KR20170054171A

KR20170054171A - 비드를 이용한 초고감도 전기화학 바이오 센서 및 그 제조 방법

Info

Publication number: KR20170054171A
Application number: KR1020150156981A
Authority: KR
Inventors: 신경식; 지재훈; 강지윤; 황교선; 김태송
Original assignee: 한국과학기술연구원
Priority date: 2015-11-09
Filing date: 2015-11-09
Publication date: 2017-05-17
Also published as: KR101753839B1; US11313828B2; US20170131233A1

Abstract

자성 비드에 항체를 반응시켜 극저농도의 항원을 검출할 수 있는 전기화학 바이오 센서를 제공한다. 바이오 센서는, i) 기판, ii) 기판 위에 위치하는 전극 패턴, iii) 전극 패턴 위에 위치하면서 기판을 덮으며, 상호 이격된 복수의 홀들이 형성된 부동태층, 및 iv) 복수의 홀들 중 하나 이상의 홀에 위치하고, 항체가 부착된 비드를 포함한다. 전극 패턴은 i) 제1 전극 패턴부, 및 ii) 제1 전극 패턴부의 높이와 동일한 높이를 가지고, 제1 전극 패턴부와 이격되어 위치하고, 제1 전극 패턴부와 전기장을 형성하는 제2 전극 패턴부를 포함한다. 제1 전극 패턴부는 홀을 통하여 외부 노출된 제1 노출 전극을 포함하고, 제2 전극 패턴부는 홀을 통하여 외부 노출된 제2 노출 전극을 포함하며, 비드는 제1 노출 전극 및 제2 노출 전극과 접촉한다.

Description

비드를 이용한 초고감도 전기화학 바이오 센서 및 그 제조 방법 {ULTRA-HIGHLY SENSITIVE ELECTROCHEMICAL BIOSENSOR USING BEADS AND METHOD FOR MANUFACTURING THE SAME}

본 발명은 비드를 이용한 초고감도 전기화학 바이오 센서 및 그 제조 방법에 관한 것이다. 더욱 상세하게는, 항체를 고정한 자성 비드에 항원을 반응시켜 항원의 농도를 극저 수준까지 검출 가능한 전기화학 바이오 센서 및 그 제조 방법에 관한 것이다.

고감도 바이오센서는 각종 질병의 초기 진단 등에 응용될 수 있는 이점이 있으므로 많이 연구 개발되고 있다. 고감도 바이오센서는 종래에 널리 사용되는 ELISA(Enzyme-Linked Immunosorbent Assay, 효소결합 면역흡착 분석법) 등의 광기반 검출 방법을 대체할 것으로 기대되고 있다.

현재 사용되는 바이오 센서는 FET(field effective transistor, 전계효과 트랜지스터) 방식의 센서와 전기화학방식의 센서로 분류할 수 있다. 여기서 FET로는 나노선 FET 또는 ISFET (ion-selective field effective transistor, 이온 응답성 전계효과 트랜지스터)를 사용한다. 한편, 전기화학방식의 센서는 제조와 그 이용이 용이한 이점이 있지만, 저농도를 측정할 수 있는 검출 한계가 수십 pg/ml 정도에 불과한 문제점이 있다. 이러한 한계를 극복하기 위하여 AuNP(gold nano particle) 등을 항원에 태깅하여 감도를 개선한다. 또한, 전기화학센서에서 바이오 물질을 검출하기 위해 전극 표면에 항체를 고정하고 항원을 검출하는 방법이 사용된다. 이 방법은 전기화학센서를 한번 사용한 후 재활용하기가 어려운 단점이 있다.

항체를 고정한 비드로 항원을 포획한 후에 항원의 농도를 극저 수준까지 정량화할 수 있는 바이오 센서를 제공하고자 한다. 또한, 전술한 바이오 센서의 제조 방법을 제공하고자 한다.

본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서는 i) 기판, ii) 기판 위에 위치하는 전극 패턴, iii) 전극 패턴 위에 위치하면서 기판을 덮으며, 상호 이격된 복수의 홀들이 형성된 부동태층, 및 iv) 복수의 홀들 중 하나 이상의 홀에 위치하고, 항체가 부착된 비드를 포함한다. 전극 패턴은 i) 제1 전극 패턴부, 및 ii) 제1 전극 패턴부의 높이와 동일한 높이를 가지고, 제1 전극 패턴부와 이격되어 위치하고, 제1 전극 패턴부와 전기장을 형성하는 제2 전극 패턴부를 포함한다. 제1 전극 패턴부는 홀을 통하여 외부 노출된 제1 노출 전극을 포함하고, 제2 전극 패턴부는 홀을 통하여 외부 노출된 제2 노출 전극을 포함하며, 비드는 제1 노출 전극 및 제2 노출 전극과 접촉한다.

부동태층 중 기판과 직접 접촉하는 부동태 부분의 높이는 비드의 직경의 2/3 내지 5일 수 있다. 좀더 바람직하게는, 부동태 부분의 높이는 비드의 직경의 2/3 내지 3일 수 있다. 제1 노출 전극은 선형으로 형성되어 그 단부가 비드와 접촉하고, 제2 노출 전극은 비드를 감싸는 곡선형으로 형성될 수 있다. 제1 전극 패턴부에 전압이 인가되고, 제2 전극 패턴부는 접지될 수 있다.

