WO2017142166A1 - 유전체 전기영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서 - Google Patents

유전체 전기영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서 Download PDF

Info

Publication number
WO2017142166A1
WO2017142166A1 PCT/KR2016/012836 KR2016012836W WO2017142166A1 WO 2017142166 A1 WO2017142166 A1 WO 2017142166A1 KR 2016012836 W KR2016012836 W KR 2016012836W WO 2017142166 A1 WO2017142166 A1 WO 2017142166A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
cross
electrode
dielectric
electric field
electrodes
Prior art date
Application number
PCT/KR2016/012836
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
황교선
김진식
김혜진
유용경
김영수
Original Assignee
한국과학기술연구원
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 한국과학기술연구원 filed Critical 한국과학기술연구원
Priority to US16/077,074 priority Critical patent/US11313831B2/en
Publication of WO2017142166A1 publication Critical patent/WO2017142166A1/ko

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/416—Systems
    • G01N27/447—Systems using electrophoresis
    • G01N27/44756—Apparatus specially adapted therefor
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B03—SEPARATION OF SOLID MATERIALS USING LIQUIDS OR USING PNEUMATIC TABLES OR JIGS; MAGNETIC OR ELECTROSTATIC SEPARATION OF SOLID MATERIALS FROM SOLID MATERIALS OR FLUIDS; SEPARATION BY HIGH-VOLTAGE ELECTRIC FIELDS
    • B03C—MAGNETIC OR ELECTROSTATIC SEPARATION OF SOLID MATERIALS FROM SOLID MATERIALS OR FLUIDS; SEPARATION BY HIGH-VOLTAGE ELECTRIC FIELDS
    • B03C5/00—Separating dispersed particles from liquids by electrostatic effect
    • B03C5/005—Dielectrophoresis, i.e. dielectric particles migrating towards the region of highest field strength
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B03—SEPARATION OF SOLID MATERIALS USING LIQUIDS OR USING PNEUMATIC TABLES OR JIGS; MAGNETIC OR ELECTROSTATIC SEPARATION OF SOLID MATERIALS FROM SOLID MATERIALS OR FLUIDS; SEPARATION BY HIGH-VOLTAGE ELECTRIC FIELDS
    • B03C—MAGNETIC OR ELECTROSTATIC SEPARATION OF SOLID MATERIALS FROM SOLID MATERIALS OR FLUIDS; SEPARATION BY HIGH-VOLTAGE ELECTRIC FIELDS
    • B03C5/00—Separating dispersed particles from liquids by electrostatic effect
    • B03C5/02—Separators
    • B03C5/022—Non-uniform field separators
    • B03C5/026—Non-uniform field separators using open-gradient differential dielectric separation, i.e. using electrodes of special shapes for non-uniform field creation, e.g. Fluid Integrated Circuit [FIC]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/416—Systems
    • G01N27/447—Systems using electrophoresis
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/416—Systems
    • G01N27/447—Systems using electrophoresis
    • G01N27/44704—Details; Accessories
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54366—Apparatus specially adapted for solid-phase testing
    • G01N33/54373—Apparatus specially adapted for solid-phase testing involving physiochemical end-point determination, e.g. wave-guides, FETS, gratings
    • G01N33/5438—Electrodes
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54393—Improving reaction conditions or stability, e.g. by coating or irradiation of surface, by reduction of non-specific binding, by promotion of specific binding
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B03—SEPARATION OF SOLID MATERIALS USING LIQUIDS OR USING PNEUMATIC TABLES OR JIGS; MAGNETIC OR ELECTROSTATIC SEPARATION OF SOLID MATERIALS FROM SOLID MATERIALS OR FLUIDS; SEPARATION BY HIGH-VOLTAGE ELECTRIC FIELDS
    • B03C—MAGNETIC OR ELECTROSTATIC SEPARATION OF SOLID MATERIALS FROM SOLID MATERIALS OR FLUIDS; SEPARATION BY HIGH-VOLTAGE ELECTRIC FIELDS
    • B03C2201/00—Details of magnetic or electrostatic separation
    • B03C2201/26—Details of magnetic or electrostatic separation for use in medical or biological applications

