WO2020013590A1 - 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서, 및 이를 이용한 생체물질 검출 방법 - Google Patents

유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서, 및 이를 이용한 생체물질 검출 방법 Download PDF

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황교선
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Definitions

  • the present invention relates to a biosensor, and more particularly, to form a receptor that specifically reacts with a target biomaterial between microelectrodes, and specifically to a target biomaterial by using an enrichment effect according to dielectric electrophoresis.
  • the present invention relates to a microelectrode biosensor using dielectric electrophoresis capable of improving the sensitivity and detection width of a sensor by increasing the probability of the reaction, and a biomaterial detection method using the same.
  • biosensors have been developed to detect the presence and concentration of various biomaterials such as genes and proteins by electrical methods.
  • IDE interdigitated electrode
  • a basic IDE sensor has a shape in which a hair comb overlaps with both sides of a metal electrode, and detects a target by measuring an impedance change occurring between neighboring electrodes.
  • the antibody is immobilized between the electrodes and the electric field is formed to determine the impedance component.
  • the target molecule When the target molecule is specifically bound to the antibody, it pushes out the biobuffer solution and the target molecule is positioned to form the electrode. Disturbance occurs in the electric field, which leads to a change in impedance.
  • the change in impedance is determined according to the amount of the target biomolecule, it is possible to quantitatively analyze the target biomolecule in the sample by checking the impedance change.
  • dielectric electrophoresis refers to a phenomenon in which dipoles are induced in particles when a nonpolar polarity exists in an uneven alternating electric field, causing a net force in the electric field.
  • Dielectric electrophoretic force can be increased by controlling the size of the non-uniform electric field formed by changing the distance between the electrodes of the IDE sensor or the intensity of the applied voltage.
  • IDE sensor As a health care sensor for disease diagnosis, or to make it portable, for example, increasing the intensity of voltage to obtain dielectric electrophoretic effect may cause another problem. Can be.
  • an object of the present invention is to provide a microelectrode biosensor using dielectric electrophoresis, which can lower the intensity of a voltage for using a dielectric electrophoresis phenomenon.
  • Still another object of the present invention is to provide a method for detecting a biomaterial through a biosensor using dielectric electrophoresis.
  • the micro-electrode biosensor using dielectric electrophoresis is arranged a plurality of first protruding electrode in the shape of a comb (Comb) on the substrate; A second micro electrode intersecting with each of the first protruding electrodes formed on the first micro electrode and having a plurality of second protruding electrodes arranged in a comb shape; A micro pattern of a conductive material formed in a space between the first micro electrode and the second micro electrode; And a plurality of receptors fixed in a space between the first micro electrode and the second micro electrode to specifically react with the target biomaterial.
  • Comb comb
  • An alternating voltage for generating a dielectric electrophoretic force may be applied to the first micro electrode and the second micro electrode.
  • the micro pattern may be formed in the shape of one of square, rectangular, and linear.
  • the magnitude of the AC voltage for generating the dielectric electrophoretic force is 0.25V or more and 0.35V or less, and the frequency may be configured to 50MHz.
  • a biomaterial detection method using a biosensor may include applying a voltage to a first micro electrode and a second micro electrode of a micro electrode biosensor using dielectric electrophoresis; Measuring an impedance between the first micro electrode and the second micro electrode; And calculating one or more of presence and concentration of a target biomaterial based on the measured impedance value.
  • the present invention it is possible to increase the probability of specifically reacting with the target biomaterial through the enrichment effect using dielectric electrophoresis, thereby improving the sensitivity and detection range of the biosensor.
  • the impedance signal of the biosensor increases, which leads to enhanced sensitivity of the biosensor, which effectively suppresses nonspecific binding in the sample, thus having a greater effect in an environment such as plasma or serum. Can be exercised.
  • a greater electric field intensity can be obtained compared to the biosensor without the micropattern, thereby more efficiently concentrating the target biomaterial.
  • 4 and 5 are examples illustrating particle movement states according to positive and negative electrophoresis
  • FIG. 6 is an example for explaining a target molecule concentration phenomenon using dielectric electrophoretic force and impedance signal change of IDE sensor
  • FIG. 8 is one embodiment of a method for detecting a biomaterial using a biosensor according to the present invention.
  • 15 is an example showing a dielectric electrophoretic voltage condition according to the size of a biomolecule
  • 16 is an example for explaining an impedance change amount due to dielectric electrophoresis effect according to an applied voltage
  • 17 is an example of the results of confirming the effect of genetic electrophoresis in relation to the quantitative analysis of amyloid beta
  • first and second may be used to describe various components, but the components should not be limited by the terms. The terms are used only for the purpose of distinguishing one component from another.
  • Figure 2 shows an embodiment of the biosensor 100 according to the present invention
  • Figure 2b is an enlarged view of the dotted line portion of Figure 2a.
  • the biosensor 100 includes a first micro electrode 110, a second micro electrode 120, a micro pattern 130, and a plurality of receptors.
  • the first micro electrode 110 is configured such that a plurality of first protruding electrodes are arranged on the substrate in a comb shape, and the second micro electrode 120 also has a comb shape on the substrate. And a plurality of second projecting electrodes are arranged.
  • each of the first protruding electrodes formed on the first micro electrode 110 and each of the second protruding electrodes formed on the second micro electrode 120 cross each other.
  • the space between the first micro electrode 110 and the second micro electrode 120 forms a reaction region 140.
  • the micro pattern 130 is formed in a space between the first micro electrode 110 and the second micro electrode 120.
  • the micro pattern 130 is made of a conductive material and may be configured in various shapes and shapes.
  • the micro pattern 130 may be configured in a square shape, a rectangular shape, or a linear shape as in the example shown in FIG. 3, but is not limited thereto.
  • FIG. 3A illustrates an example in which a square micro pattern 131 is intermittently formed along an electrode in a middle portion of a space between the first micro electrode 110 and the second micro electrode 120
  • FIG. 3B is a rectangular shape.
  • the micro pattern 132 is formed intermittently along the electrode in the middle portion of the space between the first micro electrode 110 and the second micro electrode 120.
  • 3C illustrates an example in which the linear micropattern 133 is continuously formed along the electrode in the middle portion of the space between the first microelectrode 110 and the second microelectrode 120.
  • the size of the square micro pattern 131, the rectangular micro pattern 132, and the linear micro pattern 133 may be variously configured.
  • the square micro pattern 131 may have a length of about 2.5 ⁇ m in each side, but is not limited thereto.
  • each side of the square micro pattern 131 may be configured to 2.0 ⁇ m or more and 3.0 ⁇ m or less.
  • the rectangular micro pattern 132 may be configured to have a length of about 2.5 ⁇ m on one side and about 7.5 ⁇ m on the other side, but is not limited thereto.
  • one side of the rectangular micropattern 132 may have a length of 2.0 ⁇ m or more and 3.0 ⁇ m or less, and the other side may be 7.0 ⁇ m or more and 8.0 ⁇ m or less.
  • the width of the linear micro pattern 133 may be 2.5 ⁇ m, but is not limited thereto.
  • the width of the linear micropattern 133 may be configured to be 2.0 ⁇ m or more and 3.0 ⁇ m or less.
  • the plurality of receptors are fixed in the space between the first micro electrode 110 and the second micro electrode 120 to specifically react with the target biomaterial.
  • the receptor and the target biomaterial to which the receptor specifically reacts can be configured in a variety of ways.
  • the target biomaterial to be detected by the biosensor 100 may be an amyloid beta protein, in which case the receptor may be composed of amyloid beta antibody, aptamer, peptide or the like.
  • the impedance between the first micro electrode 110 and the second micro electrode 120 may be summarized as in Equation 1 below.
  • 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 micro electrode 110 and the second micro electrode 120 are not electrically connected directly, the inductor component XL is ignored and the capacitor component XC ) Only exists.
  • the first micro electrode 110 and the second micro electrode 120 are disposed with the plurality of receptors interposed therebetween. Most of the electric field and impedance change occurs in the horizontal direction. The amount of change in resistance and reactance can be checked to detect the amount of target biomaterial.
  • the plurality of receptors are fixed in the space between the first microelectrode 110 and the second microelectrode 120, and the first microelectrode 110 and the second microelectrode when the target biomaterial reacts with the receptor.
  • the impedance change of the space facing 120 is confirmed, the quantitative analysis of the target biomaterial is possible.
  • an alternating voltage is applied to the first microelectrode 110 and the second microelectrode 120 to generate a dielectric electrophoretic force.
  • Dielectrophoresis is defined as a phenomenon in which net forces are generated in an electric field by inducing bipolarity in the particle when non-polar particles exist in an uneven alternating electric field.
  • the net force produced here can be defined as Dielectrophoresis Forces (FDEF).
  • FDEF Dielectrophoresis Forces
  • the magnitude and direction of the dielectric electrophoretic force induced in each of the particles of the target biomaterial are determined by the applied voltage, frequency, conductivity of the particle and medium ( ⁇ ), permittivity ( ⁇ ) and It depends on the same dielectric properties.
  • Equation 2 the force that the spherical particles receive by dielectric electrophoresis can be expressed by Equation 2 below.
  • ⁇ m is the permittivity of the medium
  • r is the radius of the particle
  • Re [k ( ⁇ )] is the real part of the Clausius Mossotti factor
  • Ersm is the root-mean square of the electric field.
  • k ( ⁇ ) is determined by Equation 3 below according to the relative permittivity of the particles ( ⁇ * p ) and the relative permittivity of the medium ( ⁇ * m ), and the polarity of the particles is determined by this value.
  • FIG. 5 illustrates particle movement according to positive / negative drift of the microelectrode.
  • a voltage is applied between the first and second microelectrodes, a non-uniform electric field is formed between the first and second microelectrodes as shown in FIG. 5A. And cause dielectric electrophoretic force.