본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서는 제1 노출 전극과 제2 노출 전극 사이에 위치하여 비드를 둘러싸며, 제1 노출 전극과 제2 노출 전극과 전기장을 형성하는 한 쌍의 제3 노출 전극들을 더 포함할 수 있다. 제1 노출 전극 및 제2 노출 전극은 상호 이격되어 선형으로 형성되며 상호 동일한 방향으로 길게 뻗을 수 있다. 한 쌍의 제3 노출 전극들 중 하나 이상의 제3 노출 전극은, i) 제1 노출 전극이 길게 뻗은 방향과 평행한 방향으로 길게 뻗은 노출 전극부, 및 ii) 노출 전극부의 양단과 직각을 이루면서 연결되고, 제1 노출 전극 및 제2 노출 전극과 이격되면서 제1 노출 전극 및 제2 노출 전극을 향하여 길게 뻗은 한 쌍의 또다른 노출 전극부들을 포함할 수 있다. 한 쌍의 또다른 노출 전극부들의 각 길이는 노출 전극부의 길이보다 작을 수 있다.

제1 전극 패턴부는, i) 제1 방향으로 길게 뻗은 제1 주전극, ii) 제1 주전극과 연결되고, 제1 방향과 교차하는 제2 방향으로 길게 뻗어서 상호 이격된 복수의 제1 보조전극들, 및 iii) 복수의 제1 보조전극들 중 각 제1 보조전극과 연결되고, 제2 방향으로 길게 뻗은 복수의 제1 반응 전극들을 포함할 수 있다. 제2 전극 패턴부는, i) 제1 주전극과 이격되어 제1 방향으로 길게 뻗은 제2 주전극, ii) 제2 주전극과 연결되고, 제2 방향으로 길게 뻗어서 상호 이격되며, 제1 보조전극과 교번하여 위치하는 복수의 제2 보조전극들, 및 iii) 복수의 제2 보조전극들 중 각 제2 보조전극과 연결되고, 제1 방향으로 길게 뻗은 복수의 제2 반응 전극들을 포함할 수 있다. 제1 전극 패턴부는 복수의 제1 반응 전극들과 연결되면서 상호 이격된 복수의 제1 분기 전극들을 더 포함하고, 제2 전극 패턴부는 복수의 제2 반응 전극들과 연결되면서 상호 이격된 복수의 제2 분기 전극들을 더 포함할 수 있다. 복수의 제1 분기 전극들 중 하나 이상의 제1 분기 전극은 제1 노출 전극을 포함하고, 복수의 제2 분기 전극들 중 하나 이상의 제2 분기 전극은 제2 노출 전극을 포함할 수 있다.

본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서는 부동태층을 덮는 마이크로 채널 부재를 더 포함하고, 마이크로 채널 부재에는 복수의 홀들과 연통된 마이크로 주입구가 형성될 수 있다. 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서는 기판 아래에 위치하여 기판 아래에서 자유 이동 가능한 자성체를 더 포함하고, 비드는 자성을 가질 수 있다. 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서는 제2 전극 패턴부의 높이와 동일한 높이를 가지고, 제2 전극 패턴부와 이격되어 위치하고, 제1 전극 패턴부 및 제2 전극 패턴부와 전기장을 형성하는 제3 전극 패턴부를 더 포함할 수 있다. 제3 전극 패턴부는 홀을 통하여 외부 노출된 제3 노출 전극을 포함하고, 비드는 제1 노출 전극, 제2 노출 전극 및 제3 노출 전극과 접촉할 수 있다.

본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 제조 방법은, i) 기판을 제공하는 단계, ii) 기판 위에 도전층을 제공하는 단계, iii) 도전층 위에 제1 마스크층을 위치시키고, 제1 마스크층을 노광 및 현상하여 패턴을 형성하는 단계, iv) 패턴이 형성된 제1 마스크층을 통하여 도전층에 전극 패턴을 형성하는 단계, v) 기판과 전극 패턴을 덮는 부동태층을 제공하는 단계, vi) 부동태층 위에 제2 마스크층을 위치시키고, 제2 마스크층을 노광 및 현상한 후 부동태층을 식각하여 복수의 홀들을 형성하는 단계, 및 vii) 항체가 부착된 비드들을 복수의 홀들에 삽입하는 단계를 포함한다. 전극 패턴을 형성하는 단계에서, 전극 패턴에는 개구부가 형성되고, 개구부는 홀에 대응하며, 개구부의 크기는 홀의 크기보다 클 수 있다.

비드들을 복수의 홀들에 삽입하는 단계는, i) 부동태층 위에 복수의 홀들과 연통된 마이크로 채널과 마이크로 주입구가 형성된 마이크로 채널 부재를 위치시키는 단계, ii) 비드들을 마이크로 채널에 주입하여 마이크로 주입구를 통해 비드들을 복수의 홀들에 삽입하는 단계, 및 iii) 홀밖에 위치하는 비드들을 버퍼 용액을 이용하여 제거하는 단계를 포함할 수 있다.

면역 분석 장치를 이용하여 분석 절차를 단순화하면서 분석 시간을 줄일 수 있다. 그리고 자동화 시스템을 활용하여 대량의 면역 분석을 효율적으로 수행할 수 있다.

도 1은 본 발명의 제1 실시예에 따른 바이오 센서의 개략적인 사시도이다.
도 2는 도 1의 바이오 센서의 개략적인 제조 방법을 나타낸 상태도이다.
도 3은 도 1의 바이오 센서의 개략적인 작동 상태도이다.
도 4는 도 1의 바이오 센서를 이용한 항원의 개략적인 농도 측정 과정을 순서대로 나타낸 도면이다.
도 5는 본 발명의 제2 실시예에 따른 바이오 센서의 개략적인 분해 사시도이다.
도 6은 본 발명의 제3 실시예에 따른 바이오 센서에 포함된 전극의 개략적인 평면도이다.
도 7은 본 발명의 실험예에 따라 자성 비드에 OMSP가 결합된 경우와 표준 샘플로 자성 비드에 OMSP가 결합되지 않은 경우의 나이퀴스트선도와 임피던스를 나타낸 그래프이다.
도 8은 실험예에 따라 2 전극 구조의 전압 분포의 전계 방향의 COMSOL을 통한 모의 실험 결과를 나타낸 도면이다.
도 9는 실험예에 따라 OMSP의 농도를 변화시키면서 임피던스의 변화를 5번 측정한 결과의 그래프이다.