Definitions

  • the present invention relates to a cross-electrode biosensor, and in particular, a receptor that specifically reacts with a target biomaterial is formed between the cross electrodes and can specifically react with the target biomaterial by using a concentration effect through dielectric electrophoresis.
  • the present invention relates to a cross-electrode biosensor using dielectric electrophoresis to improve the sensitivity and detection width of a sensor by increasing the probability of the presence of the same.
  • biosensors have been developed to detect the presence and concentration of various biological materials such as genes and proteins by electrical methods.
  • One example is the use of interdigitated microelectrodes. It is evaluated that even if the concentration of the biomaterial is low, the measurement is properly performed because the region in which the receptor that specifically binds the biomaterial is fixed is substantially wide in a zigzag form.
  • An object of the present invention for solving the above problems is to form a receptor that specifically reacts with the target biomaterial between the cross-electrodes, but specifically reacts with the target biomaterial using the enrichment effect through dielectric electrophoresis
  • the present invention provides a cross-electrode biosensor using dielectric electrophoresis, which can improve the sensitivity and the detection range of the sensor by increasing the probability.
  • Cross-electrode biosensor using dielectric electrophoresis is an insulating layer configured to cover all the sensor forming region of the substrate, a plurality of comb (comb) shape on the substrate
  • a first cross electrode configured to arrange a first protruding electrode
  • a second cross electrode configured to arrange a plurality of second protruding electrodes in a comb shape so as to intersect with a plurality of first protruding electrodes formed on the first cross electrode
  • a plurality of receptors fixed in the space between the first cross electrode and the second cross electrode to react specifically with the target biomaterial wherein the first cross electrode and the second cross electrode have a dielectric electrophoretic force due to an uneven electric field. Different voltages are applied uniformly or nonuniformly so as to be generated.
  • a receptor that specifically reacts with the target biomaterial on the insulator between each cross-electrode is used even if the conductive particles are not used to conduct current between the electrodes.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a cross-electrode biosensor using dielectric electrophoresis according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view illustrating the A-A 'cross section shown in FIG. 1 in detail.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an actual shape and a detailed configuration of the cross electrodes illustrated in FIG. 2.
  • FIG. 4 is a schematic diagram showing a net force change according to dielectric electrophoresis.
  • Figure 5 is a schematic diagram showing the particle movement state according to the positive and negative electrophoresis.
  • FIG. 6 is a schematic diagram illustrating particle movement states according to positive / negative electrophoresis of the cross electrode illustrated in FIG. 1.
  • FIG. 7 is a graph showing an impedance change amount of the cross-electrode biosensor using dielectric electrophoresis shown in FIG. 1.
  • FIG. 8 is a cross-sectional view illustrating a method of manufacturing the cross-electrode biosensor shown in FIGS. 1 to 3.
  • FIG. 9 is a schematic diagram illustrating a method of concentrating a target biomaterial between cross electrodes using dielectric electrophoresis.
  • FIG. 10 is a graph showing the sensitivity and detection width change of the cross-electrode biosensor using dielectric electrophoresis.
  • FIG. 11 is a graph showing the results of comparing the sensitivity of the cross-electrode biosensor using the dielectric electrophoresis of the present invention and the conventional Bangio sensor.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a cross-electrode biosensor using dielectric electrophoresis according to an embodiment of the present invention
  • Figure 2 is a cross-sectional view showing a cross-sectional view taken along line AA 'shown in FIG. 3 is a view showing the actual shape and detailed configuration of the actual implementation of the cross electrodes shown in FIG.
  • the cross-electrode biosensor illustrated in FIGS. 1 to 3 includes a first cross electrode 100 configured to arrange a plurality of first protruding electrodes in a comb shape on a substrate PL, and a plurality of second cross electrodes in a comb shape.
  • a second cross electrode 200 configured to be arranged such that the protruding electrodes are arranged to intersect with a plurality of first protruding electrodes formed on the first cross electrode 100, and a first cross electrode 100 and a cross interposed arrangement; It is configured to include a plurality of receptors 232 fixed in the space between the two cross-electrode 200 to specifically react to the target biomaterial 233, the first cross-electrode 100 and the second cross-electrode 200 Different voltages are applied uniformly or nonuniformly so that dielectric electrophoretic forces are generated by the nonuniform electric field.
  • at least one of a beta amyloid antibody, an aptamer, and a peptide may be used as the plurality of receptors 232.
  • the impedance detection characteristics using the cross-electrode biosensor using the reaction of the target biomaterial 233 configured as described above will be described first, and the impedance between the first cross electrode 100 and the second cross electrode 200 is as follows. It is arranged together.
  • Z is impedance
  • R is resistance
  • X reactance
  • C is capacitance
  • w angular frequency.
  • the reactance X is divided into the inductor component XL and the capacitor component XC. Since the first cross electrode 100 and the second cross electrode 200 are not electrically connected directly, the inductor component XL is ignored and the capacitor component ( XC) only exists.
  • the plurality of receptors 232 are fixedly disposed in the space between the first cross electrode 100 and the second cross electrode 200, the plurality of receptors 232 are interposed between the plurality of receptors 232.
  • the plurality of receptors 232 are fixed in the space between the first cross electrode 100 and the second cross electrode 200 to form a first cross electrode when the target biomaterial 233 reacts to the receptor 232.
  • the impedance change of the space between 100 and the second cross electrode 200 that is, the space between the first cross electrode 100 and the second cross electrode 200
  • the quantitative analysis of the target biomaterial 233 is performed. It becomes possible.
  • the target biomaterial 233 is positioned between the first cross electrode 100 and the second cross electrode 200.
  • the resistance changes.
  • the reactance also decreases the value of the capacitance (C) due to the nature of the target biomaterial, so that the value of X C increases and the value of X C decreases.
  • C capacitance
  • the frequency of the driving frequency is high, the current mainly flows through the upper space route of the specifically coupled target biomaterial 233, so that detection of the target biomaterial 233 is not performed properly.
  • the frequency is high, the target biomaterial 233 may be damaged by high frequency and may not be detected properly.
  • a low driving frequency of 10 Hz to 100 Hz is used. Since the frequency is low, the target biomaterial 233 is also prevented from being damaged. Of course, in this case, since the frequency is low, it is difficult to detect the change in the fine impedance, but this disadvantage can be overcome by using a differential amplifier in addition.
  • the antibody when detecting a biological material using a cross-electrode sensor, the antibody is fixed to the periphery, including the upper and side surfaces of each electrode, and the change in impedance when the target molecule is combined is observed. In this case, the antibody is fixed two-dimensionally only on the surface of the electrode.
  • the plurality of receptors 232 and the antibody are formed and used only between the first cross electrode 100 and the second cross electrode 200 according to an embodiment of the present invention, the amount of the electric field escapes to the outside is reduced, The plurality of receptors 232 and the antibodies can be fixed in this concentrated area, thereby increasing the precision and dynamic range of the sensor.
  • the gap between the two electrodes 100 and 200 is preferably 3 to 7 ⁇ m. If the gap is too small and smaller than 3 ⁇ m, the deviation of the detection signal is too large to perform a reliable test. If the gap is too large and larger than 7 ⁇ m, the sensitivity is insufficient to detect a small amount of the biomaterial 233. Because. Considering the deviation and sensitivity, the case of 5 ⁇ m is most preferable.