  • FIG. 5B shows a phenomenon in which particles move toward a larger gradient of the electric field (surface portion of the electrode) according to the formation of the electric field by the positive dielectric electrophoretic force caused, and focusing the particles. It is called.
  • FIG. 5C 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 by negative dielectric electrophoretic force, and is called trapping. .
  • the particles are subjected to dielectric electrophoretic force. It can be moved and concentrated.
  • the target biomaterial is moved to the smaller side of the electric field (part between the electrodes) according to the form of the electric field, so that the target biomaterial can be concentrated and reacted.
  • a receptor that specifically binds to target biomolecules is fixed between the first microelectrode 110 and the second microelectrode 120 to detect a moving biomaterial.
  • FIG. 6 illustrates a phenomenon in which the impedance change amount of the biosensor is increased by inducing a biomolecule enrichment effect (negative K ( ⁇ ) value) that causes a target biomaterial to be collected at a receptor formed using dielectric electrophoretic force.
  • the impedance signal is increased as compared with the case where the dielectric electrophoretic force is not applied, which leads to the enhancement of the sensitivity of the biosensor 100.
  • an effect of effectively inhibiting nonspecific binding in the sample is generated, a greater effect can be obtained in an environment such as plasma or serum.
  • FIG. 7A illustrates an example of a biosensor without a micro pattern between the first micro electrode 110 and the second micro electrode 120
  • FIG. 7B illustrates the first micro electrode 110 and the second micro electrode 120.
  • a non-uniform alternating electric field is formed not only on the surface of the biosensor 100 but also on the surface 130 of the micro-pattern, resulting in greater dielectric electrophoretic force.
  • the dielectric electrophoretic force can be increased by controlling the size of the non-uniform electric field formed by changing the distance between the electrodes in the biosensor, the intensity of the applied voltage.
  • lowering the voltage required to concentrate the biomolecule not only prevents the damage of the biomolecule by the voltage applied for the dielectric electrophoretic effect, but also when the biosensor is commercialized as a disease diagnosis healthcare sensor. Grafting with elements and the like can be made easier.
  • a voltage for generating a dielectric electrophoretic force is applied to each micro electrode of the biosensor (S210).
  • the biosensor refers to the biosensor 100 having a micropattern formed between the first microelectrode and the second microelectrode as in each of the embodiments described above.
  • the voltage applied in step S210 is an alternating voltage for generating a dielectric electrophoretic force, and may be configured as about 0.3 V, and the frequency may be configured as about 50 MHz. However, it is not limited thereto.
  • the alternating voltage for generating a dielectric electrophoretic force can be set to 0.25V or more and 0.35 or less.
  • step S210 When an alternating voltage is applied in step S210, the target biomaterial is moved to the smaller side of the electric field (part between each electrode) by the dielectric electrophoretic force, and the target biomaterials are moved between the electrodes. Concentrated.
  • the presence or absence of the target biomaterial or its concentration is calculated based on the impedance value measured in step S220 (S230).
  • a method of calculating the presence or the concentration of the target biomaterial based on the impedance value may be variously configured.
  • the target biomaterial to be detected according to the present invention may be of various kinds, and in particular, may be a biomaterial having a weight of about 4.5 kDa. However, it is not limited thereto.
  • the weight of the target biomaterial to be detected according to the present invention may be 4.0 kDa or more and 5.0 kDa or less.
  • an example of a biomaterial having a weight of about 4.5 kDa may be amyloid beta protein.
  • the positional conditions for collecting amyloid beta between each electrode can be determined by the applied voltage.
  • FIG. 9 is an example of an IDE sensor in which no micro-pattern is present between each electrode.
  • a biomaterial of about 4.5 kDa similar to the size of amyloid beta, is applied with an alternating current signal having 50 MHz, 0.5V, It is expected to be centrally located.
  • the biosensor of the present invention can be applied to detect heavier proteins or lighter proteins than the amyloid beta protein, and can be adjusted by changing the voltage condition according to the weight of the protein to be detected.
  • Figure 10 shows the magnitude of the non-uniform alternating current electric field formed by the applied voltage depending on the presence or absence of a micro-pattern.
  • the target biomaterial eg, amyloid beta
  • the target biomaterial eg, amyloid beta
  • the electric field is larger than the biosensor without the micropattern having an electrode width of 5 ⁇ m at the same applied voltage, even though the spacing between the electrodes is wider to 10 ⁇ m.
  • a biosensor was fabricated using a MEMS (Micro Electro Mechanical System) process capable of a batch process, and sensor surface activation was performed to fix antibodies. After comparing the sensitivity of the biosensor through quantitative analysis of amyloid beta in 1x PBS buffer using biosensors having various micro pattern structures, the amyloid beta in serum was quantitatively analyzed using an optimized biosensor.
  • MEMS Micro Electro Mechanical System
  • the micro-pattern of the three structures were designed.
  • FIG. 11 shows a schematic diagram of the structure of a biosensor without a micropattern (denoted as an original device) and a biosensor with a micropattern (Types # 1 to 3), thickness, width, length, and number of electrodes. have.
  • the micro-patterns 130 were each made of a square structure of 2.5 ⁇ m in one side, a rectangular structure of 2.5 ⁇ m in one side and 7.5 ⁇ m in the other side, and a linear structure of 2.5 ⁇ m in width.
  • Type # 1 represents a biosensor with a square micro pattern
  • Type # 2 represents a biosensor with a rectangular micro pattern
  • Type # 3 represents a biosensor with a linear micro pattern.
  • the biosensor was fabricated using a MEM process, and a Pt (Platinum) film having a thickness of 150 nm was deposited on a silicon (Si) wafer on which a silicon oxide film (SiO 2) was deposited by a sputtering method.
  • a Pt (Platinum) film having a thickness of 150 nm was deposited on a silicon (Si) wafer on which a silicon oxide film (SiO 2) was deposited by a sputtering method.
  • A silicon
  • SiO 2 silicon oxide film
  • FIG. 13 is a real example of a manufactured biosensor, in which six biosensors are formed on a unit chip, in order to minimize errors that may occur when analyzing the same sample.
  • mask fabrication enables easy integration to form multiple IDE sensors on a chip, and enables multiple analyzes to analyze multiple proteins on a chip.
  • FIG. 14 is a schematic diagram of a surface treatment method through antibody immobilization and a surface of a biosensor in which an antibody is immobilized after surface treatment, wherein a self-assembled monolayer is formed on a surface of SiO 2 in which '-OH' bond groups are activated between each microelectrode.
  • APMEMS of Vapor Phase was used in order to form a self-assembled monolayer, and 'EDC / NHs' was used as a linker for fixing the antibody.
  • the difference in brightness between the inner and outer parts of the circle indicates that the antibody is immobilized.
  • the brightness of the outer portion of the circle is uniform throughout, it can be seen that the antibody is uniformly fixed in the entire surface treatment area.
  • amyloid beta having a weight of about 4.5 kDa were confirmed, and voltage conditions for generating dielectric electrophoretic effect were confirmed by simulation.
  • FIG. 15 shows dielectric electrophoretic voltage conditions for collecting biomaterials between each microelectrode according to the size of biomolecules. As shown, in the case of a biosensor in which a micropattern exists, it is assumed that a dielectric electrophoretic force acts at about 0.2V in order for amyloid beta to be concentrated between electrodes.
  • amyloid beta was concentrated under five conditions of 0.1, 0.2, 0.3, 0.5, and 1.0V.
  • Confirmation experiment confirmed the effect by applying the dielectric electrophoresis voltage and frequency conditions corresponding to each condition while fixing the antibody to the biosensor with the same protocol and reacting 10 pg / mL amyloid beta protein, the frequency is 50MHz The same was applied.
  • the magnitude of the optimized dielectric electrophoretic voltage was found to be about 50% less than the 0.5V used in IDE sensors (biosensors without micropatterns) with an interelectrode distance of 5 ⁇ m.
  • Amyloid beta protein was quantitatively analyzed using established dielectric electrophoresis voltage conditions and amyloid beta samples with 10-fold increase in concentration from 100 fg / mL to 100 pg / mL were prepared by dissolving in 1 ⁇ PBS.
  • the analytical procedure was performed in three steps: signal stabilization in the buffer, signal application for reaction and dielectric electrophoresis, washing and signal stabilization.
  • the impedance of the IDE sensor without the micro-pattern changed about 3 to 5% depending on the concentration of the amyloid beta protein. .
  • the change in the overall impedance increased by more than 0.5% regardless of the structure of the micropattern. That is, the impedance was changed about 3.5-5.5% according to the concentration of amyloid beta protein.
  • FIG. 18 shows the sensitivity of the biosensor according to the dielectric electrophoresis effect (the slope of quantitative analysis, dZ / Conc.), And compares the sensitivity according to whether the bioelectrophoresis phenomenon is used for each biosensor type. .
  • the sensitivity increased from 0.146 ⁇ 0.005 to 0.545 ⁇ 0.049 by the effect of dielectric electrophoresis.
  • micro-patterned IDE sensors exhibit higher sensitivity due to dielectric electrophoretic effects than IDE sensors without micropatterns.
  • the results of each experiment were measured in an environment in a PBS buffer.
  • the most optimized biosensor structure was Type # 3 with a linear micropattern, which had a sensitivity of 0.757 ⁇ 0.051 and a detection limit of 100. It was confirmed that fg / mL and the detection range (Dynamic Range) were 100 pg / mL at 100 fg / mL.
  • Amyloid beta quantitative analysis in plasma was performed using an optimized genetic electrophoretic effect based amyloid beta quantitative sensor, and the type of biosensor used was Type # 3 (a sensor using a linear micropattern).
  • Amyloid beta samples with 10-fold increase in concentration from 100 fg / mL to 100 pg / mL were prepared by dissolving in plasma for quantitative analysis of amyloid beta in plasma.
  • the assay used the amyloid beta assay process in lx PBS as described above. As a result, when quantitatively analyzing amyloid beta in plasma using the optimized biosensor as shown in Figure 19, it was confirmed that the impedance change due to the amyloid beta of about 5.5 ⁇ 7.5%.
  • the sensitivity of the optimized biosensor was 0.628 ⁇ 0.032
  • the detection limit was 100 fg / mL
  • the detection interval was 100 pg / mL at 100 fg / mL.
  • the sensitivity of the sensor in the amyloid beta analysis in plasma is about 83% of the sensitivity detected in PBS, which is thought to be a decrease in sensitivity by various biomaterials present in plasma, but it is much better than the existing detection technology. It can be usefully used for the detection of biomarkers.
  • biosensor 110 first micro electrode