여기서 사용되는 전문용어는 단지 특정 실시예를 언급하기 위한 것이며, 본 발명을 한정하는 것을 의도하지 않는다. 여기서 사용되는 단수 형태들은 문구들이 이와 명백히 반대의 의미를 나타내지 않는 한 복수 형태들도 포함한다. 명세서에서 사용되는 "포함하는"의 의미는 특정 특성, 영역, 정수, 단계, 동작, 요소 및/또는 성분을 구체화하며, 다른 특정 특성, 영역, 정수, 단계, 동작, 요소, 성분 및/또는 군의 존재나 부가를 제외시키는 것은 아니다.

다르게 정의하지는 않았지만, 여기에 사용되는 기술용어 및 과학용어를 포함하는 모든 용어들은 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 일반적으로 이해하는 의미와 동일한 의미를 가진다. 보통 사용되는 사전에 정의된 용어들은 관련기술문헌과 현재 개시된 내용에 부합하는 의미를 가지는 것으로 추가 해석되고, 정의되지 않는 한 이상적이거나 매우 공식적인 의미로 해석되지 않는다.

이하, 첨부한 도면을 참조하여 본 발명의 실시예에 대하여 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시예에 한정되지 않는다.

도 1은 본 발명의 제1 실시예에 따른 바이오 센서(100)를 개략적으로 나타낸다. 도 1의 확대원에는 바이오 센서(100)의 비드(30)가 위치한 감지부를 확대하여 나타낸다. 도 1의 바이오 센서(100)의 구조는 단지 본 발명을 예시하기 위한 것이며, 본 발명이 여기에 한정되는 것은 아니다. 따라서 바이오 센서(100)의 구조를 다른 형태로도 변형할 수 있다.

도 1에 도시한 바와 같이, 바이오 센서(100)는 기판(10), 전극 패턴(15), 부동태층(16) 및 비드(30)를 포함한다. 이외에, 바이오 센서(100)는 필요에 따라 다른 부품들을 더 포함할 수 있다.

기판(10)은 유리 등의 투명 소재로 제조한다. 따라서 기판(10)을 통하여 비드(30)와 비드(30)가 위치한 홀(161)을 확인할 수 있다. 기판(10)은 기설정된 두께를 가지면서 평면 형상으로 형성되어 전극 패턴(15)과 부동태층(16)을 지지한다.

전극 패턴(15)은 기판(10) 위에 위치한다. 전극 패턴(15)은 기판(10) 위에 위치하여 전극간의 전압차에 의해 비드에 전기장을 인가한다. 따라서 항원과의 전기장 반응에 따른 임피던스를 측정하여 극저농도의 항원을 검출할 수 있다.

도 1에 도시한 바와 같이, 제1 전극 패턴(15)은 상호 이격된 제1 전극 패턴부(101)와 제2 전극 패턴부(103)를 포함한다. 여기서, 제1 전극 패턴부(101)는 제1 주전극(1011)과 제1 보조 전극들(1013)을 포함한다. 제1 주전극(1011)은 y축과 평행한 제1 방향으로 길게 뻗어 있다. 그리고 제1 보조 전극들(1013)은 제1 주전극(1011)과 연결되어 x축과 평행하면서 제1 방향과 교차하는 제2 방향으로 길게 뻗어 있다. 따라서 외부 전원과 전기적으로 연결되어 전력을 공급받는 제1 주전극(1011)을 통하여 상호 이격된 제1 보조 전극들(1013)에 전압을 인가할 수 있다.

도 1의 확대원에 도시한 바와 같이, 제1 전극 패턴(101)은 상호 연결된 제1 반응 전극(1015), 제1 분기 전극들(1017) 및 제1 노출 전극(1017)을 더 포함한다. 제1 반응 전극(1015)은 제1 보조 전극들(1013)과 연결되어 y축 방향을 따라 뻗어 있다. 제1 분기 전극들(1017)은 제1 반응 전극(1015)과 연결되어 x축 방향으로 뻗어 있다. 제1 분기 전극들(1017)은 상호 이격되어 제1 반응 전극(1015)으로부터 분기된다. 제1 분기 전극들(1017)은 상호 이격된 제1 노출 전극(1017)과 연결된다. 제1 노출 전극들(1017)은 홀(161)을 통하여 외부로 노출된다. 제1 노출 전극(1017)은 y축 방향을 따라 길게 뻗어 있다.

한편, 제2 전극 패턴부(103)는 제2 주전극(1031)과 제2 보조 전극들(1033)을 포함한다. 제2 주전극(1031)은 y축 방향을 따라 길게 뻗어 있다. 그리고 제2 보조 전극들(1033)은 제2 주전극(1031)과 연결되어 x축 방향을 따라 길게 뻗어 있고, 제1 보조 전극들(1013)과 교번하여 위치한다. 따라서 외부 전원과 전기적으로 연결되어 전력을 공급받는 제2 주전극(1031)을 통하여 상호 이격된 제2 보조 전극들(1033)에 전압을 인가할 수 있다.

도 1의 확대원에 도시한 바와 같이, 제2 전극 패턴부(103)는 상호 연결된 제2 반응 전극(1035)와 제2 노출 전극(1037)을 더 포함한다. 제2 반응 전극(1035)은 제2 보조전극들(1033)과 연결되어 벤딩된다. 그리고 제2 노출 전극(1037)은 홀(161)을 통하여 외부로 노출된다. 제2 노출 전극(1037)은 비드(30)를 감싸는 곡선형으로 형성된다.

