KR100812573B1 - 피드백을 이용한 바이오센서 - Google Patents

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KR100812573B1
KR100812573B1 KR1020060104250A KR20060104250A KR100812573B1 KR 100812573 B1 KR100812573 B1 KR 100812573B1 KR 1020060104250 A KR1020060104250 A KR 1020060104250A KR 20060104250 A KR20060104250 A KR 20060104250A KR 100812573 B1 KR100812573 B1 KR 100812573B1
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양해식
다스 자고타모이
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부산대학교 산학협력단
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Abstract

본 발명은 전기화학적으로 분석물의 존재 및 농도를 측정하는 바이오센서에 관한 것으로, 촉매 작용을 하는 표지에 의해 전기화학적으로 비활성인 물질이 전기화학적으로 활성화된 물질로 변하고; 상기 전기화학적으로 활성화된 물질은 전극에서 전기화학적으로 산화(또는 환원)되고; 전기화학적으로 산화(또는 환원)된 물질이 환원제(또는 산화제)에 의해 환원(또는 산화)되어 전기화학적으로 활성화된 물질이 다시 생성되고; 환원제(또는 산화제)에 의해 생긴 전기화학적으로 활성화된 물질이 전기화학적으로 다시 산화(또는 환원)되는 과정을 되풀이함으로써, 산화(또는 환원) 전류가 증폭되는 것을 특징으로 하는 바이오센서를 제공한다.
본 발명에 따른 바이오센서는 하나의 작업 전극과 하나의 촉매만을 사용하여 전류 신호를 증폭할 수 있다.
바이오센서, 전기화학, 피드백, 신호 증폭, 검출 한계

Description

피드백을 이용한 바이오센서 {Biosensor using feedback}
도 1는 본 발명에 따른 신호의 증폭 과정을 나타내는 모식도.
도 2는 본 발명에 따른 신호의 또 다른 증폭 과정을 나타내는 모식도.
도 3은 생체특이적인 결합을 이용하는 바이오센서에서 표지가 어떻게 이용되는가를 나타내는 개념도.
도 4는 촉매가 고체 표면에 고정되어 있는 상황을 나타내는 모식도.
도 5는 전기화학적으로 활성화된 물질이 매개체를 통해 산화가 일어나는 것을 나타내는 모식도.
도 6a는 금 전극, 백금 전극, 탄소 전극을 이용해 얻은 히드라진 용액의 순환전압전류도.
도 6b는 ITO 전극 및 페로센이 고정된 ITO 전극에서 얻은 히드라진 용액의 순환전압전류도.
도 7는 0.1mM 파라-아미노페놀 수용액의 순환전압전류도 및 10mM 히드라진이 첨가된 0.1mM 파라-아미노페놀 수용액의 순환전압전류도.
도 8은 본 발명을 이용하고 생쥐 항체의 농도를 측정하는 바이오센서의 개념도.
도 9는 히드라진을 첨가했을 때와 하지 않았을 때의 생쥐 항체의 농도에 따 른 봉우리 전류의 변화를 나타내는 그래프.
<도면의 주요 부분에 대한 부호의 설명>
11, 21, 35, 37, 42 : 촉매
12, 22 : 전기화학적으로 비활성인 물질
13, 23, 52 : 전기화학적으로 활성화된 물질
14, 53 : 산화된 물질
15 : 환원제
16, 26 : 반응성이 없는 물질
17, 27, 51 : 전극
18, 28, 54 : 전자
24 : 환원된 물질
25 : 산화제
31, 41 : 고체 표면
32 : 항체 또는 생체분자
33, 36 : 생체지표물질
34 : 표지가 붙어 있는 항체 또는 생체분자
38 : 표지가 붙어 있는 생체지표물질
55 : 전자전달을 도와주는 매개체
본 발명은 생체분자(biomolecule) 등의 농도를 고감도로 측정하는 바이오센서(biosensor)에 관한 것으로, 특히 전기화학적 산화(또는 환원) 전류를 증폭시킬 수 있는 바이오센서에 관한 것이다.
센서의 감도(sensitivity)는 신호 대 잡음 비(signal to noise ratio)에 의해서 결정되므로, 고감도의 바이오센서를 위해서는 높은 신호 대 잡음 비를 얻는 것이 중요하다. 높은 신호 대 잡음 비는 신호를 증폭시키거나 잡음을 줄임으로써 얻어지게 된다.
