KR20080091955A - 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서 - Google Patents

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KR20080091955A
KR20080091955A KR1020070035104A KR20070035104A KR20080091955A KR 20080091955 A KR20080091955 A KR 20080091955A KR 1020070035104 A KR1020070035104 A KR 1020070035104A KR 20070035104 A KR20070035104 A KR 20070035104A KR 20080091955 A KR20080091955 A KR 20080091955A
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Abstract

본 발명은 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서에 관한 것으로, 본 발명에 따른 바이오 센서는 디스크 형태의 장치 내 반응 챔버에서 생물학적 감지요소가 고정되어 있는 자성입자를 도입하여 분석물질과 반응 후, 회전에 의한 원심력에 의해 이동이 가능하므로 세척 과정이 필요하지 않고, 측정기 내의 자석에 의한 자기장에 의해 시료 내에서 상기 자성입자가 상하/좌우로 교반되어 반응성이 증가하며, 제조가 간편하고 휴대하기 용이하며 구조가 단순하여 저렴하게 대량생산 할 수 있으므로 경제적이고, 손쉽게 사용할 수 있으므로 각종 진단에 유용하고 편리하게 사용될 수 있다.
바이오 센서, 자성입자, 자석, 디스크

Description

자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서{Magnetic force-based bio sensor comprising magnetic particles}
도 1은 본 발명의 일실시 형태에 따른 바이오 센서의 일측면도이다.
도 2는 본 발명의 일실시 형태에 따른 바이오 센서의 전체 구성도이다.
도 3은 본 발명의 일실시 형태에 따른 바이오 센서의 단면도이다.
도 4a는 본 발명의 일실시 형태에 따른 바이오 센서의 상부 기질의 윗면을 나타내는 도면이다.
도 4b는 본 발명의 일실시 형태에 따른 바이오 센서의 상부 기질의 아랫면을 나타내는 도면이다.
도 4c는 본 발명의 일실시 형태에 따른 바이오 센서의 상부 기질의 측면을 나타내는 도면이다.
도 5는 본 발명의 일실시형태에 따른 바이오 센서의 중간 기질을 나타내는 도면이다.
도 6은 본 발명의 일실시형태에 따른 바이오 센서 내 챔버들의 모양을 나타내는 도면이다.
도 7a는 본 발명의 일실시형태에 따른 바이오 센서의 하부 기질을 나타내는 도면이다.
도 7b는 본 발명의 일실시형태에 따른 바이오 센서의 하부 기질을 나타내는 도면이다.
도 7c는 본 발명의 일실시형태에 따른 바이오 센서의 하부 기질을 나타내는 도면이다.
도 7d는 본 발명의 일실시형태에 따른 바이오 센서의 하부 기질을 나타내는 도면이다.
도 8은 본 발명의 일실시예에 따른 바이오 센서 내에서 신호를 발생시키는 반응을 나타내는 도면이다.
도 9는 본 발명의 일실시예에 따른 바이오 센서 내에서 신호를 발생시키는 반응을 나타내는 도면이다.
도 10은 본 발명의 일실시예에 따른 바이오 센서의 작동원리를 나타내는 도면이다.
도 11은 본 발명의 일실시예에 따른 바이오 센서의 작동원리를 나타내는 도면이다.
도 12는 본 발명의 일실시예에 따른 바이오 센서와 측정기로 이루어진 시스템을 나타내는 도면이다.
도 13은 본 발명의 일실시예에 따른 바이오 센서 시스템에서 자기장에 의한 자성입자의 작용을 나타낸 도면이다.
<주요 부분에 대한 부호의 설명>
10: 상부 기질 20: 중간 기질
30: 하부 기질 40: 시료 주입구
45: 시료 주입구 홀 50: 반응 챔버
51: 반응 챔버 유로 55: 반응 챔버 홀
60: 신호 발생 챔버 61: 신호 발생 챔버 유로
65: 신호 발생 챔버 홀 70: 입자 포집 챔버
71: 입자 포집 챔버 유로 75: 입자 포집 챔버 홀
77: 공기 배출로 78: 공기 배출구
80: 폐기물 저장 챔버 81: 폐기물 저장 챔버 유로
85: 폐기물 저장 챔버 홀 90: 고정홈
100: 바이오 센서 200: 작동 전극
210: 기준 전극 220: 시료 인식 전극
230: 시료 인식 전극 240: 기준 전극 리드 선
250: 시료 인식 리드 선 260: 작동 전극 리드 선
270: 시료 인식 리드 선 280: 바이오 센서 인식 전극
300: 반응층 310: 신호 발생 층
400: 바이오센서 측정기 410: 자석
601: 자성입자 603: 분석물질
604: 분석물질의 특정 부위 610: 유사분석물질
본 발명은 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서에 관한 것이다.
바이오 센서란 특정한 물질에 대한 인식기능을 갖는 생물학적 수용체가 전기 또는 광학적 변환기와 결합되어 생물학적 상호작용 및 인식반응을 전기적 또는 광학적 신호로 변환함으로써 분석하고자 하는 물질을 선택적으로 감지할 수 있는 소자이며, 여기서 물질은 DNA, 항체, 항원 또는 혈당과 같은 생체물질뿐만 아니라 일반적인 화학물질을 포함한다. 생물학적 수용체는 분석물질을 선택적으로 인식함과 동시에 변환기가 측정할 수 있는 신호를 발생시키는 역할을 하는 생체분자로서 효소, 단백질, DNA, 세포, 호르몬, 생체막, 티슈 등이 사용된다. 발생된 생체신호 또는 인식반응 등을 유용한 신호로 변환시키는 데 전기화학, 광학, 자기, 압전, 전자 등 다양한 물리화학적인 방법이 적용되고 있으며, 궁극적으로는 전기신호가 얻어진다.
바이오 센서의 구조는 기존의 물리, 화학센서의 표면에 생물학적 감지요소(biological detection element)를 결합시킨 형태이다. 즉, 분석물질(analyte)이나 기질(substrate)과 선택적으로 결합 및 반응하는 생물학적 감지요소의 고선택 성과 고감도의 특성을 이용하기 위한 구조이다. 따라서 바이오 센서에서는 사용되는 생물학적 감지요소와 신호변환기 그리고 이 둘을 연결시키기 위한 고정방법(immobilization method)의 3가지가 핵심요소이다. 생물학적 감지요소로는 효소반응의 효소/기질(enzyme/substrate), 면역반응의 항체/항원(antibody/antigen), DNA의 상보서열간의 수소결합, 각종 수용체(receptor), 미생물(microorganism), 세포/근육/기관(cell/tissue/organ) 등이 사용된다. 이러한 생물학적 감지요소의 고정방법에는 흡착(adsorption), 마이크로캡슐화(microencapsulation), 포집(entrapment), 교차결합(cross-linking), 공유결합(covalent bonding) 등의 방법이 사용되고 있다. 마지막으로 사용되는 신호변환기로는 전기화학식(electrochemical), 광학식(optical), 압전소자(piezoelectric), 표면탄성파(surface acoustic wave), 온도감지식(thermal) 변환기 등이 사용된다.
바이오 센서는 1962년 Clark가 효소 전극(enzyme electrode)을 처음으로 제안하여 글루코스 옥시다아제(glucoseoxidase; 이하 GOD)를 산소 센서(O2 sensor)와 결합시킨 혈당 센서(glucose sensor)로 처음 알려졌다. 그 이후 혈당 센서는 가장 성공적인 바이오 센서로 임상에 널리 사용되고 있다.
바이오 센서의 응용분야는 크게 의료용, 환경용, 산업용으로 나눌 수 있는데 가장 큰 시장인 의료용 바이오 센서로는 혈당과 같은 대사물질 센서, 미생물 검출 센서, 호르몬 센서, 각종 질병의 표지자(marker)용 센서 등이 시판/개발되고 있다. 이외에도 환경용 센서로는 BOD(biological oxygen demand) 센서를 비롯한 각종 오염물질 검출 센서, 중금속 및 독성물질 검출 센서, 생화학무기 검출 센서 등이 있고, 산업용으로는 식품 및 생물공정용 센서로서 발효검사, 식품안전성 검사, 동·식물 질병 및 품질관리용 센서, 생물공정 계측 및 제어용 센서 등이 있다.
지금까지 유체 내 소량의 분석종 탐지를 위한 대부분의 임상 진단 분석 장치에는 다중 샘플 준비 및 자동화된 시약 첨가용 장치를 설계하고 병렬 또는 직렬로 수많은 테스트 샘플을 분석하기 위한 장치를 설계함으로써 효율성 및 경제성이 개선되었다. 종종 이러한 자동화된 시약 준비장치 및 자동화된 다중 분석기가 단일 장치에 집적된다. 이러한 형태의 임상실험 분석기는 한 시간 이내에 소량의 샘플과 시약을 가지고 수 백가지 분석을 자동 또는 반자동으로 정확히 수행할 수 있다.
그러나, 이러한 분석기는 크기가 크고, 비싸기 때문에 중앙집중 실험실과 병원에서만 이들을 구매하여 사용하였다. 이 경우, 실험실과 병원으로의 샘플 운송을 필요로 하며 종종 시간이 긴급한 샘플을 신속하게 분석할 수 없다는 문제가 있다. 따라서 이러한 문제를 극복하기 위하여 저렴하고 누구나 손쉽게 다룰 수 있는 임상분석 장치가 절실히 필요하다.
최근 이러한 소형 임상 분석장치로서 바이오 디스크가 개발되고 있다.
일반적으로 공지된 기술로서 광학적 컴팩트 디스크(Optical Compact Disc)를 사용한 분석장치로서 'Confocal compact scanning optical microscope based on compact disc technology'(1991, Vol.30, No,10, Applied Optics), 'Gradient-index pobjectives for CD applications'(April, 1987, Vol26, Issue 7, Applied Optics)가 논문에 발표되어 있다.
또한, 디스크상의 주입구에 주입된 샘플을 원심력을 이용하여, 디스크의 표면에 유체막을 형성시키기 위한 장치로서, 유럽 등록특허 제1075800호에 'Disc for centrifuge'와 디스크상의 주입구에 주입된 유체 샘플을 원심력을 이용하여 채널과 챔버로 이동시켜 가면서 샘플을 분리하는 장치로서 유럽 등록특허 제3,335,946호에 'Separating disks for centrifuge'가 개시되어 있다.
나아가, 디스크상에서 원심력과 광학적 측정에 의해 화학 분석하는 장치로서 미국 등록특허 제4,311,039호에 'Disc centrifuge photosedimentometer'가 개시되어 있다.
대한민국 등록특허 제590902호에서는 핵산 및 올리고뉴클오티드의 상보적 이중가닥 또는 단일가닥에 특이적으로 반응하는 절단 기법을 이용한 핵산혼성 분석 방법 및 장치를 개시하고 있다. 상기 분석 방법은 (a) 핵산 혼성 분석 장치에 설치된 디스크의 중앙 부근에 있는 샘플 주입구에 샘플을 적하시키는 단계; (b) 디스크를 회전시켜 샘플 전면이 디스크 외곽 끝부분에 도달한 후에는 회전을 멈추는 단계; (c) 디스크를 실온에서 정체상태로 배양을 하는 혼성 반응 단계; (d) 디스크를 강하게 회전시키면서 완충액을 세척액으로 첨가하는 제1세정단계; (e) 염기서열의 이중가닥 또는 단일가닥만을 절단하는 제한효소 용액을 넣어 주고 디스크는 정체 상태로 배양을 하는 절단 단계; (f) 디스크를 강하게 회전시키면서 완충액을 첨가하여 세정하든지, 외부의 전계 혹은 자계를 가해 세정하는 제2세정 과정 단계; 및 (e) 상기 디스크를 건조시키고, 절단 가능한 신호요소가 침착된 미리 결정된 부위를 검사하도록 프로그램된, 상기 광학, 전기화학 또는 커패시턴스 및 임피던스 장치를 포함하는 탐지기에 의해 판독하는 단계를 포함한다.
