결합된 싸이올 분자(1)는 거대분자에 특이적으로 결합할 수 있는 분자(4)와, 전술한 바와 같은 싸이올 분자(2)의 인위적 공유결합으로 제작될 수 있다. 이러한 분자는 상용화된 물질 또는 제작한 물질을 미리 정제한 후에 2와 함께 혼합하는 방식으로 도입하는 것이 바람직하다. 이 때 노출부 면적의 결정에 이용되는 거대분자와 이에 특이적으로 결합할 수 있는 물질(4)의 결합쌍은, 가역적으로 결합할 수 있는 어떤 결합쌍이라도 가능하다. 이러한 쌍은 항원-항체, 아비딘-바이오틴(avidin-biotin) 등을 대표적인 예로 들 수 있으며, 이 밖에도 정전기적 인력 또는 물질의 친화도를 이용해 조절가능한 결합쌍 등 역시 이용이 가능하다. 이들 중 특히 아비딘-바이오틴(avidin-biotin)의 경우, 결합력이 강할 뿐만 아니라 가역적인 결합의 유도가 가능하기 때문에, 본 발명에서는 이를 예로 들어 도 2와 함께 설명하고자 한다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따라 전도성 노출부의 면적 결정을 위해 아비딘과 데스싸이오바이오틴을 결합시키는 단계를 설명하는 도면이다. 도 2a에 도시되어 있는 바와 같이 거대분자(6)가 도 1b에 도시된 전극(5)에 도입됨에 따라, 도 2b에 도시되어 있는 바와 같이 자기조립된 단분자막 표면에 존재하는 특정 작용기(4)와 결합하게 된다. 이 때 거대분자(6)를 첨가하는 방법은 용액의 형태로 간편하게 첨가할 수 있으며, 일정 시간동안 실온에서 반응을 기다리는 방법으로 결합을 완성시킬 수 있다. 이렇게 이용될 수 있는 물질(4, 6)의 예는 전술한 바와 같은 항원-항체, 아비딘-바이오틴(avidin-biotin) 등을 들 수 있다. 본 특허에서는 이들 중 가역적인 결합조절이 가능한 아비딘-바이오틴(avidin-biotin)을 예로 들어 설명하고자 한다.
아비딘(avidin)은 네 개의 결합자리를 가지고 있는 단백질의 일종으로서, 바이오틴(biotin)과 특이적으로 결합할 수 있는데, 이 결합력은 매우 강력하다. 그러나 가역적인 결합 조절이 중요한 성질 중의 하나이므로 본 발명에서 특정 작용기(4)로 바이오틴을 이용할 경우에는 결합의 가역적인 조절이 불가능하므로, 그보다 약간 결합력이 낮은 데스싸이오바이오틴(desthio-biotin)을 적용해야 한다. 데스싸이오바이오틴은 바이오틴에서 황원자(sulfur atom)가 제거된 분자로서, 아비딘과의 특이적인 결합은 바이오틴과 동일하지만, 결합력은 약간 낮은 성질을 가지고 있다. 따라서, 바이오틴과 데스싸이오바이오틴의 결합력 차이를 적절히 이용한 경쟁반응을 통해, 결합을 가역적으로 조절할 수 있다. 이러한 과정을 거쳐 형성된 자기조립단분자막-거대분자 복합체 인터페이스(7)는 도 3에서 설명될 자기조립단분자막의 치환과정을 거치게 된다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따라 자기조립단분자막의 치환 반응을 이용하여 절연부를 형성하는 단계를 설명하는 도면이다. 절연부(9)는 측정하고자 하는 물질의 크기에 따라 선택적으로 신호를 검출할 수 있도록 도 2의 과정에서 블로킹된 전도성 노출부 이외의 면적을 절연하는 역할을 한다. 