  • FIG. 4 is a schematic diagram showing a net force change according to dielectric electrophoresis.
  • Figure 5 is a schematic diagram showing the particle movement state according to the positive and negative electrophoresis.
  • the magnitude and direction of the dielectrophoresis induced in each of the particles of the target biomaterial 233 is determined by the voltage, frequency and conductivity of the applied electric field (conductivity, ⁇ ) and permittivity (Permittivity, ⁇ ) of the particle and medium. It depends on the dielectric properties such as Therefore, the force exerted by the electrophoresis of the spherical particles may be expressed by Equation 1 below.
  • ⁇ m is the permittivity of the medium
  • r is the radius of the particle
  • Re [k ( ⁇ )] is the real part of Clausius Mossotti factor
  • Ersm is the root-mean square of the electric field.
  • k ( ⁇ ) is determined by Equation 2 below according to the relative dielectric constant ⁇ * p of the particle and the relative dielectric constant ⁇ * m of the medium, and the polarity of the particle is determined by this value.
  • FIG. 6 is a schematic diagram illustrating particle movement states according to positive / negative electrophoresis of the cross electrode illustrated in FIG. 1.
  • FIG. 6 when a uniform or nonuniform voltage is applied between the first cross electrode 100 and the second cross electrode 200, the first and second cross electrodes 100 and 200 are separated as shown in FIG. 6 (a). A non-uniform electric field is formed, which causes a dielectrophoretic force.
  • FIG. 6 (b) shows a phenomenon in which particles move toward a larger gradient of the electric field (surface portion of the electrode) according to the form of the electric field due to the positive dielectrophoretic force caused in the cross-electrode sensor. It is called (Focusing).
  • FIG. 6 (c) is a phenomenon in which particles move to a smaller side of the electric field (between the electrodes) according to the form of the electric field due to negative dielectric kinetic force, which is called trapping.
  • the negative electrophoretic force can cause the target biomaterial to move to the smaller side of the electric field (between the electrodes) according to the formation of the electric field to concentrate and react the target biomaterial. Can be.
  • a specific reaction to the target biomolecule is performed on the surface between the two electrodes.
  • the receptor 232 that binds specifically, quantitative analysis of the target biomaterial is possible when the target confirms the impedance change when the biomaterial reacts with the receptor.
  • FIG. 7 is a graph showing an impedance change amount of the cross-electrode biosensor using dielectric electrophoresis shown in FIG. 1.
  • the first and second cross electrodes may be generated to generate a negative dielectric force between the first and second cross electrodes 100 and 200.
  • a trapping phenomenon occurs in the target biomaterial 233, and the trapping phenomenon causes concentration of the target biomaterial between the electrodes, and thus, the receptor 232 and the target biomaterial are generated.
  • the probability that the substance 233 can react specifically increases. Increasing the probability of specifically reacting results in an improvement in the sensitivity of the sensor and an increase in the dynamic range region.
  • FIG. 8 is a cross-sectional view illustrating a method of manufacturing the cross-electrode biosensor shown in FIGS. 1 to 3.
  • a silicon oxide film (SiO 2) having a thickness of 500 nm is formed on the substrate PL by thermal oxidation to form the insulating layer 201, and then a silicon oxide film.
  • the metal layer is formed by depositing a thickness of any one of 30 to 50 nm of titanium (Ti) and 150 to 200 nm of platinum (Pt) by sputtering.
  • the titanium (Ti) layer was used as an adhesion layer to increase the bond between the platinum (Pt) layer and the silicon dioxide layer.
  • the substrate deposited in the order of Si / SiO 2 / Ti / Pt is subjected to micro-patterning of photoresist by photolithography.
  • the micro-patterned thin film deposition wafer is formed by sequentially etching the titanium (Ti) layer and the platinum (Pt) layer using ICP-RIE (Inductively Coupled Plasma Reactive Ion Etcher). After forming (100,200), the photoresist pattern is removed.
  • ICP-RIE Inductively Coupled Plasma Reactive Ion Etcher
  • a surface treatment process is performed.
  • the beta amyloid antibody is selectively fixed to the surface of the insulating layer 201 between the first cross electrode 100 and the second cross electrode 200.
  • a Calixcrown SAM Self-Assembled Monolayer
  • PVP polyvinylpyrrolodone
  • the beta amyloid antibody is immobilized on the linking molecule layer 231 as the receptor 232. Then, beta amyloid, which is the target biomaterial 233, may be selectively bound to the receptor 232.
  • the reference electrode for signal comparison of the beta amyloid antibody-immobilized cross-electrode sensor and the PSA (Prostate-specific antigen) antibody for selective control are constructed, respectively.
  • the protective cap 250 is preferably formed on the first cross electrode 100 and the second cross electrode 200.
  • a polydimethylsiloxane (PDMS) chip having two microchannels is attached and the receptor ( Except the portion 31 is not fixed, the adsorption prevention layer (Bovine Serum Albumin, 235) may be coated on the inner wall of the protective cap 250 and the surfaces of the first cross electrode 100 and the second cross electrode 200.
  • 0.1X PBS for stabilization, it is preferable to inject 0.1X PBS in both channels, and to perform stabilization by observing the signal until the impedance signal of the cross-electrode sensor is stably maintained.
  • beta amyloid of 10pg / ml is injected into the channel and the change in the impedance signal for about 15 minutes can be confirmed the antigen antibody response of beta amyloid.
  • a clean PBS solution may be injected to proceed with solution change.
  • the magnitude of the final signal by the specific reaction between the beta amyloid and the antibody can be confirmed by observing the change in impedance for 5 minutes.
  • FIG. 9 is a schematic diagram illustrating a method of concentrating a target biomaterial between cross electrodes using dielectric electrophoresis.
  • beta amyloid is injected into the microchannel of the cross-electrode biosensor.
  • FIG. 10 is a graph showing the sensitivity and detection width change of the cross-electrode biosensor using dielectric electrophoresis.
  • the cross-electrode biosensor using dielectric electrophoresis of the present invention when the target biomaterial 233 and the receptor 232 are combined, the first And applying a different level of voltage to the first and second cross electrodes 100 and 200 so as to generate a negative dielectric force between the second cross electrodes 100 and 200, and the beta amyloid, which is the target biomaterial 233, is caught. As a phenomenon occurs, the beta-amyloid is concentrated between the electrodes due to the trapping phenomenon, and the concentrated beta-amyloid and the beta-amyloid antibody are specifically bound.
  • the increase in the probability of specifically reacting improves the sensitivity of the sensor and the dynamic range. range) causes the effect of increasing the range.
  • FIG. 11 is a graph showing the results of comparing the sensitivity of the cross-electrode biosensor using the dielectric electrophoresis of the present invention and the conventional Bangio sensor.
  • the target biomaterial 233 is It caused the concentration of beta amyloid.
  • Enrichment of beta amyloid increases the sensitivity of the sensor by increasing the specific binding probability between the receptor 232 and beta amyloid. This effect can be confirmed in the beta amyloid detection experiment, and when the beta amyloid having a concentration of 0.01 pg / mL to 100 pg / mL is injected into the sensor, the cross-bio is applied with a negative dielectrophoretic force as shown in the red square of FIG. It can be seen that the sensor is improved compared to the black conventional biosensor.
  • the target electrode reacts specifically with the target biomaterial on the insulator between the cross-electrodes.
  • the detection width of the impedance can be increased by several tens to several hundred times and the detection accuracy can be improved.
  • the probability of specific reaction with the target biomaterial by using the enrichment effect through dielectric electrophoresis, it is possible to improve the sensitivity and detection range of the sensor.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Cell Biology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Food Science & Technology (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)