대한민국 공개특허 제2005-0118651호에서는 유체의 흐름 또는 유량을 제어하기 위한 초소형 구슬을 이용한 미세 밸브 장치를 포함하는 핵산 분석 장치를 개시하고 있다. 구체적으로 상기 핵산 분석 장치는 핵산을 함유하는 샘플을 주입하기 위한 샘플 주입 수단; 상기 샘플로부터 DNA 또는 RNA를 준비하기 위한 프렙 챔버; 상기 DNA 또는 RNA를 증폭하기 위한 PCR 챔버; 상기 DNA 또는 RNA를 캡처 프로브와 혼성화시키기 위한 어레이 챔버; 상기 혼성화되지 않은 찌거기들을 모으기 위한 트레쉬 챔버; 상기 각각의 공정에 필요한 각종 효소와 버퍼 용액을 저장하기 위한 복수개의 챔버들을 포함하는 핵산 분석 장치에 있어서, 상기 챔버들 사이에 유체를 이동시키기 위하여 미세 밸브 장치를 사용하는 것을 특징으로 한다.
그러나, 상기 종래 기술들은 생물학적 감지요소가 기판에 고정되어 있어 세정과정이 필요하고, 장치가 복잡한 단점이 있다.
이에, 본 발명자는 제조가 간편하고 휴대하기 용이하며 구조가 단순하여 저렴하게 대량생산 할 수 있는 바이오 센서를 개발하기 위하여 연구하던 중, 바이오 센서 내에 생물학적 감지요소가 고정된 자성입자를 사용하면 측정기 내의 자석에 의한 자기장에 의해 시료 내에서 상하/좌우로 교반되어 반응성이 증가하며, 회전에 의한 원심력에 의해 입자를 이동시킬 수 있으므로 세척과정 없이 분석물질을 정성, 정량 분석할 수 있음을 확인하고 본 발명을 완성하였다.
본 발명의 목적은 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서를 제공하는 데 있다.
상기 목적을 달성하기 위하여, 본 발명은
중심축에 위치하거나 동심원 상에 위치하며, 분석물질을 함유한 시료가 주입되는 적어도 1개 이상의 시료 주입구;
상기 시료 주입구와 방사상으로 연통되며, 상기 시료 내 분석물질의 특정부위를 선택적으로 인식하여 상호 결합하는 자성입자에 고정된 1차 결합물질과, 상기 분석물질에 대해 1차 결합물질의 인식부위와 다른 특정 부위를 인식하여 결합하는 신호발생물질이 고정된 2차 결합물질을 구비하며 형성된 적어도 1개 이상의 반응 챔버;
상기 반응 챔버와 연통되며, 상기 신호발생물질과 반응하여 분광학적 신호 또는 전기화학적 신호를 발생시키는 신호유발물질이 도입되어 있는 적어도 1개 이 상의 신호 발생 챔버;
상기 신호 발생 챔버와 연통되며, 상기 자성입자가 원심력에 의해 포집되는 적어도 1개 이상의 입자 포집 챔버; 및
상기 입자 포집 챔버와 연통되며, 상기 시료의 유입에 따라 각각의 챔버 내에 존재하는 공기를 배출하기 위한 적어도 1개 이상의 입자 포집 챔버 공기 배출구;
를 포함하여 구성되는 바이오센서를 제공한다.
대안적으로, 상기 반응 챔버는 상기 시료 주입구와 연통되며, 상기 시료 내 분석물질의 특정부위를 선택적으로 인식하여 상호 결합하는 자성입자에 고정된 결합물질과, 상기 분석물질 또는 상기 결합물질이 선택적으로 인식하여 상호 결합하는 상기 분석물질의 특정부위를 갖는 유사분석물질에 신호발생물질이 고정되어 도입된 적어도 1개 이상의 반응 챔버일 수 있다.
또한, 대안적으로, 상기 반응 챔버는 상기 시료 주입구와 연통되며, 상기 시료 내 분석물질의 특정부위를 선택적으로 인식하여 상호 결합하는 신호발생물질이 고정된 결합물질과, 상기 분석물질 또는 상기 결합물질이 선택적으로 인식하여 상호 결합하는 상기 분석물질의 특정부위를 갖는 유사분석물질이 자성입자에 고정되어 도입된 적어도 1개 이상의 반응 챔버일 수 있다.
본 발명에 있어서, 상기 자성입자는 자성입자 자체; 유기 또는 무기 물질 입자에 자성 입자가 일부 또는 전부 코팅된 입자; 자성 입자 표면에 유기 또는 무기 물질이 코팅된 입자; 또는 상기 자성입자와 유기 또는 무기물질에 단백질과 결합할 수 있는 작용기를 갖는 입자를 포함한다.
이하, 도면을 참조하여 본 발명을 더욱 상세히 설명한다.
도 1은 본 발명의 일실시 형태에 따른 바이오 센서의 일측면도이다.
본 발명에 따른 바이오 센서는 2개 이상의 기판을 적재하여 구성되며, 바람직하게는 2개 내지 3개의 기판이 적재되어 이루어질 수 있다.
도 2 및 도 3은 각각 본 발명의 일실시 형태에 따른 바이오 센서의 전체 구성도 및 이의 단면도이다.
본 발명에 따른 바이오 센서에 있어서, 상기 시료 주입구(40)는 중심축 또는 동심원 상에 1개 이상 위치할 수 있으며, 분석물질을 함유한 시료가 주입된다. 주입된 시료는 유로를 통하여 반응 챔버(50), 신호 발생 챔버(60) 및 입자 포집 챔버(70)로 이동한다. 상기 시료가 용이하게 주입되기 위하여 상기 바이오 센서 내부의 공기를 배출시키기 위해 입자 포집 챔버(70) 말단에 공기 배출로(77)와 공기 배출구(78)가 구비되어 있다. 상기 입자 포집 챔버 공기 배출구(78)는 상기 바이오 센서의 회전에 의해 액체 시료가 외부로 유출되는 것을 방지하기 위해 시료주입 구(40)로부터 적어도 신호 발생 챔버 유로(61)보다 가까운 곳에 위치하는 것이 바람직하며, 신호 발생 챔버를 기준으로 위 측, 아래 측, 좌측, 우측 등 다양한 방향으로 형성될 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서에 있어서, 상기 반응 챔버(50)는 상기 시료 주입구(40)와 방사상으로 연통되며, 상기 반응 챔버(50)의 내부에는 상기 시료 내 분석물질, 신호발생물질이 결합된 분석물질, 및 상기 분석물질과 유사한 구조를 갖는 유사 분석물질 중에서 적어도 1종 이상을 선택적으로 인식하여 상호 결합하는 자성입자에 고정된 결합물질이 챔버 내부에 도입되어 있다.
상기 자성입자는 반응 챔버 내에서 건조상태로 고정되어 있기 때문에 시료 용액이 유입되더라도 쉽게 용액 내에서 분산되지 않아 반응성이 작으나, 자석에 끌리는 성질을 가지고 있으므로 외부에서 자기장을 상하/좌우로 인가하면 자기장에 끌려 상하/좌우로 움직이기 때문에, 용액 내에 입자의 분산이 용이하게 되고, 따라서 시료 용액의 분석물질 또는 신호발생물질과의 반응성이 증대된다.
본 발명에 있어서, 상기 자성입자의 크기는 직경 0.001 ~ 3 mm, 바람직하게는 0.01 ~ 2 mm, 더 바람직하게는 0.05 ~ 1.1 mm이다. 상기 자성입자의 크기가 직경 0.001 mm 미만이면 원심력에 의한 자성입자의 이동이 어려우며, 상기 자성입자의 크기가 3 mm를 초과하면 상기 자성입자 표면에 고정되는 결합물질의 밀도가 낮아져 반응성이 낮아지는 문제가 있다.
상기 결합물질은 단백질, 단백질 A, 단백질 G, DNA, RNA, 펩타이드, 항원, 항체, 아비딘(avidin), 바이오틴(biotin), 압타머(aptamer) 또는 이들의 조합을 사용할 수 있다.
상기 신호발생물질은 효소, 유기 또는 무기 형광 물질, 또는 상기 형광 물질과 결합하는 킬레이트 화합물, 화학발광물질, 전기화학발광물질 등을 사용할 수 있으며, 이때 상기 효소는 글루코스 산화 효소, 글루코스 탈수소 효소, 알칼리 포스파타제, 과산화효소 등을 사용할 수 있고, 상기 형광 물질로는 Sm3 + 이온, Eu3 + 이온, Tb3 + 이온 등의 란탄족 계열의 형광 물질 또는 상기 란탄족 계열의 형광물질과 결합하여 형광 신호를 증폭하는 물질을 바람직하게 사용할 수 있다.
상기 결합물질이 고정된 자성입자는 공지된 방법을 사용하여 제조하거나, 시판되는 것을 사용할 수 있으며, 일반적으로 결합물질이 고정된 자성입자가 함유된 용액을 반응층에 도포한 뒤 건조하여 반응층을 형성할 수 있다.
또한, 상기 반응 챔버(50) 내부에 결합물질이 고정된 자성입자로 이루어진 반응층을 안정하게 형성하기 위해 고분자 결합제를 사용하는 것이 바람직한 바, 이는 건조된 후에도 외부의 물리적 충격에 의해 상기 반응층이 파괴되는 것을 방지하고, 건조 후 자성입자의 엉김현상을 줄일 수 있기 때문이다.
이때, 사용되는 고분자로는 폴리비닐피롤리돈(PVP), 폴리비닐알콜(PVA), 카복시메틸 셀룰로오즈(CMC), 하이드록시에틸 셀룰로오즈(HEC), 하이드록시프로필 셀룰로오즈(HPC), 셀룰로오즈 아세테이트, 폴리아미드, 폴리에틸렌 글리콜(PEG), 검(gum), 젤라틴, 아가로즈, 덱스트란, 폴리아크릴산 등의 수용성 고분자를 사용할 수 있으며, 상기 고분자의 함량은 0.02 ~ 5%인 것이 바람직하다. 상기 고분자의 함량이 0.02% 미만이면 상기 고분자의 결합 능력이 너무 낮아 외부충격에 반응층이 파괴될 수 있으며, 5%를 초과하면 상기 고분자의 결합 능력이 너무 강하여 시료 용액을 주입시 결합제가 풀리지 않아 반응성이 낮아지는 문제가 있다.
상기 반응 챔버(50)에 시료가 유입되면, 시료 내에 존재하는 분석물질과 상기 자성입자에 고정된 결합물질 및 그 외에 신호발생을 유발하는 신호발생물질이 결합하여 복합체(compelx)를 형성하며, 상기 복합체의 형성시 반응 메카니즘은 통상적으로 사용되는 바이오센서 내부에서 사용되는 메카니즘이 사용될 수 있으며, 일례로는 도 8에 나타낸 바와 같다.
도 8의 (a)는 상기 반응 챔버 내부에 분석물질(603)의 특정부위(604)와 선택적으로 반응하여 결합하는 1차 결합물질(602)이 자성입자(601) 표면에 화학적 또는 물리적 흡착에 의해 고정되어 있는 자성입자와, 분석물질의 다른 특정부위(605)와 선택적으로 반응하여 결합하며 신호발생물질(607)이 결합되어 있는 2차 결합물질(606)이 도입되어 있는 경우, 시료 유입시 상기 두 결합물질이 분석물질의 서로 다른 부분을 선택적으로 인식하여 결합하여 복합체를 형성함을 나타낸다.
도 8의 (b)는 반응 챔버 내 상기 분석물질(603)의 특정 부위(604)를 선택적으로 인식하여 결합하는 결합물질(602)이 화학적으로 또는 물리적 흡착에 의해 자성입자(601) 표면에 고정되어 있는 자성입자(601)와, 상기 분석물질의 특정 부 위(604)를 갖는 유사분석물질(610)에 신호발생물질(607)이 도입되어 있는 경우, 시료 유입시 상기 분석물질(603)은 상기 반응 챔버 내에 도입되어 있는 유사분석물질(610)과 경쟁적으로 반응하여 복합체를 형성함을 나타낸다.
