KR20200140165A - Flexible biosensor and method for manufacturing thereof - Google Patents

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Abstract

The present invention provides a biosensor and a method of manufacturing the same, wherein the biosensor comprises: a substrate; first electrodes which are made of a plurality of pillars on the substrate; second electrodes at least a portion of which are spaced apart from the first electrodes on the substrate by a predetermined distance and which forms counter electrodes with the first electrodes; and a bioreceptor which is specific for a target substance.

Description

플렉서블 바이오 센서 및 이의 제조 방법{FLEXIBLE BIOSENSOR AND METHOD FOR MANUFACTURING THEREOF}Flexible biosensor and manufacturing method thereof {FLEXIBLE BIOSENSOR AND METHOD FOR MANUFACTURING THEREOF}

본 발명은 플렉서블 바이오 센서 및 이의 제조 방법에 관한 것으로, 보다 구체적으로 표적 물질을 검출하여 표적 물질에 대한 정성 및 정량 분석이 가능한 플렉서블 바이오 센서 및 이의 제조 방법에 관한 것이다.The present invention relates to a flexible biosensor and a method of manufacturing the same, and more specifically, to a flexible biosensor capable of qualitative and quantitative analysis of a target material by detecting a target material, and a method of manufacturing the same.

인간의 질병 증세 및 진행, 나아가 식품의 컨디션에 대한 예측을 가능하게 하는, 호르몬, 단백질, 그리고 병원균과 같은 표적 물질들은 항원-항체 반응을 이용한 면역 분석법에 의해 분석될 수 있다. 한편, 면역 분석법에 기초한 표적 물질의 분석은 대게 특별한 기기가 갖추어진 임상 실험실에서 수행되어 왔다. 그러나, 최근 병원이나 응급실의 의료 현장에서의 검사, 그리고 가정에서 자가 진단의 필요성이 증가함에 따라, 전문지식이나 복잡한 과정이 요구되지 않고 분석 시간이 짧은 면역 분석 플랫폼에 대한 개발이 지속적으로 요구되어 왔다.Target substances such as hormones, proteins, and pathogens, which enable prediction of human disease symptoms and progression, and further food condition, can be analyzed by immunoassays using antigen-antibody reactions. On the other hand, the analysis of target substances based on immunoassays has been generally performed in clinical laboratories equipped with special equipment. However, as the need for self-diagnosis at home and examinations in hospitals or emergency rooms increases in recent years, development of an immunoassay platform that does not require specialized knowledge or complex procedures and has a short analysis time has been continuously required. .

이를 해결하기 위한 방안으로 전기 화학적 분석에 의해 표적 물질에 대한 빠르고 정확한 분석이 가능한 바이오 센서가 등장하였다. 보다 구체적으로, 바이오 센서에 기초한 전기 화학적 분석법은, 바이오 센서 내에 구비된 전극과 분석 시료와의 접촉에 따른 산화 환원 반응에 의해 생성된 전류를 분석함으로써, 분석 시료 내의 표적 물질에 대한 정성 및 정량 분석이 가능할 수 있다. As a solution to this, a biosensor capable of fast and accurate analysis of a target material by electrochemical analysis has emerged. More specifically, the electrochemical analysis method based on a biosensor is a qualitative and quantitative analysis of a target substance in an analysis sample by analyzing the current generated by a redox reaction caused by contact between an electrode provided in the biosensor and an analysis sample. This could be possible.

한편, 바이오 센서의 전극 재료는 전기적 특성이 우수하고 외부환경에 변함이 없는 금속류 (예를 들면, 금, 백금, 팔라듐 등) 이 이용될 수 있다. 이러한 재질의 전극은, 재료의 특징을 유지하면서 원가 경쟁력을 가지는 스퍼터링이나 전기도금 방식을 통해 얇은 박막 전극 형태로 제작될 수 있다.On the other hand, as the electrode material of the biosensor, metals (eg, gold, platinum, palladium, etc.) having excellent electrical properties and not changing the external environment may be used. The electrode made of such a material can be manufactured in the form of a thin thin film electrode through sputtering or electroplating, which has cost competitiveness while maintaining the characteristics of the material.