Abstract

본 발명은 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서에 관한 것으로, 기판의 센서 형성 영역을 모두 덮도록 구성된 절연층, 기판상에 빗(Comb) 모양으로 복수의 제 1 돌출 전극이 배열되도록 구성된 제 1 교차 전극, 제 1 교차 전극에 형성된 복수의 제 1 돌출 전극들과 각각 교차 배치되도록 빗 모양으로 복수의 제 2 돌출 전극이 배열되도록 구성된 제 2 교차 전극, 및 제 1 교차 전극과 제 2 교차 전극의 사이 공간에 고정되어 표적 생체물질에 특이적으로 반응하는 복수의 수용체를 포함하며, 제 1 교차 전극과 제 2 교차 전극에는 불균일한 전기장에 의해 유전체 전기 영동 힘이 발생되도록 서로 다른 전압이 균일하거나 불균일하게 인가됨을 특징으로 하는바, 유전체 전기 영동을 통한 농축 효과를 이용해 표적 생체물질과 특이적으로 반응할 수 있는 확률을 높임으로써 센서의 민감도 및 검출 폭을 향상시킬 수 있는 효과가 있다.

Description

유전체 전기영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서
본 발명은 교차 전극 바이오 센서에 관한 것으로서, 특히 교차 전극들의 사이에 표적 생체물질과 특이적으로 반응하는 수용체가 형성되도록 하고 유전체 전기 영동을 통한 농축 효과를 이용해 표적 생체물질과 특이적으로 반응할 수 있는 확률을 높임으로써 센서의 민감도 및 검출 폭을 향상시킬 수 있도록 한 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서에 관한 것이다.
최근 들어 유전자, 단백질 등의 다양한 생체물질의 유무 및 그 농도를 전기적 방법으로 검출하는 바이오센서가 많이 개발되고 있다. 그 하나의 예가 교차전극(interdigitated microelectrode)을 이용하는 것이다. 이는 생체물질과 특이적 결합을 하는 수용체가 고정되는 영역이 지그재그 형태로서 실질적으로 매우 넓기 때문에 생체물질의 농도가 낮더라도 측정이 제대로 이루어진다는 평가를 받고 있다.
대한민국 등록특허 제777973호(2007.11.29. 공고)에 개시된 내용이 이와 같은 교차전극을 이용하는 것이다. 그러나 상기 등록특허의 경우에는 전극 사이에 흐르는 전류를 통하여 농도 측정이 이루어지기 때문에, 전극 사이에 전류가 통하도록 도전성입자를 별도로 이용해야 하는 번거로움이 있다.
또한, 상기 등록특허의 경우에는 임피던스에 영향을 주는 전기장(Electric filed)이 각각의 전극 사이에서 발생하는 양보다 전극의 위쪽으로 빠져나가는 양이 더 많은 문제가 있었다. 다시 말해, 임피던스의 변화가 각각의 전극 사이에서 발생하는 반응보다는 각 전극들의 위쪽에서 발생하는 변화에 대한 영향을 더 많이 받게 되어, 임피던스 검출 정확도가 저하될 뿐만 아니라, 임피던스 검출 폭과 검출 한계가 좁고 낮아서 그 신뢰성과 활용성이 저하되는 문제가 있었다.
[선행기술문헌]
[특허문헌]
대한민국 등록특허 제777973호(2007.11.29. 공고)
상기와 같은 문제점을 해결하기 위한 본 발명의 목적은 교차 전극들의 사이에 표적 생체물질과 특이적으로 반응하는 수용체가 형성되도록 하되, 유전체 전기 영동을 통한 농축 효과를 이용해 표적 생체물질과 특이적으로 반응할 수 있는 확률을 높임으로써, 센서의 민감도 및 검출 폭을 향상시킬 수 있도록 한 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오센서를 제공하는 것이다.
상기와 같은 목적을 달성하기 위한 본 발명의 실시 예에 따른 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서는 기판의 센서 형성 영역을 모두 덮도록 구성된 절연층, 기판상에 빗(Comb) 모양으로 복수의 제 1 돌출 전극이 배열되도록 구성된 제 1 교차 전극, 제 1 교차 전극에 형성된 복수의 제 1 돌출 전극들과 각각 교차 배치되도록 빗 모양으로 복수의 제 2 돌출 전극이 배열되도록 구성된 제 2 교차 전극, 및 제 1 교차 전극과 제 2 교차 전극의 사이 공간에 고정되어 표적 생체물질에 특이적으로 반응하는 복수의 수용체를 포함하며, 제 1 교차 전극과 제 2 교차 전극에는 불균일한 전기장에 의해 유전체 전기 영동 힘이 발생되도록 서로 다른 전압이 균일하거나 불균일하게 인가됨을 특징으로 한다.
상기에서 설명한 본 발명의 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서에 의하면, 전극 사이에 전류가 통하도록 도전성 입자를 사용하지 않더라도 각 교차 전극 사이의 절연체 상에 표적 생체물질과 특이적으로 반응하는 수용체가 형성되도록 함으로써 임피던스의 검출 폭을 수십 내지 수백 배 이상 늘이고 검출 정확성을 향상시킬 수 있는 효과가 있다.
또한, 유전체 전기 영동을 통한 농축 효과를 이용해 표적 생체물질과 특이적으로 반응할 수 있는 확률을 높임으로써, 센서의 민감도 및 검출 폭을 향상시킬 수 있다.
도 1은 본 발명의 실시 예에 따른 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서 구성을 나타낸 구성도이다.
도 2는 도 1에 도시된 A-A' 단면을 구체적으로 나타낸 단면도이다.
도 3은 도 2에 도시된 교차 전극들을 실제로 구현한 실제 형상과 세부 구성을 나타낸 도면이다.
도 4는 유전체 전기영동에 따른 알짜 힘 변화를 나타낸 모식도이다.
도 5는 양과 음의 전기영동에 따른 입자 이동 상태를 나타낸 모식도이다.
도 6은 도 1에 도시된 교차 전극의 양/음 전기 영동에 따른 입자 이동 상태를 나타낸 모식도이다.
도 7은 도 1에 도시된 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서의 임피던스 변화량을 나타낸 그래프이다.
도 8은 도 1 내지 도 3에 도시된 교차 전극 바이오센서의 제조 방법을 설명하기 위한 단면도이다.
도 9는 유전체 전기영동을 이용하여 교차 전극 사이에 타겟 생체 물질을 농축하는 방법을 설명하기 위한 모식도이다.
도 10은 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서의 민감도 및 검출 폭 변화를 나타낸 그래프이다.
도 11은 본 발명의 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서와 종래 방이오 센서의 민감도 비교 결과를 나타낸 그래프이다.
이하, 본 발명의 실시 예를 첨부한 도면들을 참조하여 상세히 설명하기로 한다.
도 1은 본 발명의 실시 예에 따른 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서 구성을 나타낸 구성도이며, 도 2는 도 1에 도시된 A-A' 단면을 구체적으로 나타낸 단면도이다. 그리고, 도 3은 도 2에 도시된 교차 전극들을 실제로 구현한 실제 형상과 세부 구성을 나타낸 도면이다.
도 1 내지 도 3에 도시된 교차 전극 바이오센서는 기판(PL) 상에 빗(Comb) 모양으로 복수의 제 1 돌출 전극이 배열되도록 구성된 제 1 교차 전극(100), 빗 모양으로 복수의 제 2 돌출 전극이 배열되도록 구성되되 제 1 교차 전극(100)에 형성된 복수의 제 1 돌출 전극들과 각각 교차 배치되도록 구성된 제 2 교차 전극(200), 및 교차 배치된 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200)의 사이 공간에 고정되어 표적 생체물질(233)에 특이적으로 반응하는 복수의 수용체(232)를 포함하여 구성되며, 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200)에는 불균일한 전기장에 의해 유전체 전기 영동 힘(Dielectrophoresis forces)이 발생되도록 서로 다른 전압이 균일하거나 불균일하게 인가된다. 여기서, 복수의 수용체(232)로는 베타아밀로이드 항체와 압타머 및 펩타이드 중 적어도 하나가 이용될 수 있다.
우선, 이와 같이 구성된 표적 생체물질(233)의 반응을 이용한 교차 전극 바이오 센서를 이용한 임피던스 검출 특성을 먼저 설명하면, 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200) 사이의 임피던스는 다음과 같이 정리된다.
Z = R + jX
= R + j(XL-XC)
= R - jXC
= R - j(1/wC)
여기서, Z는 임피던스(impedance), R은 저항(resistance), X는 리액턴스(reactance), C는 정전용량(capacitance), w는 각 주파수(angular frequency)이다. 리액턴스 X는 인덕터 성분인 XL과 커패시터 성분인 XC 나뉘는데, 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200) 사이는 전기적으로 직접 연결되어 있지 않기 때문에 인덕터 성분(XL)은 무시되고 커패시터 성분(XC)만 존재한다고 볼 수 있다.