도 8의 (c)는 상기 반응 챔버 내부에 유사분석물질(610)이 고정되어 있는 자성입자(601)와, 분석물질(603) 또는 유사분석물질(610)의 특정 부위(604)와 선택적으로 반응하여 결합하며 신호발생물질(607)이 결합된 결합물질(602)이 도입되어 있는 경우, 시료 유입시 상기 분석물질(603)과 자성입자(601)에 고정된 유사분석물질(610)이 상기 결합물질(602)과 경쟁적으로 반응하여 복합체를 형성함을 나타낸다.
상기 반응 챔버(50)에서 형성된 자성입자-결합물질-분석물질-신호발생물질 복합체(complex)는 상기 바이오 센서의 회전에 의해 신호 발생 챔버(60)로 이동하게 된다.
본 발명에 따른 바이오 센서에 있어서, 상기 신호 발생 챔버(60)는 반응 챔버와 연통되며, 상기 반응 챔버(50)에서 형성된 자성입자-결합물질-분석물질-신호발생물질 복합체에서 활성화되는 신호발생물질이 상기 신호 발생 챔버 내의 신호유발물질과 반응하여 분광학적 신호 또는 전기화학적 신호를 발생한다. 따라서 발생된 신호는 분광학적 또는 전기화학적으로 측정할 수 있다.
상기 분광학적 측정이란 발색 시약의 농도 변화를 흡광, 반사광, 화학발광 또는 투과도로 측정하거나 화학발광, 전기화학발광, 형광, 효소발광, 인광 물질 등에 의해 생성된 광신호를 측정하는 방법을 의미하며, 상기 전기화학적 측정은 반응 챔버(50)에서 유입된 신호발생물질과 신호 발생 챔버(60)에 존재하는 신호유발물질간의 반응에 의해 생성 또는 소모된 산화/환원이 가능한 물질의 산화 또는 환원 전류를 측정하는 방법을 의미한다.
예를 들면, 상기 신호를 분광학적으로 측정할 경우, 상기 신호 발생 챔버에서 상기 신호유발물질이 구비된 면 또는 마주보는 면 중 적어도 하나의 면은 가시광 투과율이 50% 이상인 재질로 구성되는 것이 바람직하며, 상기 재질은 유리, 폴리카보네이트, 폴리에틸렌테레프탈레이트, 폴리스티렌, 염화폴리비닐(PVC) 고분자 등을 포함하는 것이 바람직하다.
상기 신호를 전기화학적으로 측정할 경우에는 상기 신호 발생 챔버에서 상기 신호유발물질이 구비된 면 또는 마주보는 면 중 적어도 하나의 면 또는 양면에 상기 신호발생물질과 상기 신호유발물질의 반응에 의해 생성된 물질의 산화 또는 환원 반응을 유발하거나, 상기 신호발생물질과 상기 신호유발물질의 반응에 의해 소모되고 남아 있는 신호유발물질의 산화 또는 환원 반응을 유발하는 작동전극과 기준전극 및 리드선이 구비되는 것이 바람직하다.
추가로, 본 발명에 따른 바이오센서는 위치 인식 및 회전 속도를 측정하기 위한 전도성 물질로 구성된 바이오센서 인식 전극; 및 상기 바이오센서 내부로 유입되는 시료의 정상 유입 여부를 검출하기 위한 적어도 1개 이상의 시료 인식 전극 또는 리드 선을 적어도 하나의 기질 면에 구비할 수 있다.
상기 센서 인식 전극(280)은 상기 바이오 센서의 종류, 위치 인식 및 회전 속도 등을 측정하기 위해 전도성 물질로 구성된 전극으로서, 적어도 하나의 기질 면에 구비할 수 있으며, 상기 센서 인식 전극(280)의 수 또는 형성 위치는 제한되지 않는다.
상기 시료 인식 전극(220, 230)은 전극 쌍으로 사용하는 것이 바람직하며, 도 7d에 나타낸 바와 같이, 하나는 반응 챔버 유로(51)에 형성되는 것이 바람직하고, 나머지 한 개는 입자 포집 챔버(70)의 일측 말단 또는 공기 배출로(77)에 형성되는 것이 바람직하다. 시료 주입 후, 상기 시료 인식 전극(220, 230)간의 저항을 측정하거나 전도도를 측정하여 충분한 시료 유입 또는 유입된 시료에 기포의 존재 여부를 확인할 수 있다. 상기 시료 인식 전극(220, 230)의 수 또는 형성 위치는 제한되지 않는다.
상기 전극들 또는 리드 선은 후막 인쇄된 탄소, 흑연, 은, 염화은; 박막 코팅된 금, 염화은, 팔라듐, 티탄산화물을 포함하는 전도성 물질, 또는 상기 전도성 물질을 함유하는 고분자로 구성되는 물질 등을 사용할 수 있으며, 상기 전극 또는 리드 선의 수 또는 형성 위치는 제한되지 않는다.
상기 후막은 스크린 인쇄(screen printing)기법을 사용하는 것이 바람직하며, 박막 코팅은 스퍼터링(supptering) 기법으로 형성할 수 있다.
도 7c에 나타낸 바와 같이, 상기 전극과 리드 선은 일부를 절연막(290)으로 코팅할 수 있으며, 이때 상기 절연막(290)은 비수용성 물질로 구성된다. 상기 절 연막(290)은 전극 또는 리드 선을 절연, 화학적 부식 또는 물리적 충격으로부터 보호한다.
상기 신호유발물질로는 신호발생물질인 효소와 반응하여 산화/환원이 가능한 효소 기질; 또는 형광물질과 반응하여 형광 신호를 증폭하는 물질, 화학발광물질,효소 발광물질, 전기화학 발광물질, 형광물질 등을 사용할 수 있다. 예를 들면, 글루코스, 과산화수소(H2O2), 페리시아나이드(ferricyanide, Fe(CN)6 3-) 이온, 헥사아민루세늄(hexamine ruthenium(Ⅲ), Ru(NH3)6 3+), 페로센, 3,3′,5,5′-테트라메틸벤지딘(3,3′,5,5′-tetramethylbenzidine, TMB), o-페닐렌디아민 디하이드로클로라이드(o-phenylenediamine dihydrochloride, OPD), 2,2′-아지노-디-[3-에틸-벤조티아졸린-6-술폰산]디암모늄염(2,2′-azino-di-[3-ethyl-benzothiazoline-6-sulfonic acid] diammonium salt, ABTS), 3-메틸-2-벤조티아졸리논 하이드라존(3-methyl-2-benzothiazolinone hydrazone, MBTH), p-니트로페닐-포스페이트(p-nitrophenyl-phosphate, pNPP), AMPPD(adamantly methoxy phosphoryloxyphenyl dioxetane) 등을 포함하는 매개체(mediator); 발색 시약 등을 사용할 수 있다.
상기 형광 신호를 증폭하는 물질은 Sm3 + 이온, Eu3 + 이온, Tb3 + 이온 등의 란탄족 계열의 형광 물질 또는 란탄족 계열의 형광물질과 결합하여 형광 신호를 증폭하는 물질을 사용할 수 있으며, 예를 들면 형광물질과 반응하여 형광 신호를 증폭 하는 물질은 2-나프토일트리플루오로아세톤(2-naphthoyltrifluoroacetone, β-NTA), 트리옥틸포스피네옥사이드(trioctylphosphineoxide, TOPO), 3,4-비스[4-(4,4,5,5,6,6,6,-헵타플루오로-1,3-디옥소헥실)페닐]벤젠술포닐 클로라이드(3,4-Bis[4-(4,4,5,5,6,6,6,-heptafluoro-1,3-dioxohexyl)phenyl]benzenesulfonyl choride, BHHCT), N,N,N′,N′[2,6-비스(3′-아미노메틸-1′-피라졸일)-4-페닐피리딘]테트라키스(아세트산)(N,N,N′,N′[2,6-bis(3′-aminomethyl-1′-pyrazolyl)-4-phenylpyridine]tetrakis-(acetic acid), BPTA), 5-(4′-클로로술포-1′,1′-디페닐-4′-일)-1,1,1,2,2-펜타플로로-3,5′-펜탄디온(5-(4′-chlorosulfo-1′,1′-diphenyl-4′-yl)-1,1,1,2,2-pentafluoro-3,5′-pentanedione, CDPP), 4-메틸-엄벨리페릴 포스페이트(4-methyl-umbelliferyl phosphate, 4-MUP), 8-아닐리노-1-나프탈렌술폰산(8-anilino-1-napthalenesulfonic acid, ANS), 벤지딘(benzidine), 프루시안 블루(prussian blue), 4-아미노페나존(4-aminophenazone), 2,4-디클로로페놀(2,4-dichlorophenol), 4-아미노안티피린(4-aminoantipyrin, AAP), 하이드로 퀴논(hydroquinone) 등을 사용할 수 있다.
상기 화학발광물질은 루미놀(luminol), 페놀, p-요오도페놀(p-iodophenol), 아크리단(acridan), 아실 하이드라지드(acyl hydrazide), 이미다졸(imidazole), 아크리디늄 에스테르(acridinium ester), 퍼옥시옥살레이트(peroxyoxalate), 트리스(2,2'-바이피리딘)루데늄(tris(2,2'-bipyridine)ruthenium) 등을 사용할 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서에 있어서, 입자 포집 챔버(70)는 상기 신호 발생 챔버와 연통되며, 상기 자성입자가 원심력에 의해 포집되는 공간으로, 상기 신호 발생 챔버(60)에서 상기 바이오 센서의 회전에 의해 상기 자성입자가 입자 포집 챔버(70)로 이동하게 된다.
본 발명에 따른 바이오 센서에 있어서, 상기 챔버들의 형상은 원형, 반원형, 타원형; 삼각, 사각을 포함하는 다각 형상; 또는 상기 다각 형상에 곡선 또는 굴곡이 첨가된 형상 등으로 구성될 수 있으며, 상기 챔버들은 미세 유로에 의해 연통되거나, 미세 유로 없이 서로 연통 형성될 수 있다. 예를 들면, 도 6에 나타낸 바와 같이, 상기 입자 포집 챔버(70)는 상기 입자 포집 챔버 유로(71)에 의해 신호 발생 챔버(60)와 연결되거나 상기 입자 포집 챔버 유로(71) 없이 직접 신호 발생 챔버(60)에 연결될 수 있으며, 또는 신호 발생 챔버(60) 일부에 입자 포집 챔버(70)가 형성될 수도 있다. 또한, 상기 반응 챔버, 신호 발생 챔버 및 입자 포집 챔버가 미세 유로 없이 직접 연통되어 형성될 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서에 있어서, 폐기물 저장 챔버(80)는 시료가 과량으로 주입되어 상기 반응 챔버(50), 신호 발생 챔버(60), 입자 포집 챔버(70) 등을 채운 후에 남은 시료를 포집하는 공간으로, 상기 남은 시료는 상기 폐기물 저장 챔버 유로(81)를 따라 상기 폐기물 저장 챔버(80)로 유입되며, 상기 남은 시료의 유입을 원활히 하기 위해 상기 폐기물 저장 챔버(80)의 소정의 위치에 폐기물 저장 챔버 공기 배출구(82)가 형성되어 있으며, 그 수와 위치는 제한되지 않는다.
고정 홈(90)은 상기 바이오 센서를 신호 측정 기기 회전체에 고정하기 위해 형성된 홈이다.
본 발명에 따른 바이오 센서에 있어서, 상기 바이오센서의 형상은 원형; 삼각, 사각을 포함하는 다각 형상; 또는 상기 다각 형상에 곡선 또는 굴곡이 첨가된 형상 등으로 구성될 수 있다.
