KR101393387B1 - Electrode structure, capacitive biosensor and method for manufacturing thereof - Google Patents

Electrode structure, capacitive biosensor and method for manufacturing thereof Download PDF

Info

Publication number
KR101393387B1
KR101393387B1 KR1020120112313A KR20120112313A KR101393387B1 KR 101393387 B1 KR101393387 B1 KR 101393387B1 KR 1020120112313 A KR1020120112313 A KR 1020120112313A KR 20120112313 A KR20120112313 A KR 20120112313A KR 101393387 B1 KR101393387 B1 KR 101393387B1
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
electrode
biosensor
capacitive
layer
substrate
Prior art date
Application number
KR1020120112313A
Other languages
Korean (ko)
Other versions
KR20130135707A (en
Inventor
변재철
Original Assignee
연세대학교 산학협력단
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 연세대학교 산학협력단 filed Critical 연세대학교 산학협력단
Publication of KR20130135707A publication Critical patent/KR20130135707A/en
Application granted granted Critical
Publication of KR101393387B1 publication Critical patent/KR101393387B1/en

Links

Images

Classifications

    • 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
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01B—CABLES; CONDUCTORS; INSULATORS; SELECTION OF MATERIALS FOR THEIR CONDUCTIVE, INSULATING OR DIELECTRIC PROPERTIES
    • H01B1/00—Conductors or conductive bodies characterised by the conductive materials; Selection of materials as conductors
    • H01B1/02—Conductors or conductive bodies characterised by the conductive materials; Selection of materials as conductors mainly consisting of metals or alloys
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01B—CABLES; CONDUCTORS; INSULATORS; SELECTION OF MATERIALS FOR THEIR CONDUCTIVE, INSULATING OR DIELECTRIC PROPERTIES
    • H01B3/00—Insulators or insulating bodies characterised by the insulating materials; Selection of materials for their insulating or dielectric properties
    • H01B3/18—Insulators or insulating bodies characterised by the insulating materials; Selection of materials for their insulating or dielectric properties mainly consisting of organic substances
    • H01B3/30—Insulators or insulating bodies characterised by the insulating materials; Selection of materials for their insulating or dielectric properties mainly consisting of organic substances plastics; resins; waxes
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01B—CABLES; CONDUCTORS; INSULATORS; SELECTION OF MATERIALS FOR THEIR CONDUCTIVE, INSULATING OR DIELECTRIC PROPERTIES
    • H01B5/00—Non-insulated conductors or conductive bodies characterised by their form
    • H01B5/14—Non-insulated conductors or conductive bodies characterised by their form comprising conductive layers or films on insulating-supports

Abstract

본 발명은 용량성 면역친화적 바이오 센서, 더욱 상세하게는 전극을 수직으로 적층한 구조를 갖는 용량성 면역친화적 바이오 센서 및 상기 바이오 센서의 제조방법에 관한 것이다. 본 발명에 따른 전극 구조체는 기판, 상기 기판의 적어도 일 표면에 형성된 제 1 전극, 상기 제 1 전극 위에 형성된 파릴렌 박막층 및 상기 파릴렌 박막층 위에 형성된 제 2 전극을 포함하는 것을 특징으로 한다.The present invention relates to a capacitive immunoassay biosensor, and more particularly to a capacitive immunoassay biosensor having a structure in which electrodes are stacked vertically and a method of manufacturing the biosensor. The electrode structure according to the present invention includes a substrate, a first electrode formed on at least one surface of the substrate, a parylene film layer formed on the first electrode, and a second electrode formed on the parylene film layer.

Description

용량성 면역친화적 바이오 센서, 상기 바이오 센서에 이용가능한 전극 구조체, 및 상기 전극 구조체 및 바이오 센서의 제조방법 {Electrode structure, capacitive biosensor and method for manufacturing thereof}[0001] The present invention relates to a capacitive immunosensitive biosensor, an electrode structure usable in the biosensor, and an electrode structure and a method of manufacturing the biosensor,

본 발명은 전극 구조체, 더욱 상세하게는 전극을 수직으로 적층한 구조를 갖는 전극 구조체 및 상기 전극 구조체를 이용한 용량성 면역친화적 바이오 센서 및 이들의 제조방법에 관한 것이다.
The present invention relates to an electrode structure, and more particularly, to an electrode structure having a structure in which electrodes are vertically stacked, and a capacitive immunostimulatory biosensor using the electrode structure and a method of manufacturing the same.

면역친화적 바이오 센서(immunoaffinity biosensor)가 복잡한 혼합물에서 목표인 분석대상물을 검지하기 위한 고감도 항원-항체 반응에 이용되고 있다. 통상적으로, 면역친화적 바이오 센서의 비표지 검출(non-labeled detection)은 전기화학, 표면 플라즈마 공진, 고민감성과 같은 다양한 종류의 변환기(transducer)를 이용하여 달성된다. 변환기 중 용량성 바이오 센서는 민감도가 우수하고 상대적으로 단순한 구조를 갖고 있어서 항원-항체의 비표지 검출용으로 주목받고 있다.
Immunoaffinity biosensors have been used in highly sensitive antigen-antibody reactions to detect target analytes in complex mixtures. Typically, non-labeled detection of immunoaffinity biosensors is achieved using a wide variety of transducers such as electrochemistry, surface plasmon resonance, and sensitive sensitivity. Capacitive biosensors among transducers have high sensitivity and relatively simple structure, and are attracting attention for the non-labeling of antigen-antibody.