도 1과 도 2에 각각 도시된 바와 같이, 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200) 사이 공간에 복수의 수용체(232)가 고정 배치되도록 하면, 복수의 수용체(232)를 사이에 두고 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200)이 배치된 수평 방향으로 대부분의 전기장과 임피던스 변화가 일어난다. 이러한 저항과 리액턴스의 변화량을 확인하여 표적 생체물질(233)의 양을 정확하게 검출할 수 있다. 이에, 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200) 사이 공간에는 복수의 수용체(232)를 고정하여 표적 생체물질(233)이 수용체(232)에 반응했을 때의 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200) 사이 공간, 즉 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200)이 마주하는 사이 공간의 임피던스 변화를 확인하면 표적 생체물질(233)의 정량분석이 가능하게 된다.
구체적으로, 복수의 수용체(232)와 항체나 표적 생체물질(233)이 특이결합을 하게 되면, 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200) 사이에 표적 생체물질(233)이 위치하게 되므로 저항이 변화하게 된다. 또한, 리액턴스도 표적 생체물질의 성질에 의해서 캐패시턴스(C)의 값이 감소하게 되어 XC 값은 커지고 같이 XC 값은 감소하게 된다. 이와 같이 인덕터 성분은 무시되고 커패시터 성분의 리액턴스만 주로 고려될 경우에는, 구동 주파수가 높아야 임피던스의 변화를 확인하기가 용이하고, 구동 주파수가 낮으면 임피던스의 변화가 미미하여 그 변화를 확인하기가 어려운 것이 일반적이다. 따라서 미량의 표적 생체물질(233)을 검출하기 위해서는 높은 구동주파수를 사용할 수밖에 없다.
그러나 구동주파수의 주파수가 높으면, 특이적으로 결합된 표적 생체물질(233)의 윗 공간 루트를 통해서 전류가 주로 흐르게 되므로 표적 생체물질(233)의 검출이 제대로 이루어지지 않게 된다. 뿐만 아니라 주파수가 높으면, 표적 생체물질(233)이 고주파에 의해 손상되어 제대로 검출되지 않을 우려가 있다.
표적 생체물질(32)의 검출이 이루어지기 위해서는 10Hz ~100Hz의 낮은 구동주파수를 사용하는 것을 특징으로 한다. 그러면 주파수가 낮기 때문에 표적 생체물질(233)이 손상되는 것도 방지되어 바람직하다. 물론, 이 경우 주파수가 낮기 때문에 미세 임피던스 변화를 검출하기 어렵다는 단점이 있지만, 이러한 단점은 추가로 차동 증폭기를 이용하여 극복할 수 있다.
이렇게 종래에는 교차 전극 센서를 이용한 생체 물질 검출시 각각의 전극의 상부 및 측면을 비롯한 그 주변부에 항체를 고정하고 표적분자와 결합 시 임피던스의 변화를 관찰하였다. 이 경우에는 항체가 전극의 표면에만 2차원적으로 고정된다. 하지만, 본 발명의 실시 예에 따라 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200) 사이에만 복수의 수용체(232)와 항체를 형성하여 이용할 경우 전기장이 외부로 빠져나가는 양을 줄이고, 전기장이 집중되는 영역에 복수의 수용체(232)와 항체를 고정할 수 있어 센서의 정밀도 및 다이내믹레인지(Dynamic range)를 넓힐 수 있다. 특히, 본 발명에서와 같이 10Hz ~100Hz의 낮은 구동주파수를 사용하면서 표적 생체물질(233)을 검출코자 하는 경우에는 두 전극(100, 200)의 간극이 3~7㎛인 것이 바람직하다. 왜냐하면, 간극이 너무 작아 3㎛보다 작으면 검출신호의 편차가 너무 커서 신뢰성 있는 테스트가 이루어지지 못하고, 간극이 너무 커서 7㎛보다 크면 민감도가 떨어져서 소량의 생체물질(233)을 검출하는데 부족함이 있기 때문이다. 편차와 민감도를 고려할 때에 5㎛인 경우가 가장 바람직하다.
도 4는 유전체 전기영동에 따른 알짜 힘 변화를 나타낸 모식도이다. 그리고 도 5는 양과 음의 전기영동에 따른 입자 이동 상태를 나타낸 모식도이다.
우선, 도 4를 참조하여 균일한 전기장과 불균일한 전기장에 의해 각각 존재하는 유전 영동 힘을 설명하면 다름과 같다. 도 4(a)의 전기장 구배가 균일할 때와 달리, 도 4(b)의 불균일한 전기장 내에서는 특정 전극의 일정한 방향으로의 힘이 존재한다. 이렇게 유전 영동 (Dielectrophoresis)이란 불균일한 교류 전기장에 극성이 없는 입자가 존재할 때 입자에 쌍극성(Dipole)이 유도됨으로써, 전기장 내에서 알짜 힘(Net forces)이 발생되는 현상으로 정의된다. 여기서 야기되는 알짜 힘을 유전 영동 힘 (Dielectrophoresis forces, FDEF)으로 정의할 수 있다.
표적 생체물질(233)을 이루는 각각의 입자들에 유도된 유전 영동의 크기와 방향은 인가된 전기장의 전압, 주파수와 입자와 매질(Medium)의 전도도 (Conductivity, σ) 및 유전율 (Permittivity, ε)과 같은 유전특성(Dielectric properties)에 따라 달라진다. 따라서, 구 형태의 입자가 유전 영동에 의해 받는 힘은 하기의 수학식 1로 표현될 수 있다.
[수학식 1]
Figure PCTKR2016012836-appb-I000001
여기서, εm은 매질의 유전율, r은 입자의 반지름, Re[k(ω)]는 Clausius Mossotti factor의 실수 부분이며, Ersm은 전기장의 최소 자승(Root-mean square)을 의미한다. 이때 k(ω)는 입자의 상대적인 유전율(ε* p) 및 매질의 상대적인 유전율(ε* m)에 따라 하기의 수학식 2에 의해 값이 결정되며, 이 값에 의해 입자의 극성이 결정된다.
[수학식 2]
Figure PCTKR2016012836-appb-I000002
이와 함께, 도 5를 참조하면 k(ω) 값이 0보다 클 경우, 입자는 전기장의 구배가 큰 쪽으로 힘을 받아 움직이게 된다. 반대로 이때 k(ω) 값이 0보다 작을 경우, 입자는 전기장 형성 형태에 따라 전기장의 구배가 작은 쪽으로 힘을 받아 움직이게 된다. 이러한 현상을 각각 양(Positive)과 음(Negative)의 유전 영동이라 할 수 있다. 따라서, 유전 영동을 이용하여 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200) 간에 전기장에 의해 유전체 전기 영동 힘이 발생되도록 서로 다른 전압이 인가되되, 각각 균일하거나 불균일하게 인가되면 제 1 및 제 2 교차 전극(100,200) 간에 형성되는 형성 형태에 따라 전기장의 구배가 큰 쪽이나 작은 쪽으로 입자들을 이동시킬 수 있게 된다.
도 6은 도 1에 도시된 교차 전극의 양/음 전기 영동에 따른 입자 이동 상태를 나타낸 모식도이다.
도 6에 도시된 바와 같이, 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200) 간에 균일하거나 불균일한 전압이 인가되면 제 1 및 제 2 교차 전극(100,200) 간에는 도 6(a)와 같이 불균일한 전기장이 형성되며, 이는 유전 영동 힘을 야기한다.
도 6(b)는 교차 전극 센서 내에 야기된 양의 유전 영동 힘에 의해 입자들이 전기장의 형성 형태에 따라 전기장의 구배가 큰 쪽(전극의 표면 부분)으로 이동하는 현상을 나타내며, 이를 입자의 집속(Focusing)이라고 한다.
반대로, 도 6(c)는 음의 유전 영동 힘에 의해 입자들이 전기장의 형성 형태에 따라 전기장의 구배가 작은 쪽(전극의 사이 부분)으로 이동하는 현상으로, 입자의 잡힘(Trapping)이라고 한다.
상술한 바와 같이, 제 1 및 제 2 교차 전극(100,200) 간의 불균일한 전기장 형태 및 그 구배에 따라 음의 유전 영동이 발생되도록 제 1 및 제 2 교차 전극(100,200) 각각에 전압이 인가되면 유전 영동 힘에 의해 입자들을 이동 및 농축시킬 수 수 있게 된다.
특히, 제 1 및 제 2 교차 전극(100,200)에 각각 인가되는 전압이 수학식 1과 수학식 2에 의해 표적 생체 물질의 입자와 매질의 유전율이 변화되도록 하는 범위 내에서 균일 또는 불균일하게 인가되면 음의 유전 영동 힘을 발생시킬 수 있으며, 음의 유전 영동 힘에 의해 표적 생체 물질을 전기장의 형성 형태에 따라 전기장의 구배가 작은 쪽(전극의 사이 부분)으로 이동시켜 표적 생체 물질들을 농축시켜 반응시킬 수 있다.
상술한 바와 같이 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200) 간에는 이동하는 생체 물질을 검출하기 위하여 두 전극 사이의 표면에 표적 생체 물질(Target bio molecules, 233)에 특이적으로 반응(Specific binding)하는 수용체(232)를 고정화함으로써, 표적이 생체 물질이 수용체에 반응했을 때의 임피던스 변화를 확인하면 표적 생체 물질의 정량적인 분석이 가능하다.