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Abstract

본 발명의 바이오 센서는 기판상에 빗 모양으로 교차 배치되는 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극, 각 마이크로 전극의 사이 공간에 고정되어 표적 생체물질에 특이적으로 반응하는 복수의 수용체를 포함하여 이루어지며, 특히 각 마이크로 전극의 사이 공간에는 전도성 재질의 마이크로 패턴이 형성된다. 이에 따라, 마이크로 패턴이 없는 바이오 센서에 비해 더욱 큰 전기장의 세기를 얻을 수 있어서, 유전 전기 영동 힘을 이용한 표적 생체물질의 농축을 더욱 효율적으로 수행할 수 있다. 또한, 유전 전기 영동 현상을 위한 전압의 세기를 낮추어 생체 분자의 손상 방지할 수 있고, 바이오 센서를 질병 진단을 위한 헬스 케어 센서로 상용화하는 등으로 적용하기가 용이 해진다.

Description

유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서, 및 이를 이용한 생체물질 검출 방법
본 발명은 바이오 센서에 관한 것으로서, 더욱 상세하게는 마이크로 전극들의 사이에 표적 생체물질과 특이적으로 반응하는 수용체를 형성하고, 유전 전기 영동 현상에 따른 농축 효과를 이용하여 표적 생체물질과 특이적으로 반응할 수 있는 확률을 높임으로써, 센서의 민감도 및 검출 폭을 향상시킬 수 있는 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서와, 이를 이용한 생체물질 검출 방법에 관한 것이다.
최근 들어 유전자, 단백질 등 다양한 생체물질의 유무 및 그 농도를 전기적 방법으로 검출하려는 바이오 센서가 많이 개발되고 있다.
그 하나의 예가 교차 전극(IDE: Interdigitated Electrode)을 이용하는 것인데, 생체물질과 특이적 결합을 하는 수용체가 고정되는 영역이 지그재그 형태로서 실질적으로 매우 넓기 때문에 생체물질의 농도가 낮더라도 측정이 제대로 이루어진다는 평가를 받고 있다.
도 1을 참조하자면, 기본적인 IDE 센서는 금속 전극으로 머리 빗(comb)이 양쪽으로 겹쳐져 있는 형상을 하고 있으며, 이웃하는 전극 사이에서 발생하는 임피던스 변화를 측정하여 표적을 감지한다.
즉, 전극 사이에 항체가 고정되어 있고 전기장이 형성되어 임피던스 성분이 결정되는데, 표적 분자가 항체에 특이 결합을 이루었을 때 생체 버퍼 용액을 밀어내고 표적 분자가 위치하게 되어, 전극 사이에 형성되어 있는 전기장에 교란이 발생하고, 이는 임피던스의 변화를 유도하게 된다.
이러한 임피던스의 변화량은 표적 생체분자의 양에 따라 결정되기 때문에 임피던스 변화량을 확인하여 샘플 내 표적 생체분자의 정량 분석이 가능하다.
한편, 상기와 같은 IDE 센서의 민감도를 개선하기 위하여, 등록특허 10-1727107호의 '유전체 전기영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서'는 IDE 센서가 유전 전기 영동 현상을 이용하도록 하는 기술을 개시하였다.
여기서, 유전 전기 영동이란 불균일한 교류 전기장에 극성이 없는 입자가 존재할 때 입자에 쌍극성(Dipole)이 유도되어 전기장 내에서 알짜 힘이 야기 되는 현상을 말한다. 유전 전기 영동 힘은 IDE 센서의 전극 간 거리나 인가되는 전압의 세기 변경을 통해 형성되는 불균일한 전기장의 크기를 조절하여 증가시킬 수 있다.
그런데 바이오 센서가 유전 전기 영동 현상을 이용하도록 구성하는 경우, 유전 전기 영동 효과를 얻기 위해 인가되는 전압의 세기가 증가하면, 생체 분자의 손상이 일어날 가능성이 생긴다.
또한, IDE 센서를 질병 진단을 위한 헬스 케어 센서로 상용화하거나, 휴대용으로 제작하는 등 여러 방면에 응용할 때를 고려하면, 유전 전기 영동 효과를 얻기 위해 전압의 세기를 증가시키는 것은 또 다른 문제를 야기할 수 있다.
[선행기술문헌]
[특허문헌]
대한민국 등록특허 제1727107호(2017.04.17.공고)
이에 본 발명은 상기와 같은 문제점을 해결하기 위하여 안출된 것으로서, 유전 전기 영동을 이용한 농축 효과를 통해 표적 생체물질과 특이적으로 반응할 수 있는 확률을 높여 센서의 민감도 및 검출 폭을 더욱 향상시키고, 또한 유전 전기 영동 현상을 이용하기 위한 전압의 세기를 낮출 수 있는, 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서를 제공하는데 그 목적이 있다.
본 발명의 또 다른 목적은 유전 전기 영동 현상을 이용하는 바이오 센서를 통해 생체물질을 검출하는 방법을 제공하는 것이다.
상기와 같은 목적을 달성하기 위하여, 본 발명에 따른 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서는, 기판상에 빗(Comb) 모양으로 복수의 제 1 돌출 전극이 배열되는 제 1 마이크로 전극; 상기 제 1 마이크로 전극에 형성된 각 제 1 돌출 전극들과 교차 배치되고, 빗 모양을 갖는 복수의 제 2 돌출 전극이 배열되는 제 2 마이크로 전극; 상기 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극의 사이 공간에 형성되는 전도성 재질의 마이크로 패턴; 및 상기 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극의 사이 공간에 고정되어 표적 생체물질에 특이적으로 반응하는 복수의 수용체를 포함하여 이루어진다.
상기 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극에는 유전 전기 영동 힘을 발생시키기 위한 교류 전압이 인가될 수 있다.
상기 마이크로 패턴은 정사각형, 직사각형, 및 선형 중 하나의 모양으로 형성될 수 있다.
상기 유전 전기 영동 힘을 발생시키기 위한 교류 전압의 크기는 0.25V 이상 0.35V 이하이고, 주파수는 50MHz로 구성될 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서를 이용한 생체물질 검출 방법은, 상기 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서의 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극에 전압을 인가하는 단계; 상기 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극 사이의 임피던스를 측정하는 단계; 및 상기 측정된 임피던스 값을 기초로 표적 생체물질의 존재 여부와 그 농도 중 하나 이상을 산출하는 단계를 포함하여 이루어진다.
본 발명에 따르면, 유전 전기 영동을 이용한 농축 효과를 통해 표적 생체물질과 특이적으로 반응할 수 있는 확률을 높일 수 있으며, 이에 따라 바이오 센서의 민감도 및 검출 폭을 향상시킬 수 있다.
샘플 내에 있는 표적 생체물질을 모아 주기 때문에 바이오 센서의 임피던스 신호가 증가하게 되고, 이는 바이오 센서의 민감도 증진으로 이어져 샘플 내 비특이적 결합을 효과적으로 억제할 수 있으므로, 혈장이나 혈청과 같은 환경에서 더욱 큰 효과를 발휘할 수 있다.
특히, 전극들의 사이에 마이크로 패턴을 사용함에 따라, 마이크로 패턴이 없는 바이오 센서에 비해 더욱 큰 전기장의 세기를 얻을 수 있어서, 표적 생체물질을 더욱 효과적으로 농축할 수 있다. 또한, 유전 전기 영동 현상을 위한 전압의 세기를 낮출 수 있어서 생체 분자의 손상을 방지할 수 있으며, 바이오 센서를 질병 진단을 위한 헬스 케어 센서로 상용화하거나 휴대용으로 제작하는 등 여러 방면에 응용하기가 용이해 질 수 있다.
도 1은 IDE 센서의 기본 원리를 설명하는 예,
도 2는 본 발명에 따른 바이오 센서의 일 실시예,
도 3은 마이크로 패턴의 일 실시예,
도 4와 5는 양과 음의 전기 영동에 따른 입자 이동 상태를 설명하는 예,
도 6은 유전 전기 영동 힘을 이용한 표적 분자 농축 현상과 IDE 센서의 임피던스 신호 변화를 설명하는 예,
도 7은 마이크로 패턴의 유/무에 따른 유전 전기 영동 현상을 설명하는 예,
도 8은 본 발명의 바이오 센서를 이용한 생체물질 검출 방법의 일 실시예,
도 9는 표적 생체 분자 농축 조건을 확립하는 시뮬레이션 결과의 예,
도 10은 마이크로 전극에 인가되는 전압에 따른 불균일한 교류 전기장의 크기를 설명하는 예,
도 11은 실험에 사용된 바이오 센서를 설명하는 예,
도 12는 바이오 센서의 제작 공정에 관한 예,
도 13은 본 발명에 따른 바이오 센서의 실물 예,
도 14는 센서의 표면 처리 방법과 형광 검출법을 이용하여 확인한 표면 처리 후의 사진에 관한 예,