한편, 상기와 같은 구조의 바이오 센서는, 전극의 두께가 얇기 때문에 전류량 측정을 위한 측정기와의 결합 과정 중에 스크레치가 나거나 접속시 단락 현상이 빈번하게 발생할 수 있다. 이에, 표적 물질에 대한 정확한 정량 분석이 어려울 수 있다. On the other hand, in the biosensor having the above structure, since the electrode has a thin thickness, scratches may occur during the coupling process with a measuring device for measuring the amount of current, or a short circuit may occur frequently during connection. Accordingly, it may be difficult to accurately quantitatively analyze the target material.

따라서, 종래의 문제점들을 해결할 수 있는, 전기 화학적 분석이 가능한 바이오 센서의 개발이 지속적으로 요구되고 있는 실정이다. Therefore, the development of a biosensor capable of electrochemical analysis, which can solve conventional problems, is continuously required.

발명의 배경이 되는 기술은 본 발명에 대한 이해를 보다 용이하게 하기 위해 작성되었다. 발명의 배경이 되는 기술에 기재된 사항들이 선행기술로 존재한다고 인정하는 것으로 이해되어서는 안 된다.The technology that is the background of the present invention has been prepared to facilitate understanding of the present invention. It should not be understood as an admission that the matters described in the technology behind the invention exist as prior art.

한편, 본 발명의 발명자들은, 상기와 같은 문제점을 해결하기 위한 방안으로 나노 기술에 주목하였다.On the other hand, the inventors of the present invention have paid attention to nanotechnology as a way to solve the above problems.

보다 구체적으로, 본 발명의 발명자들은, 나노 기술이 바이오 센서 플랫폼에 적용될 경우, 가볍고 휴대가 가능함에 따라, 미생물, 단백질, 독소 및 핵산과 같은 특정 표적 물질에 대한 POCT (point-of-care testing) 가 실현될 수 있음에 주목하였다.More specifically, the inventors of the present invention have point-of-care testing (POCT) for specific target substances such as microorganisms, proteins, toxins and nucleic acids, as nanotechnology is light and portable when applied to a biosensor platform. It was noted that can be realized.

특히, 본 발명의 발명자들은, 우수한 화학적 안정성, 강한 기계적 안정성, 기능성과 함께 유연성을 갖는 폴리머에 주목하였고, 이러한 성질의 폴리머를 바이오 센서에 적용할 경우 플렉서블한 전기 화학적 바이오 센서가 구축될 수 있음을 인지할 수 있었다.In particular, the inventors of the present invention have paid attention to polymers having excellent chemical stability, strong mechanical stability, and flexibility along with functionality, and that a flexible electrochemical biosensor can be constructed when a polymer of these properties is applied to a biosensor. I could recognize it.

그 결과 본 발명의 발명자들은, 종래의 바이오 센서보다, 우수한 화학적 안정성을 갖고 기계적 물성이 증가된, 나노 기술에 기초한 전기 화학적 바이오 센서를 개발하기에 이르렀다.As a result, the inventors of the present invention came to develop an electrochemical biosensor based on nanotechnology, which has superior chemical stability and increased mechanical properties than conventional biosensors.

이때, 본 발명의 발명자들은 바이오 센서 플랫폼에 나노 사이즈의 복수의 필라로 이루어진 어레이를 더욱 적용하고자 하였다. At this time, the inventors of the present invention have attempted to further apply an array consisting of a plurality of pillars of nano size to the biosensor platform.

보다 구체적으로, 본 발명의 발명자들, 폴리머 블렌드와 함께 포토- 소프트 리소그래피 (photo-soft lithography) 기술을 이용하여 나노 필레 어레이를 갖는 바이오 센서를 개발할 수 있었다.More specifically, the inventors of the present invention were able to develop a biosensor having a nano fillet array by using a photo-soft lithography technique together with a polymer blend.

본 발명의 바이오 센서 플랫폼은 상기와 같은 구조적 특징에 의해, 평평한 어레이를 갖는 바이오 센서보다 향상된 유연성을 제공하고, 핸들링이 용이할 수 있다. The biosensor platform of the present invention may provide improved flexibility and easier handling than a biosensor having a flat array due to the above structural features.

나아가, 본 발명의 발명자들은, 나노 필라 어레이에 전도층을 증착시키고, 표적 물질에 대한 바이오 리셉터 (bioreceptor), 예를 들어 표적 물질 특이적 항체, 앱타머 등을 배치하여 분석 시료와 반응하는 제1 전극, 및 제1 전극과 대극을 형성하는 제2 전극을 갖도록 바이오 센서를 구성하였다. In addition, the inventors of the present invention, by depositing a conductive layer on the nano-pillar array, placing a bioreceptor for a target material, for example, a target material-specific antibody, aptamer, etc. The biosensor was constructed to have an electrode and a second electrode forming the first electrode and the counter electrode.

