WO2017003126A1 - 바이오 센서 및 바이오 센서 어레이 - Google Patents

바이오 센서 및 바이오 센서 어레이 Download PDF

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WO2017003126A1
WO2017003126A1 PCT/KR2016/006620 KR2016006620W WO2017003126A1 WO 2017003126 A1 WO2017003126 A1 WO 2017003126A1 KR 2016006620 W KR2016006620 W KR 2016006620W WO 2017003126 A1 WO2017003126 A1 WO 2017003126A1
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electrode
biosensor
probe
target
substrate
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PCT/KR2016/006620
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박영준
최성욱
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서울대학교 산학협력단
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Definitions

  • the present invention relates to a biosensor and a biosensor array.
  • Prior art biosensors use three electrodes.
  • the three electrodes are referred to as the working electrode, the reference electrode and the counter electrode, respectively.
  • a voltage was formed between the drive electrode and the reference electrode to provide a desired voltage, and the presence or absence of the target and / or the concentration of the target was detected by detecting a current value obtained from the drive electrode and the opposite electrode.
  • a voltage must be provided while the probe is immersed in the electrolyte solution, either of the driving electrode or the reference electrode. do.
  • the conventional biosensor is formed by selectively patterning a probe material that selectively binds to a target to be detected and then patterning. Therefore, the precision of the detection is reduced due to the deterioration of the properties of the probe material during the patterning process.
  • the present embodiment is to solve the above-described problems of the prior art, and one of the main objectives is to provide a biosensor capable of providing an accurate voltage using two electrodes. In addition, it is one of the main objectives of the present embodiment to provide a biosensor that does not perform the process of selectively disposing the probe material and thus does not reduce the accuracy of detection.
  • the biosensor according to the present embodiment is a biosensor for detecting a specific target, and the biosensor is: a substrate and a first electrode and a second electrode and a substrate and a first electrode disposed so as not to be electrically connected to each other on the substrate. And a probe disposed on the second electrode and coupled to the target.
  • the biosensor according to the present embodiment is a biosensor for detecting a target which is a biomaterial.
  • the biosensor is: a first electrode and a second electrode disposed on the substrate and the substrate so as not to be electrically connected to each other, and having different surface areas. And a probe disposed on the electrode and the substrate, the detection electrode, and the common electrode, and coupled to the target.
  • the biosensor array according to the present embodiment is a biosensor array in which a biosensor for detecting a target, which is a biomaterial, is disposed.
  • the biosensor array includes: a substrate and a plurality of island electrodes disposed on the substrate. And a probe that surrounds a plurality of island electrodes on the substrate, but which is not electrically in contact with the common electrode, randomly disposed on the substrate, the plurality of island electrodes, and the common electrode to specifically bind to the target. and a surface area of the plurality of island electrodes is small compared to the surface area of the common electrode.
  • the first electrode and the second electrode having different surface areas are used, an accurate voltage can be provided without using three electrodes.
  • an advantage is provided that the target material can be detected by forming an accurate voltage more economically than the prior art.
  • the voltage between the electrode and the solution can be precisely adjusted, the change of the Faraday current formed in the electrode can be accurately detected.
  • the probe since the probe is not patterned, there is no fear of deterioration of the physical properties of the probe.
  • an advantage is provided that the target material can be detected more precisely than the prior art.
  • FIG. 1 is a top view of the biosensor according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing an outline of a biosensor according to the present embodiment.
  • FIG. 3 (a) is a view schematically showing that an electric double layer is formed between the first electrode and the second electrode and the electrolyte
  • FIG. 3 (b) is an illustration electrically illustrating a state in which the electric double layer is formed.
  • FIG 4 is a diagram illustrating a state in which the target T is coupled to the probe P by way of example.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an outline of forming biosensors according to the present embodiment in an array form.
  • first and second are intended to distinguish one component from another component, and the scope of rights should not be limited by these terms.
  • first component may be named a second component, and similarly, the second component may also be named a first component.
  • the expression "bonded" by A and B does not mean only physically bonding while maintaining the chemical structure of A and B, but A and B react to cause deformation in physical or chemical structure. It is also used to mean a case.
  • FIG. 1 is a top view of the biosensor according to the present embodiment
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing the outline of the biosensor according to the present embodiment.
  • the biosensor according to the present embodiment is a biosensor for detecting a specific target, the biosensor comprising: a substrate, a first electrode and a first electrode disposed so as not to be electrically connected to each other on the substrate. And a probe disposed on the second electrode and the substrate, the first electrode and the second electrode, and coupled to the target.
  • the biosensor according to the present embodiment is a biosensor for detecting a target which is a biomaterial.
  • the biosensor is: a first electrode and a second electrode disposed on the substrate and the substrate so as not to be electrically connected to each other, and having different surface areas And a probe disposed on the electrode and the substrate, the detection electrode, and the common electrode, and coupled to the target.
  • the first electrode 100a and the second electrode 100com are positioned on one surface of the substrate sub.
  • the probe P may be positioned on one surface of the substrate sub.
  • the substrate is in contact with the electrolyte solution E containing the target T. Therefore, it is formed of a material that does not react electrochemically in contact with the electrolyte solution (E).
  • the substrate sub is formed of glass.
  • the biosensor may be formed through a semiconductor process, and the substrate may be a silicon substrate.
  • the first electrode 100a is positioned on one surface of the substrate and is not electrically connected to the second electrode 100com.
  • the second electrode 100com is positioned on one surface of the substrate like the first electrode 100a.