도 15는 생체 분자의 크기에 따른 유전 전기 영동 전압 조건을 보인 예,
도 16은 인가 전압에 따른 유전 전기 영동 효과에 의한 임피던스 변화량을 설명하는 예,
도 17은 아밀로이드 베타의 정량 분석과 관련하여 유전 전기 영동 효과를 확인한 결과의 예,
도 18은 유전 전기 영동 효과에 따른 IDE 센서의 민감도 분석에 관한 예,
도 19는 혈장 내 아밀로이드 베타 정량분석에 관한 예이다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본원이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 본원의 실시예를 상세히 설명한다. 그러나 본원은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시예에 한정되지 않는다. 그리고 도면에서 본원을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략하였다.
본원 명세서 전체에서, 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함" 한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성 요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미한다.
본원 명세서 전체에서 사용되는 정도의 용어 "약", "실질적으로" 등은 언급된 의미에 고유한 제조 및 물질 허용 오차가 제시될 때 그 수치에서 또는 그 수치에 근접한 의미로 사용되고, 본원의 이해를 돕기 위해 정확하거나 절대적인 수치가 언급된 개시 내용을 비양심적인 침해자가 부당하게 이용하는 것을 방지하기 위해 사용된다.
제1, 제2 등의 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성요소들은 상기 용어들에 의해 한정되어서는 안 된다. 상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다.
도 2는 본 발명에 따른 바이오 센서(100)의 일 실시예를 도시한 것으로서, 도 2b는 도 2a의 점선 부분을 확대하여 보인 것이다.
바이오 센서(100)는 제 1 마이크로 전극(110), 제 2 마이크로 전극(120), 마이크로 패턴(130), 복수의 수용체를 포함하여 이루어진다.
도 2a에 도시된 바와 같이, 제 1 마이크로 전극(110)은 기판상에 빗(Comb) 모양으로 복수의 제 1 돌출 전극이 배열되도록 구성되고, 제 2 마이크로 전극(120)도 기판상에 빗 모양으로 복수의 제 2 돌출 전극이 배열되도록 구성된다. 이때 제 1 마이크로 전극(110)에 형성된 각 제 1 돌출 전극들과 제 2 마이크로 전극(120)에 형성된 각 제 2 돌출 전극들은 서로 교차 배치되는 구조를 이룬다.
제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)의 사이 공간은 반응 영역(140, Reaction Region)을 형성한다.
마이크로 패턴(130)은 도 2b에 보인 바와 같이 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)의 사이 공간에 형성되는데, 전도성 재질로 이루어지며, 다양한 모양과 형태로 구성될 수 있다.
마이크로 패턴(130)은 도 3에 도시된 예와 같이 정사각형 모양, 직사각형 모양, 또는 선형으로 구성될 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.
도 3a는 정사각형 모양의 마이크로 패턴(131)이 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)의 사이 공간 중 중간 부분에서 전극을 따라 단속적으로 형성된 예를 보인 것이고, 도 3b는 직사각형 모양의 마이크로 패턴(132)이 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)의 사이 공간 중 중간 부분에서 전극을 따라 단속적으로 형성된 예를 보인 것이다.
그리고, 도 3c는 선형의 마이크로 패턴(133)이 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)의 사이 공간 중 중간 부분에서 전극을 따라 연속적으로 형성된 예를 보인 것이다.
정사각형 모양의 마이크로 패턴(131), 직사각형 모양의 마이크로 패턴(132), 선형 마이크로 패턴(133)의 크기는 다양하게 구성될 수 있다.
구체적인 예로서 정사각형 모양의 마이크로 패턴(131)은 각 변의 길이가 약 2.5μm로 구성될 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 예를 들어 정사각형 마이크로 패턴(131)의 각 변은 2.0μm 이상 3.0μm 이하로 구성될 수 있다.
또한, 직사각형 모양의 마이크로 패턴(132)은 한 변의 길이를 약 2.5μm로 구성하고, 다른 변의 길이는 약 7.5μm로 구성할 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 예를 들어 직사각형 마이크로 패턴(132)의 한 변은 그 길이를 2.0μm 이상 3.0μm 이하로 구성하고, 다른 변의 길이는 7.0μm 이상 8.0μm 이하로 구성될 수 있다.
선형 마이크로 패턴(133)의 폭은 2.5μm로 구성될 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 예를 들어 선형 마이크로 패턴(133)의 폭은 2.0μm 이상 3.0μm 이하로 구성될 수 있다.
복수의 수용체는 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)의 사이 공간에 고정되어 표적 생체물질에 특이적으로 반응하는 역할을 수행한다.
수용체와 이 수용체가 특이적으로 반응하는 표적 생체물질은 다양하게 구성될 수 있다. 하나의 예를 들자면, 바이오 센서(100)로 검출하려는 표적 생체물질은 아밀로이드 베타 단백질일 수 있으며, 이 경우 수용체는 아밀로이드 베타 항체, 압타머, 펩타이드 등으로 구성될 수 있다.
표적 생체물질의 반응을 이용하는 바이오 센서의 임피던스 검출 특성을 살펴 보자면, 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120) 사이의 임피던스는 다음의 수학식 1과 같이 정리될 수 있다.
[수학식 1]
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 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)은 전기적으로 직접 연결되어 있지 않으므로, 인덕터 성분(XL)은 무시되고 커패시터 성분(XC)만 존재한다고 볼 수 있다.
제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)의 사이 공간에 복수의 수용체가 고정 배치되면, 복수의 수용체를 사이에 두고 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)이 배치된 수평 방향으로 대부분의 전기장과 임피던스 변화가 일어난다. 이러한 저항과 리액턴스의 변화량을 확인하여 표적 생체물질의 양을 검출할 수 있다.
즉, 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)의 사이 공간에 복수의 수용체를 고정하고, 표적 생체물질이 수용체에 반응했을 때의 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)이 마주하는 공간의 임피던스 변화를 확인하면, 표적 생체물질의 정량분석이 가능하게 된다.
한편, 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)에는 유전 전기 영동 힘을 발생시키기 위한 교류 전압이 인가된다.
도 4를 참조하자면, 전기장 구배가 균일할 때와 달리 불균일한 전기장 내에서는 일정한 방향으로의 힘이 존재한다. 유전 전기 영동(Dielectrophoresis)이란 불균일한 교류 전기장에 극성이 없는 입자가 존재할 때 입자에 쌍극성이 유도됨으로써, 전기장 내에서 알짜 힘(Net Forces)이 발생되는 현상으로 정의된다.
여기서 야기되는 알짜 힘을 유전 전기 영동 힘(Dielectrophoresis Forces, FDEF)으로 정의할 수 있다.
즉, 바이오 센서(100)에 교류 전압을 인가하면 전기적으로 불균일한 교류 전기장이 형성되고, 이 전기장 내에 존재하는 무극성의 입자가 쌍극성을 갖게 되어 일정한 방향으로 유전 전기 영동 힘의 영향을 받게 된다.
표적 생체물질을 이루는 각각의 입자들에 유도된 유전 전기 영동 힘의 크기와 방향은 인가된 전기장의 전압, 주파수, 입자와 매질(Medium)의 전도도(Conductivity, σ), 유전율(Permittivity, ε)과 같은 유전 특성(Dielectric Properties)에 따라 달라진다.