도 1에 도시한 바와 같이, 비드(30)는 제1 노출 전극(1019) 및 제2 노출 전극(1039)과 접촉한다. 좀더 구체적으로, 선형으로 형성된 제1 노출 전극(1019)의 단부는 비드(30)와 접촉한다. 여기서, 제1 노출 전극(1019)은 작용 전극(working electrode)이고, 제2 노출 전극(1039)은 상대 전극(counter electrode)일 수 있다. 또는 이와 반대로 기능할 수도 있다. 따라서 제1 노출 전극(1019)과 제2 노출 전극(1039)의 포텐셜 차에 의해 전기장이 형성되고, 비드(30)에 부착된 항원의 양에 따라 상이한 임피던스를 나타낸다. 그 결과, 임피던스 측정에 의해 미세한 양의 항원도 검출할 수 있다.

도 1의 바이오 센서(100)는 알츠하이머병의 진단에 사용할 수 있다. 즉, 알츠하이머병은 퇴행성 뇌질환으로서, 진행에 따라 기억, 일상 생활 능력 및 행동에 있어서 심각한 장애를 일으킨다. 알츠하이머병의 증상 발현은 뇌에 심각한 손상이 발생하였다는 것을 의미하며, 불행하게도 이에 대한 특별한 치료법이 현재는 없다. 따라서 증상 악화를 방지하기 위해서는 알츠하이머병의 초기 진단이 중요하다. 아밀로이드 베타(amyloid beta, Aβ)는 알츠하이머병 발생의 주요 인자로 인식된다. 아밀로이드 베타가 올리고멀(oligomer)화 될수록 신경계에 손상을 가하는 것으로 알려져 있다. 따라서 AβO(amyloid beta oligomer)를 초기에 검출하는 것이 알츠하이머병의 초기 진단시 매우 중요하다.

일반적으로 Aβ는 ELISA(enzyme-linked immune sorbent assay)로 검출되어 왔고, FET와 전기화학적인 방법을 통하여 검출할 수 있다고 알려져 있다. 특히, 이 중에서도 전기화학적인 방법은 센서를 제작하기 쉬우면서 높은 센서 감도와 신뢰성의 이점을 가지나 전기화학센서의 표면에 항체 등의 표면 처리가 필요하다. 표면 처리로 고정된 항체와 외부 안티젠(antigen)의 반응은 전달 저항(transfer resistance)의 변화로 나타나고, 전달 저항의 측정을 위해서는 주파수에 따른 측정이 필요하다.

이와는 달리 본 발명의 제1 실시예에서는 자성 비드를 이용하여 바이오 센서를 표면처리하지 않고도 Aβ를 고정된 주파수에서 임피던스 방식으로 측정할 수 있다. 따라서 바이오 센서(100)를 통하여 알츠하이머병을 정확하게 진단할 수 있다. 한편 비드가 금속 또는 합성 소재로 제조된 경우, 유전전기이동(dielectricphoresis, DEP)을 통해 비드(20)를 홀(161) 내부로 포획하여 임피던스를 측정할 수 있다. 이하에서는 도 2를 통하여 도 1의 바이오 센서(100)의 제조 과정을 좀더 상세하게 설명한다.

도 2는 도 1의 바이오 센서(100)의 제조 방법을 개략적으로 순서에 따라 나타낸다. 도 2의 바이오 센서(100)의 제조 방법은 단지 본 발명을 예시하기 위한 것이며, 본 발명이 여기에 한정되는 것은 아니다. 따라서 바이오 센서(100)의 제조 방법을 다른 형태로도 변형할 수 있다.

먼저, 도 2의 단계(S10)에서는 기판(10)을 제공한다. 기판(10)은 광투과성을 가지는 유리 또는 플라스틱 소재로 제조할 수 있다.

다음으로 단계(S20)에서는 기판(10) 위에 도전층(12)을 증착한다. 도전층(12)의 소재로는 Ti/Pt 등의 도전성 소재를 사용할 수 있다. 기판(10)을 챔버(미도시)에 삽입한 후 물리기상증착 등의 방법을 사용하여 도전층(12)을 제공한다.

그리고 단계(S30)에서는 도전층(12) 위에 마스크층(14)을 위치시킨다. 후속 공정에서 마스크층(14)을 이용하여 전극 패턴을 형성한다.

단계(S40)에서는 마스크층(14)을 노광 및 현상하여 기설정된 전극 패턴을 형성한다. 그 결과, 전극 패턴을 형성하기 위하여 제거해야 할 부분에 개구부(141)가 형성된다.

그리고 단계(S50)에서는 마스크층(14)의 개구부(141)를 통하여 식각액을 도전층(12)과 접촉시킨다. 그 결과, 개구부(141)에 대응하는 부분에 위치하는 도전층(12)이 식각되어 제거되면서 전극 패턴이 형성된다.

다음으로, 단계(S60)에서는 마스크층(14)을 제거한다. 따라서 불필요한 부분이 제거된 전극 패턴(15)을 얻을 수 있다. 경우에 따라서는 마스크층(14)을 제거하지 않아도 무방하다.

단계(S70)에서는 기판(10)과 전극 패턴(15)을 덮는 부동태층(16)을 스핀 코팅 등의 방법으로 제공한다. 부동태층(16)의 소재로는 전기 절연성을 가지는 수지 등을 사용할 수 있다.

그리고 단계(S80)에서는 부동태층(16) 위에 마스크층(18)을 위치시킨다. 마스크층(18)은 후속 공정에서 홀을 형성하기 위해 사용한다.