한편, 용량성 바이오 센서로서 교차지 전극(interdigitated electron)을 이용하는 방법이 주로 이용되었다. 교차지 전극은 마이크로 또는 나노 크기의 간격을 갖고 전기적으로 분리된 빗 형상 전극으로 구성된다. 하지만, 교차지 전극을 형성할 경우 통상적으로 포토 리소그래피법이 이용되는데, 포토 리소그래피법을 이용할 경우 5㎛ 이하의 폭을 갖는 포토마스크 형성이 곤란하므로, 결국 빗 형상 전극의 전극 사이 간격을 5㎛ 이하로 형성하기 어렵다는 단점이 있다. 또한, 상기 문제를 극복하기 위하여 이온빔을 이용할 수도 있지만, 이온빔을 이용하는 것은 많은 비용이 요구되고, 상용화가 어렵다는 단점이 있다.Meanwhile, a method of using interdigitated electron as a capacitive biosensor has been mainly used. The crossing electrode is composed of a comb-shaped electrode electrically separated by a micro or nano-sized gap. However, when a cross electrode is formed, a photolithography method is usually used. When a photolithography method is used, it is difficult to form a photomask having a width of 5 mu m or less, Which is difficult to form. In order to overcome the above problem, an ion beam may be used. However, the use of an ion beam requires a large cost and is difficult to commercialize.

또한, 바이오 센서용 전극으로서 교차지 전극을 이용하는 대신, 수직으로 복수의 전극층을 형성하되, 상기 전극층 사이에 실리콘 절연층을 형성하는 방법이 대안으로 제시되고 있다. 하지만, 이 경우에도 절연체를 수 ~ 수십 나노미터 크기의 간격을 갖도록 일정하게 형성하는 것은 매우 어렵고 비용이 많이 소요된다. 또한, 실리콘 절연층을 100nm 이하의 두께로 형성할 경우 충분히 절연이 되지 않으므로 바이오 센서 등 정밀함을 요구하는 부품에는 적용이 곤란하다는 단점이 있다.
Further, instead of using an alternate electrode as an electrode for a biosensor, a method of forming a plurality of electrode layers vertically and forming a silicon insulating layer between the electrode layers has been proposed as an alternative. However, even in this case, it is very difficult and expensive to form the insulator uniformly with intervals of several to several tens of nanometers. In addition, when the silicon insulating layer is formed to a thickness of 100 nm or less, it is not sufficiently insulated, which is disadvantageous in application to components requiring precision such as a biosensor.

따라서, 본 발명은 전극 사이에 수십 ~ 수백 나노 미터의 두께를 갖는 절연체가 형성된 것인, 기판에 대하여 수직인 방향으로 기판이 복수로 증착된 구조를 갖는 전극 구조체를 제공하는 것을 목적으로 한다.Accordingly, an object of the present invention is to provide an electrode structure having a structure in which a plurality of substrates are deposited in a direction perpendicular to a substrate, in which an insulator having a thickness of several tens to several hundreds of nanometers is formed between the electrodes.

또한, 본 발명은 기판이 수직으로 증착된 구조의 전극 구조체로서 전극 사이의 절연성이 우수한 전극 구조체를 제공하는 것을 목적으로 한다.It is another object of the present invention to provide an electrode structure having a structure in which a substrate is vertically vapor-deposited, and is excellent in insulation between electrodes.

또한, 본 발명은 상기 전극 구조체를 포함하는 커패시터 및 바이오 센서를 제공하는 것을 다른 목적으로 한다.
It is another object of the present invention to provide a capacitor and a biosensor including the electrode structure.

상기 목적을 달성하기 위한 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 전극 구조체는: 기판, 상기 기판의 적어도 일 표면에 형성된 제 1 전극, 상기 제 1 전극 위에 형성된 파릴렌 박막층 및 상기 파릴렌 박막층 위에 형성된 제 2 전극을 포함하는 것을 특징으로 한다.According to another aspect of the present invention, there is provided an electrode structure comprising: a substrate; a first electrode formed on at least one surface of the substrate; a parylene film layer formed on the first electrode; and a second electrode formed on the parylene film layer. And an electrode.

또한, 상기 전극 구조체는 상기 제 2 전극 위에 형성된 절연층을 더 포함하는 것이 바람직하다.The electrode structure may further include an insulating layer formed on the second electrode.

또한, 상기 제 1 전극 및 제 2 전극 중 적어도 하나는 Au 전극인 것이 바람직하다.It is preferable that at least one of the first electrode and the second electrode is an Au electrode.

또한, 상기 제 1 전극 및 제 2 전극은 기판에 수직인 방향으로 링 형상으로 형성되는 것이 바람직하다.
The first electrode and the second electrode are preferably formed in a ring shape in a direction perpendicular to the substrate.

또한, 상기 목적을 달성하기 위한 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 용량성 바이오 센서는 상기 전극 구조체를 포함하여 형성되는 것을 특징으로 한다.
According to another aspect of the present invention, there is provided a capacitive biosensor including the electrode structure.