따라서, 구 형태의 입자가 유전 전기 영동에 의해 받는 힘은 하기의 수학식 2로 표현될 수 있다.
[수학식 2]
Figure PCTKR2019008461-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 3에 의해 값이 결정되며, 이값에 의해 입자의 극성이 결정된다.
[수학식 3]
Figure PCTKR2019008461-appb-I000002
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 전기 영동을 이용하여 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120) 간에 전기장에 의해 유전 전기 영동 힘이 발생되도록 전압이 인가되면, 제 1 및 제 2 마이크로 전극 간에 형성되는 형태에 따라 전기장의 구배가 큰 쪽이나 작은 쪽으로 입자들을 이동시킬 수 있다.
도 5는 마이크로 전극의 양/음 영동에 따른 입자 이동 상태를 보인 것으로서, 제 1 및 제 2 마이크로 전극 사이에 전압이 인가되면 제 1 및 제 2 마이크로 전극 사이에는 도 5a와 같이 불균일한 전기장이 형성되어 유전 전기 영동 힘을 야기한다.
도 5b는 야기된 양(+)의 유전 전기 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 5c는 음(-)의 유전 전기 영동 힘에 의해 입자들이 전기장의 형성 형태에 따라 전기장의 구배가 작은 쪽(전극의 사이 부분)으로 이동하는 현상으로, 입자의 잡힘(Trapping)이라고 한다.
이와 같이, 제 1 및 제 2 마이크로 전극 사이의 불균일한 전기장 형태와, 그 구배에 따라 음의 유전 전기 영동이 발생되도록 제 1 및 제 2 마이크로 전극에 전압이 인가되면 유전 전기 영동 힘에 의해 입자들을 이동 및 농축시킬 수 있다.
특히, 음의 유전 전기 영동 힘에 의해 표적 생체물질을 전기장의 형성 형태에 따라 전기장의 구배가 작은 쪽(전극의 사이 부분)으로 이동시켜 표적 생체 물질들을 농축시켜 반응시킬 수 있게 된다.
즉, 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)의 사이에는 이동하는 생체물질을 검출하기 위하여 표적 생체물질(Target Bio Molecules)에 특이적으로 반응(Specific Binding)하는 수용체를 고정하고, 표적 생체물질이 수용체에 반응했을 때의 임피던스 변화를 확인함으로써 표적 생체물질의 정량적인 분석이 가능하다.
도 6은 유전 전기 영동 힘을 이용하여 표적 생체물질을 수용체가 형성된 곳에 모이게 하는 생체분자 농축 효과(음의 K(ω) 값)를 유도함으로써 바이오 센서의 임피던스 변화량이 증가되는 현상을 나타낸 것이다.
샘플 내에 있는 표적 생체분자를 모아 주기 때문에 유전 전기 영동 힘이 작용하지 않을 경우에 비하여 임피던스 신호가 증가하게 되고, 이는 바이오 센서(100)의 민감도 증진으로 이어진다. 또한, 샘플 내 비특이적 결합을 효과적으로 억제하는 효과를 발생시키므로, 혈장이나 혈청과 같은 환경에서 더욱 큰 효과를 발휘할 수 있게 된다.
도 7a는 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120)의 사이에 마이크로 패턴이 없는 바이오 센서의 예를 보인 것이고, 도 7b는 제 1 마이크로 전극(110)과 제 2 마이크로 전극(120) 사이에 마이크로 패턴(130)이 존재하는 바이오 센서의 예를 보인 것이다.
도 7b에 보인 바와 같이, 바이오 센서(100)의 표면뿐만 아니라 마이크로 패턴의 표면(130)에도 불균일한 교류 전기장이 형성되어 유전 전기 영동 힘이 더 크게 발생한다.
유전 전기 영동 힘은 바이오 센서 내의 전극 간 거리, 인가되는 전압의 세기 변경을 통해 형성되는 불균일 전기장의 크기를 조절함으로서 증가시킬 수 있다.
특히, 생체분자를 농축하기 위해 필요한 전압을 낮추는 것은 유전 전기 영동 효과를 위해 인가되는 전압에 의한 생체분자의 손상을 방지할 뿐만 아니라, 차후 바이오 센서를 질병 진단 헬스 케어 센서로 상용화할 때 배터리나 통신 요소 등과의 접목을 더욱 용이하게 할 수 있다.
도 8을 참조하여, 본 발명에 따른 바이오 센서를 이용한 생체물질 검출 방법을 설명하기로 한다.
먼저, 바이오 센서의 각 마이크로 전극에 유전 전기 영동 힘을 발생시키기 위한 전압을 인가한다(S210). 여기서 바이오 센서란 위에서 설명한 각 실시예와 같이 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극의 사이에 마이크로 패턴이 형성되어 있는 바이오 센서(100)를 말한다.
단계 S210에서 인가되는 전압은 유전 전기 영동 힘을 발생시키기 위한 교류 전압으로서, 약 0.3V로 구성될 수 있으며, 주파수는 약 50MHz 정도로 구성될 수 있다. 그러나 이에 제한되는 것은 아니다. 예를 들어, 유전 전기 영동 힘을 발생시키기 위한 교류 전압은 0.25V 이상 0.35 이하로 설정할 수 있다.
단계 S210에서 교류 전압을 인가하면, 유전 전기 영동 힘에 의해 표적 생체물질은 전기장의 형성 형태에 따라 전기장의 구배가 작은 쪽(각 전극의 사이 부분)으로 이동하고, 표적 생체 물질들이 전극의 사이에 농축된다.
이제 각 전극 사이의 임피던스를 측정한다(S220).
그리고, 단계 S220에서 측정된 임피던스 값을 기초로 표적 생체물질의 존재 여부나 그 농도 등을 산출한다(S230).
단계 S230에서 임피던스 값을 기초로 표적 생체 물질의 존재 여부나 그 농도 등을 산출하는 방법은 다양하게 구성될 수 있다.
본 발명에 따라 검출하려는 표적 생체물질은 다양한 종류일 수 있으며, 특히 그 무게가 약 4.5kDa 정도인 생체물질일 수 있다. 그러나 이에 제한되는 것은 아니다. 예를 들어 본 발명에 따라 검출하려는 표적 생체물질의 무게는 4.0kDa 이상 5.0kDa 이하인 것일 수 있다. 여기서 그 무게가 약 4.5kDa 정도인 생체물질의 예로는 아밀로이드 베타 단백질을 들 수 있다.
한편, 각 전극 사이에 아밀로이드 베타를 모으기 위한 위치 조건은 인가 전압에 의해 결정될 수 있다.
도 9는 각 전극의 사이에 마이크로 패턴이 존재하지 않는 IDE 센서의 예로서, 아밀로이드 베타의 크기와 비슷한 약 4.5 kDa의 생체물질은 50 MHz, 0.5V를 갖는 교류 신호를 인가할 때, 전극 사이의 정중앙에 위치하게 될 것으로 예상된다.
본 발명의 바이오 센서는 상기 아밀로이드 베타 단백질보다 더 무거운 단백질 또는 더 가벼운 단백질을 검출하기 위해 응용될 수 있음은 물론이며, 검출하려는 단백질의 무게에 따라 전압 조건을 바꾸어서 조절하면 가능하다.
도 10은 마이크로 패턴의 존재 여부에 따라 인가 전압에 의해 형성되는 불균일 교류 전기장의 크기를 나타낸 것이다.
도 9에서 예상된 바와 같이 마이크로 패턴이 없는 바이오 센서에서는 각 전극에 인가되는 전압의 크기가 0.5V일 때 표적 생체물질(예: 아밀로이드 베타)이 전극 사이의 정중앙에 위치하게 될 것이고, 이때의 전기장의 세기가 나타나 있다.
그런데, 마이크로 패턴이 존재하는 바이오 센서에서는 전극 간 간격이 10μm로 더 넓어졌음에도 불구하고, 동일 인가 전압에서 5μm의 전극 폭을 갖는 마이크로 패턴이 없는 바이오 센서보다 큰 전기장이 형성됨을 알 수 있다.
이제 본 발명에 따른 바이오 센서(100)와 관련된 실험 예에 대하여 설명하기로 한다. 본 실험은 혈청 내에 존재하는 아밀로이드 베타를 검출하기 위해 정량분석을 시행하여 바이오 센서의 성능 향상 가능성을 확인해보고자 한 것이다.
이를 위하여 마이크로 패턴을 구비한 바이오 센서(100) 내에 아밀로이드 베타를 농축하기 위한 최적의 전압 조건을 확립하였다.
배치 프로세스(Batch Process)가 가능한 MEMS(Micro Electro Mechanical System) 공정법을 이용하여 바이오 센서를 제작하였고, 항체를 고정하기 위한 센서 표면 활성화를 진행하였다. 다양한 마이크로 패턴 구조를 갖는 바이오 센서를 이용하여 1x PBS 버퍼 내에서 아밀로이드 베타의 정량 분석을 통한 바이오 센서의 민감도를 비교한 후, 최적화된 바이오 센서를 이용하여 혈청 내 존재하는 아밀로이드 베타를 정량 분석하였다.
(1) 마이크로 패턴이 있는 IDE 마이크로 전극 센서 제작
도 11에 보인 예와 같이, 마이크로 패턴의 구조에 따른 바이오 센서의 성능을 확인하고자 3 가지 구조의 마이크로 패턴을 디자인하였다.