다음으로, 단계(S90)에서는 기설정된 홀 패턴으로 마스크층(18)을 노광 및 현상한다. 그 결과, 식각되어 제거된 전극 패턴(15) 부분에 개구부(181)가 형성된다.

단계(S100)에서는 개구부(181)를 통하여 부동태층(16)을 식각한다. 그 결과, 비드가 삽입 고정되는 홀(161)을 형성할 수 있다. 여기서, 전극 패턴(15)에 형성된 개구부(151)는 홀(161)에 대응한다. 개구부(151)의 크기는 홀(161)의 크기보다 크다. 따라서 비드가 삽입 고정되기에 충분한 크기를 가지는 홀(161)을 제조할 수 있다. 홀(161)의 직경은 3㎛ 내지 5㎛일 수 있다. 홀(161)의 직경이 너무 작은 경우, 비드(30)를 포획할 수 없다. 또한, 홀(161)의 직경이 너무 크고 그 높이가 낮은 경우, 비드(30)가 홀(161)로부터 쉽게 벗어날 수 있다. 따라서 홀(161)의 직경을 전술한 범위로 조절한다.

마지막으로, 단계(S110)에서는 마스크층(18)을 제거한다. 경우에 따라 단계(S110)는 생략해도 무방하다. 그 결과, 도 1의 바이오 센서(100)를 제조할 수 있다. 전술한 내용은 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 이해할 수 있으므로, 각 세부 공정에 대한 내용은 그 상세한 설명을 생략한다.

도 3은 도 1의 바이오 센서(100)의 작동 상태를 개략적으로 나타낸다. 도 3의 확대원에는 항체가 고정된 비드(30)에 상이한 농도의 항원을 흘려서 전기장을 인가해 임피던스를 측정하는 상태를 나타낸다. 도 3에는 편의상 설명을 위하여 바이오 센서(100)의 일부분을 확대하여 나타낸다.

도 3에 도시한 바와 같이, 바이오 센서(100)에 비드들(30)을 제공하는 경우, 비드들(30) 중 일부는 홀(161)에 삽입되어 고정되지만, 다른 일부는 부동태층(16) 위에 존재한다. 따라서 자성체(20)를 바이오 센서(100) 하부에서 화살표 방향으로 바이오 센서(100)의 전면을 커버하도록 자유 이동할 수 있으므로 자력에 의해 비드(340)를 -z축 방향으로 끌어당길 수 있다. 그 결과, 모든 홀(161) 내부에 비드들(30)을 삽입 고정할 수 있다. 따라서 다량의 비드들(30)을 사용할 수 있으므로, 비드들(30)에 부착된 항원 농도를 평균적으로 정량화할 수 있다. 그러므로, 미량의 항원 농도 추출이 가능하며, 항원 농도 측정 오차를 최소화할 수 있다. 이 경우, 비드들(30)은 자성을 가지는 소재로 제조할 수 있다.

한편, 도 3의 확대원에 도시한 바와 같이, 부동태층(16) 중 기판(10)과 직접 접촉하는 부분의 높이(h16)는 비드(30)의 직경(d30)의 2/3 내지 5일 수 있다. 전술한 비가 너무 작은 경우, 비드(30)가 너무 외부로 노출되어 홀(161)에 고정되지 않고 그 외부에 위치할 수 있다. 또한, 전술한 비가 너무 큰 경우, 부동태층(16)의 높이가 너무 높아져서 바이오 센서(100) 설계 구조상 제조가 불가능하다. 따라서 높이(h16)를 전술한 범위로 유지하는 것이 바람직하다. 좀더 바람직하게는, 전술한 비는 2/3 내지 3일 수 있다.

비드(30)의 직경(d30)은 1㎛ 내지 3㎛일 수 있다. 비드(30)의 직경은 1㎛ 이하일 수 있으며, 홀(161)은 복수의 비드들을 포집할 수 있다. 한편, 비드(30)의 직경이 1㎛ 이하인 경우, 높이(h16)는 비드(30)의 직경의 3 내지 20일 수 있다. 즉, 비드(30)의 직경이 너무 작은 경우, 높이(h16)를 좀더 크게 하여 비드(30)를 홀(161) 안에 안정적으로 위치시킬 수 있다.

도 4는 도 1의 바이오 센서(100)를 이용한 항원의 개략적인 농도 측정 과정을 순서대로 나타낸다. 도 4의 확대원에는 항원(32)이 부착된 비드(30)를 확대하여 나타낸다. 도 4의 바이오 센서(100)의 농도 측정 과정은 단지 본 발명을 예시하기 위한 것이며, 본 발명이 여기에 한정되는 것은 아니다. 따라서 바이오 센서(100)의 농도 측정 과정을 다른 형태로도 변형할 수 있다.

도 4에 도시한 바와 같이, 항체를 고정한 비드들(30)을 자성체(20)를 이용하여 홀(161) 내부에 오도록 한다. 그 결과, 비드들(30)은 홀(161) 내부에 안정적으로 위치한다. 그리고 제1 전극 패턴부(101)에 전압을 인가(Vac)하면서 제2 전극 패턴부(103)를 접지(GND)시키고, 상이한 농도를 가진 항원을 유입시켜서 임피던스를 측정한다. 그 결과, 제1 전극 패턴부(101)와 제2 전극 패턴부(103) 사이에 전기장이 형성되면서 항체가 고정된 비드들(30)에 포획된 항원 농도에 따라 임피던스가 변화하므로, 임피던스값을 통하여 항원의 미세 농도를 측정할 수 있다. 예를 들면, 항원의 농도를 10fg/ml 이하까지 고감도로 측정할 수 있다.