  • the surface area of the first electrode 100a and the second electrode 100com in contact with the electrolyte is different from each other.
  • the surface area of the second electrode 100com in contact with the electrolyte solution E may be 10 times larger than the surface area of the first electrode 100a in contact with the electrolyte solution E.
  • the first electrode 100a and the second electrode 100com are in contact with the electrolyte solution E and provide a voltage to the electrolyte solution E. Therefore, it should be formed of a material that does not corrode even in contact with the electrolyte solution (E).
  • the first electrode 100a and the second electrode 100com each form an electric double layer on the surface in contact with the electrolyte solution E. Therefore, both the first electrode 100a and the second electrode 100com are formed of a material capable of forming an electric double layer by contacting the electrolyte solution E.
  • the first electrode 100a and the second electrode 100com are formed of gold (Au).
  • the first electrode 100a and the second electrode 100com may include any one of silver (Ag), mercury (Hg), platinum (Pt), and silver chloride (AgCl). It can be formed from a metal.
  • the probe P may be a material that specifically binds to the target T to be detected using the biosensor.
  • the target (T) is a deoxyribonucleic acid (DNA) having a specific base sequence
  • the probe (P) is a substance having a sequence complementary to the base sequence of the target (Complementary binding).
  • RNA RiboNucleic Acid
  • the binding material is used as the probe P.
  • the probe P is randomly disposed without being patterned on the first electrode 100a and the second electrode 100com formed on the substrate sub and one surface of the substrate.
  • the probe P may be formed by immobilization to the substrate.
  • the immobilization process may be performed by applying and incubating a solution including the probe P on the substrate surface and then washing the solution.
  • the immobilization process may be performed by dipping the substrate sub in a solution including the probe P, and then removing the solution by a method such as evaporation.
  • the probe P may be sprayed and disposed, and in another example, the probe P may be randomly disposed through a printing process such as inkjet printing through a nozzle, roll-to-roll printing, or the like. Therefore, unlike the prior art, in order to selectively place the probe P, the patterning process for the probe is unnecessary, so that the material properties of the probe P are not compromised. Therefore, the detection characteristic of a biosensor can be improved.
  • the probe P, the first electrode 100a and the second electrode 100com are treated by treating a terminal of the probe with a thiol group.
  • the adhesiveness and fixability with 100com can be improved.
  • the magnetic pole source DRV is connected to the second electrode 100com to provide electrical stimulation.
  • the readout circuitry RD is connected to the first electrode 100a to receive a detection signal that changes depending on whether the probe P and the target T are coupled from the first electrode 100a.
  • the stimulus source DRV providing the electrical stimulation is connected to the second electrode 100com, and the readout circuit portion RD is connected to the first electrode 100a.
  • the magnetic pole source DRV may be connected to the first electrode 100a and the readout circuit part RD may be electrically connected to the second electrode 100com.
  • an electrolyte solution E including a target T to be detected by the biosensor is placed in the biosensor.
  • negative and positive ions are dissociated in the solution.
  • anions and cations are layered on the surfaces of the first electrode 100a and the second electrode 100com to form an electrical double layer (EDL).
  • the electrolyte E serves as one electrode of the capacitor
  • the first electrode 100a or the second electrode 100com serves as the other electrode of the capacitor
  • the electric double layer EDL serves as the It functions as a dielectric material.
  • the capacitance C of the capacitor thus formed may be calculated through Equation 1 below.
  • the distance d between the electrodes in the capacitor is the distance between the electrolyte solution E and the first electrode 100a or the second electrode 100com, each of which is provided with an electric double layer (EDL). Corresponds to the thickness of several tens of ⁇ .
  • the capacitance formed between the first electrode 100a and the electrolyte solution E is the same.
  • the capacitance C2 value formed between C1 and the second electrode 100com and the electrolyte solution E corresponds to the surface area of the first electrode 100a and the second electrode 100com.
  • the surface area of the second electrode 100com is about 10 times larger than the surface area of the first electrode 100a, the value of the capacitance C2 is calculated to be 10 times larger than the value of the capacitance C1.
  • the potential V E of the electrolyte solution E corresponds to a capacitance C1 of the capacitor formed on the first electrode 100a and a capacitance C2 of the capacitor formed on the second electrode 100com.
  • the capacitance of each capacitor is proportional to the area of each electrode in contact with the electrolyte as can be seen in Equation 1 above. Therefore, if the surface area of the first electrode 100com in contact with the electrolyte solution E is negligibly small compared to the surface area of the second electrode 100com in contact with the electrolyte solution E, the corresponding capacitance values are the same. Is established, and Equation 2 can be approximated as Equation 3 below.
  • the potential V E of the electrolyte is determined by the electrical signal provided by the stimulus source. It can be seen that it is approximated with the potential Vdrv.
  • the second electrode 100com which is a common electrode, is formed to cover a large die area through a semiconductor process, and the first electrode 100a having a small size is formed to form the biosensor according to the present embodiment.
  • the difference between the potential V E of ( E ) and the voltage Vdrv provided by the stimulus source DRV is kept small.
  • the above equation 3 may be used to calculate the potential V E of the electrolyte solution E. Is calculated as 0.95Vdrv.
  • the potential of the electrolyte in Equation 3 is calculated as 0.91Vdrv. Therefore, the biosensor according to the present embodiment provides an advantage that the potential of the electrolyte can be kept constant without generating a voltage drop generated in the three-electrode biosensor according to the prior art.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a state in which the target T is coupled to the probe P by way of example, and examples of detecting the target T will be described with reference to FIG. 4.