도 7은 도 1에 도시된 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서의 임피던스 변화량을 나타낸 그래프이다.
도 7을 참조하면, 표적 생체 물질(233)과 수용체(232)가 결합할 때, 제 1 및 제 2 교차 전극(100,200) 간에 음의 유전 영동 힘을 발생시킬 수 있도록 제 1 및 제 2 교차 전극(100,200)에 서로 다른 레벨의 전압을 인가하면, 표적 생체 물질(233)의 잡힘 현상이 발생하는바, 잡힘 현상으로 인해 전극 사이의 표적 생체 물질의 농축이 발생되며, 수용체(232)와 표적 생체 물질(233)이 특이적으로 반응할 수 있는 확률이 증가하게 된다. 특이적으로 반응할 수 있는 확률의 증가는 센서의 민감도(Sensitivity) 향상 및 다이내믹 레인지(Dynamic range) 영역의 증가 효과를 야기한다.
도 8은 도 1 내지 도 3에 도시된 교차 전극 바이오센서의 제조 방법을 설명하기 위한 단면도이다.
도 8의 (a)에 도시된 바와 같이, 절연층(201)을 형성하기 위해 기판(PL) 상에 열산화법(thermal oxidation)으로 500nm 두께의 실리콘 산화막(SiO2)을 형성한 다음에, 실리콘 산화막 상에 스퍼터링(sputtering) 방법으로 티타늄(Ti) 30 내지 50nm 중 어느 한 두께, 플레티늄(Pt) 150 내지 200nm 중 어느 한 두께로 증착하여 금속층을 형성한다. 티타늄(Ti) 층은 플레티늄(Pt) 층과 Silicon Dioxide layer의 결합력을 증가시키기 위한 Adhesion layer로 사용되었다. Si/SiO2/Ti/Pt의 순으로 증착된 기판은 Photolithography 공법으로 감광제(Photoresist)를 마이크로 패터닝하게 된다.
이어서, 감광제가 마이크로 패터닝이 된 다중박막 증착 웨이퍼는 ICP-RIE (Inductively Coupled Plasma Reactive Ion Etcher)를 이용하여 티타늄(Ti) 층과 플레티늄(Pt) 층을 순차적으로 식각함으로써, 하여 금속 패턴으로 두 전극(100,200)을 형성 한 후, 감광막 패턴을 제거한다.
(b) 다음으로, 표면 처리 공정을 수행하게 되는데, 표면 처리 단계에서는 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200) 사이의 절연층(201) 표면에 베타아밀로이드 항체를 선택적으로 고정하기 위한 연결 분자층(231)으로 Calixcrown SAM(Self-Assembled Monolayer) 혹은 폴리비닐피롤리돈(Polyvinylpyrrolodone, PVP) 표면개질재층을 형성한다. 그리고, 연결 분자층(231)에 수용체(232)로서 베타아밀로이드 항체를 고정시킨다. 그러면 표적 생체물질(233)인 베타아밀로이드가 수용체(232)에 선택적으로 특이 결합될 수 있다.
여기서는 베타아밀로이드 항체가 고정된 교차 전극 센서의 신호 비교를 위한 기준 전극 및 선택성 확인(negative control)을 위한 PSA(Prostate-specific antigen) 항체가 고정된 교차 전극 센서를 각각 구성한다.
이어, 표적 생체물질(233)이 특이적으로 결합되는 영역이 외부에 완전 노출되어 버리면 검출 에러가 발생할 수 있으므로 이 부분을 덮어줄 필요가 있다. 이를 위해 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200) 상에 보호 캡(250)이 형성됨이 바람직하다. 이와 아울러, 베타아밀로이드 이외의 다른 물질의 비특이적 결합을 방지하기 위하여 두 개의 마이크로 채널을 가지는 PDMS(Polydimethylsiloxane) 칩(chip)을 부착하고 마이크로 채널과 교차 전극 센서의 항체 고정화 부분을 제외한 부분 즉, 수용체(31)가 고정되지 않은 부분을 제외한 보호캡(250) 내벽 및 제 1 교차 전극(100)과 제 2 교차 전극(200)의 표면에 흡착 방지층(Bovine Serum Albumin, 235)를 코팅할 수 있다.
추가적으로는 안정화 작업을 위해, 두 개의 채널 모두 0.1X PBS를 주입하고, 교차 전극 센서의 임피던스 신호가 안정적으로 일정하게 유지되는 시점까지 신호를 관찰하며 안정화 작업을 진행함이 바람직하다. 안정화 작업을 마친 센서에 5분간 초기 안정화 시간을 가지고, 10pg/ml의 베타아밀로이드를 채널에 주입하고 약 15분간 임피던스 신호의 변화량을 관찰하여 베타아밀로이드의 항원 항체 반응을 확인할 수 있다. 이 후 비 특이적 결합 또는 PBS solution 내에 존재하는 생체 물질에 의한 전지적 신호의 영향을 최소화하기 위하여 깨끗한 PBS solution을 주입하여 Solution change를 진행할 수 있다. 그리고, 5분간 임피던스의 변화량을 관찰하여 베타아밀로이드와 항체와의 특이 반응에 의한 최종 신호의 크기를 확인할 수 있게 된다.
도 9는 유전체 전기영동을 이용하여 교차 전극 사이에 타겟 생체 물질을 농축하는 방법을 설명하기 위한 모식도이다.
도 9를 참조하면, 베타아밀로이드 항체와 압타머 및 펩타이드 중 적어도 하나의 물질들을 수용체(232)로 고정한 교차 전극 바이오센서를 준비 한 후, 교차 전극 바이오센서의 마이크로 채널에 베타아밀로이드를 주입한다.
이 후, 제 1 및 제 2 교차 전극(100,200)에 각각 인가되는 전압이 수학식 1과 수학식 2에 의해 표적 생체 물질의 입자와 매질의 유전율이 변화되도록 하는 범위 내에서 균일 또는 불균일하게 인가되면 음의 유전 영동 힘을 발생시킬 수 있으며, 음의 유전 영동 힘에 의해 표적 생체 물질을 전기장의 형성 형태에 따라 전기장의 구배가 작은 쪽(전극의 사이 부분)으로 이동시켜 표적 생체 물질들을 농축시켜 반응시킬 수 있다. 이렇게, 결합이 완료되면 인가한 교류 전기장을 제거하여 특이적 결합으로 인해 발생된 임피던스 변화를 측정한다.
도 10은 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서의 민감도 및 검출 폭 변화를 나타낸 그래프이다.
도 10에 도시된 바와 같이, 종래 기술에 따른 교차 전극 센서와는 달리, 본 발명의 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서에서는 표적 생체 물질(233)과 수용체(232)가 결합할 때, 제 1 및 제 2 교차 전극(100,200) 간에 음의 유전 영동 힘을 발생시킬 수 있도록 제 1 및 제 2 교차 전극(100,200)에 서로 다른 레벨의 전압을 인가하면, 표적 생체 물질(233)인 베타아밀로이드의 잡힘 현상이 발생하는바, 잡힘 현상으로 인해 전극 사이에 베타아밀로이드가 농축되어 농축된 베타아밀로이드와 베타아밀로이드 항체가 특이적으로 결합된다.
이에, 수용체(232)와 표적 생체 물질(233)이 특이적으로 반응할 수 있는 확률이 증가하게 되므로, 특이적으로 반응할 수 있는 확률의 증가는 센서의 민감도(Sensitivity) 향상 및 다이내믹 레인지(Dynamic range) 영역의 증가 효과를 야기한다.
도 11은 본 발명의 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서와 종래 방이오 센서의 민감도 비교 결과를 나타낸 그래프이다.
도 11에 도시된 바와 같이, 본 발명의 교차 전극 바이오 센서에 음의 유전 영동 힘을 인가하여 수용체(232)와 표적 생체 물질(233)인 베타아밀로이드가 반응할 때, 표적 생체 물질(233)인 베타아밀로이드의 농축을 유발하였다. 베타아밀로이드의 농축은 수용체(232)와 베타아밀로이드 간 특이적 결합 확률을 증가시켜 센서의 민감도를 증진시킨다. 이러한 효과는 베타아밀로이드 검출 실험에서 확인할 수 있으며 0.01 pg/mL 내지 100 pg/mL의 농도를 갖는 베타아밀로이드를 센서에 주입하였을 때, 도 11의 빨간색 사각형과 같이 음의 유전 영동 힘을 인가한 교차 바이오센서가 검은색의 종래 바이오센서에 비해 향상됨을 확인할 수 있다.
이상 상술한 바에 따른, 본 발명의 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서에 의하면, 전극 사이에 전류가 통하도록 도전성 입자를 사용하지 않더라도 각 교차 전극 사이의 절연체 상에 표적 생체물질과 특이적으로 반응하는 수용체가 형성되도록 함으로써 임피던스의 검출 폭을 수십 내지 수백 배 이상 늘이고 검출 정확성을 향상시킬 수 있다. 또한, 유전체 전기 영동을 통한 농축 효과를 이용해 표적 생체물질과 특이적으로 반응할 수 있는 확률을 높임으로써, 센서의 민감도 및 검출 폭을 향상시킬 수 있다.
상기에서는 본 발명의 실시 예를 참조하여 설명하였지만, 해당 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 하기의 특허 청구의 범위에 기재된 본 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 이해할 수 있을 것이다.