도 4a, 도 4b 및 도 4c는 본 발명의 일실시형태에 따른 바이오 센서의 상부 기질을 나타낸다. 이때, 도 4a는 상기 상부 기질의 윗면을 나타내고, 도 4b는 상기 상부 기질의 아랫면을 나타내며, 도 4c는 상기 상부 기질의 측면을 나타낸다.
도 4a, 도 4b 및 도 4c에 나타낸 바와 같이, 상기 상부 기질(10)은 기질 중앙에 위치된 원형의 시료주입구(40), 상기 시료주입구로부터 방사형으로 위치된 반응 챔버 유로(51), 상기 반응 챔버 유로로부터 소정거리 이격된 신호 발생 챔버 유로(61), 상기 기질 말단 부분에 중간 기질(20) 및 하부 기질(30)과 결합하여 형성되는 폐기물 저장 챔버(80), 상기 폐기물 저장 챔버(80) 소정 위치에 형성된 폐기물 저장 챔버 공기 배출구(82), 상기 시료주입구 일측으로부터 상기 폐기물 저장 챔버(80)와 일체로 연결되도록 형성된 폐기물 저장 챔버 유로(81), 상기 중간 기질(20) 및 하부 기질(30)과 결합하여 형성되는 입자 포집 챔버(70) 말단 부분에 형 성된 공기 배출로(77) 및 상기 공기 배출로(77) 말단에 형성된 공기 배출구(78)를 포함하여 이루어진다.
상기 상부 기질(10)의 재질은 투명 또는 불투명 플라스틱 또는 유리인 것이 바람직하며, 당업계에서 널리 쓰이는 방법으로 사출하여 제작할 수 있다.
도 5는 본 발명의 일실시형태에 따른 바이오 센서의 중간 기질(20)을 나타낸다.
도 5에 나타낸 바와 같이, 상기 중간 기질(20)은 상기 상부 기질(10) 및 상기 하부 기질(30)과 함께 결합하여 시료주입구를 형성하기 위한 시료주입구 홀(45), 상기 상부 기질(10) 및 상기 하부 기질(30)과 함께 결합하여 반응 챔버(50)를 형성하기 위한 반응 챔버홀(55), 상기 상부 기질(10) 및 상기 하부 기질(30)과 함께 결합하여 신호 발생 챔버(60)를 형성하기 위한 신호 발생 챔버 홀(65), 상기 상부 기질(10) 및 상기 하부 기질(30)과 함께 결합하여 입자 포집 챔버(70)를 형성하기 위한 입자 포집 챔버 홀(75) 및 상기 상부 기질(10) 및 상기 하부 기질(30)과 함께 결합하여 폐기물 저장 챔버(80)를 형성하기 위한 폐기물 저장 챔버 홀(85)을 포함하여 이루어진다.
상기 중간 기질(20)에서 형성하는 반응 챔버 홀(55), 신호 발생 챔버 홀(65) 또는 입자 포집 챔버 홀(75)의 형태는 삼각형, 사각형 등의 다각형 형상이거나 다각형 형상에 곡선 또는 굴곡이 첨가된 형상, 또는 원형 반원형 타원형 등으로 구성될 수 있다. 또한, 상기 입자 포집 챔버 홀(75)은 도 6에 나타낸 바와 같이, 신호 발생 챔버 홀(65)과 독립적으로 형성되거나 상기 신호 발생 챔버 홀(65)에 연결되어 형성될 수 있다. 도 6에서 (a)는 입자 포집 챔버(70)가 입자 포집 챔버 유로(71)에 의해 신호 발생 챔버(60)와 연결된 일실시 형태를 나타내고, (b)는 입자 포집 챔버 유로(51) 없이 직접 신호 발생 챔버(60)에 연결된 일실시 형태를 나타내며, (c)는 신호 발생 챔버(60) 일부에 입자 포집 챔버(70)가 형성된 일실시 형태이며, (d)는 반응 챔버(50), 신호 발생 챔버(60), 입자 포집 챔버(70)가 연결 유로 없이 구성된 형태이다.
상기 중간 기질(20)의 재질은 투명 또는 불투명 고분자인 것이 바람직하며, 상부 기질(10)을 부착하기 위한 접착제 층과 하부 기질(30)을 부착하기 위한 접착제 층 및 상기 두 접착제 층을 고정하기 위한 접착제 기질로 구성된다.
상기 중간 기질(20)의 두께는 0.1 ~ 5 mm인 것이 바람직하며, 0.1 ~ 0.3 mm인 것이 더 바람직하다.
도 7a 내지 도 7d는 본 발명의 일실시형태에 따른 바이오 센서의 하부 기질(30)을 나타낸다.
도 7a에 나타낸 바와 같이, 상기 하부 기질(30)은 기질의 일측면에 신호 측정 기기 회전체에 고정하기 위한 고정홈(90)을 포함하여 이루어진다. 상기 고정 홈은 1개 이상을 구비하는 것이 바람직하며, 형성 위치는 상기 하부 기질뿐만 아니라 다른 기질에 형성될 수 있다. 추가로 도 7b에 나타낸 바와 같이, 상기 신호 발생 챔버(60)에서 생성 또는 소모된 신호물질을 산화 또는 환원시켜 전기적인 신호 를 측정하기 위한 기준 전극(210), 기준 전극 리드 선(240), 작동 전극(200) 및 작동 전극 리드 선(260), 바이오 센서 내부로 유입되는 시료를 인식하기 위한 시료 인식 전극(220, 230) 및 시료 인식 전극 리드 선(250, 270) 등이 형성될 수 있다.
상기 하부 기질(30)의 재질은 투명 또는 불투명 플라스틱, 또는 유리를 사용할 수 있다. 특히, 형광, 인광, 화학발광, 흡광, 반사, 투과 등의 분광학적 신호를 측정하는 경우의 하부 기질(30)의 재질은 450 nm 파장의 빛 투과율이 50% 이상인 유리, 폴리카보네이트 고분자 또는 폴리에틸렌-테레프탈레이트, 폴리스티렌, 폴리비닐클로라이드 등의 투명한 재질의 고분자를 사용하는 것이 바람직하다.
상기 신호 측정시 전기적인 신호를 측정하는 경우, 도 7b에 나타낸 바와 같이, 상기 하부 기질(30)은 신호 측정 물질의 산화(oxidation)또는 환원(reduction) 반응에 의해 생성된 전류를 측정하기 위한 다수의 작동 전극(200), 기준 전극(210)으로 구성될 수 있으며, 상기 전극과 신호 측정 기기와 연결을 위해 다수의 작동 전극 리드 선(260)과 기준 전극 리드 선(240)을 기질(30)의 일측면에 구비하며, 상기 기준 전극(210) 및 작동 전극(200)은 상기 신호 발생 챔버(60) 내부에 형성된다. 전류법(amperometry)을 일례로 들면, 측정 기기에서 기준 전극 리드 선(240) 과 작동 전극 리드 선(260)을 통해 기준 전극(210)을 기준으로 작동 전극(200)에 일정한 전압을 인가하며, 신호 측정 물질은 작동 전극의 표면에서 산화하여 산화 전류를 생성하거나 또는 환원하여 환원 전류를 생산한다. 이때 생성된 산화 전류 또는 환원 전류의 양은 분석물질의 농도에 의존하므로 전류를 측정함으로써 농도를 알 수 있다. 1개의 작동 전극(200)에는 1개의 기준 전극(210)을 형성하는 것이 일 반적이나, 본 명세서에서는 기준 전극(210)의 수 및 형성위치를 제한하지 않는다.
또한, 도 7c 또는 도 7d에 나타낸 바와 같이, 상기 하부 기질(30)에 바이오 센서 내부로의 시료의 정상 유입 여부를 검출하기 위해 추가적으로 다수의 시료 인식 전극(220, 230) 및 이와 연결된 시료 인식 전극 리드 선(250, 270)을 구비할 수 있다. 상기 시료 인식 전극(220, 230)은 전극 쌍으로 사용하는 것이 바람직하며, 이때 하나는 반응 챔버 유로(51)에 형성되는 것이 바람직하고, 나머지 한 개는 입자 포집 챔버(70)의 일측 말단 또는 공기 배출로(77)에 형성되는 것이 바람직하다. 시료 주입 후, 상기 시료 인식 전극(220, 230)간의 저항을 측정하거나 전도도를 측정하여 충분한 시료 유입 또는 유입된 시료에 기포의 존재 여부를 확인할 수 있다. 상기 시료 인식 전극(220, 230)의 수 및 형성 위치는 제한되지 않는다.
상기 전극과 리드 선을 구성하는 물질은 후막 인쇄된 탄소, 흑연, 은, 박막 코팅된 금, 은, 타이타니아 등의 전도성 물질 또는 상기 전도성 물질을 함유하는 고분자로 구성된다. 상기 후막은 스크린 인쇄기법을 사용하는 것이 바람직하며, 박막 코팅은 스퍼터링 기법으로 기질(30)상에 형성할 수 있다.
또한, 상기 전극과 리드 선은 일부를 절연막(290)으로 코팅할 수 있으며, 이때 상기 절연막(290)은 비수용성 물질로 구성된다. 상기 절연막(290)은 전극 또는 리드 선을 절연, 화학적 부식 또는 물리적 충격으로부터 보호한다.
나아가, 상기 기준전극 및 작동전극은 상부 기질 또는 하부 기질 또는 상부 기질 및 하부 기질 모두에 형성 할 수 있으며, 그 수와 형태는 제한하지 않는다.
상기 바이오 센서의 작동 원리는 다음과 같다.
시료주입구를 통해 시료가 주입되면 상기 시료는 반응 챔버 유로(51), 반응 챔버(50), 신호 발생 챔버 유로(61), 신호 발생 챔버(60), 입자 포집 챔버 유로(71), 입자 포집 챔버(70)를 채우게 되며, 과량의 시료는 폐기물 저장 챔버 유로(81)를 통하여 폐기물 저장 챔버(80)로 이동한다. 일정 시간 동안 반응 챔버(50)에서는 직접 또는 경쟁반응을 통해 분석물질과 자성입자에 고정된 결합물질 및 신호발생물질이 고정화된 결합물질 사이에 결합 반응이 일어난다. 이때, 측정기기에 구비된 자석(410)에 의해 발생된 자기장에 의해 상기 자성입자는 반응 챔버 내에서 상, 하, 좌, 우로 이동하므로 반응의 효율을 증가 할 수 있다. 일정 시간 결합 반응 후 바이오 센서의 회전에 의해 반응 챔버(50)에 존재하던 결합물질이 고정된 자성입자는 원심력에 의해 신호 발생 챔버(60)로 이동하며, 이때 상기 결합물질에 결합한 분석물질과 상기 분석물질에 결합된 신호발생물질도 같이 이동하며, 결합하지 않은 신호발생물질 또는 분석물질은 반응 챔버(50)에 잔류한다. 신호 발생 챔버(60)로 이동한 결합물질에 고정된 신호발생물질은 신호유발물질과 반응하여 생성물을 생성한다. 신호 발생 챔버로 이동한 상기 자성입자는 측정기기에 구비된 자석(410)에 의해 발생된 자기장에 의해 신호 발생 챔버 내에서 상하/좌우로 이동하므로 반응성을 증가 시킨다. 일정시간 반응 후 바이오 센서를 회전하면 신호 발생 챔버(60)에 존재하는 자성입자는 입자 포집 챔버(70)로 이동하고, 신호 발생 챔버(60)에는 신호유발물질과 반응 생성물이 잔류하게 되며, 상기 생성물 또는 신호유발물질은 특정한 파장의 빛을 흡수하거나, 일정 전압 인가시 산화 또는 환원 가 능하거나, 특정 파장의 빛을 방출하는 특성을 가지므로, 상기 특성을 이용하여 소모 또는 반응 생성물을 측정하여, 시료 내에 존재하는 분석물질을 정성 또는 정량적으로 측정할 수 있다.