또한, 상기 목적을 달성하기 위한 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 전극 구조체의 제조방법은:According to another aspect of the present invention, there is provided a method of manufacturing an electrode structure,

기판의 적어도 일 표면에 제 1 전극층을 형성하는 단계;Forming a first electrode layer on at least one surface of the substrate;

상기 제 1 전극 위에 파릴렌 박막층을 형성하는 단계; 및 Forming a thin film layer of parylene on the first electrode; And

상기 파릴렌 박막층 위에 하나의 제 2 전극층을 형성하는 단계를 포함한다.And forming one second electrode layer on the parylene film layer.

또한, 상기 방법은 상기 제 2 전극 위에 절연층을 형성하는 단계를 더 포함하는 것이 바람직하다.In addition, the method may further include forming an insulating layer on the second electrode.

이 경우, 상기 파릴렌 박막은 QCM(Quartz Crystal Microbalance) 센서를 이용하여 적층하는 것이 바람직하다.
In this case, it is preferable that the parylene film is laminated using a QCM (Quartz Crystal Microbalance) sensor.

본 발명에 따른 전극 구조체 또는 용량성 바이오 센서는 수십 내지 수백 nm 두께의 파릴렌 박막을 사이에 두고 나란히 적층가능하다. 또한, 본 발명은 종래의 방법에 비하여 훨씬 적은 시간과 비용을 이용하여 복수의 전극을 수십 내지 수백 nm 두께의 절연층 또는 유전층을 사이에 두고 형성할 수 있다.
The electrode structure or the capacitive biosensor according to the present invention can be stacked side by side with a parylene film of several tens to several hundreds of nanometers in between. In addition, the present invention can form a plurality of electrodes with an insulating layer or a dielectric layer with a thickness of several tens to several hundreds of nm by using much less time and cost than the conventional method.

도 1은 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 기판 위에 전극 구조체 및 용량성 바이오 센서를 형성하는 일례를 도시하는 도면이다.
도 2(a)는 도 1에 도시된 용량성 바이오 센서의 수직으로 쌍을 형성하며 적층된 링형 전극의 구조를 도시하는 단면도이고, 도 2(b)는 수직으로 쌍을 이루며 적층된 링형 전극의 구조를 개략적을 도시하는 평면도이다.
도 3(a)는 용량성 바이오 센서의 개략적인 구성을 도시하는 도면이다.
도 3(b)는 도 3(a)에 도시된 용량성 바이오 센서에 분석 대상물이 결합된 상태를 예시하는 도면이다.
도 4는 AFM 분석에서 QCM 공진 주파수의 변화에 따른 파릴렌-C 박막의 두께 변화를 도시하는 도면이다.
도 5는 링형 전극을 이용하여 3,3',5,5'-테트라메틸벤지다인(TMB)의 사이클릭 볼타메트리 분석(cyclic voltammetric analysis)을 수행한 결과를 도시하는 도면이다.
도 6은 항-HRP 항체의 임뮤노어세이 동안 임피던스 분석을 수행한 결과를 도시하는 도면으로서, 도 6(a)는 링형 전극에서 인가된 주파수에 따라 측정된 임피던스를, 도 6(b)는 모델 회로로부터 계산된 전체 임피던스 중 가상적인 부분의 커패시턴스 부분을, 도 6(c)는 임뮤노어세이 동안 인가된 주파수에 따른 캐퍼시턴스 값을 나타내는 도면이다.
도 7은 C-반응성 단백질(CRP; C-reactive protein)의 임뮤노어세이 동안 임피던스 분석을 수행한 결과를 도시하는 도면으로서, 도 7(a)는 링형 전극에서 인가된 주파수에 따라 측정된 임피던스를, 도 7(b)는 모델 회로로부터 계산된 전체 임피던스 중 가상적인 부분의 커패시턴스 부분을, 도 7(c)는 임뮤노어세이 동안 인가된 주파수에 따른 캐퍼시턴스 값을 나타내는 도면이다.1 is a view showing an example of forming an electrode structure and a capacitive biosensor on a substrate according to a preferred embodiment of the present invention.
FIG. 2 (a) is a cross-sectional view showing the structure of a ring-shaped electrode that forms vertically paired capacitive biosensors shown in FIG. 1, and FIG. 2 (b) 2 is a plan view schematically showing the structure thereof.
3 (a) is a diagram showing a schematic configuration of a capacitive biosensor.
FIG. 3 (b) is a diagram illustrating a state in which the analyte is coupled to the capacitive biosensor shown in FIG. 3 (a).
4 is a graph showing the thickness variation of the parylene-C thin film according to the change of the QCM resonance frequency in the AFM analysis.
5 is a graph showing the results of cyclic voltammetric analysis of 3,3 ', 5,5'-tetramethylbenzidine (TMB) using a ring electrode.
6 (a) shows the impedance measured according to the frequency applied in the ring-shaped electrode, and Fig. 6 (b) shows the impedance measured according to the model FIG. 6C is a diagram showing a capacitance value according to a frequency applied during the immunoassay, and FIG. 6C is a graph showing a capacitance value of a virtual part of the total impedance calculated from the circuit.
7 is a graph showing the result of performing impedance analysis during the Immunoassay of C-reactive protein (CRP). FIG. 7 (a) shows the impedance measured according to the frequency applied to the ring- FIG. 7 (b) is a diagram showing a capacitance portion of a virtual portion of the total impedance calculated from the model circuit, and FIG. 7 (c) is a diagram showing a capacitance value according to a frequency applied during the immunoassay.