그 결과, 본 발명의 발명자들은, 넓은 표면적과 종횡비를 갖는 필라 구조의 바이오 센서에 의해, 표적 물질에 대한 반응성이 증가되고 민감도 높은 정량 분석이 가능한 것을 확인할 수 있었다. As a result, the inventors of the present invention confirmed that the reactivity to the target material is increased and the quantitative analysis with high sensitivity is possible by the biosensor having a pillar structure having a large surface area and an aspect ratio.

특히, 본 발명의 발명자들은, 상기와 같은 구조적 특징에 의해 전기 화학적 성능이 우수한 본 발명의 바이오 센서가 소량의 분석 시료에 대하여 민감도 높은 정성 및 정량 분석 결과를 제공하는 것을 확인할 수 있었다. In particular, the inventors of the present invention confirmed that the biosensor of the present invention having excellent electrochemical performance due to the above structural features provides highly sensitive qualitative and quantitative analysis results for a small amount of an assay sample.

나아가, 본 발명의 발명자들은, 본 발명의 바이오 센서에 대하여, 우수한 표적 유전자 (보다 구체적으로, 병원균에 대한 유전자) 검출능과 함께 높은 검출의 재현성을 확인하였다. 이에, 본 발명의 발명자들은, 본 발명의 바이오 센서가 POCT를 위한 유전자 바이오 센서로서 우수한 가능성을 가질 수 있음을 더욱 확인할 수 있었다.Further, the inventors of the present invention confirmed that the biosensor of the present invention has excellent target gene (more specifically, gene against pathogen) detection ability and high reproducibility of detection. Accordingly, the inventors of the present invention were able to further confirm that the biosensor of the present invention can have excellent potential as a gene biosensor for POCT.

따라서, 본 발명이 해결하고자 하는 과제는, 플렉서블 기판 상에 제1 전극 및 제2 전극이 형성되어 유연성을 갖고, 표적 물질에 대하여 높은 민감도 및 정확도로 전기 화학적 정량 분석이 가능한 바이오 센서 및 이의 제조 방법을 제공하는 것이다.Accordingly, the problem to be solved by the present invention is a biosensor that has flexibility by forming a first electrode and a second electrode on a flexible substrate, and capable of electrochemical quantitative analysis with high sensitivity and accuracy for a target material, and a method of manufacturing the same. Is to provide.

본 발명이 해결하고자 하는 다른 과제는, 표적 물질을 포함하는 분석 시료 및, 표적 물질과 특이적으로 결합하는 항체를 혼합하고, 혼합물을 바이오 센서의 제1 전극 상에 배치하고, 제1 전극 및 제2 전극의 전위차를 측정하여 표적 물질에 대한 정량 분석하도록 구성된, 표적 물질의 정량 분석 방법을 제공하는 것이다.Another problem to be solved by the present invention is to mix an assay sample containing a target substance and an antibody specifically binding to the target substance, and arrange the mixture on the first electrode of the biosensor, and It is to provide a method for quantitative analysis of a target substance, configured to quantitatively analyze a target substance by measuring a potential difference between two electrodes.

본 발명의 과제들은 이상에서 언급한 과제들로 제한되지 않으며, 언급되지 않은 또 다른 과제들은 아래의 기재로부터 당업자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.The problems of the present invention are not limited to the problems mentioned above, and other problems that are not mentioned will be clearly understood by those skilled in the art from the following description.

전술한 바와 같은 과제를 해결하기 위하여 본 발명의 일 실시예에 따른 기판을 포함하는 바이오 센서가 제공된다.In order to solve the above-described problems, a biosensor including a substrate according to an embodiment of the present invention is provided.

이때, 본 발명의 바이오 센서는, 기판, 상기 기판 상의 복수의 필라 (pillar) 로 이루어진 제1 전극, 기판 상의 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격되고, 제1 전극과 대극을 형성하는 제2 전극, 및 표적 물질에 대한 특이적 바이오 리셉터를 포함한다. In this case, the biosensor of the present invention includes a substrate, a first electrode made of a plurality of pillars on the substrate, and at least a portion of the first electrode on the substrate is spaced apart by a predetermined distance, and the first electrode and the counter electrode are formed. 2 electrodes, and a specific bioreceptor for the target material.