상기 바이오 센서 내에서 신호를 발생시키는 반응에는 공지된 여러가지 반응을 이용할 수 있으며, 예를 들면 다음과 같은 반응을 이용할 수 있다.
도 8은 상기 바이오 센서 내에서 신호를 발생시키는 반응의 일례로, 상기 반응은 도 8의 (a)에 나타낸 바와 같이, 자성입자(601) 표면에 분석물질(603)의 특정부위(604)와 선택적으로 반응하여 결합하는 1차 결합물질(602)이 화학적으로 또는 물리적 흡착에 의해 고정되어 반응 챔버 내에 도입되고, 분석물질(603)의 다른 특정부위(605)와 선택적으로 반응하여 결합하는 2차 결합물질(606)에는 신호발생물질인 효소(607)가 결합되어 반응 챔버 내부에 도입되며, 시료 유입 시 상기 두 결합물질은 분석물질(603)의 서로 다른 부분을 선택적으로 인식하여 결합하거나, 도 8의 (b)에 나타낸 바와 같이, 상기 자성입자(601) 표면에 분석물질(603)의 특정 부위(604)를 선택적으로 인식하여 결합하는 결합물질(602)이 화학적으로 또는 물리적 흡착에 의해 고정되어 반응 챔버에 구성되며, 상기 분석물질(603)과 동일한 물질 또는 분석물질의 특정 부위(604)를 갖는 유사분석물질(610)에 신호발생물질인 효소(607)가 고정되어 반응 챔버에 도입되며, 상기 효소가 고정된 유사분석물질(610)은 분석물질(603)과 경쟁적으로 결합물질(602)과 결합할 수 있으며, 또는 도 8의 (c)에 나타낸 바와 같이, 상기 자성입자(601)표면에 분석물질(603) 또는 분석물질 의 특정 부위(604)를 갖는 유사 분석물질(610)이 화학적으로 또는 물리적 흡착에 의해 고정되어 반응 챔버에 도입되며, 상기 분석물질(603) 또는 유사분석물질(610)의 특정부위(604)를 선택적으로 인식하여 결합하는 결합물질(602)에는 신호발생물질인 효소(607)이 고정되어 반응 챔버에 도입되며, 상기 결합물질(602)은 시료내에 존재하는 분석물질(603)과 자성입자(601)에 고정된 유사분석물질(610)과 경쟁적으로 반응하여 결합할 수 있다. 상기 신호발생물질인 효소(607)와 반응하는 신호유발물질인 효소 기질(substrate)(608)은 신호 발생 챔버에 도입되며, 효소(607)와 반응하여 생성물(609)을 생성하며, 효소 기질(608)의 소모 또는 반응 생성물(609)을 측정하여, 시료 내에 존재하는 분석물질(603)을 정성 또는 정량적으로 측정한다. 상기 생성물(609) 또는 효소 기질(608)은 특정한 파장의 빛을 흡수하거나, 일정 전압 인가시 산화 또는 환원 가능하거나, 특정파장의 빛을 방출하는 특성을 갖는다. 보다 효율적으로 큰 측정 신호를 획득하기 위해 상기 2차 결합물질(606) 또는 유사 분석물질(610) 또는 결합물질(602)에 효소(607)를 직접 고정하는 대신 바이오틴(biotin)을 각각 고정하고, 효소(607)에도 바이오틴을 고정한 후, 반응 챔버에 아비딘(avidin)을 첨가하면, 아비딘-바이오틴 결합에 의해 보다 많은 수의 효소(607)를 2차 결합물질(606), 유사 분석물질(610) 또는 결합물질(602) 각각에 고정할 수 있다. 일반적으로 효소(607)에는 다수의 바이오틴이 고정될 수 있으며, 1개의 아비딘은 4개의 바이오틴과 결합할 수 있으므로 아비딘-바이오틴 컴플랙스에 의해 많은 수의 효소가 2차 결합물질(606), 유사 분석물질(610) 또는 결합물질(602)과 결합이 가능하다
상기 효소는 글루코스 산화 효소, 글루코스 탈수소 효소, 알칼리 포스파타제, 과산화효소 등을 사용할 수 있으며, 상기 효소 기질은 글루코스, 과산화수소, 페리시아나이드 이온, 페로시아나이드 이온, 헥사아민루세늄, 페로센 및 페로센 유도체, 퀴논 및 퀴논 유도체, 3,3′,5,5′-테트라메틸벤지딘, o-페닐렌디아민 디하이드로클로라이드, 2,2′-아지노-디-[3-에틸-벤조티아졸린-6-술폰산]디암모늄염, 3-메틸-2-벤조티아졸리논 하이드라존, p-니트로페닐-포스페이트, 4-메틸-엄벨리페릴 포스페이트, 8-아닐리노-1-나프탈렌술폰산, 벤지딘, 프루시안 블루, 4-아미노페나존, 2,4-디클로로페놀, 4-아미노안티피린, 하이드로 퀴논 등을 사용할 수 있다.
도 9은 상기 바이오 센서 내에서 신호를 발생시키는 반응의 일례로, 자성입자(601), 1차 결합물질(602), 분석물질(603), 분석물질의 특정 부위(604, 605) 및 2차 결합물질(606)은 상기 도 8에서 기술한 내용과 동일하며, 상기 도 8에서 사용한 효소(607) 대신 형광물질(651)이 2차 결합물질(606) 또는 분석물질(603) 또는 유사분석물질(610) 또는 결합물질(602)에 비형광 킬레이트(650)를 통하여 결합되어 있으며, 상기 도 8에서 사용된 효소 기질(608) 대신 형광 증폭 킬레이트(652)가 사용된다. 상기 비형광 킬레이트 화합물(650)은 일반적으로 형광 현상이 없는 물질이며, pH 7 이상의 조건에서는 형광물질(651)과 결합하지만, pH 4 이하의 산성 조건에서는 결합한 형광물질(651)을 해리시키는 특성을 갖는다. 상기 형광 물 질(651)은 Sm3 + 이온, Eu3 + 이온, Tb3 + 이온 등의 란탄족 계열의 금속 이온을 사용하며, 상기 금속 이온은 UV 영역의 여기광(excitation light)을 흡수하여 가시광선 영역의 빛을 방출함으로 큰 스트로크 이동(Stoke's shift)을 보이며, 형광의 수명이 길어 TRF(Time-resolved fluorometry) 방법으로 측정이 가능한 장점을 가지고 있다.
형광 신호를 측정하기 위해서는, 산성 조건에서 형광물질(651)을 비형광 킬레이트(650)로부터 해리시킨 후 형광 증폭 킬레이트(652)를 사용하여 형광 신호를 증폭시킨다. 상기 형광 증폭 킬레이트(652)는 산성 조건에서도 형광물질과 결합하여 안정적인 착화합물(653)을 형성하여 비형광 킬레이트의 결합보다 큰 형광 신호를 발생한다.
도 10은 상기 도 8의 신호발생 반응을 이용한 본 발명의 바이오 센서의 작동 원리의 일례를 나타낸다.
도 10의 (a)는 본 발명에 따른 바이오 센서의 일실시형태에 있어서, 시료주입 전의 바이오 센서의 일단면을 나타내는 것으로, 상기 반응 챔버에는 1차 결합물질(602)이 고정된 자성입자(601)와 효소(607)가 결합된 2차 결합물질(606)이 반응 챔버(50)에 건조된 상태로 하부 기질(30) 위에 반응층(300)을 형성하며, 효소(607)와 반응하는 효소 기질(608)은 신호 발생 챔버(60)에 건조된 상태로 하부 기질(30)위에 형성한다.
도 10의 (b)는 시료가 주입된 상태이며, 시료는 반응 챔버 유로(51), 반응 챔버(50), 신호발생 챔버 유로(61), 신호발생 챔버(60), 입자 포집 챔버 유로(71) 및 입자 포집 챔버(70)를 채우게 되며, 일정 시간 동안 반응 챔버(50)에서는 분석물질(603)과 자성입자에 고정된 1차 결합물질(602), 2차 결합물질(606) 사이에 결합 반응이 일어난다. 이때, 측정기기에 구비된 자석(410)에 의해 발생된 자기장에 의해 상기 자성입자는 반응 챔버 내에서 상하/좌우로 이동하므로 반응의 효율을 증가시킬 수 있다. 일정 시간 결합 반응 후 바이오 센서(100)의 회전에 의해 도 10의 (c)에 나타낸 바와 같이, 반응 챔버(50)에 존재하던 1차 결합물질(602)이 고정된 자성입자(601)는 원심력에 의해 신호 발생 챔버(60)로 이동하며, 이때 1차 결합물질(602)와 결합한 분석물질(603)에 결합된 2차 결합물질(606)도 같이 이동하며, 결합하지 않은 2차 결합물질은 반응 챔버(50)에 잔류한다. 신호 발생 챔버(60)로 이동한 2차 결합물질에 고정된 효소(607)는 효소 기질(608)과 반응하여 생성물(609)을 생성한다. 신호 발생 챔버로 이동한 상기 자성입자는 측정기기에 구비된 자석(410)에 의해 발생된 자기장에 의해 신호 발생 챔버 내에서 상하/좌우로 이동하므로 반응성이 증가한다. 일정시간 효소 반응 후 바이오 센서를 회전하면 도 10의 (d)에서 나타낸 바와 같이, 신호 발생 챔버(60)에 존재하는 1차 결합물질(602)이 고정된 자성입자(601)와 효소(607)는 입자 포집 챔버(70)으로 이동하며, 신호 발생 챔버(60)에는 효소 기질(608)과 반응 생성물(609)이 잔류하게 되며, 상기 생성물(609) 또는 효소 기질(608)은 특정한 파장의 빛을 흡수하거나, 일정 전압 인가 시 산화 또는 환원 가능하거나, 특정파장의 빛을 방출하는 특성을 갖기 때문 에, 효소 기질(608)의 소모 또는 반응 생성물(609)을 측정하여, 시료 내에 존재하는 분석물질(603)을 정성 또는 정량적으로 측정할 수 있다.
도 11은 상기 도 9의 신호발생 반응을 이용한 본 발명의 바이오 센서의 작동 원리의 일례를 나타낸다.
도 11의 (a)는 본 발명에 따른 바이오 센서의 일실시형태에 있어서, 시료주입 전의 바이오 센서의 일단면을 나타내는 것으로, 상기 반응 챔버에는 1차 결합물질(602)이 고정된 자성입자(601)와 형광물질(651)이 결합된 2차 결합물질(606)이 반응 챔버(50)에 건조된 상태로 하부 기질(30) 위에 반응층(300)을 형성하며, 형광물질(651)과 반응하는 형광 증폭 킬레이트(652)는 신호 발생 챔버(60)에 건조된 상태로 하부 기질(30)위에 신호 발생 층(310)을 형성한다.
