KR101505310B1 - 실시간 박테리아 감지를 위한 커패시턴스 바이오 센서 - Google Patents

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Abstract

본 발명은 인터디지테이트형 마이크로 전극 형태의 전극을 이용하여 박테리아 농도 증가에 따른 전기적 특성 변화를 커패시턴스를 이용하여 측정 할 수 있는 장치로써 다양한 종류의 박테리아에 대한 실시간 모니터링이 가능하다.

Description

실시간 박테리아 감지를 위한 커패시턴스 바이오 센서{Capacitance biosensor for real time detection of bacterial growth}
본 발명은 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극을 이용한 바이오 센서에 관한 것으로, 보다 상세하게는 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극을 이용한 커패시턴스 측정을 통해 박테리아의 농도 변화를 실시간 모니터링 가능한 바이오 센서에 관한 것이다.
주변환경 (임상시료, 물 또는 음식 등)에 있는 박테리아를 감지하는 것은 인간의 건강에 있어 매우 중요한 일이다. 예를 들어, 대장균(Escherichia coli (e. coli )) O157:H7과 살모넬라는 음식물로 인한 질병발생의 주요 원인이 되고 있다. 미국의 CDC (Center for Disease Control and Prevention)에서는 음식물에 기인해 매년 칠천육백만 명의 미국인이 병에 걸리고, 그 중 이십만 명 이상이 병원에 입원하고, 약 오천 명이 음식물에 기인한 질병으로 사망한다고 추정하고 있다(L. S. Paul S. Mead, Vance Dietz, Linda F. McCaig, Joseph S. Bresee, Craig Shapiro, Patricia M. Griffin, and Robert V. Tauxe, Emerg Infect Dis . 1999, 5, 607-625. 참조).
병의 원인이 밝혀진 발병사례 중에서, 박테리아 병원체에 의한 발병이 가장 많은 것으로 보고 되었다. 또한, 혈액 속에 들어가 번식하면서 그 생산한 독소에 의해 중독 증세를 나타내는 패혈증과 같은 병은 전신에 감염증을 일으키며, 세계적으로 한 해 천팔백만 명 이상의 환자들이 패혈증으로 사망하고 있는 것으로 추산된다(L. C. M. Sonja J. Olsen, Joy S. Goulding, Nancy H. Bean, Laurence Slutsker, MMWR 2000, 49. 참고).
가장 흔한 박테리아(또는 세균) 감지방법은 배지상에서 박테리아를 수일 동안 배양 한 후 직접 콜로니(colony)의 숫자를 세는 방법이 있다. 그러나, 이러한 방법은 많은 시간과 노동력이 소요된다.
L. S. Paul S. Mead, Vance Dietz, Linda F. McCaig, Joseph S. Bresee, Craig Shapiro, Patricia M. Griffin, and Robert V. Tauxe, Emerg Infect Dis. 1999, 5, 607-625. L. C. M. Sonja J. Olsen, Joy S. Goulding, Nancy H. Bean, Laurence Slutsker, MMWR 2000, 49.
본 발명은 실시간 모니터링이 가능한 커패시턴스 바이오 센서를 제공하고자 한다.
본 발명은 외부 케이스; 외부 케이스 내에 형성되고, 외부 케이스의 바닥면에 대응하여 위쪽 방향으로 형성된 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극; 및 상기 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극과 전기적으로 연결되는 외부 접속 단자를 포함하는 커패시턴스 바이오 센서를 제공한다.
또한, 본 발명은 상기 커패시턴스 바이오 센서를 포함하는 바이오 센서 어레이를 제공한다.
본 발명에 따른 커패시턴스 바이오 센서는 시간 경과에 따른 측정 감도 저하를 유발하지 않으면서, 실시간 모니터링이 가능하다.
도 1은 디자인된 버티컬 인터디지테이트형 마이크로전극의 모식도이다.