바이오센서는 소형화가 용이하고 전기적인 신호를 바로 얻을 수 있다는 장점 때문에 많이 사용되고, 연구되고 있다. 하지만 형광 바이오센서에 비해 신호 대 잡음 비가 낮아서 상대적으로 낮은 감도를 보이는 것이 단점이다. 바이오센서의 신호 대 잡음 비를 높이기 위해 많은 방법들이 개발되었고, 크게 신호를 증폭시키는 방법, 잡음을 줄이는 방법으로 나눌 수 있다.
신호를 증폭시키는 방법으로 피드백(feedback)를 이용하는 방법이 가장 널리 쓰이고 있다. 전극 A에서 전기화학적으로 산화(또는 환원)된 물질이 이웃하는 전극 B에서 전기화학적으로 환원(또는 산화)된 뒤 다시 전극 A에서 산화(또는 환원)되는 것이 피드백이다. 이 피드백이 계속해서 일어남으로써 산화(또는 환원) 전류는 증가하게 된다. 두 전극 사이의 거리가 가까워야만 확산 거리가 짧아져서 피드백이 잘 일어난다.
피드백을 효과적으로 일으키기 위해서 미세직조 배열전극(interdigitated array electrode)이 많이 이용되고 있다. 상기 미세직조 배열전극은 반도체 공정에 의해 제작되어야 하고, 높은 피드백을 얻기 위해서는 좀 더 미세한 전극 패턴을 얻어야 하는 문제점이 있다. 두 개 작업 전극(working electrode)의 전위를 조절해야 하기 때문에 좀 더 복잡한 기기를 사용해야 하는 단점도 있다. 피드백을 일으키는 또 다른 방법으로 주사전기화학현미경(scanning electrochemical microscope)을 이용하는 방법이 있지만, 이 방법은 측정 시간이 길고 비용이 많이 들기 때문에 바이오센서로는 사용되지 않는다.
피드백을 효과적으로 얻는 방법으로 두 개의 전극을 사용하지 않고, 두 개의 효소를 이용하는 방법도 알려져 있다 (B. Limoges, D. Marchal, F. Mavre J.-M. Saveant, Journal of the American Chemical Society, 2006, 128, 6014-6015). 확산에 의한 손실을 줄이기 위해 전극 위에 얇은 막을 형성하고, 그 안에 두 가지의 효소를 고정한다. 두 가지 종류의 촉매(효소)를 사용해야 하고, 두 개의 효소를 안정적으로 고정해야 하는 단점이 있다.
피드백이 없이 신호를 증폭하는 방법으로 극미세전극(ultramicroelectrode)을 사용하는 것이 있다. 극미세전극에서는 평면 확산(planar diffusion)뿐만 아니라 방사형 확산(radial diffusion)이 존재하기 때문에, 큰 전극에 비해 확산에 의해 단위면적 당 전극에 공급되는 전기화학적으로 활성화된 물질(electroactive species)의 양이 많아지게 된다. 따라서, 단위면적 당 발생하는 전기화학적 산화환원 전류는 증가하게 된다. 단위면적 당 배경전류(background current, 잡음에 해당)는 일정하 기 때문에 결과적으로 신호 대 잡음 비가 증가한다. 역시 반도체 공정 등의 복잡한 과정을 통해 극미세전극을 제조해야 한다는 단점이 있다.
잡음을 줄이는 방법으로는 전극 자체의 배경전류를 줄이는 방법과 전해질(electrolyte)의 배경전류를 줄이는 방법이 있다. 전극 자체의 배경전류를 줄이기 위해서 배경전류가 적은 전극을 사용하거나, 자기조립단분자막(self-assembled monolayer)과 같은 얇은 막을 전극 위에 형성하는 방법을 사용한다. 전극의 배경전류가 줄어들지만, 전극에서 전기화학적으로 활성화된 물질의 산화환원이 어려워진다는 단점이 있다. 전해질을 달리하여 배경전류를 줄이는 것도 한가지 방법이다. 하지만, 수용액 상에서는 물의 전기화학적 산화 및 환원과 산소의 전기화학적 환원이 쉽게 일어나기 때문에, 전해질을 달리하여 배경전류를 줄이는 것은 매우 제한적이다. 이와 같이 잡음을 줄여서 신호 대 잡음 비를 높이는 데는 한계가 있다.