본 발명의 바람직한 실시예에 따른 전극 구조체 및 바이오 센서를 첨부한 도면을 참고로 이하에서 상세하게 설명한다.
The electrode structure and the biosensor according to preferred embodiments of the present invention will be described in detail below with reference to the accompanying drawings.

도 1은 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 기판 위에 전극 구조체 및 상기 전극 구조를 이용한 용량성 바이오 센서를 형성하는 일례를 도시하는 도면이다.
1 is a view showing an example of forming an electrode structure on a substrate and a capacitive biosensor using the electrode structure according to a preferred embodiment of the present invention.

도 1에서 보듯이, 먼저, 기판 위에 스퍼터링을 이용하여 Au 전극을 약 50 내지 100nm의 두께로 적층하여 제 1 전극을 형성한다. 이어서, 유전층으로서 상기 제 1 박막 위에 파릴렌 박막을 수백nm의 두께로 적층한다. 본 실시예에 따르면, 파릴렌 분말을 160℃ 정도에서 열분해하여 파릴렌 다이머를 형성하는 단계; 상기 파릴렌 다이머를 약 650℃ 정도의 온도로 가열하여 고 반응성 p-크실렌 라디칼을 형성하는 단계; 및 상온에서 전극 위에 고 반응성 p-크실렌 라디칼로부터 파릴렌 박막을 형성하는 단계에 의하여 파릴렌 박막의 적층이 가능하지만, 반드시 상기 방법으로 한정되는 것은 아니며, 통상적으로 이용가능한 파릴렌 박막의 형성 방법이라면 그 종류를 한정하지 않는다. As shown in FIG. 1, first, Au electrodes are laminated to a thickness of about 50 to 100 nm on a substrate by sputtering to form a first electrode. Then, a parylene film is laminated on the first thin film to a thickness of several hundred nm as a dielectric layer. According to this embodiment, the pyrene powder is pyrolyzed at about 160 ° C to form parylene dimer; Heating the parylene dimer to a temperature of about 650 ° C to form a highly reactive p-xylene radical; And a parylene film is formed from a highly reactive p-xylene radical on the electrode at room temperature. However, the method is not necessarily limited to the above-mentioned method. If the method is a commonly used method for forming a parylene film But the kind thereof is not limited.

이어서, 스퍼터링을 이용하여 상기 파릴렌 박막 위에 제 2 전극으로서 Au를 적층하고, 제 2 전극 위에 절연층을 적층한다. 본 실시예에서 절연층은 SU-8을 이용하였으며 스핀코팅법으로 형성하였다. 하지만, 본 발명이 속한 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 제 2 전극을 적층하는데 스퍼터링 외에 다양한 방법을 이용할 수 있고, SU-8을 형성할 때도 스핀 코팅법 외에 다양한 방법을 이용할 수 있음을 이해할 것이다.Subsequently, Au is deposited as a second electrode on the parylene film by sputtering, and an insulating layer is deposited on the second electrode. In this embodiment, the insulating layer was formed by spin coating using SU-8. However, those skilled in the art will appreciate that various methods other than sputtering can be used for depositing the second electrode, and various methods other than the spin coating method can be used for forming SU-8 .

다음으로, 절연층인 SU-8을 화학적 데벨로퍼(developer)에 침지하여 에칭하고, 제 2 전극인 Au층을 상온에서 약 30초 동안 1% NaCN 페리시아나이드 용액에 침지하여 에칭하였다. 이어서, 파릴렌 박막을 LF-플라즈마 처리하여 에칭하고, 마지막으로 제 1 전극인 Au층을 제 2 전극과 동일한 방법으로 에칭하였다. 한편, 이러한 절연층, 전극층 등의 제거는 에칭 등을 이용할 수 있으며 특정한 방법으로 한정되는 것은 아니다.Next, the insulating layer SU-8 was immersed in a chemical developer and etched, and the Au layer as the second electrode was immersed in 1% NaCN ferricyanide solution at room temperature for about 30 seconds and etched. Then, the parylene film was etched by LF-plasma treatment, and finally, the Au layer as the first electrode was etched in the same manner as the second electrode. On the other hand, such an insulation layer, an electrode layer, and the like can be removed by etching or the like, and is not limited to a specific method.

한편, 도 2(a)는 도 1에 도시된 용량성 바이오 센서의 수직으로 쌍을 형성하며 적층된 링형 전극의 구조를 도시하는 단면도이고, 도 2(b)는 수직으로 쌍을 이루며 적층된 링형 전극의 구조를 개략적을 도시하는 평면도이다.
2 (a) is a cross-sectional view showing the structure of a ring-shaped electrode which forms vertically pairs of capacitive biosensors shown in Fig. 1, and Fig. 2 (b) Fig. 2 is a plan view schematically showing a structure of an electrode.