  • the distribution of molecules that cause redox on the surface of the first electrode 100a and / or the second electrode 100com by reacting the target T with the probe P changes, thereby changing the current. Can be detected.
  • Target (T) is a cancer metastasis biomarker (Matrix metalloproteinase 9) and probes a peptide (peptide) having MB (Methylene blue) -Gly-Pro-Leu-Gly-Met-Trp-Ser-Arg-Cys bond
  • MB Methylene blue
  • the target MMP9 binds to the peptide, which is the probe, and the bond between Gly and Met at the end of the peptide is broken, and MB is cleaved from the peptide, which is the probe. Therefore, the redox reaction generated by the MB is reduced and accordingly the Faraday current is also changed so that the presence or absence of the target and / or the concentration of the target can be detected.
  • the probe P and the target T are coupled in an electric double layer formed by contact between the electrolyte solution E, the first electrode 100a and the second electrode 100com.
  • the capacitor formed at the first electrode 100a has only an electrical double layer, but when the probe P and the target T are coupled to each other, the electrical double layer.
  • the capacitance value of the capacitor formed in the first electrode 100a changes.
  • the electrical signal i sense provided by the biosensor by detecting the target T is represented by Equation 4 below. Can be displayed.
  • the change in capacitance formed by combining the target T and the probe P forms a change in the current value
  • the read-out circuit part RD detects the above-described change in current and performs signal processing to perform the electrolyte E. Whether to include the target (T) or the concentration of the target can be determined.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an outline of forming biosensors according to the present embodiment in an array form.
  • the biosensor array according to the present embodiment is formed to cover the plurality of island electrodes 100a, 100b and 100c and the substrate sub, and does not electrically contact the island electrodes.
  • a common electrode 100com, and a probe is formed on the island electrodes, the substrate, and the common electrode.
  • FIG. 5A illustrates a biosensor array in which island electrodes 100a, 100b and 100c are arranged in a quadrangle
  • FIG. 5B illustrates respective island electrodes 100a, 100b and 100c. It is a figure which shows this staggered biosensor array.
  • Equation 3 if the surface area of the common electrode 100com in contact with the electrolyte (see FIGS. 1 to 4E) is larger than the surface areas of the island electrodes 100a, 100b, and 100c, the potential of the electrolyte is It is close to the potential provided by the stimulus source (see FIG. 2 DRV).
  • the surface area of the common electrode 100com may be increased compared to the surface areas of the island electrodes 100a, 100b, and 100c, and accordingly, the common electrode 100com and the island electrodes 100a, 100b, An advantage is provided that the potential V E of the electrolyte in contact with 100 c can be kept close to the voltage Vdrv of the electrical signal provided by the stimulus source.
  • the target material may be simultaneously detected by the biosensor formed of the island electrodes 100a, 100b, and 100c, respectively.
  • the advantage of improving the accuracy and sensitivity of detection is also provided.

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Abstract

본 실시예에 의한 바이오 센서는, 특정한타겟을 검출하기 위한 바이오 센서로, 바이오 센서는:기판과, 기판 상에 서로 전기적으로 연결되지 않도록 배치된 제1 전극 및 제2 전극 및기판과 제1 전극 및 제2 전극 상에 배치되며, 타겟과 결합하는 프로브(probe)를 포함한다.

Description

바이오 센서 및 바이오 센서 어레이
본 발명은 바이오 센서 및 바이오 센서 어레이에 관한 것이다.
종래 기술에 의한 바이오 센서는 3개의 전극을 사용한다. 3개의 전극은 각각 구동 전극(working electrode), 기준 전극(reference electrode) 및 반대 전극(counter electrode)이라고 한다. 구동 전극과 기준 전극 사이에 전압을 형성하여 목적하는 전압을 제공하고, 구동 전극과 반대 전극에서 얻어지는 전류값을 검출하여 타겟의 유무 및/또는 타겟의 농도를 검출하였다.
종래 기술에 의한 바이오 센서로 전해질 용액에 포함된 타겟 물질의 유무 및/ 또는 타겟 물질의 농도를 검출하고자 하는 경우에는 구동 전극이나 기준 전극 중 어느 하나를 탐침을 전해질 용액에 담근 상태에서 전압을 제공하여야 한다.
탐침을 통하여 전압을 제공하는 경우 전해질 용액이 가지는 전기 저항에 의하여 탐침으로부터 이격될수록 전압강하(IR drop)가 발생하여 목적하는 전압을 제공하는 것이 곤란하였다. 목적하는 전압 제공 여부가 불분명하게 되므로 검출 결과가 기기 오차에 의한 것인지 상기 전압 강하에 의한 것이지 명확하지 않아 측정 결과의 정확성을 담보하는 것이 곤란하였다.
나아가, 종래의 바이오 센서는 검출하고자 하는 타겟과 선택적으로 결합하는 프로브 물질을 형성한 후, 패터닝을 수행하여 선택적으로 배치하였다. 따라서, 패터닝 과정에서 프로브 물질의 물성이 훼손되는 등의 이유로 검출의 정밀도 감소하였다.
본 실시예는 상술한 종래 기술의 문제점을 해결하기 위한 것으로, 두 개의 전극을 이용하여정확한 전압을 제공할 수 있는 바이오 센서를 제공하는 것이 주된 목적 중 하나이다. 또한, 프로브 물질을 선택적으로 배치하는 과정을 수행하지 않아 검출의 정밀도를 감소시키기지 않는 바이오 센서를 제공하는 것이 본 실시예의 주된 목적 중 하나이다.