이상의 기존 기술에서 보듯이 신호 대 잡음 비는 높이는 방법들은 복잡한 제조 과정을 필요로 하거나, 신호 대 잡음 비를 크게 할 수 없다는 문제점이 있다. 따라서 좀 더 간단하게 신호 대 잡음 비를 높일 수 있는 방법이 요구된다. 특히, 기존의 바이오센서의 측정 방식처럼 간단하면서, 우수한 감도를 얻을 수 있는 기술이 요구된다.
따라서 본 발명은 전기화학 반응의 생성물을 전기화학적으로 활성화된 물질로 회수하는 단계에 의해 피드백을 용이하게 함으로써 고감도의 바이오센서를 제공하는 것 을 목적으로 한다.
또한, 본 발명은 작동이 간단한 바이오센서를 제공하는 것을 목적으로 한다.
본 발명의 목적과 여러 가지 장점은 이 기술 분야의 숙련된 사람들에 의해 첨부된 도면을 참조하여 후술되는 바람직한 실시예로부터 더욱 명확하게 될 것이다.
본 발명은 촉매 작용을 하는 표지에 의해 전기화학적으로 비활성인 물질을 전기화학적으로 활성화시키는 제1단계; 상기 전기화학적으로 활성화된 물질을 전기화학 반응시키는 제2단계; 및 환원제 또는 산화제를 이용하여 상기 전기화학 반응의 생성물을 전기화학적으로 활성화된 물질로 회수하는 제3단계를 수행하며, 상기 제2단계 및 제3단계를 반복함으로써 신호 전류를 증폭시키는 것을 특징으로 하는 바이오센서를 제공한다.
본 발명의 바이오센서에서 상기 제2단계는 전자전달을 용이하게 하는 매개체가 표면에 고정된 전극에서 이루어진다.
그리고, 제3단계에서 상기 산화제 또는 환원제는 제2단계 전기화학 반응의 반응물로 이용되지 않는 것이 바람직하다.
본 발명의 바이오센서는 촉매 작용을 하는 표지에 의해 전기화학적으로 비활성인 물질을 전기화학적으로 활성화시키는 제1단계; 전자전달을 용이하게 하는 매개체가 표면에 고정된 전극에서 전기화학적으로 활성화된 물질의 산화 또는 환원반응을 일으키는 제2단계; 및 환원제 또는 산화제를 이용하여 전기화학적으로 활성화된 물질 을 회수하는 제3단계를 수행하고, 상기 제2단계 및 제3단계를 반복적으로 수행하여 신호 전류를 증폭함으로써, 단시간내에 측정하고자 하는 물질의 농도를 고감도로 측정할 수 있다. 이때, 바람직하게 상기 환원제 또는 산화제는 상기 제2단계의 산화 또는 환원반응의 반응물질로 사용되지 않는다.
이하 본 발명을 상세히 설명한다.
본 발명은 촉매 작용을 하는 표지에 의해 전기화학적으로 비활성인 물질(nonelectroactive species)이 전기화학적으로 활성화된 물질(electroactive species)로 변하고, 이 전기화학적으로 활성화된 물질이 전극에서 전기화학적으로 산화(또는 환원)된 뒤, 환원제(또는 산화제)에 의해 생긴 피드백을 통해 전류가 증폭되는 바이오센서를 제공한다.
본 발명은 전기화학적으로 활성화된 물질의 산화(또는 환원)는 낮은 전위에서 잘 일어나지만, 환원제(또는 산화제)의 산화(또는 환원)는 낮은 전위에서 잘 일어나게 하는 전극을 이용하는 바이오센서를 제공한다.
본 발명은 페로센(ferrocene)과 같이 전자전달을 용이하게 하는 매개체가 전극 표면에 고정되어 있는 것을 이용하는 바이오센서를 제공한다.