도 5는 본 발명의 제2 실시예에 따른 바이오 센서(200)를 개략적으로 분해하여 나타낸다. 도 5의 바이오 센서(200)의 구조는 도 1의 바이오 센서(100)의 구조와 유사하므로, 동일한 부분에는 동일한 도면 부호를 사용하고 그 상세한 설명을 생략한다.

도 5에 도시한 바와 같이, 바이오 센서(200)는 부동태층(16)을 덮는 마이크로 채널 부재(40)를 더 포함한다. 마이크로 채널 부재(40)에는 마이크로 스케일의 마이크로 채널들(미도시, 이하 동일)와 마이크로 주입구(401)(점선 도시)가 형성된다. 마이크로 채널들은 홀들(161)과 연통된다. 따라서 마이크로 채널 부재(40)를 부동태층(16) 위에 위치시킨 후, 리저버(미도시)를 통해 마이크로 채널들(401)에 주입된 비드들을 마이크로 주입구(401)를 통하여 비드들을 홀들(161)에 삽입할 수 있다. 즉, 마이크로 채널들(401)이 홀들(161)에 대응하는 마이크로 주입구(401)를 포함하므로, 마이크로 주입구(401)를 통하여 비드를 홀들(161)에 삽입할 수 있다. 그리고 홀(161) 밖에 위치하는 비드들은 버퍼 용액을 이용해 제거할 수 있다. 즉, 마이크로 채널 부재(40)와 부동태층(16) 사이로 버퍼 용액을 주입하여 비드들을 씻어버림으로써 이들을 제거할 수 있다.

도 6은 본 발명의 제3 실시예에 따른 바이오 센서에 포함된 전극들(1319, 1339, 1359)의 평면 구조를 개략적으로 나타낸다. 도 6의 전극들의 구조를 제외한 나머지 부분은 도 1의 바이오 센서(100)의 구조와 유사하므로, 그 상세한 설명을 생략한다.

도 6에 도시한 바와 같이, 제1 노출 전극(1319)과 제2 노출 전극(1339)은 상호 이격되어 선형으로 형성된다. 즉, 제1 노출 전극(1319)과 제2 노출 전극(1339)은 각각 y축 방향으로 동일하게 길게 뻗어 위치한다. 제1 노출 전극(1319)은 작용 전극이고, 제2 노출 전극(1339)은 상대 전극일 수 있다. 또는 이와 반대로 기능할 수도 있다. 따라서 제1 노출 전극(1319)과 제2 노출 전극(1339)의 포텐셜 차에 의해 전기장이 형성하면서 비드(미도시, 이하 동일)를 둘러싸므로, 비드에 전기장을 인가할 수 있다.

한 쌍의 제3 노출 전극들(1359)은 기준 전극(reference electrode)으로서 제1 노출 전극(1319)과 제2 노출 전극(1339)의 포텐셜을 유지함으로써 작동된다. 제3 노출 전극(1359)의 높이는 제1 노출 전극(1319) 및 제2 노출 전극(1339)의 높이와 동일할 수 있다. 제3 노출 전극(1359)은 제1 노출 전극(1319) 및 제2 노출 전극(1339)과 별도로 홀 외부에 형성되거나 액 등에 침지되어 고정될 수 있다.

도 6에 도시한 바와 같이, 한 쌍의 제3 노출 전극들(1359)은 각각 노출 전극부들(1359a, 1359b)을 포함한다. 노출 전극부(1359a)는 제1 노출 전극(1319)이 길게 뻗은 방향과 평행한 방향, 즉 y축 방향으로 길게 뻗어 있다. 또한, 한 쌍의 노출 전극부들(1359b)은 노출 전극부(1359a)의 양단과 직각을 이루면서 연결된다. 한 쌍의 노출 전극부들(1359b)은 제1 노출 전극(1319) 및 제2 노출 전극(1339)과 이격되면서 이들을 향하여 길게 뻗어 있다. 한 쌍의 노출 전극부들(1359b)의 길이는 노출 전극부(1359a)의 길이보다 작다.

이하에서는 실험예를 통하여 본 발명을 좀더 상세하게 설명한다. 이러한 실험예는 단지 본 발명을 예시하기 위한 것이며. 본 발명이 여기에 한정되는 것은 아니다.

실험예

바이오 센서 제조 실험

10x10 어레이로 된 바이오 센서를 제조하였다. 바이오 센서의 각 센서부에는 Ti/Pt(10nm/100nm)를 증착하여 2개의 전극을 제조하였다. 또한, 자성 비드를 전극 근처에서 잡을 수 있도록 SU-8을 이용한 홀을 패터닝하였다. 패터닝된 홀의 직경은 약 4㎛ 정도로서 2.8㎛의 직경을 가지는 자성 비드를 사용하는 경우, 각 홀에는 1개 내지 3개 정도의 자성 비드를 포획할 수 있도록 제작되었다.

본 실험예에서는 알츠하이머병의 초기 진단시에 중요한 AβO(amyloid beta oligomer)의 검출하는 실험을 실시하였다. 실제 실험시 AβO를 사용하는 것은 그 특성이 안정적이지 않으므로, AβO를 묘사한 OMSP(oligomer mimicking standard protein)을 사용하여 바이오 센서의 효용성을 검증하였다. 자성 비드는 안티바디, HRP와 각 농도별 OMSP를 외부에서 약 45분간 인큐베이션한 후, 마이크로 채널 부재를 이용해 유입시켰다. 유입된 자성 비드를 자성체를 이용하여 홀에 삽입되도록 하였다. 그리고 홀 밖에 위치하는 자성 비드는 PBS(posphate buffered saline) 버퍼 용액을 흘려서 제거하였다. 그리고 바이오 센서에 전압을 인가하여 임피던스를 측정하였다. 임피던스를 측정한 후 자성 비드는 자성체를 제거한 후 PBS 버퍼 용액을 다시 흘려서 제거하였다. 그리고 다른 농도의 OMSP가 결합된 자성 비드를 다시 투입하여 농도별 임피던스의 변화를 관찰하였다. 이외의 나머지 실험 과정은 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 이해할 수 있으므로, 그 상세한 설명을 생략한다.