도 11에는 마이크로 패턴이 없는 바이오 센서(Original Device로 표시함)와 마이크로 패턴이 있는 바이오 센서(Type #1~3)의 구조에 대한 모식도와, 전극의 두께, 폭, 길이와 전극의 개수가 나타나 있다.
마이크로 패턴(130)은 각각 한 변이 2.5μm 인 정사각형 구조, 한 변이 2.5μm이고 다른 변이 7.5μm인 직사각형 구조, 폭이 2.5μm인 선형 구조로 각각 제작되었다. Type #1은 마이크로 패턴이 정사각형인 바이오 센서, Type #2는 마이크로 패턴이 직사각형인 바이오 센서, Type #3은 마이크로 패턴이 선형인 바이오 센서를 나타낸다.
도 12에 도시된 예와 같이, 바이오 센서는 MEM 공정을 이용하여 제작되었으며, 산화 실리콘 막(SiO2)이 증착되어 있는 실리콘(Si) 웨이퍼에 150nm의 두께를 갖는 Pt(Platinum) 막을 스퍼터링 방법으로 증착하였다(a)(b). 그리고,백금 박막 증착 후에 포토 리소그래피 과정을 거쳐 제작된 마스크를 이용하여 패터닝하고(c), 건식 식각법으로 패턴을 완성하였다(d).
도 13은 제작된 바이오 센서의 실물 예로서, 유닛 칩(Unit Chip)에 6 개의 바이오 센서가 형성되어 있는데, 이는 동일 샘플 분석 시 발생할 수 있는 오류를 최소화하기 위한 것이다.
MEMS 공정의 특성상 마스크 제작을 통해 한 칩에 다수의 IDE 센서를 형성하는 집적화가 용이하고, 한 칩에서 다수의 단백질을 분석해 낼 수 있는 다중 분석도 가능하게 할 수 있다.
(2) 항체 고정을 통한 센서 표면 활성화
도 14는 항체 고정화를 통한 표면 처리 방법에 대한 모식도와 표면처리 후에 항체가 고정화된 바이오 센서의 표면을 나타낸 것으로서, 각 마이크로 전극 사이에 '-OH' 결합기가 활성화된 SiO2 표면에 자기 조립 단분자층을 형성하기 위하여 Vapour Phase의 APMEMS를 이용하였으며, 자기 조립 단분자층을 형성한 후, 항체를 고정하기 위한 링커(Linker)로 'EDC/NHs'을 사용하였다.
원의 안 부분과 바깥 부분의 밝기 차이를 통해 항체가 고정화됨을 확인할 수 있다. 또한 원의 바깥 부분의 밝기가 전체적으로 균일함을 통해 항체가 전체 표면처리 영역에 고르게 고정화됨을 확인할 수 있다.
(3) 마이크로 패턴을 가진 바이오 센서의 생체 분자 농축 가능성 확인
마이크로 패턴을 구비한 바이오 센서의 성능을 평가하기 위하여, 표면 활성화 조건을 적용하고 유전 전기 영동 힘의 효과를 확인하는 것이 먼저 시행되어야 하므로, 유전 전기 영동 효과가 나타나는 최적을 조건을 확립하고, 이를 이용하여 정량분석하는 순서로 실험을 진행하였다.
이를 위하여 약 4.5 kDa의 무게를 갖는 아밀로이드 베타의 특성을 확인하고 유전 전기 영동 효과를 발생시키기 위한 전압 조건을 시뮬레이션으로 확인하였다.
도 15는 생체 분자의 크기에 따라 각 마이크로 전극 사이에 생체물질을 모으기 위한 유전 전기 영동 전압 조건을 나타내고 있다. 도시된 바와 같이, 마이크로 패턴이 존재하는 바이오 센서의 경우 아밀로이드 베타가 전극 사이에 농축되기 위해서는 약 0.2V 부근에서 유전 전기 영동 힘이 작용할 것으로 추측된다.
그러므로, 그 주변 전압인 0.1, 0.2, 0.3, 0.5, 1.0V의 5 개 조건으로 아밀로이드 베타의 농축 여부를 확인하였다. 확인 실험은 바이오 센서에 동일한 프로토콜로 항체를 고정하고 10 pg/mL의 아밀로이드 베타 단백질을 반응시키면서 각각의 조건에 해당하는 유전 전기 영동 전압 및 주파수 조건을 인가하여 그 효과를 확인하였으며, 주파수는 50MHz로 동일하게 인가하였다.
도 16에 보인 바와 같이, 0.3V의 전압이 인가되었을 때 임피던스 변화가 가장 크게 나는 것을 확인하였고 이 조건을 정량분석 시 인가 신호 조건으로 활용하였다. 최적화된 유전 전기 영동 전압의 크기는 5μm의 전극 간 거리를 갖는 IDE 센서(마이크로 패턴이 없는 바이오 센서)에서 사용된 0.5V 보다 약 50% 감소된 값임을 확인하였다.
(4) 생체 분자 정량분석을 통한 센서 구조별 민감도 평가
확립된 유전 전기 영동 전압 조건을 이용하여 아밀로이드 베타 단백질을 정량 분석하였고 100 fg/mL 에서 100 pg/mL 까지 10 배씩 농도를 증가시킨 아밀로이드 베타 샘플을 1xPBS 에 녹여서 준비하였다.
분석 절차는 버퍼 내 신호 안정화, 반응 및 유전 전기 영동을 위한 신호 인가, 워싱 및 신호 안정화의 세 단계로 수행되었다.
도 7에서 보는 바와 같이, 유전 전기 영동 효과를 이용하여 각 전극 사이에 아밀로이드 베타 단백질을 모았을 경우, 마이크로 패턴이 없는 IDE 센서에서는 임피던스가 아밀로이드 베타 단백질의 농도에 따라 약 3 ~ 5% 가량 변화하였다.
반면, 마이크로 패턴이 있는 바이오 센서의 경우에는 마이크로 패턴의 구조에 상관없이 전체적인 임피던스의 변화 값이 0.5% 이상 증가하였다. 즉, 아밀로이드 베타 단백질의 농도에 따라 임피던스가 3.5 ~ 5.5% 가량 변화하였다.
도 18은 유전 전기 영동 효과에 따른 바이오 센서의 민감도(정량 분석의 기울기, dZ/Conc.)를 나타낸 것으로서, 각 바이오 센서의 유형별로 유전 전기 영동 현상을 이용했는지의 여부에 따른 민감도를 비교한 것이다.
마이크로 패턴이 없는 바이오 센서(IDT)에서는 유전 전기 영동 효과에 의해 0.146±0.005이었던 민감도가 0.545±0.049로 증가하였다.
반면, 마이크로 패턴이 형성된 바이오 센서에서는 마이크로 패턴의 구조에 따라 Type #1(정사각형 패턴)에서는 0.337±0.043에서 0.724±0.027로 증가하였고, Type #2(직사각형 패턴)에서는 0.281±0.083에서 0.731±0.033로 증가하였으며, Type #3(선형 패턴)에서는 0.337±0.031에서 0.757±0.051로 증가함을 확인하였다.
이를 통해 마이크로 패턴이 없는 IDE 센서보다 마이크로 패턴이 형성된 IDE 센서가 유전 전기 영동 효과로 인해 더 높은 민감도를 나타냄을 알 수 있다.
본 실험의 각 결과는 PBS 버퍼 내의 환경에서 측정된 것으로서, 가장 최적화된 바이오 센서의 구조는 선형의 마이크로 패턴을 구비한 Type #3이며, 이 바이오 센서의 민감도는 0.757±0.051이고, 검출 한계는 100 fg/mL, 검출 구간(Dynamic Range)은 100 fg/mL 에서 100 pg/mL 임을 확인하였다.
(5) 표준 혈장 환경에서의 생체 분자 정량분석 평가
최적화된 유전 전기 영동 효과 기반 아밀로이드 베타 정량분석 센서를 이용하여 혈장 내에서의 아밀로이드 베타 정량분석을 시행하였으며, 여기에 사용된 바이오 센서의 유형은 Type #3(선형의 마이크로 패턴을 이용한 센서)이다.
혈장 내에서의 아밀로이드 베타 정량분석을 위해 100 fg/mL 에서 100 pg/mL 까지 10배씩 농도를 증가시킨 아밀로이드 베타 샘플을 혈장에 녹여서 준비하였다.
분석법은 위에서 설명한 1x PBS 내에서의 아밀로이드 베타 분석 프로세스를 그대로 사용하였다. 분석 결과, 도 19에 나타난 바와 같이 최적화된 바이오 센서를 이용하여 혈장 내 아밀로이드 베타를 정량 분석했을 경우, 약 5.5~7.5%의 아밀로이드 베타로 인한 임피던스 변화가 나타남을 확인하였다.
본 실험을 통해 혈장 내 아밀로이드 베타를 분석할 경우, 최적화된 바이오 센서의 민감도는 0.628±0.032, 검출 한계는 100 fg/mL, 검출 구간은 100 fg/mL 에서 100 pg/mL 임을 확인하였다.
혈장 내 아밀로이드 베타 분석 시 센서의 민감도는 PBS 내에서의 분석 시 확인한 민감도의 약 83%로 이는 혈장 내에 존재하는 다양한 생체 물질에 의한 민감도 감소라고 추측되지만 기존 검출 기술보다는 월등히 우수한 성능을 보이는 것으로 실제 샘플 내 바이오 마커 검출에 유용하게 이용될 수 있다.
전술한 본원의 설명은 예시를 위한 것이며, 본원이 속하는 기술분야의 통상의 지식을 가진 자는 본원의 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 쉽게 변형이 가능하다는 것을 이해할 수 있을 것이다.
그러므로 이상에서 기술한 실시예들은 모든 면에서 예시적인 것이며, 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다. 예를 들어, 단일형으로 설명되어 있는 각 구성 요소는 분산되어 실시될 수도 있으며, 마찬가지로 분산된 것으로 설명되어 있는 구성요소들도 결합된 형태로 실시될 수 있다.
본원의 범위는 상기 상세한 설명보다는 후술하는 특허청구범위에 의하여 나타나며, 특허청구범위의 의미 및 범위 그리고 그 균등 개념으로부터 도출되는 모든 변경 또는 변형된 형태가 본원의 범위에 포함되는 것으로 해석되어야 한다.
[부호의 설명]
100: 바이오 센서 110: 제 1 마이크로 전극
120: 제 2 마이크로 전극 130: 마이크로 패턴