본 발명은 구체적인 일 실시예로서, 알칼라인 포스파타제(alkaline phosphatase)를 효소(촉매)로, 파라-아미노페놀 포스페이트(p-aminophenol phosphate)를 전기화학적으로 비활성인 물질로, 파라-아미노페놀(aminophenol)을 전기화학적으로 활성화된 물질로, 히드라진(hydrazine) 또는 NaBH4를 환원제로, 전극으로 ITO 전극을 사용 하는 바이오센서를 제공한다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명을 상세히 설명한다.
도 1은 본 발명에서 제시하는 바이오센서의 개념도이다. 바이오센서에서 신호를 증폭하기 위해서 표지로 효소 같은 촉매를 사용한다. 이 촉매(11)에 의해 전기화학적으로 비활성인 물질(12)이 전기화학적으로 활성화된 물질(13)로 변한다. 촉매(11)로는 알칼라인 포스파타제(alkaline phosphatase), 홀스라디쉬 퍼옥시다제(horseradish peroxidase), 글루코스 옥시다제(glucose oxidase)와 같은 효소와 나노입자(nanoparticle) 등이 사용될 수 있다. 전기화학적으로 비활성인 물질(12)이란 전기화학적으로 산화시킬 수는 있지만, 표준환원전위(standard reduction potential)가 매우 높아서 바이오센서에서 사용하는 일반적인 전위 범위에서는 산화가 잘 일어나지 않는 물질을 의미한다. 전기화학적으로 활성화된 물질(13)이란 일반적인 전위 범위에서 산화가 잘 일어나는 물질을 의미한다. 촉매(11)에 의해 전기화학적으로 비활성인 물질(12)이 계속해서 전기화학적으로 활성화된 물질(13)로 변하고, 어느 정도 시간이 지난 후에 전기화학적으로 활성화된 물질(13)을 전극(17)에서 산화시키면, 큰 전류를 얻을 수 있게 된다. 전기화학적으로 활성화된 물질(13)은 전극에서 산화되어 전극(17)에 전자(18)를 주고 산화된 물질(14)로 변한다. 일반적인 바이오센서에서는 전기화학적으로 활성화된 물질(13)이 산화된 물질(14)로 바뀌고 나면 더 이상 반응이 진행되지 않는다. 본 발명에서는 산화된 물질(14)이 환원제(15)에 의해 다시 전기화학적으로 활성화된 물질(13)로 회수되는 것을 특징으로 한다. 환원제의 반응성이 매우 높기 때문에, 용액에 환원제가 많이 있다면 산화된 물질(14)이 생기자마자 전기화학적으로 활성화된 물질(13)로 바뀌게 된다. 환원제(15)는 이 반응에 의해 반응성이 없는 물질(16)로 산화된다. 환원제(15)가 충분히 존재하고 전기화학적으로 활성화된 물질(13)이 산화되는 전위가 전극(17)에 계속해서 걸리면, 전기화학적으로 활성화된 물질(13)과 산화된 물질(14) 사이의 상호 변환하는 반응이 계속해서 일어난다. 이와 같은 피드백 과정을 통해 전극(17)에서 측정되는 산화 전류는 증가하게 된다. 즉, 하나의 전극(17)과 하나의 촉매(11)만을 이용하여 피드백을 얻을 수 있게 된다. 전류가 증가함으로써 높은 신호 대 잡음 비를 얻게 된다.
도 2는 본 발명에서 제시하는 바이오센서의 또 다른 개념도이다. 역시 촉매(21)에 의해 전기화학적으로 비활성인 물질(22)이 전기화학적으로 활성화된 물질(23)로 변한다. 여기서의 전기화학적으로 비활성인 물질(22)은 일반적인 전기화학적 전위 범위에서 환원이 일어나기 어려운 물질을 말하고, 전기화학적으로 활성화된 물질(23)은 일반적인 전위 범위에서 환원이 잘 일어나는 물질을 말한다. 전기화학적으로 활성화된 물질(23)은 전극(27)에서 전자(28)를 받아 환원된 물질(24)로 바뀐다. 환원된 물질(24)은 산화제(25)에 의해 다시 전기화학적으로 활성화된 물질(23)로 바뀜으로써 피드백이 일어난다. 이 때 산화제(25)는 반응성이 없는 물질(26)로 환원된다. 이러한 피드백 과정을 거침으로써 환원 전류는 증폭되고, 높은 신호 대 잡음 비를 얻게 된다.