본 발명의 특징에 따르면, 제1 전극은, 필라 형상의 폴리머 구조물, 폴리머 구조물 상에 형성된 중간층 및 중간층 상에 형성된 도전층을 포함할 수 있다. 이때, 바이오 리셉터는 도전층상에 배치될 수 있다.According to a feature of the present invention, the first electrode may include a pillar-shaped polymer structure, an intermediate layer formed on the polymer structure, and a conductive layer formed on the intermediate layer. In this case, the bioreceptor may be disposed on the conductive layer.

본 발명의 다른 특징에 따르면, 도전층은, Au, Ni, Zn, Pd, Ag, Cd, Pt, Ga 및 In 중 적어도 하나로 이루어지고, 중간층은, Ti, V, Cr, Sc, Nb, Mo 및 W 중 적어도 하나로 이루어질 수 있다. 나아가, 폴리머 구조물은, PU (Poly urethane), PDMS (Polydimethylsiloxane), NOA (Noland Optical Adhesive), Epoxy, PET (Polyethylene terephthalate), PMMA (Poly(methyl methacrylate)), PI (Polyimide), PS (Polystyrene), PEN (Polyethylene naphthalate), PC (Polycarbonate) 중 적어도 하나로 이루어질 수 있다.According to another feature of the present invention, the conductive layer is made of at least one of Au, Ni, Zn, Pd, Ag, Cd, Pt, Ga, and In, and the intermediate layer is Ti, V, Cr, Sc, Nb, Mo, and It may be made of at least one of W. Further, the polymer structure is PU (Poly urethane), PDMS (Polydimethylsiloxane), NOA (Noland Optical Adhesive), Epoxy, PET (Polyethylene terephthalate), PMMA (Poly (methyl methacrylate)), PI (Polyimide), PS (Polystyrene) , PEN (Polyethylene naphthalate), PC (Polycarbonate).

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 본 발명의 바이오 센서는, 기판 상의 반쪽 전지 반응층이 배치되고 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격된 제3 전극을 더 포함할 수 있다. 이때, 제1 전극은, 제2 전극 및 제3 전극 사이에 형성될 수 있다. According to another feature of the present invention, the biosensor of the present invention may further include a third electrode having a half-cell reaction layer disposed on a substrate and at least partially spaced apart from the first electrode by a predetermined distance. In this case, the first electrode may be formed between the second electrode and the third electrode.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 반쪽 전지 반응층은, Au, Ag, Ag/AgCl, Hg2SO4, Ag/Ag+, Hg/Hg2SO4, RE-6H, Hg/HgO, Hg/Hg2Cl2, Ag/Ag2SO4, Cu/CuSO4, KCl 포화된 칼로멜 반전지(SCE) 및 염다리 (Salt bridge) 백금 중 적어도 하나로 이루어질 수 있다.According to another feature of the present invention, the half-cell reaction layer is, Au, Ag, Ag/AgCl, Hg 2 SO 4 , Ag/Ag + , Hg/Hg 2 SO 4 , RE-6H, Hg/HgO, Hg/ Hg 2 Cl 2 , Ag/Ag 2 SO 4 , Cu/CuSO 4 , KCl saturated calomel half- cell (SCE) and salt bridge (Salt bridge) may be made of at least one of platinum.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 바이오 리셉터는, 필라의 측면에 형성될 수 있다.According to another feature of the present invention, the bioreceptor may be formed on the side of the pillar.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 바이오 리셉터는, 필라 사이의 기판 상에 형성될 수 있다.According to another feature of the present invention, the bioreceptor may be formed on a substrate between pillars.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 필라의 직경은, 400 nm 내지 600 nm이고, 상기 필라의 높이는, 1300 내지 1700 nm일 수 있다.According to another feature of the present invention, the diameter of the pillar may be 400 nm to 600 nm, and the height of the pillar may be 1300 to 1700 nm.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 필라는, 100 nm 내지 700nm의 간격으로 배치될 수 있다.According to another feature of the present invention, the pillars may be disposed at intervals of 100 nm to 700 nm.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 필라는, 제2 전극 상에 더 배치될 수 있다. According to another feature of the present invention, the pillar may be further disposed on the second electrode.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 제1 전극 및 제2 전극의 일부에 각각 연결되어, 전위차를 측정하도록 구성된 전위 측정부를 더 포함할 수 있다.According to another feature of the present invention, it may further include a potential measuring unit configured to measure a potential difference, each connected to a portion of the first electrode and the second electrode.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 전위 측정부와 연결되어 표적 물질의 양을 출력하도록 구성된 출력부를 더 포함할 수 있다.According to another feature of the present invention, it may further include an output unit configured to be connected to the potential measuring unit to output the amount of the target material.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 본 발명의 바이오 센서는, 표적 물질의 농도가 0.1 내지 1.0 ng/ml일 경우, 50 내지 200 μΑ의 전류량을 검출할 수 있다.According to another feature of the present invention, the biosensor of the present invention can detect a current amount of 50 to 200 μA when the concentration of the target material is 0.1 to 1.0 ng/ml.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 본 발명의 바이오 센서는, 동일한 표적 물질의 농도에서, 기판 상에 필러가 형성되지 않은 평판 전극에 비하여 2 배 내지 12 배 높은 민감도를 가질 수 있다. According to another feature of the present invention, the biosensor of the present invention may have a sensitivity of 2 to 12 times higher than that of a flat electrode in which no filler is formed on a substrate at the same concentration of the target material.