Claims (12)

  1. 기판상에 빗(Comb) 모양으로 복수의 제 1 돌출 전극이 배열되는 제 1 마이크로 전극;
    상기 제 1 마이크로 전극의 각 제 1 돌출 전극들과 교차 배치되고, 빗 모양을 갖는 복수의 제 2 돌출 전극이 배열되는 제 2 마이크로 전극;
    상기 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극의 사이 공간에 형성되는 전도성 재질의 마이크로 패턴; 및
    상기 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극의 사이 공간에 고정되어 표적 생체물질에 특이적으로 반응하는 복수의 수용체를 포함하는 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극에는 유전 전기 영동 힘을 발생시키기 위한 교류 전압이 인가되는 것을 특징으로 하는 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 마이크로 패턴은 정사각형, 직사각형, 및 선형 중 하나의 모양으로 형성되는 것을 특징으로 하는 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서.
  4. 제 3 항에 있어서,
    상기 정사각형의 크기는 각 변의 길이가 2.0μm 이상 3.0μm 이하인 것을 특징으로 하는 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서.
  5. 제 3 항에 있어서,
    상기 직사각형의 크기는 한 변의 길이가 2.0μm 이상 3.0μm 이하이고, 다른 변의 길이는 7.0μm 이상 8.0μm 이하인 것을 특징으로 하는 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서.
  6. 제 3 항에 있어서,
    상기 선형 마이크로 패턴의 폭은 2.0μm 이상 3.0μm 이하인 것을 특징으로 하는 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 유전 전기 영동 힘을 발생시키기 위한 교류 전압의 크기는 0.25V 이상 0.35V 이하이고, 주파수는 50MHz인 것을 특징으로 하는 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 표적 생체물질은 아밀로이드 베타 단백질을 포함하고, 상기 수용체는 아밀로이드 베타 항체를 포함하는 것을 특징으로 하는 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서.
  9. 제 1 항 내지 제 8 항 중 어느 하나의 항에 기재된 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서의 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극에 전압을 인가하는 단계;
    상기 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극 사이의 임피던스를 측정하는 단계; 및
    상기 측정된 임피던스 값을 기초로 표적 생체물질의 존재 여부와 그 농도 중 하나 이상을 산출하는 단계를 포함하는 바이오 센서를 이용한 생체물질 검출 방법.
  10. 제 9 항에 있어서,
    상기 제 1 마이크로 전극과 제 2 마이크로 전극에 인가되는 전압은 유전 전기 영동 힘을 발생시키기 위한 교류 전압으로서, 전압의 크기가 0.25V 이상 0.35V 이하이고, 주파수는 50MHz인 것을 특징으로 하는 바이오 센서를 이용한 생체물질 검출 방법.
  11. 제 9 항에 있어서,
    상기 표적 생체물질의 무게는 4.0kDa 이상 5.0kDa 이하인 것을 특징으로 하는 바이오 센서를 이용한 생체물질 검출 방법.
  12. 제 9 항에 있어서,
    상기 표적 생체물질은 아밀로이드 베타 단백질을 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 센서를 이용한 생체물질 검출 방법.
PCT/KR2019/008461 2018-07-11 2019-07-10 유전 전기 영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서, 및 이를 이용한 생체물질 검출 방법 WO2020013590A1 (ko)