도 1과 도 2에서 촉매(11, 21)는 촉매 반응 시 전극에 고정(immobilization)되게 되거나 용액 속에 분산(dispersion)된 나노입자나 비드(bead)의 표면에 존재할 수 있다.
도 3은 본 발명의 실시예로서 생체특이적인 결합(biospecific binding)을 이용하여 생체지표물질의 농도를 측정하는 바이오센서의 개념도이다.
제1실시예로서 전극, 나노입자, 비드 등의 고체 표면(31)에 생체지표물질(biomarker)(33)과 생체특이적인 결합을 하는 항체 또는 생체분자(32)가 고정되어 있고, 여기에 생체지표물질(33)이 결합한다. 상기 생체지표물질(33)에 생체특이적인 결합을 하는 항체 또는 생체분자(34)가 한번 더 붙게 된다. 상기 생체분자(34)에 표지로서 촉매(35)가 붙어 있다. 생체지표물질(33)이 존재할 때에만 표지가 붙어 있는 항체 또는 생체분자(34)가 결합하므로, 생체지표물질(33)의 양에 따라 표지가 붙어 있는 항체 또는 생체분자(34) 및 그 표면에 붙어있는 촉매(35)의 양이 달라진다. 그러면 촉매 반응에 의해서 생성되는 전기화학적으로 활성화된 물질의 양도 달라진다. 상기 전기화학적으로 활성화된 물질의 양을 측정함으로써 간접적으로 생체지표물질(33)의 양을 알 수 있게 되는 것이다. 본 발명은 이와 같이 샌드위치 형태의 바이오센서에 응용될 수 있다.
한편, 제2실시예로서 경쟁 반응(competitive reaction)과 치환 반응(displacement) 등을 이용한 바이오센서에서도 본 발명은 응용될 수 있다. 생체지표물질(36)과 표지로 촉매(37)가 붙어 있는 생체지표물질(38)이 경쟁 또는 치환 반응을 통해 생체특이적인 결합을 하는 항체 또는 생체분자(32)에 결합하게 된다. 표면에 존재하는 촉매(37)의 양이 많을수록 생체지표물질(36)이 적게 존재함을 의미된다. 따라서, 촉매 반응에 의해서 생성되는 전기화학적으로 활성화된 물질의 양은 생체지표물 질(36)이 많을수록 적어진다.
이와 같은 원리를 통해 생체지표물질(33, 36)의 양을 측정할 수 있다. 생체지표물질(33, 36)은 DNA, RNA, 단백질, 유기물질 등이 될 수 있다.
도 3에서의 고체 표면(31)은 전극이어서 이 고체 표면(31)으로부터 직접 산화환원 전류를 얻을 수도 있지만, 이 고체 표면(31) 근처에 존재하는 전극에서 전류를 얻을 수도 있다. 예를 들어, 용액 중에 콜로이드(colloid)로 존재하는 나노입자나 비드 표면에서 도 3과 같은 생체특이적인 결합이 일어날 때는, 나노입자나 비드가 전극으로 작용할 수 없으므로 가까이에 존재하는 전극을 통해서 전류를 얻게 된다.
본 발명은 앞에서 기술한 생체특이적인 결합을 이용한 바이오센서에 응용할 수 있을 뿐만 아니라, 효소가 고체 표면(41)에 고정된 상태에서 효소의 선택적인 반응을 이용하여 생체지표물질을 측정하는 바이오센서에도 이용될 수 있다. 도 4에서 고체 표면(41)에 촉매(42)가 고정되어 있을 때, 용액에 존재하는 전기화학적으로 비활성인 생체지표물질은 촉매에 의해 전기화학적으로 활성화된 물질로 바뀐다. 이 경우에는 생체지표물질 자체가 효소의 기질로 사용된다. 전극에서 전기화학적으로 활성화된 물질은 전기화학적으로 산화(또는 환원)되고, 환원제(또는 산화제)에 의해 환원(또는 산화)되어 전기화학적으로 활성화된 물질로 바뀐다. 이렇게 다시 생성된 전기화학적으로 활성화된 물질은 전극에서 다시 산화(또는 환원)된다. 이러한 피드백 과정을 통해서 측정되는 전류는 증가하게 되고, 높은 신호 대 잡음 비를 얻게 된다.