전술한 바와 같은 과제를 해결하기 위하여 본 발명의 일 실시예에 따른 기판을 포함하는 바이오 센서의 제조 방법이 제공된다. In order to solve the above problems, a method of manufacturing a biosensor including a substrate according to an embodiment of the present invention is provided.

본 방법은, 기판 상에 복수의 필라를 형성하는 단계, 기판의 적어도 일부면을 마스킹하도록 구성된 마스크 (mask) 를 이용하여 필라 상에 도전성 물질을 증착하여 제1 전극을 형성하는 단계, 마스크를 이용하여 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격된 기판 상에 도전성 물질을 증착하여 제2 전극을 형성하는 단계, 및 제1 전극 상에 표적 물질에 대한 바이오 리셉터를 고정하는 단계를 포함한다.The method includes forming a plurality of pillars on a substrate, depositing a conductive material on the pillars using a mask configured to mask at least a portion of the substrate to form a first electrode, using a mask Thus, forming a second electrode by depositing a conductive material on a substrate at least partially spaced apart from the first electrode by a predetermined distance, and fixing the bioreceptor for the target material on the first electrode.

본 발명의 특징에 따르면, 제1 전극을 형성하는 단계는, 마스크를 이용하여 필라 형상의 구조물 이외의 영역을 마스킹하는 단계, 중간 물질을 증착하여 필라 형상의 구조물 상에 중간층을 형성하는 단계, 및 도전성 물질을 증착하여 중간층 상에 도전층을 형성하는 단계를 포함하고, 바이오 리셉터를 고정하는 단계는 바이오 리셉터를 포함하는 용액을 상기 도전층 상에 도포하는 단계를 포함할 수 있다.According to a feature of the present invention, the forming of the first electrode includes masking an area other than the pillar-shaped structure using a mask, depositing an intermediate material to form an intermediate layer on the pillar-shaped structure, and Forming a conductive layer on the intermediate layer by depositing a conductive material, and fixing the bioreceptor may include applying a solution including the bioreceptor on the conductive layer.

본 발명의 다른 특징에 따르면, 본 발명의 바이오 센서 제조 방법은 마스크를 이용하여 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격된 기판 상에 반쪽 전지 반응성 물질을 증착하여 제3 전극을 형성하는 단계를 더 포함할 수 있다. 이때 제1 전극은, 제2 전극 및 제3 전극 사이에 형성될 수 있다.According to another feature of the present invention, the method of manufacturing a biosensor of the present invention comprises the steps of forming a third electrode by depositing a half-cell reactive material on a substrate at least partially spaced apart from the first electrode using a mask. It may contain more. In this case, the first electrode may be formed between the second electrode and the third electrode.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 바이오 리셉터는, 필라의 측면 또는 필라 사이의 기판 상에 바이오 리셉터를 고정하는 단계를 포함할 수 있다.According to another feature of the present invention, the bioreceptor may include fixing the bioreceptor on the side of the pillar or on the substrate between the pillars.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 필라의 직경은 400 nm 내지 600 nm이고, 필라의 높이는 1300 내지 1700 nm일 수 있다.According to another feature of the present invention, the diameter of the pillar may be 400 nm to 600 nm, and the height of the pillar may be 1300 to 1700 nm.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 기판 필라는 100 nm 내지 700nm의 간격으로 형성될 수 있다.According to another feature of the present invention, the substrate pillars may be formed at intervals of 100 nm to 700 nm.