Claims (6)

  1. 기판의 센서 형성 영역을 모두 덮도록 구성된 절연층;
    상기 기판상에 빗(Comb) 모양으로 복수의 제 1 돌출 전극이 배열되도록 구성된 제 1 교차 전극;
    상기 제 1 교차 전극에 형성된 복수의 제 1 돌출 전극들과 각각 교차 배치되도록 빗 모양으로 복수의 제 2 돌출 전극이 배열되도록 구성된 제 2 교차 전극; 및
    상기 제 1 교차 전극과 상기 제 2 교차 전극의 사이 공간에 고정되어 표적 생체물질에 특이적으로 반응하는 복수의 수용체를 포함하며,
    상기 제 1 교차 전극과 제 2 교차 전극에는 불균일한 전기장에 의해 유전체 전기 영동 힘이 발생되도록 서로 다른 전압이 균일하거나 불균일하게 인가된 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 제 1 교차 전극과 상기 제 2 교차 전극에 각각 인가되는 전압은
    상기 표적 생체 물질의 입자와 매질(Medium)의 전도도 및 유전율이 변화되도록 하는 범위 내에서 균일 또는 불균일하게 음의 유전 영동 힘을 발생시키도록 인가되며,
    상기 음의 유전 영동 힘에 의해 표적 생체 물질을 전기장의 형성 형태에 따라 상기 전기장의 구배가 작은 상기 제 1 교차 전극과 상기 제 2 교차 전극의 사이로 이동시켜 상기 표적 생체 물질들이 농축되도록 한 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 제 1 교차 전극과 상기 제 2 교차 전극에 각각 인가되는 전압은
    하기의 수학식 1과 수학식 2에 의해 표적 생체 물질의 입자와 매질의 유전율이 변화되도록 하는 범위 내에서 균일 또는 불균일하게 인가되되,
    [수학식 1]
    Figure PCTKR2016012836-appb-I000003
    여기서, εm은 매질의 유전율, r은 입자의 반지름, Re[k(ω)]는 Clausius Mossotti factor의 실수 부분이며, Ersm은 전기장의 최소 자승(Root-mean square)을 의미하고,
    상기 k(ω)는 입자의 상대적인 유전율(ε* p) 및 매질의 상대적인 유전율(ε* m)에 따라 값이 결정되며,
    [수학식 2]
    Figure PCTKR2016012836-appb-I000004
    상기 표적 생체물질(233)을 이루는 각각의 입자들에 유도된 유전 영동의 크기와 방향은 인가된 전기장의 전압, 주파수와 입자와 매질(Medium)의 전도도 (Conductivity, σ) 및 유전율 (Permittivity, ε)과 같은 유전특성(Dielectric properties)에 따라 달라짐에, 상기 k(ω) 값이 0보다 작은 음의 유전 영동 힘을 발생시켜,
    상기 음의 유전 영동 힘에 의해 표적 생체 물질을 전기장의 형성 형태에 따라 상기 전기장의 구배가 작은 상기 제 1 교차 전극과 상기 제 2 교차 전극의 사이로 이동시켜 상기 표적 생체 물질들이 농축되도록 한 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 제 1 및 제 2 교차 전극 사이의 절연층 표면에 베타아밀로이드 항체를 선택적으로 고정하기 위한 연결 분자 층으로 Calixcrown SAM(Self-Assembled Monolayer)이나 폴리비닐피롤리돈(Polyvinylpyrrolodone) 표면개질재층이 더 형성되며,
    상기 복수의 수용체는 베타아밀로이드 항체와 압타머 및 펩타이드 중 적어도 하나로 구성된 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 복수의 수용체는
    베타아밀로이드 항체와 압타머 및 펩타이드 중 적어도 하나로 구성되되, 상기 서로 교차하여 배치된 상기 제 1 교차 전극과 상기 제 2 교차 전극 사이 공간에 노출된 상기 절연층 상부 면에 고정되어 상기 표적 생체물질에 특이적으로 반응하는 것을 특징으로 하는 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 절연층을 포함한 상기 제 1 교차 전극과 상기 제 2 교차 전극을 모두 덮도록 구성된 보호 캡;
    베타아밀로이드 이외의 물질의 비특이적 결합을 방지하기 위하여 부착된 두 개의 마이크로 채널을 가지는 PDMS(Polydimethylsiloxane) 칩; 및
    상기 복수의 수용체가 고정되지 않은 부분을 제외한 상기 보호캡 내벽 및 상기 제 1 및 제 2 교차 전극의 표면에 코팅된 흡착 방지층(Bovine Serum Albumin);
    을 더 포함한 유전체 전기영동을 이용한 교차 전극 바이오 센서.
PCT/KR2016/012836 2016-02-19 2016-11-09 유전체 전기영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서 WO2017142166A1 (ko)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US16/077,074 US11313831B2 (en) 2016-02-19 2016-11-09 Microelectrode biosensor using dielectrophoresis