이 과정은 자기조립단분자막의 치환반응을 이용할 수 있으며, 치환반응은 전술한 바와 같이 원하는 분자용액을 떨어뜨리고, 일정 반응시간을 기다리는 방식으로 유도할 수 있다. 이 반응은 자기조립단분자막-거대분자 복합체 인터페이스(7)에서 기존에 형성되어 있는 단분자막 의 결합부분에 새로운 자기조립단분자(8)가 새로이 끼어들어가면서 기존 분자가 추출되는 방식으로 반응이 완성된다. 반응 종료 후에는 결합되지 않은 단분자 및 치환된 단분자를 세척하는 과정이 필요하다. 여기서 이용될 수 있는 절연성 자기조립단분자(8)는 전자의 흐름이 일어날 수 없도록 탄소사슬길이가 충분히 긴 분자를 선택하는 것이 바람직하며, 그 길이는 탄소원자수 약 10개 가량의 1-데칸싸이올(1-decanethiol) 계열의 화합물이 보다 바람직하다. 도 3의 과정을 통해 형성된 인터페이스 중간체(10)는 도 4의 과정과 같은 거대분자 제거과정을 거치게 된다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따라 바이오틴을 첨가하여 아비딘을 제거하는 단계를 설명하는 도면이다. 도 3에서 완성된 인터페이스 중간체(10)는 완전한 절연상태로서, 전자의 흐름이 발생할 수 있는 전도성 노출부가 없는 상태이다. 따라서 전기화학적 바이오센싱 인터페이스의 구현을 위해서는 전도성 노출부를 생성하는 과정이 반드시 필요하다. 이를 위해, 전술한 바와 같은 바이오틴(11)과, 인터페이스 중간체(10)에서 아비딘(6)과 결합하고 있는 데스싸이오바이오틴(desthio-biotin)(4) 간의 경쟁적 결합 반응을 도입하여 인터페이스 중간체(10)에서 거대분자의 예인 아비딘(6)을 분리하는 방법으로 전도성 노출부를 생성할 수 있다.
이 과정 역시 바이오틴(11)의 용액을 인터페이스 중간체(10)에 접촉시키고 일정시간을 기다려주는 형식으로 진행이 가능하다. 바이오틴(11) 용액이 인터페이스 중간체(10)에 접촉되면, 데스싸이오바이오틴(4)과 결합하고 있는 아비딘(6)의 결합부위에 보다 강한 결합력으로 파고들어, 아비딘(6)을 인터페이스 중간체(10)에서 분리해낼 수 있게 된다. 그 결과, 도 4에 표현된 12와 같은 혼합형 자기조립단 분자막 인터페이스(12)가 최종적으로 형성된다. 본 발명에서의 가장 중요한 특징인 전도성 노출부는 13과 같이 표현될 수 있으며, 그 너비는 본 발명에서 예로 제시된 아비딘(avidin)과 같이 특이적으로 결합할 수 있는 거대분자의 크기에 의해 결정된다.
도 5는 본 발명에 의한 바이오센서를 이용하여 HbA1c를 정량 분석하는 원리를 설명하는 도면이다. 도 4까지의 과정을 통해 구현된 본 발명의 인터페이스(12)를 이용한 측정에는 인터페이스(12)이외에도 측정하고자 하는 물질에 특이적으로 결합할 수 있는 물질(15)과 동시에, 전기화학적 또는 광학적 신호를 발생시킬 수 있는 물질(16)이 결합된 화합물을 필요로 한다. 본 발명은 당화혈색소(glycated hemoglobin :HbA1c)(17)의 측정을 예로 들어 하기와 같이 설명하고자 한다.