도 11의 (b)는 시료가 주입된 상태이며, 시료는 반응 챔버 유로(51), 반응 챔버(50), 신호발생 챔버 유로(61), 신호발생 챔버(60), 입자 포집 챔버 유로(71) 및 입자 포집 챔버(70)를 채우게 되며, 일정 시간 동안 반응 챔버(50)에서는 분석물질(603)과 자성입자에 고정된 1차 결합물질(602), 2차 결합물질(606) 사이에 결합 반응이 일어나며, 이때, 측정기기에 구비된 자석(410)에 의해 발생된 자기장에 의해 상기 자성입자는 반응 챔버 내에서 상하/좌우로 이동하므로 반응의 효율을 증가시킬 수 있다. 일정 시간 결합 반응 후 빠른 바이오 센서(100)의 회전에 의해 도 11의 (c)에 나타낸 바와 같이, 반응 챔버(50)에 존재하던 1차 결합물질(602)이 고정된 자성입자(601)는 원심력에 의해 신호 발생 챔버(60)로 이동하며, 이때 1차 결합물질(602)과 결합한, 분석물질(603)에 결합된 2차 결합물질(606)도 같이 이동하며, 결합하지 않은 2차 결합물질은 반응 챔버(50)에 잔류한다. 신호 발생 챔버(60)로 이동한 2차 결합물질에 고정된 형광물질(651)은 해리되어 형광 증폭 킬레이트(652)와 반응하여 형광 증폭 착화합물(653)을 형성한다. 신호 발생 챔버로 이동한 상기 자성입자는 측정기기에 구비된 자석(410)에 의해 발생된 자기장에 의해 신호 발생 챔버 내에서 상하/좌우로 이동하므로 반응성이 증가한다. 일정시간 착화합물 형성 반응 후 바이오 센서를 회전하면 도 11의 (d)에서 나타낸 바와 같이, 신호 발생 챔버(60)에 존재하는 1차 결합물질(602)이 고정된 자성입자(601)와 형광물질(651)이 해리된 2차 결합물질(606)은 입자 포집 챔버(70)로 이동하며, 상기 신호 발생 챔버(60)에는 형광 증폭 착화합물(653)이 잔류한다. 상기 잔류한 착화합물(653)의 형광을 측정하여, 분석물질을 정성 또는 정량 분석할 수 있다.
또한, 본 발명은 상기 바이오 센서의 제조방법을 제공한다.
상기 바이오 센서는 하부 기질에 중간 기질을 부착하여 반응 챔버, 신호 발생 챔버를 포함하는 챔버들을 형성한 후, 상기 형성된 반응 챔버 및 신호 발생 챔버에 각각 반응 물질과 신호발생물질이 함유된 용액을 주입한 후 건조하여 반응층과 신호발생층을 제작하고, 여기에 상부 기질을 결합하여 바이오 센서를 제조한다.
이때, 하부 기질 또는 상부 기질에 중간 기질을 부착하는 방법은 당업계에서 널리 쓰이는 방법을 사용할 수 있다.
또한, 본 발명은 상기 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서 및 바이오센서 측정기를 포함하여 이루어지는 바이오센서 측정 시스템을 제공한다.
본 발명에 따른 바이오센서 측정 시스템의 일 실시형태는 도 12에 나타낸 바와 같으며, 구체적으로 상기 바이오센서 측정 시스템은 디스크 형태의 바이오센서(100) 및 상기 바이오센서를 측정할 수 있는 측정기(400)로 이루어진다.
상기 측정기(400)는 자석을 포함하는 것이 바람직하며, 이때 상기 자석(410)은 특별히 제한되지 않으며, 영구자석 또는 전자석을 사용할 수 있고, 상기 바이오센서(100)의 반응 챔버 및 신호발생 챔버 위치에 해당되는 측정기(400)의 상부 및 하부에 위치하는 것이 바람직하며, 자석의 수와 형태는 제한되지 않는다.
예를 들면, 도 13의 (a)에 나타낸 바와 같이, 상기 바이오센서가 회전할 때, 자기장이 반응 챔버(50) 및 신호 발생 챔버(60)의 상하쪽에 교대로 작용할 수 있도록 상기 측정기 상부에 위치한 자석과 상기 측정기 하부에 위치한 자석은 소정 거리 떨어져 있을 수 있고, 전자석인 경우에는 도 13의 (b)에 나타낸 바와 같이, 전자석이 바이오센서의 반응 챔버(50), 신호 발생 챔버(60) 위치의 측정기 상하에 위치하여 교대로 번갈아 자기장을 형성시킬 수 있다. 측정기에 도입된 자석에 의한 자기장 변화는 반응 챔버 내부(50)에 도입된 자성입자를 상하/좌우로 이동시키므로, 건조된 상태로 도입된 자성입자를 짧은 시간에 반응 시료 내부로 분산시키는 역할을 하며, 또한 시료 용액을 교반시키는 역할을 하므로 시료내의 분석물질과의 반응성을 증가시킨다. 상기 효과는 신호 발생 챔버(60) 내부에서도 일어난다.
또한 상기 자석은 도 13의 (c)에 나타낸 바와 같이, 바이오 센서의 회전에 의한 원심력에 의해 입자 포집 챔버(70)에 포집된 자성입자(601)를 신호 발생 챔버(60)로 유도하여 신호 발생 챔버(60)에 도입된 신호 발생 층의 반응성을 높이는데 사용될 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서는 디스크 형태의 장치 내 반응 챔버에서 입자를 사용하기 때문에 반응 후, 회전에 의한 원심력에 의해 이동이 가능하므로 세척과정이 필요하지 않으며 제조가 간편하고 휴대하기 용이하며 구조가 단순하여 저렴하게 대량생산 할 수 있으므로 경제적이다. 또한, 손쉽게 사용할 수 있으므로 각종 진단에 유용하고 편리하게 사용될 수 있다.
이하, 실시예를 통하여 본 발명을 자세히 설명한다. 단, 하기 실시예는 본 발명을 예시하는 것일 뿐, 본 발명이 하기 실시예에 의해 한정되는 것은 아니다.
< 실시예 1> 바이오 센서의 제조 1
<1-1> 항-알파 융모성선자극호르몬 항체에 알칼린 포스파테이즈(Alkaline phosphatase; ALP) 효소 고정
0.5 M의 NaCl을 포함하는 0.1 M의 2-[N-모폴리노]에탄 술폰산(이하 MES, pH 6) 완충용액 1 ㎖에 항-알파 융모성선자극호르몬(HCG, Human Chorionic Gonadotropin hormone) 항체 1 mg과 ALP 효소를 1 mg을 첨가한 후, 완전히 용해시켰다. 상기 용액에 0.4 mg의 EDC(1-ethyl-3-[3-dimethylaminopropyl]carbodiimide hydrochloride)와 1.1 mg의 sulfo-NHS(N-hydroxysulfosuccinimide)를 첨가한 후, 2시간 동안 실온에서 반응시킨 후, 10 mM이 되도록 하이드록실아민을 첨가하고 20분간 실온에서 반응시켰다. 이후, 원심분리용 MWCO(molecular weight cut-off) 100 KDa인 Nanosep(Pall corporation, MI, USA) 튜브를 사용하여 14,000 중력으로 10분 동안 원심분리하여 분자량이 100 KDa 미만인 분자를 제거한 후, 상층에 남아있는 ALP 효소가 고정된 항-알파 융모성선자극호르몬 항체에 0.5 M NaCl을 포함하는 0.1 M의 MES 완충 용액 1 ㎖을 첨가하여 ALP가 결합된 항-알파 융모성선자극호르몬 항체 용액을 제조하였다.
<1-2> 자성입자에 항-베타 융모성선자극호르몬 항체 고정
1 ㎖의 자성입자 용액(BioMag, 직경 약 1.5 ㎛, 2%, bangs laboratories, Inc., USA)에 <1-1>에서 사용한 MES 완충용액을 5 ㎖ 첨가한 후, 원심분리하여 상층 액을 제거하고 부피가 1 ㎖가 되도록 상기 완충용액을 첨가하였다. 상기 용액에 <1-1>에서 사용한 동일 농도의 EDC 및 sulfo-NHS를 첨가한 후, 30분간 실온에서 반응시키고, 5 ㎖의 MES 완충용액을 첨가한 후 원심분리 하여 상층 액을 제거하였다. 상기 침전물에 MES 완충용액을 첨가하여 부피가 1 ㎖가 되게 한 후, 1 mg의 항-베타-HCG 항체를 첨가하여 2시간 동안 실온에서 반응시켰다. 이후, 다시 원심분리 하여 상층 액을 제거하고 침전물에 MES 완충용액을 첨가하여 부피가 1 ㎖가 되게하였다. 이후, 0.1% 소혈 청 알부민(BSA, Bovine serum albumin)을 첨가한 후 실온에서 30분간 반응시켰다.
<1-3> 반응 층 제작
상기 <1-1> 및 <1-2>에서 제작한 용액을 각각 0.5 ㎖씩 분취하여 혼합한 후, 0.05% PVP(polyvinylpyrrolidone K15), 0.1% Tritone X-100(Sigma, USA)을 첨가하여 완전히 용해시킨 후 투명한 하부 기질에 중간 기질을 부착하여 형성한 반응 챔버에 15 ㎕를 분주하여 30 ℃ 오븐에서 30분간 건조하여 제작하였다.
<1-4> 신호 발생 층 제작 및 바이오 센서 제조
0.5 mM의 MgCl2가 용해되어 있는 0.1 M, pH 9.8, 디에탄올아민 완충 용액 20 ㎖에 0.1% PVP, 0.1% Triton X-100을 완전히 용해시킨 후, p-니트로페닐 포스페이트(p-nitrophenyl phosphate, 이하 pNPP, 이나트륨염(disodium salt))를 5 mM이 되도록 용해시켰다. 이후, 상기 용액 10 ㎕를 투명한 하부 기질에 중간 기질을 부착하여 형성한 신호 발생 챔버에 분주 후, 30 ℃ 오븐에서 30분간 건조하였다. 건조후, 여기에 투명한 상부기질을 결합하여 바이오 센서를 제작하였다.
< 실시예 2> 바이오 센서의 제조 2
<2-1> 항-알파 융모성선자극호르몬 항체에 글루코스 산화효소( GOx ) 고정
상기 항-알파 융모성선자극호르몬 항체 용액을 제조하는 방법은 상기 실시예 1의 <1-1>과 동일한 방법으로 수행하였으며, 상기 항-알파 융모성선자극호르몬 항 체 용액에 ALP 효소 대신 글루코스 산화효소(glucose oxidase)를 1 mg 첨가한 후 2시간 동안 실온에서 반응시켰다. 이후 최종 농도가 10 mM이 되도록 하이드록실아민을 첨가한 후 20분간 실온에서 반응시켜 상기 항-알파 융모성선자극호르몬 항체에 글루코스 산화효소를 고정시켰다.
<2-2> 반응 층 제작
상기 알칼린 포스파테이즈 효소가 결합된 항-알파 융모성선자극호르몬 항체 대신 상기 글루코스 산화효소가 결합된 항-알파 융모성선자극호르몬 항체를 사용하는 것을 제외하고는 실시예 1의 <1-3>과 동일한 방법으로 수행하였다.
<2-3> 신호 발생 층 제작 및 바이오 센서 제조
200 mM 글루코스와 250 mM 포타슘페리시아나이드(potassium ferricyanide, K3Fe(CN)6)가 녹아 있는 100 mM, pH 7.4의 트리스 완충 용액 20 ㎖에 0.05% PVP, 0.1% Triton X-100을 완전히 용해한 후, 작동전극과 기준전극이 도입된 신호 발생 챔버에 상기 용액 20 ㎕를 분주 후 30 ℃ 오븐에서 30분간 건조하였다. 건조후, 여기에 투명한 상부기질을 결합하여 바이오 센서를 제작하였다.
< 실시예 3> 바이오 센서의 제조 3
<3-1> 항-알파 융모성선자극호르몬 항체에 바이오틴 ( biotin ) 고정
50 mM 포스페이트(phosphate) 완충용액(pH 7.3)에 1 mg 항-알파 융모성선자극호르몬 항체를 완전히 용해시킨 후, Sulfo-NHS-LC-Biotin(PIERCE사, USA)의 농도가 10 mM이 되도록 첨가하여 실온에서 1시간동안 반응 시킨 후, 원심분리용 MWCO(molecular weight cut-off) 100 KDa인 Nanosep(Pall corporation, MI, USA) 튜브를 사용하여 14,000 중력으로 10분 동안 원심분리하여 분자량이 100 KDa 미만인 분자를 제거하였다. 이후, 상층에 남아있는 바이오틴이 고정된 항-알파 융모성선자극호르몬 항체에 0.5 M NaCl을 포함하는 0.1 M MES 완충 용액 1 ㎖를 첨가하여 바이오틴이 결합된 항-알파 융모성선자극호르몬 항체 용액을 제조하였다.