도 2는 양면으로 제작된 버티컬 인터디지테이트형 마이크로전극의 모식도이다.
도 3은 외부케이스 내부에 부착하는 형태의 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극의 모식도 이다..
도 4는 외부케이스 내측에 인쇄하는 형태의 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극의 모식도 이다.
도 5는 버티컬-바텀(bottom) 듀얼(dual) 센서의 모식도이다.
도 6은 커패시턴스 바이오 센서가 복수 개 연결된 바이오 센서 어레이의 모식도 이다.
도 7은 무선송출부(bluetooth)를 포함하는 형태의 커패시턴스 바이오 센서의 모식도이다.
도 8은 버티컬 센서로 측정한 대장균 성장에 따른 커패시턴스 결과이다.
도 9는 바텀(bottom)센서로 측정한 대장균 성장에 따른 커패시턴스 결과이다.
도 10은 쉐이킹 측정방식으로 측정 된 마이코박테리움스메그마티스 성장의 시간에 따른 커패시턴스 결과이다.
도 11은 스탠딩 특정방식으로 측정된 마이코박테리움스메그마티스 성장의 시간에 따른 커패시턴스 결과이다.
도 12는 커패시턴스 측정결과와 비교하기 위한 O.D(optical density) 측정결과이다.
본 발명은 커패시턴스 바이오 센서에 관한 것으로, 구체적으로는 상기 커패시턴스 바이오 센서는 외부 케이스; 외부 케이스 내에 형성되고, 외부 케이스의 바닥면에 대응하여 위쪽 방향으로 형성된 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극; 및 상기 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극과 전기적으로 연결되는 외부 접속 단자를 포함한다.
기존의 센서들은 박테리아 성장을 모니터링 하기 위해 대부분 바닥에 위치한 전극을 이용하여 커패시턴스 변화를 측정하였다. 하지만 바닥에 위치한 전극의 경우는 미디아 혹은 혈액 내에 존재하는 단백질 등과 같은 생체분자들이 바닥에 가라앉으면서 전극을 덮어 싸기 때문에 측정 정확도가 떨어지며 장시간 사용하기에 적합하지 않다. 본 발명에서는 이러한 문제점을 해결하기 위해 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극(vertical interdigitated microelectrode; VIME)을 이용한 커패시턴스 센서를 제안한다. 버티컬 전극은 가라앉는 생체분자들의 영향을 거의 받지 않으므로 장시간 사용이 가능하며, 미디아 내에 부유해서 자라는 미생물(예를 들어, 박테리아)의 측정 감도를 높일 수 있다. 또한, 버티컬 전극과 바텀(bottom) 전극을 같이 사용할 경우 측정 감도를 더욱 높일 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서는 다양한 종류의 미생물에 대한 실시간 관측이 가능하다. 미생물의 범주는 특별히 제한되지 않으며, 다양한 생체분자 혹은 박테리아, 보다 구체적으로는 결핵균을 포함하는 의미이다. 이하에서는, 하나의 예로서, 박테리아에 대한 실시간 검출을 위한 바이오 센서로서 설명한다.
하나의 예로서, 상기 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극은, 일렬로 정렬된 막대기가 하나의 극을 이루며 두 개의 전극(제 1전극과 제 2전극)이 서로 맞물린 상태로 마주보는 형태의 구조를 가지고 있다. 상기 두 전극이 고전적인 형태의 임피던스 측정 전극과 같은 역할을 하게 된다. 인터디지테이트형 마이크로 전극을 이용한 센서에서, 각 막대모양의 전극 간의 거리는 보통 마이크론 혹은 나노미터의 범위를 가지며, 일반적인 두 개의 전극 막대를 이용하는 경우보다 매우 거리가 짧다. 예를 들어, 상기 제 1전극과 제 2전극의 이격 간격은 1 ㎛ 내지 100 ㎛, 5 ㎛ 내지 50 ㎛, 혹은 10 ㎛ 내지 30 ㎛ 범위일 수 있다. 제1 전극과 제2 전극의 이격 거리를 상기 범위로 조절함으로써, 마이크로 수준의 생체 분자에 대해서도 정밀한 측정이 가능하다. 또한, 각 전극의 높이는 50 nm 내지 5,000 nm 범위이고, 각 전극의 폭은 1 ㎛ 내지 100 ㎛ 범위일 수 있다. 상기 전극들은 각각 독립적으로 금, 백금, 탄소 전극, 전도성폴리머, ITO(Indium Tin Oxide) 및 탄소나노튜브 필름 중 어느 하나 이상의 재질로 형성 가능하다.