전술한 바와 같은 과제를 해결하기 위하여 본 발명의 일 실시예에 따른 기판을 포함하는 표적 물질의 정량 분석 방법이 제공된다. In order to solve the above-described problems, a method for quantitatively analyzing a target material including a substrate according to an embodiment of the present invention is provided.

상기 정량 분석 방법은, 반응물을 획득하도록, 표적 물질을 포함하는 분석 시료 및, 상기 표적 물질과 특이적으로 결합하는 표지 바이오 리셉터를 혼합하는 단계, 반응물을 바이오 센서의 제1 전극 상에 배치하는 단계, 센서의 제1 전극 및 제2 전극의 전위차를 측정하는 단계, 및 상기 전위차에 기초하여 상기 표적 물질의 양을 결정하는 단계를 포함한다.The quantitative analysis method includes mixing an analysis sample containing a target material and a labeled bioreceptor specifically binding to the target material to obtain a reactant, and disposing the reactant on a first electrode of the biosensor , Measuring a potential difference between the first electrode and the second electrode of the sensor, and determining an amount of the target material based on the potential difference.

본 발명은, 도전층에서 금의 고유한 취성으로 인해, 기계적 응력 또는 가혹한 화학적 조건 하에서 기판으로부터의 불안전한 접착 또는 박리와 같은 문제를 갖는 종래의 바이오 센서가 갖는 문제점을 해결할 수 있는 효과가 있다. The present invention has an effect of solving the problems of the conventional biosensor having problems such as unstable adhesion or peeling from a substrate under mechanical stress or severe chemical conditions due to the inherent brittleness of gold in the conductive layer.

보다 구체적으로, 본 발명은 기판, 특히 필라 형상의 플렉서블 기판 상에 형성된 두 개의 전극으로 구성된 바이오 센서를 제공함으로써, 종래의 바이오 센서보다 기계적 물성이 향상되고, 유연성이 증가될 수 있다. More specifically, the present invention provides a biosensor composed of two electrodes formed on a substrate, particularly a pillar-shaped flexible substrate, thereby improving mechanical properties and increasing flexibility compared to a conventional biosensor.

이에, 본 발명은, 웨어러블 센서로서 적합할 수 있음에 따라, 바이오 센서의 적용 범위 확장에 기여할 수 있다. Accordingly, the present invention can contribute to the expansion of the application range of the biosensor as it can be suitable as a wearable sensor.

또한, 본 발명은, 표적 물질에 대하여 특이적으로 결합하는 바이오 리셉터와의 반응 면적이 높은, 필라 구조의 작업 전극을 포함하는 바이오 센서를 제공함으로써, 소량으로 존재하는 분석 시료에 대하여 높은 민감도 및 정확도로 정량 분석을 제공할 수 있는 효과가 있다.In addition, the present invention provides a biosensor including a pillar-structured working electrode having a high reaction area with a bioreceptor that specifically binds to a target substance, thereby providing high sensitivity and accuracy for an analysis sample present in a small amount. It has the effect of being able to provide quantitative analysis.

특히, 본 발명은 소량으로 존재하는 땀, 타액, 소변, 혈액, 혈장, 혈청, 눈물, 고름, 위액, 장액, 안구액, 복강액, 질액, 뇌척수액 및 체강액과 같은 체액 내의 표적 물질에 대하여 높은 민감도 및 정확도로 정량 분석을 수행할 수 있는 효과가 있다. In particular, the present invention is high against target substances in body fluids such as sweat, saliva, urine, blood, plasma, serum, tears, pus, gastric juice, serous fluid, ocular fluid, peritoneal fluid, vaginal fluid, cerebrospinal fluid and body cavity fluid. It has the effect of performing quantitative analysis with sensitivity and accuracy.

이에, 본 발명은 헬스케어 및 진단 응용 분야에 적용되어 질환 및 건강 상태와 연관된 다양한 임상적 정보를 제공할 수 있고, 농업 분야, 수질 측정과 같은 환경 분야에 있어서도 다양한 정보를 제공할 수 있는 효과가 있다. Accordingly, the present invention is applied to health care and diagnostic applications to provide various clinical information related to diseases and health conditions, and has an effect of providing various information in environmental fields such as agriculture and water quality measurement. have.