본 실시예에 의한 바이오 센서는, 특정한 타겟을 검출하기 위한 바이오 센서로, 바이오 센서는: 기판과, 기판 상에 서로 전기적으로 연결되지 않도록 배치된 제1 전극 및 제2 전극 및 기판과 제1 전극 및 제2 전극 상에 배치되며, 타겟과 결합하는 프로브(probe)를 포함한다.
본 실시예에 의한 바이오 센서는, 생체 물질인 타겟을 검출하기 위한 바이오 센서로, 바이오 센서는: 기판과 기판 상에 서로 전기적으로 연결되지 않도록 배치되되, 서로 다른 표면적을 가지는 제1 전극 및 제2 전극 및 기판과 검출 전극 및 공통 전극 상에 배치되며, 타겟과 결합하는 프로브(probe)를 포함한다.
본 실시예에 의한 바이오 센서 어레이는, 생체 물질인 타겟을 검출하기 위한 바이오 센서가 배치된 바이오 센서 어레이로, 바이오 센서 어레이는: 기판과, 기판 상에 배치된 복수의 아일랜드 전극들(island electrodes)과, 기판상에 복수의 아일랜드 전극들을 에워싸되, 전기적으로 접촉하지 않는 공통 전극(common electrode)과, 기판, 복수의 아일랜드 전극들 및 공통 전극 상에 무작위로 배치되어 타겟과 특이적으로 결합하는 프로브(probe)를 포함하며, 복수의 아일랜드 전극들의 표면적은 공통 전극의 표면적에 비하여 작다.
본 실시예에 의하면 표면적이 서로 다른 제1 전극과 제2 전극을 이용하므로 세 개의 전극을 이용하지 않으면서도 정확한 전압을 제공할 수 있다. 따라서, 종래 기술보다 경제적으로 정확한 전압을 형성하여 타겟 물질을 검출할 수 있다는 장점이 제공된다.
나아가, 본 실시예에 의하면 전극과 용액 사이의 전압을 정확히 조절할 수 있으므로 전극에 형성되는 패러데이 전류(Faradaic current)의 변화를 정확히 검출할 수 있다는 장점이 제공된다.
본 실시예에 의하면 프로브를 패터닝하지 않으므로 프로브의 물성 훼손염려가 없다. 따라서, 종래 기술보다 정밀하게 타겟 물질을 검출할 수 있다는 장점이 제공된다.
도 1은 본 실시예에 의한 바이오 센서의 상면도이다.
도 2는 본 실시에에 의한 바이오 센서의 개요를 도시한 단면도이다.
도 3(a)는 제1 전극 및 제2 전극과 전해질 사이에 전기적 이중층이 형성된 것을 개요적으로 도시한 도면이고, 도 3(b)는 전기적 이중층이 형성된 상태를 전기적으로 예시한 도면이다.
도 4는 타겟(T)이 프로브(P)와 결합한 상태를 예시적으로 도시한 도면이다.
도 5는 본 실시예에 의한 바이오 센서를 어레이 형태로 형성한 개요를 도시한 도면이다.
본 발명에 관한 설명은 구조적 내지 기능적 설명을 위한 실시예에 불과하므로, 본 발명의 권리범위는 본문에 설명된 실시예에 의하여 제한되는 것으로 해석되어서는 아니 된다. 즉, 실시예는 다양한 변경이 가능하고 여러 가지 형태를 가질 수 있으므로 본 발명의 권리범위는 기술적 사상을 실현할 수 있는 균등물들을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
한편, 본 출원에서 서술되는 용어의 의미는 다음과 같이 이해되어야 할 것이다.
"제1", "제2" 등의 용어는 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하기 위한 것으로 이들 용어들에 의해 권리범위가 한정되어서는 아니 된다. 예를 들어, 제1 구성요소는 제2 구성요소로 명명될 수 있고, 유사하게 제2 구성요소도 제1 구성요소로 명명될 수 있다.
단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한 복수의 표현을 포함하는 것으로 이해되어야 하고, "포함하다" 또는 "가지다" 등의 용어는 설시된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
본 개시의 실시예들을 설명하기 위하여 사용되는 " 및/또는"이라는 표현은 각각 과 모두를 지칭하는 것으로 사용된다. 일 예로, "A 및/또는 B "라는 기재는 "A, B 그리고 A와 B 모두"를 지칭하는 것으로 이해되어야 한다.
여기서 사용되는 모든 용어들은 다르게 정의되지 않는 한, 본 발명이 속하는 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 일반적으로 이해되는 것과 동일한 의미를 가진다. 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 것과 같은 용어들은 관련 기술의 문맥상 가지는 의미와 일치하는 것으로 해석되어야 하며, 본 출원에서 명백하게 정의하지 않는 한 이상적이거나 과도하게 형식적인 의미를 지니는 것으로 해석될 수 없다.
본 개시의 실시예들을 설명하기 위하여 참조되는 도면은 설명의 편의 및 이해의 용이를 위하여 의도적으로 크기, 높이, 두께 등이 과장되어 표현되어 있으며, 비율에 따라 확대 또는 축소된 것이 아니다. 또한, 도면에 도시된 어느 구성요소는 의도적으로 축소되어 표현하고, 다른 구성요소는 의도적으로 확대되어 표현될 수 있다.