한편, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 상기 특정 부분을 제거함으로써 전극이 기판에 수직인 방향으로 적층되고, 각 전극의 중간에 공동이 형성된 링형 전극으로 형성할 경우, 상기 구조물은 용량성 바이오 센서로 이용가능하다. 도 3(a)는 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 용량성 바이오 센서로 사용되는 커패시터의 구조를 개략적으로 도시하는 개넘도이다. 본 실시예에 따른 용량성 바이오 센서에 따르면, 저주파수에서 선택적 포텐셜(alternating potential)이 전극 사이에 인가되면, 파릴렌 박막, 특히 파릴렌-C는 고 절연성 재료이므로 단백질이 코팅된 표면을 통하여 노출된 전극 사이로 전류가 흐른다. 또한, 본 발명과 같이 수직으로 쌍을 이루는 전극은 E-beam 리소그래피, 집속 이온빔 노광법(focused ion-beam lithography) 등을 이용하여 형성되었지만, 이러한 방법은 비용도 비싸고 많은 시간이 소요되는 방법인 반면, 본 발명에 따른 적층 방법을 이용하면 저비용으로 간단하게 수직으로 쌍을 이루는 전극층을 형성할 수 있다.
Meanwhile, according to the preferred embodiment of the present invention, when the electrodes are formed in the direction perpendicular to the substrate by removing the specific portions, and the ring-shaped electrodes are formed with cavities in the middle of the electrodes, Available. 3 (a) is a schematic view schematically showing a structure of a capacitor used as a capacitive biosensor according to a preferred embodiment of the present invention. According to the capacitive biosensor according to the present embodiment, when an alternating potential is applied between electrodes at a low frequency, since the parylene film, especially parylene-C, is a highly insulating material, Current flows between the electrodes. In addition, although vertically paired electrodes are formed using E-beam lithography or focused ion-beam lithography as in the present invention, this method is expensive and takes a long time , The use of the stacking method according to the present invention makes it possible to form a vertically paired electrode layer simply at low cost.

또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따르면 용량성 바이오 센서에 형성된 수직으로 적층된 링형 전극을 이용하여 항원-항체 반응의 비표지 검출이 구현가능하다. 본 실시예는 anti-horseradish peroxidase(HRP) 항체 및 C-reactive protein(CRP) 두 종류의 분석 대상물에 대하여 적층된 링형 전극을 포함하는 용량성 바이오 센서를 이용하여 이뮤노어세이를 수행하였다. 도 3(b)는 도 3(a)에 도시된 용량성 바이오 센서에 상기 분석 대상물이 결합된 상태를 예시하는 도면이다. 구체적으로, 수직으로 쌍을 이루는 링형 전극에 분석 대상물을 결합시킨 후, 임뮤노어세이 단계에서 임피던스를 측정하고, 측정된 임피던스를 링형 전극의 모델 회로를 이용하여 분석하였다. 그 결과, 링형 전극들 사이의 임피던스는 전류 경로에 위치한 단백질 층의 커패시턴스 변화에 크게 의존하는 것을 확인할 수 있다.
In addition, according to a preferred embodiment of the present invention, it is possible to detect non-labeling of an antigen-antibody reaction using a vertically stacked ring-shaped electrode formed on a capacitive biosensor. This example performed an immunoassay using a capacitive biosensor comprising ring-shaped electrodes laminated to two kinds of analytes of anti-horseradish peroxidase (HRP) antibody and C-reactive protein (CRP). FIG. 3 (b) is a diagram illustrating a state in which the analyte is coupled to the capacitive biosensor shown in FIG. 3 (a). Specifically, the analysis object was coupled to a ring-shaped electrode vertically paired, and the impedance was measured at the immunoassay stage, and the measured impedance was analyzed by using a model circuit of the ring electrode. As a result, it can be seen that the impedance between the ring-shaped electrodes is highly dependent on the capacitance change of the protein layer located in the current path.

도 4는 AFM 분석에서 QCM 센서의 공진 주파수의 변화에 따른 파릴렌-C 박막의 두께 변화를 도시하는 도면이다. 도 4에서 보듯이, 증착되는 파릴렌 박막의 두께도 두꺼워지면 QCM 센서의 공진 주파수가 커지는 것을 확인할 수 있다. 따라서, 파릴렌 박막 증착 시 QCM 센서를 이용하면 파릴렌 박막의 두께를 자유롭게 조절할 수 있다.
4 is a graph showing the thickness variation of the parylene-C thin film according to the change of the resonance frequency of the QCM sensor in the AFM analysis. As shown in FIG. 4, when the thickness of the parylene film deposited increases, the resonance frequency of the QCM sensor increases. Therefore, when the parylene film is deposited, the thickness of the parylene film can be freely controlled by using a QCM sensor.

한편, 본 발명에 따른 용량성 바이오 센서는 순차적인 증착 및 에칭 공정으로 제작된다. 따라서 센서로서 잘 작동하려면 전극면이 노출되어야 한다. 따라서 사이클릭 볼타메트리(cyclic voltammetry)를 수행하여 전극 표면에서 일어나는 반응을 확인함으로서 전극 표면이 잘 노출되어 있는지 확인하였다. Meanwhile, the capacitive biosensor according to the present invention is fabricated by a sequential deposition and etching process. Therefore, the electrode surface must be exposed to function as a sensor. Therefore, cyclic voltammetry was performed to confirm the reaction occurring on the electrode surface, thereby confirming that the electrode surface was well exposed.