일반적으로 산화제는 전기화학적으로 환원이 잘 일어나고, 환원제는 전기화 학적으로 산화가 잘 일어난다. 도 1에서 전기화학적으로 활성화된 물질(13)을 산화된 물질(14)로 바꾸기 위해 전극에 산화 전위를 걸어 주면 환원제(15)의 산화도 일어나게 된다. 이 환원제의 산화 전류는 배경전류로 작용하기 때문에 높은 신호 대 잡음 비를 얻는 것을 방해한다. 따라서 환원제(15)의 전기화학적 산화가 잘 일어나지 않는 전극을 사용해야 한다. 산화제(25)를 이용할 경우에서는 산화제(25)의 전기화학적 환원이 잘 일어나지 않는 전극을 사용해야 한다. 일반적으로 많이 사용하는 금(gold), 백금(platinum), 탄소(carbon) 전극 등에서는 산화제의 환원, 환원제의 산화가 쉽게 일어나므로, ITO(indium tin oxide) 전극과 같이 전극 반응 속도(electron transfer rate)가 느린 전극을 사용해야 한다. 그러나, ITO 전극을 사용하면 산화제의 환원, 환원제의 산화가 잘 일어나지는 않지만, 전기화학적으로 활성화된 물질(13, 23)의 산화 또는 환원 역시 어려워지게 되는 문제점이 있다.
도 5에서 전극(51)에 전기화학적으로 활성화된 물질(52)이 산화된 물질(53)로 바뀌면서 전자(54)를 내놓는 것이 어려울 때, 페로센(ferrocene)과 같이 전자전달을 도와주는 매개체(55)(electron mediator)가 전극(51) 표면에 고정되어 있을 때, 이 매개체(55)를 통해서 전기화학적으로 활성화된 물질(52)은 산화가 쉽게 일어나게 된다. 이 전자전달을 도와주는 매개체(55)에 의해서 환원제의 산화도 잘 일어날 수가 있게 된다. 따라서, 상기 매개체(55)를 적당히 선택함으로써 전기화학적으로 활성화된 물질(52)의 산화는 잘 일어나고 반대로 환원제의 산화는 잘 일어나지 않게 할 수 있다.
도 6a와 도 6b는 환원제로 많이 사용되는 히드라진의 순환전압전류도(cyclic voltammogram)을 나타낸 것이다. 도 6a에서 일반적으로 많이 사용되는 금 전극, 백금 전극, 탄소 전극에서는 단위면적 당의 산화 전류가 매우 크지만, 도 6b의 ITO 전극에서는 산화 전류가 매우 작게 나타났다. ITO 전극에서 전기화학적으로 활성화된 물질의 산화를 용이하게 하기 위해서 페로센-덴드리머(dendrimer)를 사용하였다. 도 6b에서 페로센이 존재하더라도 환원제로 사용되는 히드라진의 산화 전류는 페로센이 없을 때와 큰 차이를 보이지 않았다. 즉, 페로센-덴드리머가 고정된 ITO 전극은 전기화학적으로 활성화된 물질의 산화는 용이하게 하지만, 환원제 히드라진의 산화는 잘 일어나지 않게 한다. 따라서, 배경전류가 작은 조건에서 전기화학적으로 활성화된 물질의 전류를 측정할 수 있게 된다. 여기서 사용한 페로센-덴드리머는 덴드리머의 64개 아민 작용기(amine functional group) 중에 0.5%가 페로센이 연결된 것이다.
도 7은 페로센-덴드리머가 고정된 ITO 전극에서 파라-아미노페놀의 순환전압전류도를 측정한 것이다. 용액 속에 히드라진이 존재할 때가 히드라진이 존재하지 않을 때보다 봉우리 전류(peak current)가 더 크게 나타난다. 이것은 히드라진이 파라-퀴노이민이 파라-아미노페놀로 환원되는 반응을 포함하는 피드백에 의해서 전류가 증가하기 때문이다.