본 발명에 따른 효과는 이상에서 예시된 내용에 의해 제한되지 않으며, 더욱 다양한 효과들이 본 명세서 내에 포함되어 있다.The effects according to the present invention are not limited by the contents exemplified above, and more various effects are included in the present specification.

도 1a 및 1b는 본 발명의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서의 구조를 예시적으로 도시한 것이다.
도 1c 내지 1e는 본 발명의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서의 제1 전극의 구조를 예시적으로 도시한 것이다.
도 1f는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 성질을 도시한 것이다.
도 2a 및 2b는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 제조 방법의 절차를 예시적으로 도시한 것이다.
도 3a 및 3b는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서에 기초한 표적 물질의 정량 분석 방법의 절차를 예시적으로 도시한 것이다.
도 4a 내지 4d는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서에 대한 균주의 농도에 따른 전기 화학적 변화를 도시한 것이다.
도 5는 본 발명의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서에 기초한, ß아밀로이드 (amyoid) 의 농도 측정 결과를 도시한 것이다.
도 6a 내지 6c는 본 발명의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서 및 종래의 바이오 센서에 기초한 인슐린 농도 측정 결과를 비교하여 도시한 것이다.1A and 1B are exemplary structures of a biosensor according to various embodiments of the present disclosure.
1C to 1E exemplarily illustrate the structure of a first electrode of a biosensor according to various embodiments of the present disclosure.
1F illustrates the properties of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
2A and 2B illustrate exemplary procedures of a method of manufacturing a biosensor according to an embodiment of the present invention.
3A and 3B illustrate exemplary procedures of a method for quantitatively analyzing a target substance based on a biosensor according to an embodiment of the present invention.
4A to 4D illustrate electrochemical changes according to the concentration of strains for the biosensor according to an embodiment of the present invention.
5 is a diagram illustrating a result of measuring the concentration of ß amyloid based on a biosensor according to various embodiments of the present disclosure.
6A to 6C are views comparing results of measuring insulin concentration based on a biosensor according to various embodiments of the present invention and a conventional biosensor.

발명의 이점, 그리고 그것들을 달성하는 방법은 첨부되는 도면과 함께 상세하게 후술되어 있는 실시예들을 참조하면 명확해질 것이다. 그러나 본 발명은 이하에서 개시되는 실시예들에 한정되는 것이 아니라 서로 다른 다양한 형태로 구현될 것이며, 단지 본 실시예들은 본 발명의 개시가 완전하도록 하며, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 발명의 범주를 완전하게 알려주기 위해 제공되는 것이며, 본 발명은 청구항의 범주에 의해 정의될 뿐이다. Advantages of the invention and a method of achieving them will become apparent with reference to the embodiments described below in detail together with the accompanying drawings. However, the present invention is not limited to the embodiments disclosed below, but will be implemented in various forms different from each other, and only these embodiments make the disclosure of the present invention complete, and common knowledge in the technical field to which the present invention pertains. It is provided to completely inform the scope of the invention to those who have it, and the invention is only defined by the scope of the claims.

본 발명의 실시예를 설명하기 위한 도면에 개시된 형상, 크기, 비율, 각도, 개수 등은 예시적인 것이므로 본 발명이 도시된 사항에 한정되는 것은 아니다. 또한, 본 발명을 설명함에 있어서, 관련된 공지 기술에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우 그 상세한 설명은 생략한다. 본 명세서 상에서 언급된 '포함한다', '갖는다', '이루어진다' 등이 사용되는 경우, '~만'이 사용되지 않는 이상 다른 부분이 추가될 수 있다. 구성요소를 단수로 표현한 경우에 특별히 명시적인 기재 사항이 없는 한 복수를 포함하는 경우를 포함한다.The shapes, sizes, ratios, angles, numbers, etc. disclosed in the drawings for explaining the embodiments of the present invention are exemplary, and the present invention is not limited to the illustrated matters. In addition, in describing the present invention, when it is determined that a detailed description of related known technologies may unnecessarily obscure the subject matter of the present invention, the detailed description thereof will be omitted. When'include','have','consists of' and the like mentioned in the present specification are used, other parts may be added unless'only' is used. In the case of expressing the constituent elements in the singular, it includes the case of including the plural unless specifically stated otherwise.

구성요소를 해석함에 있어서, 별도의 명시적 기재가 없더라도 오차 범위를 포함하는 것으로 해석한다.In interpreting the components, it is interpreted as including an error range even if there is no explicit description.