도 5는 링형 전극을 이용하여 3,3',5,5'-테트라메틸벤지다인(TMB)의 사이클릭 볼타메트리 분석(cyclic voltammetric analysis)을 수행한 결과를 도시하는 도면이다. 본 실시예에서 볼타메트리 분석은 모델 레드옥스 커플(model redox couple)로서 3,3',5,5'-테트라메틸벤지다인(TMB)을 사용하였다. 또한, 볼타메트리 수행을 위하여 레퍼런스 전극으로는 Ag/AgCl을 사용하였고, 센서의 제일 아래쪽 Au 층을 카운터 전극으로 연결하고, 제일 위쪽의 Au 층을 워킹 전극으로 연결하였다. 이어서 전압을 -0.4V에서 0.6V까지 10mV 씩 올려주었다가 반대로 0.6V에서 -0.4V로 차례대로 낮추어 주었으며, 그 결과가 도 5에 도시된다.5 is a graph showing the results of cyclic voltammetric analysis of 3,3 ', 5,5'-tetramethylbenzidine (TMB) using a ring electrode. In this example, 3,3 ', 5,5'-tetramethylbenzidine (TMB) was used as the model redox couple for the voltametry analysis. For the voltametry, Ag / AgCl was used as a reference electrode, the Au layer at the bottom of the sensor was connected to the counter electrode, and the Au layer at the top was connected to the working electrode. Subsequently, the voltage was raised from -0.4 V to 0.6 V by 10 mV, and conversely, from 0.6 V to -0.4 V, and the result was shown in FIG.

즉, 도 5에서 보듯이 두개의 산화 단계가 사이클릭 볼타모그램에서 분리되어 관찰된다. 첫번째 TBM 산화물은 산성 조건에서 두번째 TBM 산화물로 변형되므로, 1M 황산으로 처리한 후 사이클렉 볼타모그램은 두번째 TMB 산화물의 단일 피크만을 보여준다. 도 5에 도시된 단차 형상의 그래프가 미소전극에서 공지되어 있고, LOD(검출한계; limit of detection)는 전기화학적으로 산화적 또는 환원적인 피크가 명백함을 보여준다. 일반적으로, 미소전극은 반구형의 확산 윤곽을 유발하고, 거대 크기의 전극과 비교하여 향상된 질량 이동성을 보여준다.
That is, as shown in FIG. 5, two oxidation steps are observed in the cyclic voltammogram. Since the first TBM oxide is transformed into the second TBM oxide in acidic conditions, the cyclic voltamogram after treatment with 1 M sulfuric acid shows only a single peak of the second TMB oxide. A graph of the step shape shown in Fig. 5 is known at the microelectrode, and the LOD (limit of detection) shows that an electrochemically oxidative or reducing peak is apparent. In general, the microelectrode induces a hemispherical diffusion contour and exhibits improved mass mobility as compared to a macroscopic electrode.

도 6은 항-HRP 항체의 임뮤노어세이 동안 임피던스 분석을 수행한 결과를 도시하는 도면이다. 먼저, 도 6(a)는 10mV의 전압으로 100Hz 내지 1MHz의 범위에서 링형 전극에 주파수를 인가한 경우의 임피던스를 측정한 결과로서, 전극 센서의 임피던스는 일정한 위상 요소 및 평형 스프레이 커패시턴스를 갖는 일련의 매개 저항으로 구성된 동등 회로 모델을 이용함으로써 측정된다. 파릴렌 박막이 고 절연성 재로가 될 수록, 저주파수에서 노출된 전극을 따라서 전류가 흐르고, 링형 전극의 표면적이 작을수록, 전극 계면에서 임피던스는 높게 측정된다. 따라서, 전체 임피던스는 계면의 전극 임피던스 값에 거의 좌우되고, 전체 임피던스의 가상의 부분에서의 커패시턴스 요소에 밀접하게 관련된다. 도 6(b)에서 보듯이, 주파수에 따른 커패시턴스는 임뮤노어세이의 각 단계에서 측정되고, 커패시턴스의 변화는 임피던스 스펙트럼의 저 주파수 영역에서 관찰된다. 또한, 도 6(a)에 따르면 이뮤노 어세이가 진행됨에 따라 저주파수 영역에서 임피던스가 감소하는 것을 확인할 수 있고, 이것은 도 6(b)에서 보듯이 커패시턴스가 증가하는 효과를 나타낸다. 또한, 도 6(c)에서 보듯이, 주파수에 따라 커패시턴스가 표시되면, 흡수된 단백질이 많이짐에 따라 커퍼시턴스도 증가하는 것을 확인할 수 있다. 이러한 결과는 수직으로 적층된 한 쌍의 전극이 추가 표시 처리 없이도 흡수된 단백질의 정량분석을 가능하게 함을 보여준다.
FIG. 6 is a diagram showing the result of conducting impedance analysis during the Immunoassay of an anti-HRP antibody. FIG. 6 (a) shows a result of measuring the impedance when a frequency is applied to the ring-shaped electrode in a range of 100 Hz to 1 MHz at a voltage of 10 mV. The impedance of the electrode sensor is a series of impedance values having a constant phase element and a balanced spray capacitance Is measured by using an equivalent circuit model composed of the resistance. As the parylene thin film becomes a highly insulating material, current flows along the exposed electrode at low frequencies, and the smaller the surface area of the ring-shaped electrode, the higher the impedance at the electrode interface is measured. Thus, the total impedance is almost dependent on the electrode impedance value of the interface, and is closely related to the capacitance element in the imaginary part of the total impedance. As shown in FIG. 6 (b), the frequency-dependent capacitance is measured at each stage of the Immunoassay, and the change in capacitance is observed in the low frequency region of the impedance spectrum. 6 (a), it can be seen that the impedance decreases in the low frequency region as the immunoassay progresses, which shows an effect of increasing the capacitance as shown in FIG. 6 (b). Also, as shown in FIG. 6 (c), when the capacitance is displayed according to the frequency, the capacitance increases as the amount of absorbed protein increases. These results show that a vertically stacked pair of electrodes enables the quantitative analysis of absorbed proteins without further display treatment.