본 명세서에 있어서 A와 B가 "결합"한다는 표현은 A와 B의 화학적 구조를 유지한 채로 물리적으로 결합하는 경우만을 의미하는 것이 아니라, A와 B가 반응하여 물리적 혹은 화학적 구조에 변형이 발생하는 경우도 의미하는 것으로 사용한다.
이하에서는 첨부된 도면들을 참조하여 본 실시예에 의한 바이오 센서를 설명한다. 도 1은 본 실시예에 의한 바이오 센서의 상면도이며, 도 2는 본 실시에에 의한 바이오 센서의 개요를 도시한 단면도이다. 도 1 및 도 2를 참조하면, 본 실시예에 의한 바이오 센서는 특정한 타겟을 검출하기 위한 바이오 센서로, 바이오 센서는:기판과, 기판 상에 서로 전기적으로 연결되지 않도록 배치된 제1 전극 및 제2 전극 및 기판과 제1 전극 및 제2 전극 상에 배치되며, 타겟과 결합하는 프로브(probe)를 포함한다.
본 실시예에 의한 바이오 센서는, 생체 물질인 타겟을 검출하기 위한 바이오 센서로, 바이오 센서는: 기판과 기판 상에 서로 전기적으로 연결되지 않도록 배치되되, 서로 다른 표면적을 가지는 제1 전극 및 제2 전극 및 기판과 검출 전극 및 공통 전극 상에 배치되며, 타겟과 결합하는 프로브(probe)를 포함한다.
기판(sub)의 일면에 제1 전극(100a), 제2 전극(100com)이 위치한다. 또한, 기판(sub)의 일면에는 프로브(P)가 위치할 수 있다. 기판은 타겟(T)을 포함하는 전해질 용액(E)과 접촉한다. 따라서, 전해질 용액(E)과 접촉하여 전기화학적으로 반응하지 않는 물질로 형성된다. 일 예로, 기판(sub)은 유리(glass)로 형성한다. 다른 예로, 반도체 공정을 통하여 바이오 센서를 형성할 수 있으며, 본 예에 의하면 기판은 실리콘 기판일 수 있다.
제1 전극(100a)은 기판의 일면에 위치하며, 제2 전극(100com)과 전기적으로 연결되지 않는다. 제2 전극(100com)은 제1 전극(100a)과 마찬가지로 기판의 일면에 위치한다. 제1 전극(100a)과 제2 전극(100com)이 전해질과 접촉하는 표면적은 서로 다르다. 일 예로, 제2 전극(100com)이 전해질 용액(E)과 접촉하는 표면적은 제1 전극(100a)이 전해질 용액(E)과 접촉하는 표면적에 비하여 10배 이상 더 클 수 있다.
제1 전극(100a) 및 제2 전극(100com)은 전해질 용액(E)과 접촉하며, 전해질 용액(E)에 전압을 제공한다. 따라서, 전해질 용액(E)과 접촉하여도 부식되지 않는 재질로 형성하여야 한다. 또한, 후술할 바와 같이 제1 전극(100a)과 제2 전극(100com)은 각각 전해질 용액(E)과 접촉하는 표면에서 전기 이중층(Electric Double Layer)를 형성한다. 따라서, 제1 전극(100a)과제2 전극(100com)은 모두 전해질 용액(E)과 접촉하여 전기 이중층을 형성할 수 있는 물질로 형성한다.
일 실시예로, 제1 전극(100a)과 제2 전극(100com)은 금(gold, Au)으로 형성한다. 다른 실시예로, 제1 전극(100a)과 제2 전극(100com)은 은(silver, Ag), 수은(mercury, Hg), 백금(platinum, Pt), 염화은(AgCl)중 어느 하나를 포함하는 금속으로 형성할 수 있다.
프로브(P)는 바이오 센서를 이용하여 검출하고자 하는 타겟(T)과 특이적으로 결합하는 물질일 수 있다. 일 실시예에서, 타겟(T)이 특정한 염기 서열을 가지는 디옥시리보핵산(DNA, DeoxyriboNucleic Acid)이라면, 프로브(P)는 타겟의 염기 서열과 상보적 결합(complementary binding)하는 서열을 가지는 물질이다. 이와 마찬가지로, DNA, 리보핵산(RNA, RiboNucleic Acid), 단백질(protein), 호르몬(hormone), 항원(antigen)등을 검출하고자 한다면, 이들 각각의 DNA, RNA, 단백질, 호르몬 및 항원과 특이적으로 결합하는 물질을 프로브(P)로 사용한다.
프로브(P)는 기판(sub)과 기판의 일면에 형성된 제1 전극(100a),제2 전극(100com)에 패터닝 되지 않고 랜덤하게 배치된다. 일 실시예로, 프로브(P)는 기판에 고정화(immobilization)하여 형성될 수 있다. 일 예로, 고정화 과정은 프로브(P)를 포함하는 용액을 기판 표면에 제공(apply)하고 인큐베이션(incubation)한 후 용액을 세정(wash)하여 수행될 수 있다. 다른 예로, 고정화 과정은 기판(sub)을 프로브(P)를 포함하는 용액에 담근 후, 증발 등의 방법으로 용액을 제거하여 수행될 수 있다. 다른 실시예로, 프로브(P)는 분무되어 배치될 수 있으며, 다른 예로, 프로브(P)는 노즐을 통한 잉크젯 프린팅, 롤투롤 인쇄 등의 인쇄 공정을 통하여 랜덤하게 배치될 수 있다. 따라서, 종래 기술과 달리 선택적으로 프로브(P)를 배치하기 위하여 프로브에 대한 패터닝 과정이 불필요하므로 프로브(P)의 물질 특성을 훼손하지 않는다. 따라서, 바이오 센서의 검출 특성을 향상시킬 수 있다.