본 발명에 따른 커패시턴스 바이오 센서는, 다양한 형태의 인터디지데이트형 마이크로 전극을 포함할 수 있으며, 나아가 상기 전극의 배치를 다양화한 경우들을 모두 포함한다.
하나의 예로서, 상기 버티컬 인터디지데이트형 마이크로 전극은, 기판 및 상기 기판의 일면 또는 양면에 형성된 마이크로 전극을 포함할 수 있다. 기판을 기준으로 양면에 인터디지테이트형 마이크로 전극을 형성함으로써, 센서의 민감도를 보다 향상시킬 수 있다.
또 다른 하나의 예로서, 상기 버티컬 인터디지데이트형 마이크로 전극은 외부 케이스의 내측 벽면에 인쇄된 형태일 수 있다. 외부 케이스의 내측 벽면에 전극을 인쇄함으로써, 센서의 구조를 단순화 할 수 있다.
또 다른 하나의 예로서, 상기 커패시턴스 바이오 센서는 외부 케이스의 내측 바닥면에 형성된 바텀(bottom) 전극을 더 포함할 수 있다. 병의 아랫부분에 전극이 존재하는 형태에 버티컬 전극이 결합된 바텀(bottom)-버티컬 듀얼 센서로써, 임피던스 센서에 응용될 수 있다.
또 다른 하나의 예로서, 상기 언급된 커패시턴스 바이오 센서가 복수 개 연결된 바이오 센서 어레이로 형성될 수 있다.
본 발명에 따른 카패시턴스 센서의 외부케이스는 샘플을 수납하는 수납부와 수납부를 밀봉하는 덮개부를 포함하며, 상기 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극은 상기 덮개부에 결합된 구조인 것을 특징으로 한다. 상기 수납부의 재료로는 유리, 플라스틱(폴리프로필렌(PP), PET, 폴리카본네이트(PC)) 등이 사용 될 수 있으며 용량은 1 ml 내지 50 ml 범위일 수 있다.
또 다른 하나의 예로서, 상기 커패시턴스 바이오 센서는 검출 결과를 송출하는 무선 송출부를 더 포함하는 것을 특징으로 한다. 기판 및 병마개에 연결된 BNC나 USB와 같은 선을 이용하여 유선으로 데이터를 전송 하거나 무선 통신 방법 중에 하나인 블루투스(Bluetooth) 방법을 이용하여 무선으로 데이터를 수집할 수 있다.
본 발명의 바람직한 실시예를 첨부된 도면들을 참조하여 상세히 설명한다. 이하 에서는 먼저 바이오 센서를 설명하고, 이 후에 바이오 센서를 이용하여 박테리아를 실시간으로 측정하는 방법 및 이에 따른 실험 결과를 상세하게 설명한다.
도 1은 본 발명의 하나의 실시예에 따른 버티컬 인터디지데이트형 마이크로 전극의 모식도이다. 이와 같은 인터디지데이트형 마이크로 전극(10)은 제1 전극(11)과 제2 전극(12) 사이의 커패시턴스(capacitance) 또는 컨덕턴스(conductance) 또는 임피던스(impedance)를 측정함으로써 박테리아의 성장을 실시간으로 모니터링 할 수 있다. 도 1에 도시된 바와 같이 박테리아의 성장을 실시간으로 모니터링 하는 센서는 프레임(13), 제 1전극(11), 제 2 전극(12)을 포함한다. 덮개부(20)의 제1 외부 접속단자(21)는 제1 전극(11)과 연결되고 제2 외부 접속단자(22)는 제2 전극(12)과 연결된다.