<3-2> 알칼린 포스파테이즈 효소에 바이오틴 고정
항-알파 융모성선자극호르몬 항체 대신 알칼린 포스파테이즈 효소를 사용하여 바이오틴을 효소에 고정화하는 것을 제외하고는 상기 실시예 3의 <3-1>과 동일하게 수행하였다.
<3-3> 반응층 제작
상기 <3-1>, <3-2> 및 <1-2>에서 제작한 용액을 각각 0.5 ㎖씩 분취하여 혼합한 후, 0.05% PVP(polyvinylpyrrolidone K15), 0.1% Tritone X-100을 첨가하여 완전히 용해시킨 후 반응 챔버 일측에 10 ㎕를 분주하여 30 ℃ 오븐에서 30분간 건조하여 제작하였다. 또한 0.05% PVP와 0.1%가 용해된 50 mM 포스페이트(phosphate) 완충용액(pH 7.3) 2 ㎖에 스트랩트 아비딘(Streptavidin, PIERCE사, USA) 0.1 mg을 완전히 용해시킨 후 3 ㎕를 상기 반응 챔버의 다른 일측에 분주하여 30 ℃ 오븐에서 30분간 건조하여 제작하였다.
<3-4> 신호 발생 층 제작 및 바이오 센서 제조
신호 발생 층 제작 및 바이오 센서 제작은 실시예 1의 <1-4>와 동일한 방법으로 수행하였다.
< 실험예 > 자기장에 의한 자성입자의 교반에 따른 반응성
(1) 자기장에 의한 자성입자의 교반에 따른 흡광도 측정 영향
본 발명의 바이오 센서에 있어서, 외부 자기장에 의한 자성입자의 상하좌우 교반에 따른 반응성의 증가 효과를 조사하기 위해 다음과 같은 실험을 수행하였다.
파이펫(pipet)을 사용하여 융모성선자극호르몬이 일정 농도 녹아있는 뇨(urine) 시료를 실시예 1에서 제조된 바이오 센서의 시료 주입구에 주입한 후, 10초간 40 rpm(rotation per minute)으로 회전하여 시료를 반응 챔버, 신호 발생 챔버, 입자 포집 챔버에 완전히 채운 후, 5분간 30 rpm으로 회전하였다. 이때 측정기기에 도입된 전자석을 작동하여 반응 챔버의 상하에 자기장을 인가하여, 자성입자가 반응 챔버 내에서 충분히 교반되도록 하였다. 전자석 작동을 멈춘 후, 3분간 2,000 rpm으로 바이오 센서를 회전하여 반응 챔버 내에 존재하는 자성입자를 신호 발생 챔버로 이동시켰다. 30초 이후, 측정기기에 도입된 전자석을 작동하여 신호 발생 챔버의 상하에 자기장을 인가하여 자성입자가 신호 발생 챔버 내에서 충분 이 교반되도록 3분간 30rpm으로 바이오 센서를 회전시킨 후, 3분간 2,000 rpm으로 바이오 센서를 회전시켜 자성입자를 입자 포집 챔버로 이동시킨 후 , 신호 발생 챔버의 흡광도를 측정하였다. 상기 흡광도 측정에서 광원(light source)은 405 nm의 발광다이오드(LED, light emitting diode)를, 검출기(detector)는 포토다이오드(photodiode)를 사용하였다(실험군).
비교군으로서 측정기기에 도입된 전자석을 작동시키지 않은 상태에서 상기 실험군과 동일한 조건으로 수행하였다.
상기 실험을 5개의 hCG 농도에 대해 각각 5회 실험하여, 평균과 CV%를 구하여 그 결과를 표 1에 나타내었다.
hCG 농도 (IU/㎖) 전자석을 작동시킨 상태 전자석을 작동시키지 않은 상태
평균(Digit) CV% 평균(Digit) CV%
20 0.18 3.3 0.05 11.3
40 0.35 3.8 0.08 5.3
80 0.77 2.1 0.23 7.8
160 1.55 4.3 0.35 3.3
320 2.95 3.7 0.75 6.0
표 1에 나타낸 바와 같이, 측정기기의 전자석을 작동시켜 바이오 센서의 반응 챔버 또는 신호 발생 챔버에 존재하는 자성입자를 충분히 교반한 경우, 자성 입자에 고정된 항-베타 융모성선자극호르몬 항체와 알칼린 포스파테이즈 효소가 결합된 항-알파 융모성선자극호르몬 항체와 시료내의 융모성선자극호르몬의 결합 반응이 상대적으로 자성입자를 교반하지 않은 경우보다 증가됨을 알 수 있으며, 신호 발생 챔버내의 자성입자의 교반은 알칼린 포스파테이즈 효소와 기질인 p-니트로페닐 포스페이트의 반응성을 증가시켜 상대적으로 큰 측정 신호를 나타냄을 알 수 있다. 결과적으로 전자석에의한 자성입자의 교반 효과는 약 4배의 큰 측정값을 갖고, 측정시 CV%가 2.1 ~ 4.3으로 재현성이 상대적으로 우수하며, .융모성선자극호르몬 농도에 대한 검정곡선의 직선성도 우수한 것으로 나타났다.
(2) 자기장에 의한 자성입자의 교반에 따른 전류 측정 영향
본 발명의 바이오 센서에 있어서, 외부 자기장에 의한 자성입자의 상하/좌우 교반에 따른 반응성의 증가 효과를 알아보기 위해 다음과 같은 실험을 수행하였다.
파이펫을 사용하여 융모성선자극호르몬이 일정 농도 녹아있는 뇨 시료를 실시예 2에서 제조된 바이오 센서의 시료 주입구에 주입한 후, 상기 (1)의 방법으로 상기 자성입자를 입자 포집 챔버로 이동시킨 후, 기준 전극을 기준으로 작동 전극에 +0.5 V의 전압을 인가하여 글루코스 산화효소와 반응하여 생성된 환원상태의 페로시아나이드(Fe(CN)6 2+) 이온을 작동 전극에서 산화시켜 생성된 산화전류를 측정하여 시료 내에 존재하는 융모성선자극호르몬을 정량하였다(실험군).
비교군으로서 측정기기에 도입된 전자석을 작동시키지 않은 상태에서 상기 실험군과 동일한 조건으로 수행하였다.
상기 실험을 5개의 hCG 농도에 대해 각각 5회 실험하여, 평균과 CV%를 구하여 그 결과를 표 2에 나타내었다.
hCG 농도 (IU/㎖) 전자석을 작동시킨 상태 전자석을 작동시키지 않은 상태
평균(Digit) CV% 평균(Digit) CV%
20 31 4.3 8 8.5
40 41 3.5 13 9.3
80 53 4.4 14 3.3
160 75 3.2 25 6.8
320 118 4.3 34 5.9
표 2에 나타낸 바와 같이, 측정기기의 전자석을 작동시켜 바이오 센서의 반응 챔버 또는 신호 발생 챔버에 존재하는 자성입자를 충분히 교반시킨 경우, 자성 입자에 고정된 항-베타 융모성선자극호르몬 항체와 글루코스 산화효소가 결합된 항-알파 융모성선자극호르몬 항체와 시료 내의 융모성선자극호르몬의 결합 반응이 상대적으로 자성입자를 교반하지 않은 경우보다 증가하는 것을 알 수 있다. 또한 신호 발생 챔버 내의 자성입자의 교반은 글루코스 산화효소와 기질인 페리시아나이드의 반응성을 증가시켜 상대적으로 큰 측정 신호를 나타냄을 알 수 있다. 결과적으로 전자석에 의한 자성입자의 교반 효과는 약 3배의 큰 측정값을 갖으며, 측정시 CV%가 3.2 ~ 4.4로 재현성이 상대적으로 우수하며, 융모성선자극호르몬 농도에 대한 검정곡선의 직선성도 우수한 것으로 나타났다.
(3) 아비딘 - 바이오틴 결합에 의한 신호 증폭 효과
본 발명의 바이오 센서에 있어서, 아비딘-바이오틴의 결합에 의한 측정 신호의 증가 효과를 알아보기 위해 다음과 같은 실험을 수행하였다.
파이펫을 사용하여 융모성선자극호르몬이 일정 농도 녹아있는 뇨 시료를 실시예 3에서 제조된 바이오 센서의 시료 주입구에 주입한 후, 10초간 40 rpm으로 회전하여 시료를 반응 챔버, 신호 발생 챔버, 입자 포집 챔버에 완전히 채운 후, 5분간 30 rpm으로 회전한다. 이때 측정기기에 도입된 전자석을 작동하여 반응 챔버의 상하에 자기장을 인가하여, 자성입자가 반응 챔버 내에서 충분히 교반되도록 한다. 전자석 작동을 멈춘 후, 3분간 2,000 rpm으로 바이오 센서를 회전하여 반응 챔버 내에 존재하는 자성입자를 신호 발생 챔버로 이동시킨다. 5초 이후, 측정기기에 도입된 전자석을 작동하여 신호 발생 챔버의 상하에 자기장을 인가하여 자성입자가 신호 발생 챔버 내에서 충분이 교반되도록 3분간 30 rpm으로 바이오 센서를 회전시킨 후, 3분간 2,000 rpm으로 바이오 센서를 회전시켜 자성입자를 입자 포집 챔버로 이동시킨 후 , 신호 발생 챔버의 흡광도를 측정하였다. 상기 흡광도 측정에서 광원은 405 nm의 발광다이오드를, 검출기는 포토다이오드를 사용하였다.
아비딘-바이오틴 결합을 사용할 때와 사용하지 않을 때의 신호 발생 흡광도를 측정하여 그 결과를 표 3에 나타내었다.
hCG 농도 (IU/㎖) 아비딘-바이오틴 결합을 사용하지 않을 때의 측정 전류 아비딘-바이오틴 결합을 사용시 측정 전류
평균(Digit) CV% 평균(Digit) CV%
20 0.18 3.3 0.12 4.8
40 0.35 3.8 0.62 5.2
80 0.77 2.1 1.2 4.3
160 1.55 4.3 2.43 5.6
320 2.95 3.7 4.97 4.3
표 3에 나타낸 바와 같이, 아비딘-바이오틴 결합을 사용할 경우(0.12 ~ 4.97 Digit) 광학적 신호가 증폭되어 아비딘-바이오틴 결합을 사용하지 않을 때(0.18 ~ 2.95 Digit)보다 광학적 신호가 더 크게 측정됨을 확인하였다.
이상에서 살펴본 바와 같이, 본 발명에 따른 바이오 센서는 디스크 형태의 장치 내 반응 챔버에서 생물학적 감지요소가 고정되어 있는 자성입자를 도입하여 분석물질과 반응 후, 회전에 의한 원심력에 의해 이동이 가능하므로 세척 과정이 필요하지 않고, 측정기 내의 자석에 의한 자기장에 의해 시료 내에서 상기 자성입자가 상하/좌우로 교반되어 반응성이 증가하며, 제조가 간편하고 휴대하기 용이하며 구조가 단순하여 저렴하게 대량생산 할 수 있으므로 경제적이고, 손쉽게 사용할 수 있으므로 각종 진단에 유용하고 편리하게 사용될 수 있다.