제1 전극(100a)과 제2 전극(100com)을 금(Au)으로 형성하는 실시예에서 프로브의 말단을 티올(Thiol)기로 처리하여 프로브(P)와 제1 전극(100a) 및 제2 전극(100com)과의 접착성 및 고정성을 향상시킬 수 있다.
자극원(DRV)은 제2 전극(100com)에 연결되어 전기적 자극을 제공한다. 리드 아웃 회로부(Readout Circuitry, RD)는 제1 전극(100a)에 연결되어 제1 전극(100a)으로부터 프로브(P)와 타겟(T)의 결합여부에 따라 변화하는 검출 신호를 제공받는다. 도시된 실시예에서, 전기적 자극을 제공하는 자극원(DRV)은 제2 전극(100com)에 연결되고, 리드 아웃 회로부(RD)는 제1 전극(100a)에 연결되었다. 그러나, 도시되지 않은 다른 실시예로, 자극원(DRV)이 제1 전극(100a)에 연결되고, 리드 아웃 회로부(RD)가 제2 전극(100com)에 전기적으로 연결될 수 있다.
이하에서는 상술한 구성을 가지는 바이오 센서의 동작을 살펴본다. 계속해서 도 3(a)를 참조하면, 바이오 센서로 검출하고자 하는 타겟(T)을 포함하는 전해질 용액(E)을 바이오 센서에 위치시킨다. 전해질 용액(E)은 용액 내에 음 이온과 양 이온이 해리되어 존재하나, 전해질 용액(E)이 제1 전극(100a)과 제2 전극(100com)에 접촉하면 도 3(a)에 도시된 바와 같이 제1 전극(100a)과 제2 전극(100com)의 표면에 음이온과 양이온이 서로 층상으로 배치되어 전기 이중층(Electrical Double Layer, EDL)을 형성한다.
전기 이중층(EDL)이 형성되면, 전해질(E)은 커패시터의 일 전극으로, 제1 전극(100a) 또는 제2 전극(100com)은 커패시터의 타 전극으로 기능하며, 전기 이중층(EDL)은 커패시터의 유전체(dielectric material)로 기능한다. 이와 같이 형성되는 커패시터의 커패시턴스(C)는 아래의 수학식 1을 통하여 연산될 수 있다.
Figure PCTKR2016006620-appb-M000001
커패시터에서 전극간 이격거리 d는 전해질 용액(E)과 제1 전극(100a) 또는 제2 전극(100com)까지의 거리로, 각각은 전기 이중층(EDL)이 개재하고 있는 바, 전기 이중층(EDL)의 두께인 수~ 수십 Å에 상응한다.
또한, 제1 전극(100a)과 제2 전극(100com)의 표면에 형성되는 전기 이중층(EDL)의 두께가 서로 동일하다고 가정하면 제1 전극(100a)과 전해질 용액(E)사이에서 형성되는 커패시턴스(C1)와 제2 전극(100com)과 전해질 용액(E) 사이에서 형성되는 커패시턴스(C2) 값은 제1 전극(100a)과 제2 전극(100com)의 표면적에 상응한다. 일 실시예로, 제2 전극(100com)의 표면적이 제1 전극(100a)의 표면적에 비하여 10배 가량 크다면 커패시턴스(C2)의 값은 커패시턴스(C1)의 값에 비하여 10배 크게 연산된다.
이를 전기적으로 도시하면 도 3(b)에 도시된 바와 같다. 자극원(DRV)이 전압 Vdrv에 상응하는 전기적 신호를 제공할 때 전해질 용액(E)의 전위(VE)는 아래의 수학식 2와 연산될 수 있다.
Figure PCTKR2016006620-appb-M000002
즉, 전해질 용액(E)의 전위(VE)는 제1 전극(100a)에 형성되는 커패시터의 커패시턴스(C1)과 제2 전극(100com)에 형성되는 커패시터의 커패시턴스(C2)에 상응하는 값을 가진다. 각 커패시터의 커패시턴스는 상술한 수학식 1에서 확인할 수 있는 바와 같이 전해질과 접촉하는 각 전극의 면적에 비례한다. 따라서, 전해질 용액(E)과 접축하는 제2 전극(100com)의 표면적에 비하여 전해질 용액(E)과 접축하는 제1 전극(100com)의 표면적이 무시할 정도로 작다면 상응하는 커패시턴스 값 들도 마찬가지의 관계가 성립하며, 그에 따라 수학식 2는 아래의 수학식 3과 같이 근사될 수 있다.
Figure PCTKR2016006620-appb-M000003
즉,제2 전극(100com)의 표면적에 비하여 제1 전극(100a)의 표면적이 매우 작고, 제2 전극을 통하여 전기적 자극이 제공된다면 전해질의 전위(VE)는 자극원이 제공하는 전기적 신호의 전위(Vdrv)와 근사되는 것을 확인할 수 있다.
나아가, 반도체 공정을 통하여 큰 다이 면적을 덮도록 공통 전극인 제2 전극(100com)을 형성하고, 미소한 사이즈의 제1 전극(100a)을 형성하여 본 실시예에 의한 바이오 센서를 형성하면 전해질 용액(E)의 전위(VE)와 자극원(DRV)이 제공하는 전압 Vdrv의 차이는 미소하게 유지된다.