도 2는 본 발명의 또 다른 하나의 실시예에 따른 버티컬 인터디지데이트형 마이크로 전극을 나타낸 모식도이다. 기판(14)을 기준으로 양면에 인터디지데이트형 마이크로 전극(10a,10b)을 형성함으로써, 센서의 민감도를 보다 향상시킬 수 있다. 기판(14)의 재질은 특별히 제한되지 않으며, 예를 들어, 폴리염화비페닐, 유리, 폴리에테르이미드, 폴리에틸렌테레프탈레이트 등이 사용 가능하다.
도 3은 본 발명의 하나의 실시예에 따른 커패시턴스 바이오 센서의 모식도이다. 상기 커패시턴스 바이오 센서는 외부 케이스(30)로 원통형의 병을 사용하며 병의 형태는 상용으로 판매되는 바이알(vial)과 같은 형태이다. 도 3을 참조하면 외부케이스(30) 내부에 인터디지테이트형 마이크로 전극이 인쇄된 기판(15)을 포함할 수 있다. 이때, 외부 케이스(30)의 재료로는 폴리프로필렌, 폴리에틸렌 테레프탈레이트 혹은 폴리카보네이트와 같은 플라스틱 재질 혹은 유리 등을 사용할 수 있으며, 용량은 1 ml 내지 50 ml 범위에서 선택 가능하다. 그러나, 외부 케이스의 재질이나 용량은 특별히 제한되는 것은 아니다.
도 4는 본 발명의 또 다른 하나의 실시예에 따른 커패시턴스 바이오 센서의 모식도이다. 도 4를 참조하면, 커패시턴스 바이오 센서는, 외부 케이스의 내측 벽면에 버티컬 인터디지데이트형 마이크로 전극(16)이 인쇄된 구조이다.
또한, 도 5는 본 발명의 또 다른 하나의 실시예에 따른 커패시턴스 바이오 센서의 모식도이다. 도 5를 참조하면, 커패시턴스 바이오 센서는 외부케이스(30)의 내측 바닥면에 형성된 바텀(bottom) 전극(40)을 더 포함하여 아랫부분에 전극이 존재하는 형태에 버티컬 전극(10)이 결합 된 바텀(bottom)-버티컬 듀얼 센서의 구조이다. 외부케이스(30)의 외측 바닥면에 부착 된 기판(41) 은 바텀 전극(40)과 전기적으로 연결 되어 있다.
바텀(bottom)-버티컬 듀얼 센서는 커패시턴스 측정 민감도를 더 높일 수 있다.
본 발명에 따른 커패시턴스 바이오 센서에는 커패시턴스의 측정이 가능한 LCR 측정기(LCR meter)에 연결되어 박테리아의 농도 변화를 실시간으로 모니터링 할 수 있다. 이 때 커패시턴스 바이오 센서에는 0.1 ~ 100 KHz 의 주파수를 지니는 10 mV 교류 전압이 공급된다.
도 6은 본 발명의 또 다른 하나의 실시예에 따른 커패시턴스 바이오 센서의 모식도이다. 도 6을 참조하면, 커페시턴스 바이오 센서는 기판상에 상기 제1 전극과 상기 제2 전극으로 이루어진 복수 개의 전극 쌍이 어레이로 형성될 수 있다. 복수의 센서가 어레이 되도록 함으로써 한 번에 다량의 샘플 측정이 가능하고, 측정 효율을 극대화 시킬 수 있다.