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020160019479A KR101727107B1 (ko) 2016-02-19 2016-02-19 유전체 전기영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서
KR10-2016-0019479 2016-02-19

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2017142166A1 true WO2017142166A1 (ko) 2017-08-24

Family

ID=58703027

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/KR2016/012836 WO2017142166A1 (ko) 2016-02-19 2016-11-09 유전체 전기영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서

Country Status (3)

Country Link
US (1) US11313831B2 (ko)
KR (1) KR101727107B1 (ko)
WO (1) WO2017142166A1 (ko)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107991370A (zh) * 2017-10-27 2018-05-04 宁波大学 水样重金属检测装置与方法及其微纳传感器
WO2019182186A1 (ko) * 2018-03-23 2019-09-26 한국과학기술연구원 수직 나노갭 유전영동 전극, 이의 제조방법 및 이를 이용한 입자 포집 및 분리 방법
JP2021531455A (ja) * 2018-07-11 2021-11-18 エックスワイジ プラットホーム インクXyz Platform Inc. 誘電泳動を用いたマイクロ電極バイオセンサ、及びこれを用いた生体物質検出方法

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11686704B2 (en) 2021-02-10 2023-06-27 Taiwan Semiconductor Manufacturing Company, Ltd. Biosensor

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20080016825A (ko) * 2005-06-03 2008-02-22 소니 가부시끼 가이샤 동일 전위의 전극을 갖는 상호 작용 검출부와 그 검출부를이용하는 센서 칩, 및 상호 작용 검출 장치
KR20090101764A (ko) * 2008-03-24 2009-09-29 디지탈 지노믹스(주) 생리활성물질을 전기적으로 검출하는 방법 및 이를 위한바이오칩
KR20100113698A (ko) * 2009-04-14 2010-10-22 아주대학교산학협력단 탄소나노튜브-전계효과 트랜지스터 기반의 바이오센서 및 그 제조방법
KR20120067967A (ko) * 2010-12-16 2012-06-26 한국생명공학연구원 프린팅을 이용한 멤브레인 상 전극 및 이를 활용한 생체물질 검출
KR20150111246A (ko) * 2014-03-25 2015-10-05 국립대학법인 울산과학기술대학교 산학협력단 바이오 센서

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100352815B1 (ko) * 1999-12-23 2002-09-16 김태선 신규한 캘릭스크라운 유도체, 그의 제조 방법, 그를이용하여 제조된 자기조립 단분자층 및 그의 자기조립단분자층을 이용하는 단백질 단분자층의 고정화 방법
KR100738071B1 (ko) * 2005-01-21 2007-07-12 삼성전자주식회사 농도구배발생부가 구비된 유전영동 장치, 그를 이용한물질의 분리방법 및 물질 분리의 최적 조건을 탐색하는 방법
KR100777973B1 (ko) * 2006-07-13 2007-11-29 한국표준과학연구원 다중선형전극 센서 유닛으로 이루어진 바이오센서
WO2010115167A2 (en) * 2009-04-03 2010-10-07 The Regents Of The University Of California Methods and devices for sorting cells and other biological particulates

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20080016825A (ko) * 2005-06-03 2008-02-22 소니 가부시끼 가이샤 동일 전위의 전극을 갖는 상호 작용 검출부와 그 검출부를이용하는 센서 칩, 및 상호 작용 검출 장치
KR20090101764A (ko) * 2008-03-24 2009-09-29 디지탈 지노믹스(주) 생리활성물질을 전기적으로 검출하는 방법 및 이를 위한바이오칩
KR20100113698A (ko) * 2009-04-14 2010-10-22 아주대학교산학협력단 탄소나노튜브-전계효과 트랜지스터 기반의 바이오센서 및 그 제조방법
KR20120067967A (ko) * 2010-12-16 2012-06-26 한국생명공학연구원 프린팅을 이용한 멤브레인 상 전극 및 이를 활용한 생체물질 검출
KR20150111246A (ko) * 2014-03-25 2015-10-05 국립대학법인 울산과학기술대학교 산학협력단 바이오 센서

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107991370A (zh) * 2017-10-27 2018-05-04 宁波大学 水样重金属检测装置与方法及其微纳传感器
CN107991370B (zh) * 2017-10-27 2020-03-17 宁波大学 水样重金属检测装置与方法及其微纳传感器
WO2019182186A1 (ko) * 2018-03-23 2019-09-26 한국과학기술연구원 수직 나노갭 유전영동 전극, 이의 제조방법 및 이를 이용한 입자 포집 및 분리 방법
JP2021531455A (ja) * 2018-07-11 2021-11-18 エックスワイジ プラットホーム インクXyz Platform Inc. 誘電泳動を用いたマイクロ電極バイオセンサ、及びこれを用いた生体物質検出方法
JP7084667B2 (ja) 2018-07-11 2022-06-15 エックスワイジ プラットホーム インク 誘電泳動を用いたマイクロ電極バイオセンサ、及びこれを用いた生体物質検出方法

Also Published As

Publication number Publication date
US11313831B2 (en) 2022-04-26
KR101727107B1 (ko) 2017-04-17
US20190041357A1 (en) 2019-02-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2017115988A1 (ko) 수용체와 표적 생체물질의 반응을 이용한 교차 전극 바이오센서
US9989516B2 (en) Electro-diffusion enhanced bio-molecule charge detection using electrostatic interaction
CA2643354C (en) Dielectric sensing method and system
WO2016043402A1 (ko) 교차전극 바이오센서
EP0876601B1 (en) Impedimetric detection system and method of production thereof
US6887362B2 (en) Dielectrophoretic separation and immunoassay methods on active electronic matrix devices
WO2017142166A1 (ko) 유전체 전기영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서
WO2016129894A1 (ko) 생체분자 농축 기능 일체형 센서 및 그 제조방법
US20120298511A1 (en) Channel device and sample treatment apparatus including the same
WO2005008450A2 (en) Method and apparatus for nanogap device and array
Javanmard et al. Depletion of cells and abundant proteins from biological samples by enhanced dielectrophoresis
US20070160977A1 (en) Method for detecting molecules or chemical reactions by determining variation of conductance
Mahmoodi et al. Multiwell plate impedance analysis of a nanowell array sensor for label-free detection of cytokines in mouse serum
TWI752461B (zh) 具有複合奈米孔之奈米感測晶片
WO2017090838A1 (ko) 하이드로젤을 이용한 교차 전극 바이오센서
JP7084667B2 (ja) 誘電泳動を用いたマイクロ電極バイオセンサ、及びこれを用いた生体物質検出方法
KR20150111246A (ko) 바이오 센서
KR101912890B1 (ko) 표적 생체물질과 수용체의 반응을 개선한 교차 전극 바이오센서
Marcus et al. Dielectrophoretic Manipulation and Real‐Time Electrical Detection of Single‐Nanowire Bridges in Aqueous Saline Solutions
WO2020230911A1 (ko) 바이오 감지 장치
WO2011149249A2 (ko) 극미량 시료 검출용 전기 바이오센서
RU2774307C1 (ru) Биосенсор для индикации биопатогенов
US20240183847A1 (en) IMPEDANCE-BASED NEUTRALIZING ANTIBODY DETECTION BIOSENSOR WITH APPLICATION TO SARS-CoV-2 INFECTION
WO2020230910A1 (ko) 바이오 감지 장치
Emaminejad Emerging Biomarker Sensors for Personalized Medicine

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 16890757

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 16890757

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1