실험결과

도 7은 자성 비드에 OMSP가 결합된 경우와 표준 샘플로 자성 비드에 OMSP가 결합되지 않은 경우의 나이퀴스트선도(Nyquist)와 임피던스를 나타낸다. 즉, 도 7의 좌측에는 자성 비드에 OMSP가 결합된 경우와 표준 샘플로 자성 비드에 OMSP가 결합되지 않은 경우의 나이퀴스트선도를 나타내고, 도 6의 우측에는 그 임피던스 그래프를 나타낸다.

도 7에 적색으로 도시한 바와 같이, OMSP가 결합됨에 따라 전체 임피던스가 낮아지는 것을 확인할 수 있었다. 특히, 저주파수에서 2가지 경우의 차이가 두드러지게 나타나는 것을 확인할 수 있었다. 이는 OMSP의 농도에 따라 저주파에서의 임피던스가 크게 달라짐을 의미하며, 자성비드 표면의 전도성이 OMSP의 결합에 따라 높아지는 것을 의미하였다.

도 8은 2 전극 구조의 전압 분포의 전계 방향의 COMSOL을 통한 모의 실험 결과를 나타낸다.

도 8에 도시한 바와 같이, 전계 중 일부는 자성 비드 내부로 형성되고, 대부분의 전계는 자성 비드의 표면을 따라 형성되는 것을 알 수 있었다. 주파수가 낮아짐에 따라 자성 비드 외부로 통하는 전속선에 의한 전류의 변화가 커지는 것으로 예상되었으며, 이는 표면 전도성의 변화로 임피던스의 변화를 측정시 저주파수가 유리함을 의미하였다.

OMPS 농도 변화 실험

전술한 바이오 센서를 이용하여 OMSP의 농도를 변화시키면서 임피던스의 변화를 5번 측정하였다. 나머지 실험 과정은 전술한 내용과 동일하였다.

실험결과

도 9는 OMSP의 농도를 변화시키면서 임피던스의 변화를 5번 측정한 결과를 나타낸다.

도 9에 도시한 바와 같이, 농도에 따른 임피던스의 변화는 약 180kHz/dec 정도로 측정되었으며, 측정시에 1kHz 이상에선 거의 차이를 구분하기 어려웠다. 농도에 따른 OMSP 측정시 최저 약 1pg/ml 이하까지 검출이 가능하다는 것을 알 수 있었다.

전술한 바와 같이 제조한 바이오 센서를 이용하여 실제 AβO를 묘사한 OMSP의 농도 측정이 가능하다는 것을 알 수 있었다. 즉, 자성 비드에 결합되는 OMSP에 따라 표면 전도성이 낮아져서 측정이 가능하였으며, 이를 COMSOL을 통하여 표면 전계의 분포를 통해 간접적으로 확인하였다.

본 발명을 앞서 기재한 바에 따라 설명하였지만, 다음에 기재하는 특허청구범위의 개념과 범위를 벗어나지 않는 한, 다양한 수정 및 변형이 가능하다는 것을 본 발명이 속하는 기술 분야에서 종사하는 자들은 쉽게 이해할 것이다.

10. 기판
12. 도전층
14, 18. 마스크층
15. 전극 패턴
16. 부동태층
20. 자성체
30. 비드
32. 항원
40. 마이크로 채널 부재
100. 바이오 센서
101, 103. 전극 패턴부
141, 181. 개구부
161. 홀
401. 마이크로 주입구
1011, 1031. 주 전극
1013, 1033, 보조 전극
1015, 1035. 반응 전극
1017, 1037. 분기 전극
1019, 1039, 1319, 1339, 1359. 노출 전극
1359a, 1359b. 노출 전극부