본원에서는 한 쌍의 전극으로 이루어진 박테리아 센서를 "단위 센서", 다수의 단위 박테리아 센서를 배열하여 집적시킨 박테리아 센서를 "어레이 센서"라 한다.
상기 어레이 센서는 다수의 단위 박테리아 센서를 도 6과 같이 각각의 전극 쌍에 서로 다른 전압이 인가될 수 있도록 배열하고 각 단위 센서의 배선 패턴을 한 방향으로 집중시켜 각 단위 센서의 측정이 용이하도록 구현될 수 있다.
각 단위 바텀(bottom)센서는 기판을 공통으로 사용하며, 개개의 병 또는 일체형의 병이 구비된다. 이러한 일체형의 병은 사출성형 등의 방법을 이용하여 간단하게 제조될 수 있으며, 탈 부착이 가능하도록 구비되는 것이 좋다.
상기 어레이 센서는 다수의 단위 센서의 전극 쌍에 서로 공통된 전압이 인가되도록 배열할 수도 있다.
도 7은 본 발명의 또 다른 하나의 실시예에 따른 커패시턴스 바이오 센서의 모식도이다. 상기 언급된 커패시턴스 바이오 센서의 외부 측정 장비와의 연결은 병 측면을 통하며 유선 또는 무선으로 데이터를 전송한다.
상기 커패시턴스 바이오 센서는 도 6과 같이 센서 덮개부에 연결된 BNC나 USB와 같은 선을 이용하여 유선으로 데이터를 전송 하거나 도 7과 같이 무선 통신 방법 중에 하나인 블루투스(Bluetooth) 방법을 이용하여 무선으로 데이터를 수집 할 수 있다.
또한 상기 커패시턴스 바이오 센서는 세포 배양 인큐베이터 내에서 세워진 상태로 측정 하는 방법과 쉐이킹 인큐베이터 내에서 일정 속도로 흔들어 주며 박테리아의 성장을 측정하는 방법을 포함한다.
이하, 상기 서술한 내용을 바탕으로, 실시예와 도면을 참조하여 본 발명을 더욱 상세하게 설명한다. 하기 실시예는 본 발명을 예시하기 위한 것으로, 본 발명의 권리범위를 한정하려는 것은 아니다.
실험예 1: 버티컬 전극과 바텀(bottom)전극 간의 박테리아 성장 비교
본 발명에 따른 커패시턴스 바이오 센서를 이용해 박테리아 성장을 실시간으로 모니터링 하는 실험을 수행하였다.
먼저, 버티컬 인터디지데이트형 마이크로 전극을 제작한 후 오토클래이브(autoclave) 장비 및 에탄올을 이용하여 살균하였다. 상기 제작한 버티컬 전극을 외부케이스 내부에 부착 또는 인쇄하거나 병마개에 연결하여 버티컬-바텀(bottom) 듀얼 센서를 제작하였다.
다음 일정한 농도의 박테리아(또는 세균)를 배양 미디아와 함께 외부케이스에 넣어준 뒤 온도가 37 oC 로 유지 되는 세포 배양용 인큐베이터나 쉐이킹 인큐베이터에 넣고 12 시간 이상 배양 하였다.
여기서 박테리아 배양 미디아는 배양하는 박테리아의 종류에 따라 달라질 수 있으며 액체로 된 형태로 한정한다. 또한 혈액이 섞인 미디아나 혈액도 가능하다.
이후, 세포를 배양하면서 상기 제1 전극과 제2 전극 사이의 커패시턴스를 실시간으로 측정하여, 박테리아의 성장으로 인한 커패시턴스 증가 시점을 실시간으로 모니터링 하였다.
상기 측정한 결과는 도 8에 나타내었다. 제작된 바텀(bottom)-버티컬 센서 측정을 위해 사람의 혈액을 NB(Nutrient broth)로 희석한 (혈액: NB=1:9) 배지를 사용하여 대장균(E. coli)을 배양하였다. 고체배지에 하루간 배양한 뒤 콜로니 수를 세는 방식으로 측정 전 실험에 사용된 정확한 균 수를 확인한 결과 4가지 농도 (0, 10, 80, 160/ 병 )로 실험이 진행되었으며 24 시간 동안 측정 하였다.