도 8은 본 발명을 이용하여 생쥐 항체(mouse IgG)을 측정하는 바이오센서의 한 예이다. 생쥐 항체를 측정하기 위해 두 가지의 생쥐 항체에 대한 항체(anti-mouse IgG)가 생쥐 항체에 결합한다. ITO(indium tin oxide) 전극 표면에 전자 전달을 용이하게 하기 위해 페로센-덴드리머(ferrocene dendrimer)가 입혀져 있고, 비오틴이 연결된 항체를 고정시키기 위해 스트렙타비딘이 형성되어 있다. 생쥐 항체에 대한 항체(anti-mouse IgG)가 비오틴-스트렙타비딘 연결을 통해 표면에 고정되어 있는 상태에서 시료 속에 생쥐 항체가 존재하면 항체와 결합하게 된다. 다시 표면에 결합한 생쥐 항체에 알칼라인 포스파타제(alkaline phosphatase)가 붙어 있는 항체가 결합을 한다. 알칼라인 포스파타제(alkaline phosphatase)의 촉매 반응에 의해 파라-아미노페놀 포스페이트(p-aminophenol phosphate)가 전기화학적으로 활성화된 파라-아미노페놀(p-aminophenol)로 변한다. 이 파라-아미노페놀은 전극에 고정된 페로센-덴드리머의 도움으로 파라-퀴노이민(p-quinoimine)으로 바뀌고, 이 때 산화 전류가 발생한다. 파라-퀴노이민은 히드라진에 의해 파라-아미노페놀로 바뀌어 다시 전극에서 산화된다. 이와 같은 피드백 과정이 존재함으로써 히드라진이 없을 때에 비해 히드라진이 있을 때의 전류가 크게 나타난다.
도 9는 생쥐 항체의 농도에 따른 순환전압전류도의 봉우리 전류(peak current)의 변화를 나타낸 그래프이다. 모든 농도에서 히드라진이 없을 때에 비해서 히드라진이 있을 때에 전류가 크게 나왔고, 높은 신호 대 잡음 비를 보였다. 히드라진이 없을 때의 검출 한계(detection limit)는 10pg/mL이지만, 히드라진이 있을 때의 검출 한계는 100fg/mL이었다. 히드라진이 있을 때 검출 한계가 100배 정도 낮아짐을 알 수 있다. 즉, 본 발병에서 제시하는 것처럼 환원제에 의한 피드백을 이용함으로써 바이오센서의 감도가 크게 향상된다.
이상에서 설명한 본 발명은 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 있어 본 발명의 기술적 사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 여러 가지 치환, 변형 및 변경이 가능함으로 전술한 실시 예 및 첨부된 도면에 한정되는 것이 아니다.
이상 설명한 바와 같이 본 발명에 의하면, 기존 바이오센서에 환원제(또는 산화제)만을 첨가함으로써 바이오센서의 측정 감도를 높일 수 있게 된다.
본 발명에 의한 바이오센서는 하나의 작업 전극과 하나의 효소만을 사용하는 것으로 신호 전류를 증폭할 수 있다. 따라서, 저가격이면서 고감도인 바이오센서의 개발이 가능할 것으로 기대된다.
본 발명은 항원 또는 항체를 분석하는 면역분석법(immunoassay)과 DNA를 분석하는 DNA 센서(DNA sensor) 등의 핵심 기술로 활용될 수 있다.

Claims (3)

  1. 촉매 작용을 하는 표지에 의해 전기화학적으로 비활성인 물질을 전기화학적으로 활성화시키는 제1단계;
    상기 전기화학적으로 활성화된 물질을 전기화학 반응시키는 제2단계; 및
    환원제 또는 산화제를 이용하여 상기 전기화학 반응의 생성물을 전기화학적으로 활성화된 물질로 회수하는 제3단계를 수행하며,
    상기 제2단계 및 제3단계를 반복함으로써 신호 전류를 증폭시키는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  2. 제 1 항에서,
    상기 제2단계 전기화학 반응은 전자전달을 용이하게 하는 매개체가 표면에 고정된 전극에서, 전기화학적으로 활성화된 물질과 전극 간 전자의 전달로서 이루어지며, 상기 매개체는 전기화학적으로 활성화된 물질로부터 전자를 받아 전극으로, 또는 전극으로부터 전자를 받아 전기화학적으로 활성화된 물질로 전달하는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 제3단계에서 산화제 또는 환원제와 전극 간에는 전자의 전달이 이루어지지 않는 것을 특징으로 하는 바이오센서.
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