Claims (18)

  1. 분석물질을 함유한 시료가 주입되는 적어도 1개 이상의 시료 주입구;
    상기 시료 주입구와 연통되며, 상기 시료 내 분석물질의 특정부위를 선택적으로 인식하여 상호 결합하는 자성입자에 고정된 1차 결합물질과, 상기 분석물질에 대해 1차 결합물질의 인식부위와 다른 특정 부위를 인식하여 결합하는 신호발생물질이 고정된 2차 결합물질을 구비하며 형성된 적어도 1개 이상의 반응 챔버;
    상기 반응 챔버와 연통되며, 상기 신호발생물질과 반응하여 분광학적 신호 또는 전기화학적 신호를 발생시키는 신호유발물질이 도입되어 있는 적어도 1개 이상의 신호 발생 챔버;
    상기 신호 발생 챔버와 연통되며, 상기 자성입자가 원심력에 의해 포집되는 적어도 1개 이상의 입자 포집 챔버; 및
    상기 입자 포집 챔버와 연통되며, 상기 시료의 유입에 따라 각각의 챔버 내에 존재하는 공기를 배출하기 위한 적어도 1개 이상의 입자 포집 챔버 공기 배출구;
    를 포함하여 구성되는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  2. 분석물질을 함유한 시료가 주입되는 적어도 1개 이상의 시료 주입구;
    상기 시료 주입구와 연통되며, 상기 시료 내 분석물질의 특정부위를 선택적으로 인식하여 상호 결합하는 자성입자에 고정된 결합물질과, 상기 분석물질 또는 상기 결합물질이 선택적으로 인식하여 상호 결합하는 상기 분석물질의 특정부위를 갖는 유사분석물질에 신호발생물질이 고정되어 도입된 적어도 1개 이상의 반응 챔버;
    상기 반응 챔버와 연통되며, 상기 신호발생물질과 반응하여 분광학적 신호 또는 전기화학적 신호를 발생시키는 신호유발물질이 도입되어 있는 적어도 1개 이상의 신호 발생 챔버;
    상기 신호 발생 챔버와 연통되며, 상기 자성입자가 원심력에 의해 포집되는 적어도 1개 이상의 입자 포집 챔버; 및
    상기 입자 포집 챔버와 연통되며, 상기 시료의 유입에 따라 각각의 챔버 내에 존재하는 공기를 배출하기 위한 적어도 1개 이상의 입자 포집 챔버 공기 배출구;
    를 포함하여 구성되는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  3. 분석물질을 함유한 시료가 주입되는 적어도 1개 이상의 시료 주입구;
    상기 시료 주입구와 연통되며, 상기 시료 내 분석물질의 특정부위를 선택적으로 인식하여 상호 결합하는 신호발생물질이 고정된 결합물질과, 상기 분석물질 또는 상기 결합물질이 선택적으로 인식하여 상호 결합하는 상기 분석물질의 특정부위를 갖는 유사분석물질이 자성입자에 고정되어 도입된 적어도 1개 이상의 반응 챔버;
    상기 반응 챔버와 연통되며, 상기 신호발생물질과 반응하여 분광학적 신호 또는 전기화학적 신호를 발생시키는 신호유발물질이 도입되어 있는 적어도 1개 이상의 신호 발생 챔버;
    상기 신호 발생 챔버와 연통되며, 상기 자성입자가 원심력에 의해 포집되는 적어도 1개 이상의 입자 포집 챔버; 및
    상기 입자 포집 챔버와 연통되며, 상기 시료의 유입에 따라 각각의 챔버 내에 존재하는 공기를 배출하기 위한 적어도 1개 이상의 입자 포집 챔버 공기 배출구;
    를 포함하여 구성되는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  4. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 입자 포집 챔버 공기 배출구는 상기 시료 주입구로부터 상기 신호 발생 챔버보다 가까운 곳에 위치하는 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  5. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 자성입자는 자성입자 자체; 유기 또는 무기 물질 입자에 자성 입자가 일부 또는 전부 코팅된 입자; 자성 입자 표면에 유기 또는 무기 물질이 코팅된 입자; 또는 상기 자성입자와 유기 또는 무기물질에 단백질과 결합할 수 있는 작용기를 갖는 입자를 포함하는 것을 특징으로 하 는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  6. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 결합 물질은 단백질, 단백질 A, 단백질 G, DNA, RNA, 펩타이드, 항원, 항체, 아비딘, 바이오틴, 압타머 또는 이들의 조합으로부터 1종 이상이 선택되는 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  7. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 신호발생물질은 효소, 유기 또는 무기 형광 물질, 또는 상기 형광 물질과 결합하는 킬레이트 화합물인 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  8. 제7항에 있어서, 상기 효소는 글루코스 산화 효소, 글루코스 탈수소 효소, 알칼리 포스파타제, 및 과산화효소 중에서 1종 이상이 선택되는 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  9. 제7항에 있어서, 상기 형광 물질은 란탄족 계열의 형광 물질 또는 란탄족 계 열의 형광물질과 결합하여 형광 신호를 증폭하는 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  10. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 신호 발생 챔버에서 상기 신호유발물질이 구비된 면 또는 마주보는 면 중 적어도 하나의 면 또는 양면에 상기 신호발생물질과 상기 신호유발물질의 반응에 의해 생성된 물질의 산화 또는 환원 반응을 유발하거나, 상기 분석 물질과 상기 신호유발물질의 반응에 의해 소모되고 남아 있는 신호유발물질의 산화 또는 환원 반응을 유발하는 작동전극과 기준전극이 구비되는 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  11. 제10항에 있어서, 상기 전극은 탄소, 흑연, 은, 염화은, 박막 코팅된 금, 염화은, 팔라듐, 티탄산화물을 포함하는 전도성 물질, 또는 상기 전도성 물질을 함유하는 고분자로 구성되는 물질인 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  12. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 신호유발물질은 효소와 반응하여 산화/환원이 가능한 효소 기질, 또는 형광 물질과 반응하여 형광 신호를 증 폭하는 물질인 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  13. 제12항에 있어서, 상기 효소 기질은 글루코스, 과산화수소, 페리시아나이드 이온, 페로시아나이드 이온, 헥사아민루세늄, 페로센 및 페로센 유도체, 퀴논 및 퀴논 유도체, 3,3′,5,5′-테트라메틸벤지딘, o-페닐렌디아민 디하이드로클로라이드, 2,2′-아지노-디-[3-에틸-벤조티아졸린-6-술폰산]디암모늄염, 3-메틸-2-벤조티아졸리논 하이드라존, p-니트로페닐-포스페이트, 4-메틸-엄벨리페릴 포스페이트, 8-아닐리노-1-나프탈렌술폰산, 벤지딘, 프루시안 블루, 4-아미노페나존, 2,4-디클로로페놀, 4-아미노안티피린, 하이드로 퀴논을 포함하는 매개체, 루미놀, 페놀, p-요오도페놀, 아크리단, 아실 하이드라지드, 이미다졸(imidazole), 아크리디늄 에스테르, 퍼옥시옥살레이트, 트리스(2,2'-바이피리딘)루데늄을 포함하는 화학발광물질 또는 발색 시약인 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  14. 제12항에 있어서, 상기 형광 신호를 증폭하는 물질은 란탄족 계열의 형광 물질 또는 란탄족 계열의 형광물질과 결합하여 형광 신호를 증폭하는 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  15. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 챔버들은 원형, 반원형, 타원형; 삼각, 사각을 포함하는 다각 형상; 상기 다각 형상에 곡선 또는 굴곡이 첨가된 형상인 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  16. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 챔버들은 미세 유로에 의해 연통되거나, 미세 유로 없이 서로 연통 형성되는 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  17. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 바이오센서는 원형; 삼각, 사각을 포함하는 다각 형상; 또는 상기 다각 형상에 곡선 또는 굴곡이 첨가된 형상인 것을 특징으로 하는 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서.
  18. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항의 자성입자를 포함하는 자기력 기반 바이오 센서와, 상기 바이오센서 내 자성입자에 자기력을 인가할 수 있는 자석을 포함하는 바이오센서 측정기를 포함하여 이루어지는 바이오센서 측정 시스템.
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Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2011122883A2 (ko) * 2010-03-31 2011-10-06 서울대학교산학협력단 자성 구조물을 자기적으로 제어하는 방법
WO2019017501A1 (ko) * 2017-07-17 2019-01-24 주식회사 스몰머신즈 표적물질의 정량 분석 방법 및 이를 이용한 표적물질의 정량 분석 디바이스
WO2020032294A1 (ko) * 2018-08-09 2020-02-13 (주)비비비 자성 나노입자를 이용한 바이오센서, 이를 이용하는 검출 장치 및 검출 방법
JP2020515864A (ja) * 2017-04-03 2020-05-28 ダブリン シティー ユニバーシティー 分析物検出用の微少流体装置
WO2020218877A1 (ko) * 2019-04-25 2020-10-29 프리시젼바이오 주식회사 진단 장치의 구동 방법 및 진단 장치
KR20210045301A (ko) * 2019-10-16 2021-04-26 고려대학교 산학협력단 칫솔형 혈당 측정기 및 이를 이용한 혈당 측정 방법
CN113009136A (zh) * 2020-08-21 2021-06-22 东莞东阳光医疗智能器件研发有限公司 小型多指标检测样本分析装置

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101884677B1 (ko) * 2016-08-26 2018-08-02 경희대학교 산학협력단 디스크타입 반응물질검사장치
KR102589404B1 (ko) * 2019-04-24 2023-10-16 제이에프이 스틸 가부시키가이샤 누설 자속 탐상 장치
KR20230168930A (ko) * 2022-06-08 2023-12-15 (주)엘립스진단 바이오센서 카트리지 및 이를 포함하는 바이오센서 장치

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030003464A1 (en) * 2000-11-27 2003-01-02 Phan Brigitte C. Dual bead assays including optical biodiscs and methods relating thereto
JP2006511789A (ja) * 2002-08-16 2006-04-06 アベンティス・ファーマスーティカルズ・インコーポレイテツド ミクロソームのプロスタグランジンｅ合成酵素または造血系プロスタグランジンｄ合成酵素の活性を低下させる能力に関して化合物または薬剤をアッセイする方法
JP4402507B2 (ja) 2004-04-28 2010-01-20 キヤノン株式会社 検出デバイス、検出方法および検出用キット
KR100800436B1 (ko) 2006-12-27 2008-02-01 이금필 바이오 센서

Cited By (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2011122883A3 (ko) * 2010-03-31 2012-03-08 서울대학교산학협력단 자성 구조물을 자기적으로 제어하는 방법
US10013647B2 (en) 2010-03-31 2018-07-03 Quantamatrix Inc. Method for magnetically controlling a magnetic structure
WO2011122883A2 (ko) * 2010-03-31 2011-10-06 서울대학교산학협력단 자성 구조물을 자기적으로 제어하는 방법
JP2020515864A (ja) * 2017-04-03 2020-05-28 ダブリン シティー ユニバーシティー 分析物検出用の微少流体装置
WO2019017501A1 (ko) * 2017-07-17 2019-01-24 주식회사 스몰머신즈 표적물질의 정량 분석 방법 및 이를 이용한 표적물질의 정량 분석 디바이스
KR20190087982A (ko) * 2017-07-17 2019-07-25 주식회사 스몰머신즈 표적물질의 정량 분석 방법 및 이를 이용한 표적물질의 정량 분석 디바이스
WO2020032294A1 (ko) * 2018-08-09 2020-02-13 (주)비비비 자성 나노입자를 이용한 바이오센서, 이를 이용하는 검출 장치 및 검출 방법
US11041854B2 (en) 2018-08-09 2021-06-22 Bbb Inc. Biosensor using magnetic nanoparticles, and detection device and detection method using same
JP2022024137A (ja) * 2018-08-09 2022-02-08 ビービービー インコーポレイテッド 磁性ナノ粒子を用いるバイオセンサー、これを用いる検出装置及び検出方法
US11300563B2 (en) 2018-08-09 2022-04-12 Bbb Inc. Biosensor using magnetic nanoparticles, and detection device and detection method using same
WO2020218877A1 (ko) * 2019-04-25 2020-10-29 프리시젼바이오 주식회사 진단 장치의 구동 방법 및 진단 장치
KR20210045301A (ko) * 2019-10-16 2021-04-26 고려대학교 산학협력단 칫솔형 혈당 측정기 및 이를 이용한 혈당 측정 방법
CN113009136A (zh) * 2020-08-21 2021-06-22 东莞东阳光医疗智能器件研发有限公司 小型多指标检测样本分析装置
CN113009136B (zh) * 2020-08-21 2024-04-05 东莞东阳光医疗智能器件研发有限公司 小型多指标检测样本分析装置

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