당화혈색소(17)는 붕소산(boronic acid)의 유도체(15)와 결합을 하는 것으로 알려져 있다. 그러나 현재까지 간편한 신호발생이 가능한 붕소산 유도체는 알려져 있지 않다. 따라서 간편한 전기화학적 신호발생을 위해서는 전자전달매개체(16)가 결합된 붕소산 복합체(14)의 사전 합성과정이 필요하다. 이 합성과정에 대한 예는 다른 많은 논문에 기술되어 있으므로 본 설명에서는 이를 생략하기로 한다. 본 발명에 필요한 복합신호매개체(14)의 특성으로는 ⅰ) 전도성 노출부를 통해 자유롭게 확산을 할 수 있을 정도로 크기가 충분히 작아야 하며, ⅱ) 측정하고자 하는 물질과 효과적으로 결합할 수 있어야 하며, ⅲ) 전기화학적 산화-환원 반응을 효율적으로 매개할 수 있어야 한다.
도 5a는 측정하고자 하는 물질이 없을 때의 인터페이스(12)의 상태를 나타낸 도면이다. 전술한 바와 같이 충분히 작은 크기를 가지고 있는 복합신호매개체(14)는 인터페이스(12)를 구성하는 복합형 자기조립단분자막층의 전도성 노출부로 쉽게 확산해 들어가 금전극기판으로의 전자전달 현상을 매개한다. 따라서 측정하고자 하는 물질이 존재하지 않을 경우에 발생하는 신호의 크기가 존재하지 않을 경우보다 커지는 현상이 발생한다.
도 5b는 측정하고자 하는 물질인 당화혈색소(17)가 존재할 경우의 인터페이스(12)의 상태를 나타낸다. 인터페이스에 존재하는 복합신호매개체(14)의 결합부(15)는 당화혈색소(17)와 결합을 형성하게 되어 단분자 상태로 자유로이 확산을 할 수 없는 상태가 된다. 이와 동시에, 측정하고자 하는 물질인 당화혈색소(17)는 전도성 노출부보다 크기가 훨씬 큰 상태이므로, 금 전극기판까지 접근할 수 없기 때문에 결과적으로 전극기판에서는 전자전달 현상이 일어나지 못한다. 따라서 측정하고자 하는 물질이 존재할 경우, 발생하는 신호의 크기는 존재하지 않을 경우보다 작아지는 현상이 발생한다. 이러한 원리를 통해 본 발명에서 구현하고자 하는 인터페이스(12)를 통해 측정하고자 하는 물질을 정량적으로 분석할 수 있다.
전술한 바와 같은 본 발명의 구성에 의하면 측정대상물질에 비특이적으로 결합된 신호발생물질의 세척과정이 필요없는 간편한 과정으로 단백질의 정량분석이 가능하며, 측정대상물질의 종류에 따라 제약을 받지 않는 분자크기만을 이용한 범용적이며, 선택적인 분리측정이 가능하여, 다른 물질들에 의한 간섭현상을 줄일 수 있다.

Claims (21)

  1. 일정한 크기 이상의 분석물질을 정량 분석하기 위한 바이오센서에 있어서,
    전극 기판과,
    상기 전극 기판 위에서 상기 분석물질의 크기 이하의 지름을 갖도록 형성되며, 전기화학적 전도성을 갖는 복수의 제1 단분자막과,
    상기 전극 기판 위에서 상기 제1 단분자막이 형성된 영역 이외의 영역에 형성되며, 전기화학적 절연성을 갖는 제2 단분자막을
    구비하는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 제1 단분자막은 전도성 노출부를 형성하며, 상기 제2 단분자막은 절연부를 형성하는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 복수의 제1 단분자막은 각각 그 지름 또는 면적이 일정한 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 제1 단분자막으로 형성된 전도성 노출부의 지름은 나노스케일(nano- scale)인 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 분석물질에 특이적으로 결합할 수 있는 물질과 전기화학적 신호를 발생시킬 수 있는 물질이 결합된 화합물로 이루어지며, 상기 제1 단분자막으로 형성된 전도성 노출부를 통해 확산 가능한 크기를 갖는 신호매개체가 상기 분석물질과 함께 인가되는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 제1 및 제2 단분자막은 자기 조립 단분자막인 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  7. 제 6 항에 있어서,
    상기 제1 단분자막은 싸이올 또는 다이설파이드가 포함되어 있는 유기화합물인 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  8. 제 6 항에 있어서,
    상기 제2 단분자막은 싸이올 또는 다이설파이드가 포함되어 있는 유기화합물인 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  9. 제 7 항에 있어서,
    상기 제1 단분자막은 전기화학적 통전이 가능한 길이의 자기조립단분자막 형성이 가능한 화합물인 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  10. 제 9 항에 있어서,
    상기 제1 단분자막은 3-머캡토프로피오닉액시드(3-mercatopropionic acid), 씨스테아민(cysteamine), 씨스타민(cystamine)으로 이루어진 그룹에서 선택된 어느 하나인 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  11. 제 1 항에 있어서,
    상기 제2 단분자막은 전기화학적 절연이 가능한 길이의 자기조립단분자막 형성이 가능한 화합물인 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  12. 제 11 항에 있어서,
    상기 제2 단분자막은 1-데칸싸이올(1-decanethiol) 계열의 화합물인 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  13. 제 1 항에 있어서,
    상기 전극 기판은 금 또는 백금으로 이루어진 것을 특징으로 하는 바이오센 서.