Priority Applications (4)

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EP19833762.8A EP3822626A4 (en) 2018-07-11 2019-07-10 MICROELECTRODE BIOSENSOR USING DIELECTROPHORESIS AND METHOD FOR DETECTING BIOLOGICAL MATERIAL BY USE THEREOF
US17/259,074 US20210276022A1 (en) 2018-07-11 2019-07-10 Bio-sensor having interdigitated micro-electrode using dielectric substance electrophoresis, and method for detecting bio-material using the same
CN201980045563.3A CN112534251A (zh) 2018-07-11 2019-07-10 利用介电电泳的微电极生物传感器，以及利用其的生物材料检测方法
JP2021500449A JP7084667B2 (ja) 2018-07-11 2019-07-10 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

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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2021220689A1 (ja) * 2020-04-28 2021-11-04 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 計数方法及び計数装置

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN114660283B (zh) * 2022-05-24 2022-09-13 佛山微奥云生物技术有限公司 一种基于电学加速的免疫检测板式芯片及其制备方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20090033166A (ko) * 2006-03-16 2009-04-01 알-아민 디라니 유전 감지 방법 및 시스템
US20140014536A1 (en) * 2006-03-09 2014-01-16 The Regents Of The University Of California Method and apparatus for target detection using electrode-bound viruses
KR20150079147A (ko) * 2013-12-31 2015-07-08 서울대학교산학협력단 플로팅 전극을 이용한 탄소나노튜브 기반 바이오센서, 이의 제조방법 및 이를 이용하여 비부착성 세포의 전기생리학적 반응을 측정하는 방법
KR20160034434A (ko) * 2014-09-19 2016-03-30 한국과학기술연구원 교차전극 바이오센서
KR101727107B1 (ko) 2016-02-19 2017-04-17 한국과학기술연구원 유전체 전기영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7306924B2 (en) 2000-04-17 2007-12-11 Purdue Research Foundation Biosensor and related method
CN101223433B (zh) * 2005-07-20 2012-01-25 株式会社岛津制作所 光学测量装置
EP2042852B1 (en) * 2006-07-19 2017-04-19 Shimadzu Corporation Method for evaluating strength of dielectrophoresis of fine particles
JP5384479B2 (ja) 2008-04-15 2014-01-08 パナソニック株式会社 微粒子測定装置および微粒子測定方法
US9465003B2 (en) * 2010-12-16 2016-10-11 Korea Research Institute Of Bioscience And Biotechnology Membrane phase electrode using printing and bio-molecule detection using same
EP2807475A4 (en) 2012-01-27 2015-10-07 Univ Tennessee Res Foundation METHODS AND APPARATUS FOR DETECTION OF AN ALTERNATING CURRENT ELECTROKINETIC BIOMARKER
US9387488B2 (en) 2012-11-13 2016-07-12 Academia Sinica Molecular entrapment and enrichment
KR20160048929A (ko) 2013-08-29 2016-05-04 아포셀, 인코퍼레이티드 표적 분자의 단리, 포획 및 분자 분석을 위한 방법 및 장치
KR101709762B1 (ko) * 2015-02-09 2017-02-23 광운대학교 산학협력단 생체분자 농축 기능 일체형 센서 및 그 제조방법
KR101912890B1 (ko) * 2016-10-04 2018-10-29 한국과학기술연구원 표적 생체물질과 수용체의 반응을 개선한 교차 전극 바이오센서

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20140014536A1 (en) * 2006-03-09 2014-01-16 The Regents Of The University Of California Method and apparatus for target detection using electrode-bound viruses
KR20090033166A (ko) * 2006-03-16 2009-04-01 알-아민 디라니 유전 감지 방법 및 시스템
KR20150079147A (ko) * 2013-12-31 2015-07-08 서울대학교산학협력단 플로팅 전극을 이용한 탄소나노튜브 기반 바이오센서, 이의 제조방법 및 이를 이용하여 비부착성 세포의 전기생리학적 반응을 측정하는 방법
KR20160034434A (ko) * 2014-09-19 2016-03-30 한국과학기술연구원 교차전극 바이오센서
KR101727107B1 (ko) 2016-02-19 2017-04-17 한국과학기술연구원 유전체 전기영동을 이용한 마이크로 전극 바이오 센서

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP3822626A4

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2021220689A1 (ja) * 2020-04-28 2021-11-04 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 計数方法及び計数装置

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Publication number Publication date
KR102102534B1 (ko) 2020-04-23
CN112534251A (zh) 2021-03-19
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EP3822626A1 (en) 2021-05-19
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