일 실시예로, 또한, 제1 전극(100a)의 표면적과 제2 전극(100com)의 비율을 1/20로 형성하면 상기 수학식 3을 연산하면, 전해질 용액(E)의 전위(VE)는 0.95Vdrv로 연산된다. 다른 실시예로, 제1 전극(100a)의 표면적이 제2 전극(100com) 표면적의 1/10으로 형성하면 상기한 수학식 3에서 전해질의 전위는 0.91Vdrv로 연산된다. 따라서, 본 실시예에 따른 바이오 센서에 의하면 종래기술에 의한 3 전극 바이오 센서에서 발생하는 전압 강하를 발생시키지 않고 전해질의 전위를 일정하게 유지할 수 있다는 장점이 제공된다.
도 4는 타겟(T)이 프로브(P)와 결합한 상태를 예시적으로 도시한 도면으로, 도 4를 참조하여 타겟(T)을 검출하는 예들을 설명한다. 일 실시예로, 타겟(T)이 프로브(P)와 반응하여 제1 전극(100a) 및/또는 제2 전극(100com) 표면의 산화 환원을 일으키는 분자의 분포가 변하며, 그에 따라 전류의 변화를 검출할 수 있다.
타겟(T)이 암전이 바이오 마커인 MMP9(Matrix metalloproteinase 9)이고, MB(Methylene blue)-Gly-Pro-Leu-Gly-Met-Trp-Ser-Arg-Cys 결합을 가지는 펩타이드(peptide)를 프로브(P)로 구현한 실시예에서, 타겟(T)이 전해질 용액(E) 내에 도입되지 않으면 프로브(P) 말단에 형성된 MB에 의하여 전극에는 산화환원 반응이 일어나고, 그에 따른 패러데이 전류가 전극으로 제공된다.
타겟(T)이 도입되면 타겟인 MMP9은 프로브인 펩타이드와 결합하며, 펩타이드 말단의 Gly와 Met 사이의 결합이 끊어져 MB는 프로브인 펩타이드에서 끊어진다. 따라서, MB에 의하여 발생하는 산화환원 반응은 감소하며 그에 따라 패러데이 전류(Faradaic current)도 변화하므로 이를 검출하여 타겟의 유무 및/또는 타겟의 농도를 검출할 수 있다.
다른 실시예로, 프로브(P)와 타겟(T)은 전해질 용액(E)과 제1 전극(100a)및 제2 전극(100com)이 접촉하여 형성된 전기 이중층 내에서 결합된다. 프로브(P)와 타겟(T) 사이의 결합이 이루어지기 이전에 제1 전극(100a)에서 이루어지는 커패시터는 유전층이 전기 이중층 만으로 형성되었으나, 프로브(P)와 타겟(T)이 서로 결합하면 전기 이중층과 더불어 타겟 물질이 유전층으로 도입되므로 제1 전극(100a)에서 이루어지는 커패시터의 커패시턴스 값이 변화한다.
전해질 용액(E)의 전위(VE)가 제1 전극(100a)에서 이루어지는 커패시터에 제공되면 바이오 센서가 타겟(T)을 검출하여 제공하는 전기적 신호(isense)는 아래의 수학식 4와 같이 표시될 수 있다.
Figure PCTKR2016006620-appb-M000004
즉, 타겟(T)과 프로브(P)가 결합하여 형성되는 커패시턴스의 변화는 전류값의 변화를 형성하며, 리드 아웃 회로부(RD)는 상기한 전류 변화를 검출하고, 신호 처리하여 전해질(E)내 타겟(T)의 포함여부 또는 타겟의 농도를 파악할 수 있다.
도 5는 본 실시예에 의한 바이오 센서를 어레이 형태로 형성한 개요를 도시한 도면이다. 도 5를 참조하면, 본 실시예에 의한 바이오 센서 어레이는 복수의 아일랜드 전극들(island electrodes, 100a, 100b, 100c)과, 기판(sub)을 덮도록 형성되며, 아일랜드 전극들과 전기적으로 접촉하지 않는 공통 전극(100com)과 을 포함하며, 상기 아일랜드 전극들, 기판 및 공통 전극에는 프로브(도 1 내지 도 4 P 참조)가 형성된다.
도 5(a)는 각각의 아일랜드 전극들(100a, 100b, 100c)이 사각형으로 배열된 바이오 센서 어레이를 도시한 도면이며, 도 5(b)는 각각의 아일랜드 전극들(100a, 100b, 100c)이 엇갈려 배열된 바이오 센서 어레이를 도시한 도면이다. 수학식 3을 참조하여 설명된 바와 같이 전해질(도 1 내지 도 4 E 참조)과 접촉하는 공통 전극(100com)의 표면적이 아일랜드 전극들(100a, 100b, 100c)의 표면적에 비하여 크면 전해질의 전위는 자극원(도 2 DRV 참조)이 제공하는 전위에 근접한다. 따라서, 본 실시예에 의하면 아일랜드 전극들(100a, 100b, 100c)의 표면적에 비하여 공통 전극(100com)의 표면적을 증가시킬 수 있으며, 그에 따라 공통 전극(100com) 및 아일랜드 전극들(100a, 100b, 100c)과 접촉하는 전해질의 전위(VE)를 자극원이 제공하는 전기적 신호의 전압(Vdrv)에 근접하게 유지할 수 있다는 장점이 제공된다.