도 8에 도시된 바와 같이 커패시턴스 바이오 센서를 이용하여 박테리아 성장을 측정할 경우 박테리아가 증식 할수록 커패시턴스가 증가한다. 도 8은 버티컬 전극의 커패시턴스 측정 결과로 미디아 컨트롤의 경우 거의 일정한 수준을 유지하는데 반해 대장균 10 개가 존재하는 실험 군은 15 시간 까지는 거의 비슷한 레벨을 유지하다가 15 시간 이후부터 커패시턴스가 증가하기 시작한다. 비교적 농도가 높은 80 개, 160 개 실험 군은 실험 초반부터 미디어보다 높은 레벨을 유지하며 서서히 증가하다 15 시간 이후부터 증가 폭이 커지게 된다.
커패시턴스 바이오 센서로 측정한 값과 바텀(bottom) 센서로 측정한 값을 비교 하기 위해 바텀(bottom)센서로 측정한 결과를 도 9에 나타내었다. 도 9에 나타낸 바텀(bottom)센서로 측정한 값은 20 시간 이후 커패시턴스가 감소하는 경향을 보인다.
실험 초반 대장균 농도 차에 의한 커패시턴스 레벨 차이는 바텀(bottom) 전극이 더 큰 것으로 보아 초기 검출에는 바텀(bottom) 전극이 유리한 것을 알 수 있다.
따라서 버티컬 센서와 바텀(bottom)센서를 동시에 이용하면 박테리아의 조기 검출뿐만 아니라 박테리아 농도를 커패시턴스를 이용하여 구별 할 수 있다.
이것은 덩어리를 이룬 박테리아가 중력에 의해 바닥으로 가라 앉은 뒤 바텀(bottom) 전극을 덮어버려 박테리아에 의한 바텀(bottom) 전극이 부동화(passivation) 되어 이후의 박테리아 성장을 측정 할 수 없게 되어 나타나는 현상으로 볼 수 있다. 그에 반해 버티컬 전극은 초기 커패시턴스 값의 증가 폭은 바텀(bottom) 전극 보다 작으나 시간이 지난 뒤 바텀(bottom) 전극과 같은 부동화(passivation) 현상이 나타날 수가 없으므로 커패시턴스가 꾸준히 증가하는 것을 관찰 할 수 있다(도 8). 따라서 바텀(bottom) 전극은 초기 박테리아 검출에는 유리하지만 카패시턴스의 감소 현상으로 인해 장기적인 측정에는 불리하며 버티컬 전극은 초기 박테리아 검출은 바텀(bottom) 전극에 비해 떨어지나 장기적 측정에 유리하다.
실험예 2: 버티컬 전극을 이용한 커패시턴스 값과 기존의 UV 광을 이용해 측정한 O.D ( optical density ) 값 비교
커패시턴스의 감소가 나타나지 않은 버티컬 전극을 이용하여 측정한 커패시턴스 값을 기존의 UV 광 (600 nm)을 이용해 측정한 O.D (optical density) 값 과 비교하는 실험을 수행하였다. 상기 두 방법을 이용한 측정을 위한 박테리아는 마이코박테리움스메그마티스 (Mycobacterium smegmatis )를 사용하였다. 마이코 박테리아는 결핵균과 비슷하지만 병원성이 없고 더블링 타임이 2 ~ 3 시간 정도이다. 마이코박테리움스메그마티스 배양을 위한 미디아 로는 7H9 broth-ADC에 0.05% tyloxapol을 첨가하여 사용하였다.