도 7은 C-반응성 단백질(CRP; C-reactive protein)의 임뮤노어세이 동안 임피던스 분석을 수행한 결과를 도시하는 도면이다. 도 7(a)는 10mV의 전압으로 100Hz 내지 1MHz의 범위에서 링형 전극에 주파수를 인가한 경우의 임피던스를 측정한 결과를 도시한다. 도 7(b)에서 보듯이, 주파수에 따른 커패시턴스는 임뮤노어세이의 각 단계에서 측정되고, 커패시턴스의 변화는 임피던스 스펙트럼의 저 주파수 영역에서 관찰된다. 또한, 도 7(c)에서 보듯이, CRP용 임뮤노어세이에서 인가된 주파수가 100kHz 내지 100Hz로 낮아짐에 따라 커패시턴스의 변화는 더욱 명확하게 관찰된다.
7 is a diagram showing the results of performing impedance analysis during the Immunoassay of C-reactive protein (CRP). 7 (a) shows the result of measuring the impedance when a frequency is applied to the ring-shaped electrode in a range of 100 Hz to 1 MHz at a voltage of 10 mV. As shown in FIG. 7 (b), the frequency-dependent capacitance is measured at each stage of the Immunoassay, and the change in capacitance is observed in the low frequency region of the impedance spectrum. Further, as shown in FIG. 7 (c), the change in capacitance is more clearly observed as the frequency applied to the CRS-based Immunoassay decreases from 100 kHz to 100 Hz.

이상으로 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 전극 구조체, 상기 전극 구조체를 포함하는 용량성 바이오 센서를 상세하게 설명하였다. 또한, 본 실시예는 상기 전극 구조체가 용량성 바이오 센서에 이용되는 경우로 특정하여 설명하였지만, 당업자는 상기 전극 구조체가 반드시 용량성 바이오 센서로 한정되지 않고 액정 디스플레이용 전극 구조 등 다양한 분야에서 사용 가능함을 이해할 것이다. 따라서, 본 발명의 범위는 오직 뒤에서 설명할 특허청구범위에 의해서만 한정된다.
The electrode structure according to the preferred embodiment of the present invention and the capacitive biosensor including the electrode structure have been described in detail above. Although the present embodiment has been described specifically for the case where the electrode structure is used for a capacitive biosensor, those skilled in the art will appreciate that the electrode structure is not limited to a capacitive biosensor and can be used in various fields such as an electrode structure for a liquid crystal display . Accordingly, the scope of the present invention is limited only by the claims that follow.

Claims (8)

기판, 상기 기판의 적어도 일 표면에 형성된 제 1 전극, 상기 제 1 전극 위에 형성된 파릴렌 박막층, 상기 파릴렌 박막층 위에 형성된 제 2 전극, 및 상기 제 2 전극 위에 형성된 절연층을 포함하고,
상기 제 1 전극 및 제 2 전극은 기판에 수직인 방향으로 링 형상으로 형성되는 것을 특징으로 하는 전극 구조체.A first electrode formed on at least one surface of the substrate; a parylene film layer formed on the first electrode; a second electrode formed on the parylene film layer; and an insulating layer formed on the second electrode,
Wherein the first electrode and the second electrode are formed in a ring shape in a direction perpendicular to the substrate. 삭제delete 청구항 1에 있어서, 상기 제 1 전극 및 제 2 전극 중 적어도 하나는 Au 전극인 것을 특징으로 하는 전극 구조체.The electrode structure according to claim 1, wherein at least one of the first electrode and the second electrode is an Au electrode. 삭제delete 청구항 1 또는 청구항 3항에 따른 전극 구조체를 포함하는 것을 특징으로 하는 용량성 바이오 센서.A capacitive biosensor comprising an electrode structure according to claim 1 or claim 3. 기판의 적어도 일 표면에 제 1 전극층을 형성하는 단계;
상기 제 1 전극 위에 파릴렌 박막층을 형성하는 단계; 및
상기 파릴렌 박막층 위에 하나의 제 2 전극층을 형성하는 단계; 및
상기 제 2 전극 위에 절연층을 형성하는 단계를 포함하고,
상기 제 1 전극 및 제 2 전극은 기판에 수직인 방향으로 링 형상으로 형성하는 것을 특징으로 하는 전극구조체의 제조방법.Forming a first electrode layer on at least one surface of the substrate;
Forming a thin film layer of parylene on the first electrode; And
Forming a second electrode layer on the parylene film layer; And
And forming an insulating layer on the second electrode,
Wherein the first electrode and the second electrode are formed in a ring shape in a direction perpendicular to the substrate. 삭제delete 청구항 6에 있어서, 상기 파릴렌 박막은 QCM(Quartz Crystal Microbalance) 센서를 이용하여 적층하는 것을 특징으로 하는 전극구조체의 제조방법.7. The method of claim 6, wherein the parylene film is deposited using a QCM (Quartz Crystal Microbalance) sensor.
KR1020120112313A 2012-06-01 2012-10-10 Electrode structure, capacitive biosensor and method for manufacturing thereof KR101393387B1 (en)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR20120059091 2012-06-01
KR1020120059091 2012-06-01