  14. 생화학적 분석물질을 정량 분석하기 위한 바이오센서를 제조하는 방법에 있어서,
    전기화학적 전도성을 갖으며, 상기 바이오센서에 의해 분석 가능한 물질의 크기를 결정하는 거대분자와 특이적으로 결합하는 작용기가 표면에서 일부 분자의 단부에 결합되어 있는 제1 자기조립단분자막을 전극 기판 위에 형성하는 단계와,
    상기 거대분자를 도입하여 상기 작용기와 상기 거대분자를 결합시키는 단계와,
    상기 거대분자로 블로킹된 영역 이외의 상기 제1 자기조립단분자막을 전기화학적 절연성을 갖는 제2 자기조립단분자막으로 부분적으로 치환하는 단계와,
    상기 거대분자를 제거하는 단계를
    구비하는 것을 특징으로 하는 바이오센서의 제조방법.
  15. 제 14 항에 있어서,
    상기 제1 자기조립단분자막은 일부 분자의 일단에 상기 작용기가 공유 결합되어 있으며, 싸이올 또는 다이설파이드가 포함되어 있는 유기화합물로 이루어진 것을 특징으로 하는 바이오센서의 제조방법.
  16. 제 15 항에 있어서,
    상기 제1 자기조립단분자막은 전기화학적 통전이 가능한 길이의 자기조립단분자막 형성이 가능한 화합물인 것을 특징으로 하는 바이오센서의 제조방법.
  17. 제 14 항에 있어서,
    상기 거대분자는 아비딘이고, 상기 작용기는 데스싸이오바이오틴인 것을 특징으로 하는 바이오센서의 제조방법.
  18. 제 17 항에 있어서,
    상기 거대분자 제거 단계는 상기 아비딘에 바이오틴 용액에 접촉시킴으로써 이루어지는 것을 특징으로 하는 바이오센서의 제조방법.
  19. 제 14 항에 있어서,
    상기 제2 자기조립단분자막은 전기화학적 절연이 가능한 길이의 자기조립단분자막 형성이 가능한 화합물인 것을 특징으로 하는 바이오센서의 제조방법.
  20. 제 14 항에 있어서,
    상기 치환 단계과 상기 거대분자 제거 단계 사이에 세척하는 단계를 더 구비하는 것을 특징으로 하는 바이오센서의 제조방법.
  21. 생화학적 분석물질을 정량 분석하기 위한 바이오센서에 있어서,
    전극 기판과,
    상기 전극 기판 위에서 상기 분석물질의 크기 이하의 지름을 갖도록 형성되며, 전기적 전도성을 갖는 복수의 노출부와,
    상기 전극 기판 위에서 상기 전도성 노출부가 형성된 영역 이외의 영역에 형성되는 절연부를
    구비하는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
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