본 발명에 의한 커패시턴스 바이오센서를 이용한 박테리아 배양은 두 가지 방법으로 수행하였다. 첫 번째로 도 10에 도시된 바와 같이 쉐이킹 인큐베이터에서 항온, 항습 및 쉐이킹을 해주면서 측정하였다.
쉐이킹 인큐베이터를 이용한 배양방법은 박테리아 배양 시 산소를 많이 공급해 줄 수 있으므로 박테리아의 성장을 가속화 시킨다.
또한 쉐이킹 인큐베이터를 이용한 배양방법은 박테리아가 성장하며 전기적 측정에 방해 요소가 될 수 있는 덩어리 (clumps)를 형성하는 현상을 어느 정도 방지 할 수 있다.
두 번째로 도 11에 도시된 바와 같이 일반 세포의 측정 방법처럼 인큐베이터 내부에 세운 스탠딩 방식으로 측정하였다. 일반적으로 사용되는 결핵균의 액체 배양 시스템의 경우 스탠딩 방법을 따른다.
마이코박테리움스메그마티스 측정 농도는 5.4 x 102 개/10 ml 에서 10 배씩 증가시킨 3가지 농도 (5.4 x 102 개/10 ml, 5.4 x 103 개/10 ml, 5.4 x 104 개/10 ml)로 하였다.
측정방식의 상이함으로 인해 두 결과가 동일 하게 나오지는 않았지만 본 발명에 따른 커패시턴스 바이오 센서를 이용 할 경우 스탠딩 방식은 1 일째부터 쉐이킹 방식은 0.5 일째부터 농도간의 커패시턴스 차이를 분명히 나타내었다.
반면, 도 12에 도시된 기존의 O.D값 측정방식을 이용한 결과는 2 일째까지 모든 농도에서 차이를 보이지 않았다.
마이코박테리움스메그마티스의 더블링 타임은 2 ~ 3 시간 정도이므로 4 일간의 측정만으로도 검출이 가능하나 더블링 타임이 16 ~ 17 시간으로 긴 결핵균의 경우는 측정 시간이 일 주일 이상 필요로 한다.
따라서 본 발명에 의한 커패시턴스 바이오 센서는, 기존의 UV 광 (600 nm)를 이용해 측정한 O.D (optical density) 방식과 비교 했을 때 측정 시간을 획기적으로 줄일 수 있다.

Claims (8)

  1. 외부 케이스;
    외부 케이스 내에 형성되고, 외부 케이스의 바닥면에 대응하여 위쪽 방향으로 형성된 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극;
    외부 케이스의 내측 바닥면에 형성된 바텀(bottom) 전극; 및
    상기 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극 및 바텀(bottom) 전극과 전기적으로 연결되는 외부 접속 단자를 포함하는 커패시턴스 바이오 센서.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극은,
    서로 인터디지테이트된 제1 전극 및 제2 전극을 포함하고,
    제1 전극과 제2 전극의 이격 간격은 1 ㎛ 내지 100 ㎛인 것을 특징으로 하는 커패시턴스 바이오 센서.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극은, 기판 및 상기 기판의 일면 또는 양면에 형성된 마이크로 전극을 포함하는 것을 특징으로 하는 커패시턴스 바이오 센서.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극은 외부 케이스의 내측 벽면에 인쇄된 형태인 것을 특징으로 하는 커패시턴스 바이오 센서.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 외부 케이스는 샘플을 수납하는 수납부와 수납부를 밀봉하는 덮개부를 포함하며, 상기 버티컬 인터디지테이트형 마이크로 전극은 상기 덮개부에 결합된 구조인 것을 특징으로 하는 커패시턴스 바이오 센서.
  6. 삭제
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 커패시턴스 바이오 센서는 검출 결과를 송출하는 무선 송출부를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 커패시턴스 바이오 센서.
  8. 제 1 항 내지 제 5 항 및 제 7 항 중 어느 한 항에 따른 커패시턴스 바이오 센서가 복수 개 연결된 바이오 센서 어레이.
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