나아가, 도 5(a) 및 도 5(b)로 도시된 실시예에 의하면 각각의 아일랜드 전극들(100a, 100b, 100c)로 형성되는 바이오 센서로 동시에 타겟 물질의 검출을 수행할 수 있으므로 타겟 물질 검출의 정확도, 감도를 향상시킬 수 있다는 장점도 제공된다.
본 발명에 대한 이해를 돕기 위하여 도면에 도시된 실시 예를 참고로 설명되었으나, 이는 실시를 위한 실시예로, 예시적인 것에 불과하며, 당해 분야에서 통상적 지식을 가진 자라면 이로부터 다양한 변형 및 균등한 타 실시 예가 가능하다는 점을 이해할 것이다. 따라서, 본 발명의 진정한 기술적 보호범위는 첨부된 특허청구범위에 의해 정해져야 할 것이다.
상기에 기재되어 있음

Claims (19)

  1. 타겟을 검출하기 위한 바이오 센서로, 상기 바이오 센서는:
    기판;
    상기 기판 상에 서로 전기적으로 연결되지 않도록 배치된 제1 전극 및 제2 전극; 및
    상기 기판과 상기 제1 전극 및 제2 전극 상에 배치되며, 상기 타겟과 결합하는 프로브(probe)를 포함하는 바이오 센서.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 프로브는 상기 타겟과 특이적으로 결합하는 물질인 바이오 센서.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 프로브는 상기 기판과 상기 제1 전극 및 제2 전극 상에 랜덤(random)하게 배치된 바이오 센서.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 프로브는 상기 기판과 상기 제1 전극 및 제2 전극 상에 고정화되거나, 분무되어 배치된 바이오 센서.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 타겟은
    전해질 용액에 포함되어 상기 바이오 센서에 제공된 바이오 센서.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 제1 전극 및 제2 전극은 금(gold, Au)으로 형성된 바이오 센서.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 제1 전극 및 제2 전극은 은, 수은, 백금, 염화은(AgCl)을 포함하는 금속 전극인 바이오 센서.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 제1 전극 및 제2 전극 중 어느 하나는 전기적 자극을 제공하는 자극원과 전기적으로 연결되고, 다른 하나는 상기 프로브와 상기 타겟의 결합 여부에 따라 변화하는 검출 신호를 독출하는 리드 아웃 회로부(read out circuitry)와 전기적으로 연결된 바이오 센서.
  9. 생체 물질인 타겟을 검출하기 위한 바이오 센서로, 상기 바이오 센서는:
    기판;
    상기 기판 상에 서로 전기적으로 연결되지 않도록 배치되되, 서로 다른 표면적을 가지는 제1 전극 및 제2 전극; 및
    상기 기판과 상기 검출 전극 및 공통 전극 상에 배치되며, 상기 타겟과 결합하는 프로브(probe)를 포함하는 바이오 센서.
  10. 제9항에 있어서,
    상기 타겟은 전해질 용액 속에 포함되며, 전해질 용액을 통하여 상기 바이오 센서에 제공되는 바이오 센서.
  11. 제9항에 있어서,
    상기 제1 전극과 상기 제2 전극 중 어느 하나의 표면적은 다른 하나의 표면적에 비하여 10배 이상 큰 바이오 센서.
  12. 제9항에 있어서,
    상기 제1 전극은 아일랜드(island) 형태의 전극이고, 상기 제2 전극은 상기 제1 전극을 에워싸는 형태의 공통 전극(common electrode)인 바이오 센서.
  13. 제9항에 있어서,
    상기 프로브는 상기 타겟과 특이적으로 결합하는 물질인 바이오 센서.
  14. 제9항에 있어서,
    상기 프로브는 상기 기판과 상기 제1 전극 및 제2 전극 상에 랜덤(random)하게 배치된 바이오 센서.
  15. 제9항에 있어서,
    상기 전극은 금(gold, Au)으로 형성된 바이오 센서.
  16. 제9항에 있어서,
    상기 전극은 은, 수은, 백금, 염화은(AgCl)을 포함하는 금속 전극인 바이오 센서.
  17. 제9항에 있어서,
    상기 제1 전극 및 제2 전극 중 어느 하나는 전기적 자극을 제공하는 자극원과 전기적으로 연결되고, 다른 하나는 상기 프로브와 상기 타겟의 결합 여부에 따라 변화하는 검출 신호를 독출하는 리드 아웃 회로부(read out circuitry)와 전기적으로 연결된 바이오 센서.
  18. 생체 물질인 타겟을 검출하기 위한 바이오 센서가 배치된 바이오 센서 어레이로, 상기 바이오 센서 어레이는:
    기판;
    상기 기판상에 배치된 복수의 아일랜드 전극들(island electrodes);
    상기 기판상에 상기 복수의 아일랜드 전극들을 에워싸되, 전기적으로 접촉하지 않는 공통 전극(common electrode);
    상기 기판, 상기 복수의 아일랜드 전극들 및 상기 공통 전극 상에 무작위로 배치되어 상기 타겟과 특이적으로 결합하는 프로브(probe)를 포함하며,
    상기 복수의 아일랜드 전극들의 표면적은 상기 공통 전극의 표면적에 비하여 작은 바이오 센서 어레이.
  19. 제18항에 있어서,
    상기 프로브는 분무되어 상기 기판, 상기 복수의 아일랜드 전극들 및 상기 공통 전극 상에 배치되는 바이오 센서 어레이.
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