Publications (2)

Publication Number Publication Date
KR20130135707A KR20130135707A (en) 2013-12-11
KR101393387B1 true KR101393387B1 (en) 2014-05-14

Family

ID=49982881

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020120112313A KR101393387B1 (en) 2012-06-01 2012-10-10 Electrode structure, capacitive biosensor and method for manufacturing thereof

Country Status (1)

Country Link
KR (1) KR101393387B1 (en)

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20100002960A (en) * 2008-06-30 2010-01-07 재단법인서울대학교산학협력재단 Surface plasmon resonance sensor chip, method for manufacturing the same, surface plasmon resonance sensor system, and method for detecting analyzed material with surface plasmon resonance sensor system
KR20120088243A (en) * 2011-01-31 2012-08-08 광주과학기술원 Flexible Electrode based on PDMS using Parylene Coating Layer and Fabrication Method thereof

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20100002960A (en) * 2008-06-30 2010-01-07 재단법인서울대학교산학협력재단 Surface plasmon resonance sensor chip, method for manufacturing the same, surface plasmon resonance sensor system, and method for detecting analyzed material with surface plasmon resonance sensor system
KR20120088243A (en) * 2011-01-31 2012-08-08 광주과학기술원 Flexible Electrode based on PDMS using Parylene Coating Layer and Fabrication Method thereof

Also Published As

Publication number Publication date
KR20130135707A (en) 2013-12-11

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Mazlan et al. Interdigitated electrodes as impedance and capacitance biosensors: A review
Rana et al. Impedance spectra analysis to characterize interdigitated electrodes as electrochemical sensors
Lange et al. Chemiresistors based on conducting polymers: A review on measurement techniques
Mihailescu et al. A sensitive capacitive immunosensor for direct detection of human heart fatty acid-binding protein (h-FABP)
US11592415B2 (en) Bio-sensor having interdigitated microelectrode using response of receptor and target bioproducts
WO2009023857A1 (en) Impedance spectroscopy of biomolecules using functionalized nanoparticles
Shin et al. Sensitivity Enhancement of Bead-based Electrochemical Impedance Spectroscopy (BEIS) biosensor by electric field-focusing in microwells
JP2010503856A (en) Electrochemical sensor with comb-shaped microelectrode and conductive polymer
Stan et al. Electrochemical studies of homogeneous self-assembled monolayers versus mixed self-assembled monolayers on gold electrode for “label free” detection of heart fatty acid binding protein
Lee et al. Capacitive immunoaffinity biosensor based on vertically paired ring-electrodes
Eveness et al. Equivalent circuit model of a non-faradaic impedimetric ZnO nano-crystal biosensor
Mondal et al. Impedance spectroscopy-based detection of cardiac biomarkers on polyaniline coated filter paper
Dawan et al. One-step porous gold fabricated electrode for electrochemical impedance spectroscopy immunosensor detection
US20070072286A1 (en) Label-free detection of biomolecules
KR101608817B1 (en) Electrode structure for capacitive biosensor having interdigitated electrode, method for manufacturing the electrode structure, and capacitive biosensor having the electrode structure
KR101393387B1 (en) Electrode structure, capacitive biosensor and method for manufacturing thereof
US20210276022A1 (en) Bio-sensor having interdigitated micro-electrode using dielectric substance electrophoresis, and method for detecting bio-material using the same
Esfandyarpour et al. Electrical detection of protein biomarkers using nanoneedle biosensors
Honda et al. Toward a Practical Impedimetric Biosensor: A Micro-Gap Parallel Plate Electrode Structure That Suppresses Unexpected Device-to-Device Variations
TWI495872B (en) Electrochemical bio-affinity sensing chips integrated with fluidic stirring and operation method thereof
Tran Nhu et al. Comparison of Faradaic and Non-Faradaic Impedance Biosensors Using 2-Electrode and 3-Electrode Configurations for the Determination of Bovine Serum Albumin (BSA)
KR101912890B1 (en) Bio-sensor having interdigitated microelectrode improved response of receptor and target bioproducts
US9103773B2 (en) Capacitive element sensor and method for manufacturing same
Kleppisius et al. Double‐layer capacitance of pH‐sensitive self‐assembled thiol layers on gold determined by electrical impedance spectroscopy in a microfluidic channel
Muramatsu et al. Basic characteristics of quartz crystal sensor with interdigitated electrodes

Legal Events

Date Code Title Description
A201 Request for examination
E902 Notification of reason for refusal
E701 Decision to grant or registration of patent right
GRNT Written decision to grant
FPAY Annual fee payment

Payment date: 20190429

Year of fee payment: 6