Claims

기판,
상기 기판 위에 위치하는 전극 패턴,
상기 전극 패턴 위에 위치하면서 상기 기판을 덮으며, 상호 이격된 복수의 홀들이 형성된 부동태층, 및
상기 복수의 홀들 중 하나 이상의 홀에 위치하고, 항체가 부착된 비드
를 포함하고,
상기 전극 패턴은,
제1 전극 패턴부, 및
상기 제1 전극 패턴부의 높이와 동일한 높이를 가지고, 상기 제1 전극 패턴부와 이격되어 위치하고, 상기 제1 전극 패턴부와 전기장을 형성하는 제2 전극 패턴부
를 포함하며,
상기 제1 전극 패턴부는 상기 홀을 통하여 외부 노출된 제1 노출 전극을 포함하고, 상기 제2 전극 패턴부는 상기 홀을 통하여 외부 노출된 제2 노출 전극을 포함하며, 상기 비드는 상기 제1 노출 전극 및 상기 제2 노출 전극과 접촉하는 바이오 센서.
제1항에서,
상기 부동태층 중 상기 기판과 직접 접촉하는 부동태 부분의 높이는 상기 비드의 직경의 2/3 내지 5인 바이오 센서.
제1항에서,
상기 비드의 직경이 1㎛ 이하인 경우, 상기 부동태층 중 상기 기판과 직접 접촉하는 부분의 높이는 상기 비드의 직경의 3 내지 20인 바이오 센서.
제1항에서,
상기 제1 노출 전극은 선형으로 형성되어 그 단부가 상기 비드와 접촉하도록 적용되고, 상기 제2 노출 전극은 상기 비드를 감싸는 곡선형으로 형성된 바이오 센서.
제4항에서,
상기 제1 전극 패턴부에 전압이 인가되고, 상기 제2 전극 패턴부는 접지된 바이오 센서.
제1항에서,
상기 제1 노출 전극과 상기 제2 노출 전극 사이에 위치하여 상기 비드를 둘러싸며, 상기 제1 노출 전극과 상기 제2 노출 전극과 전기장을 형성하는 한 쌍의 제3 노출 전극들을 더 포함하고,
상기 제1 노출 전극 및 상기 제2 노출 전극은 상호 이격되어 선형으로 형성되며 상호 동일한 방향으로 길게 뻗은 바이오 센서.
제6항에서,
상기 한 쌍의 제3 노출 전극들 중 하나 이상의 제3 노출 전극은,
상기 제1 노출 전극이 길게 뻗은 방향과 평행한 방향으로 길게 뻗은 노출 전극부, 및
상기 노출 전극부의 양단과 직각을 이루면서 연결되고, 상기 제1 노출 전극 및 상기 제2 노출 전극과 이격되면서 상기 제1 노출 전극 및 상기 제2 노출 전극을 향하여 길게 뻗은 한 쌍의 또다른 노출 전극부들
을 포함하고,
상기 한 쌍의 또다른 노출 전극부들의 각 길이는 상기 노출 전극부의 길이보다 작은 바이오 센서.
제1항에서,
상기 제1 전극 패턴부는,
제1 방향으로 길게 뻗은 제1 주전극,
상기 제1 주전극과 연결되고, 상기 제1 방향과 교차하는 제2 방향으로 길게 뻗어서 상호 이격된 복수의 제1 보조전극들, 및
상기 복수의 제1 보조전극들 중 각 제1 보조전극과 연결되고, 상기 제2 방향으로 길게 뻗은 복수의 제1 반응 전극들
을 포함하고,
상기 제2 전극 패턴부는,
상기 제1 주전극과 이격되어 상기 제1 방향으로 길게 뻗은 제2 주전극,
상기 제2 주전극과 연결되고, 상기 제2 방향으로 길게 뻗어서 상호 이격되며, 상기 제1 보조전극과 교번하여 위치하는 복수의 제2 보조전극들, 및
상기 복수의 제2 보조전극들 중 각 제2 보조전극과 연결되고, 상기 제1 방향으로 길게 뻗은 복수의 제2 반응 전극들
을 포함하는 바이오 센서.
제8항에서,
상기 제1 전극 패턴부는 상기 복수의 제1 반응 전극들과 연결되면서 상호 이격된 복수의 제1 분기 전극들을 더 포함하고, 상기 제2 전극 패턴부는 상기 복수의 제2 반응 전극들과 연결되면서 상호 이격된 복수의 제2 분기 전극들을 더 포함하며,
상기 복수의 제1 분기 전극들 중 하나 이상의 제1 분기 전극은 상기 제1 노출 전극을 포함하고, 상기 복수의 제2 분기 전극들 중 하나 이상의 제2 분기 전극은 상기 제2 노출 전극을 포함하는 바이오 센서.
제1항에서,
상기 부동태층을 덮는 마이크로 채널 부재를 더 포함하고, 상기 마이크로 채널 부재에는 상기 복수의 홀들과 연통된 마이크로 주입구가 형성된 바이오 센서.
제1항에서,
상기 기판 아래에 위치하여 상기 기판 아래에서 자유 이동 가능한 자성체를 더 포함하고, 상기 비드는 자성을 가지는 바이오 센서.
제1항에서,
상기 제2 전극 패턴부의 높이와 동일한 높이를 가지고, 상기 제2 전극 패턴부와 이격되어 위치하고, 상기 제1 전극 패턴부 및 상기 제2 전극 패턴부와 전기장을 형성하는 제3 전극 패턴부
를 더 포함하며,
상기 제3 전극 패턴부는 상기 홀을 통하여 외부 노출된 제3 노출 전극을 포함하고, 상기 비드는 상기 제1 노출 전극, 상기 제2 노출 전극 및 상기 제3 노출 전극과 접촉하는 바이오 센서.
기판을 제공하는 단계,
기판 위에 도전층을 제공하는 단계,
상기 도전층 위에 제1 마스크층을 위치시키고, 상기 제1 마스크층을 노광 및 현상하여 패턴을 형성하는 단계,
상기 패턴이 형성된 제1 마스크층을 통하여 상기 도전층에 전극 패턴을 형성하는 단계,
상기 기판과 상기 전극 패턴을 덮는 부동태층을 제공하는 단계,
상기 부동태층 위에 제2 마스크층을 위치시키고, 상기 제2 마스크층을 노광 및 현상한 후 상기 부동태층을 식각하여 복수의 홀들을 형성하는 단계, 및
항체가 부착된 비드들을 상기 복수의 홀들에 삽입하는 단계
를 포함하고,
상기 전극 패턴을 형성하는 단계에서, 상기 전극 패턴에는 개구부가 형성되고, 상기 개구부는 상기 홀에 대응하며, 상기 개구부의 크기는 상기 홀의 크기보다 큰 바이오 센서의 제조 방법.
제13항에서,
상기 비드들을 상기 복수의 홀들에 삽입하는 단계는,
상기 부동태층 위에 상기 복수의 홀들과 연통된 마이크로 채널과 마이크로 주입구가 형성된 마이크로 채널 부재를 위치시키는 단계,
상기 비드들을 상기 마이크로 채널에 주입하여 상기 마이크로 주입구를 통해 상기 비드들을 상기 복수의 홀들에 삽입하는 단계, 및
상기 홀밖에 위치하는 비드들을 버퍼 용액을 이용하여 제거하는 단계
를 포함하는 바이오 센서의 제조 방법.