본 발명의 여러 실시예들의 각각 특징들이 부분적으로 또는 전체적으로 서로 결합 또는 조합 가능하며, 당업자가 충분히 이해할 수 있듯이 기술적으로 다양한 연동 및 구동이 가능하며, 각 실시예들이 서로에 대하여 독립적으로 실시 가능할 수도 있고 연관 관계로 함께 실시 가능할 수도 있다.Each of the features of the various embodiments of the present invention can be partially or entirely combined or combined with each other, and as a person skilled in the art can fully understand, technically various interlocking and driving are possible, and each of the embodiments may be independently implemented with respect to each other. It may be possible to do it together in a related relationship.

본 명세서의 해석의 명확함을 위해, 이하에서는 본 명세서에서 사용되는 용어들을 정의하기로 한다.For clarity of interpretation of the present specification, terms used in the present specification will be defined below.

본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서는, 기판 상의, 복수의 필라 (pillar) 로 이루어진 제1 전극, 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격되고 제1 전극과 대극을 형성하는 제2 전극, 및 표적 물질에 대하여 특이적으로 결합하는 바이오 리셉터를 포함한다.A biosensor according to an embodiment of the present invention includes a first electrode formed of a plurality of pillars on a substrate, a second electrode having a first electrode and at least a portion spaced apart by a predetermined distance and forming a first electrode and a counter electrode. , And a bioreceptor that specifically binds to a target substance.

본 명세서에서 사용되는 용어, "바이오 센서"는 표적 물질과 바이오 센서 상에 배치된 전극과의 산화 환원 반응에 따른 전위를 측정하여 표적 물질에 대한 정성 및 정량 분석이 가능 전기 화학적 바이오 센서일 수 있다.As used herein, the term “biosensor” may be an electrochemical biosensor capable of qualitative and quantitative analysis of a target material by measuring a potential according to a redox reaction between a target material and an electrode disposed on the biosensor. .

본 명세서에서 사용되는 용어, "필라"는 기판 상에 형성된 나노 사이즈의 구조체의 폴리머일 수 있다. 이때, "필라"는 본원 명세서 내에서 "나노 필라 어레이", "필라 형상의 폴리머 구조물"과 동일한 의미로 해석될 수 있다.As used herein, the term "pillar" may be a polymer of a nano-sized structure formed on a substrate. In this case, "pillar" may be interpreted as the same meaning as "nano pillar array" and "pillar-shaped polymer structure" in the present specification.

한편, 필라는, 폴리우레탄 (PU (Poly urethane), PDMS (Polydimethylsiloxane), NOA (Noland Optical Adhesive), Epoxy, PET (Polyethylene terephthalate), PMMA (Poly(methyl methacrylate)), PI (Polyimide), PS (Polystyrene), PEN (Polyethylene naphthalate), PC (Polycarbonate), 및 이들의 조합 중 적어도 하나로 이루어질 수 있다. On the other hand, pillars are polyurethane (PU (Poly urethane), PDMS (Polydimethylsiloxane), NOA (Noland Optical Adhesive), Epoxy, PET (Polyethylene terephthalate), PMMA (Poly(methyl methacrylate)), PI (Polyimide), PS ( Polystyrene), PEN (Polyethylene naphthalate), PC (Polycarbonate), and may be made of at least one of a combination thereof.

본 발명의 특징에 따르면, 필라는 PU와 상품명 NOA 68과 같은 NOA계 접착제의 블렌드 (PUNO) 로 이루어질 수도 있다. 이때, 블렌드 중 PU 및 NOA계 접착제 각각의 함량은, 20 내지 80 중량 %, 바람직하게 30 내지 70 중량%, 보다 바람직하게 40 내지 60 중량%일 수 있다. According to a feature of the present invention, the pillar may be made of a blend of PU and a NOA-based adhesive such as NOA 68 (PUNO). At this time, the content of each of the PU and NOA-based adhesive in the blend may be 20 to 80% by weight, preferably 30 to 70% by weight, more preferably 40 to 60% by weight.

그러나, 필라는 이에 제한되는 것은 아니며, 유연성을 갖는 한 보다 다양한 고분자로 이루어질 수 있다. However, the pillar is not limited thereto, and may be made of a variety of polymers as long as it has flexibility.

본 명세서에서 사용되는 용어, "제1 전극"은 바이오 센서 상에서 표적 물질 또는 표적 물질을 포함하는 분석 시료와의 반응에 의해 산화 또는 환원을 하는, 작업 전극 (working electrode) 을 의미할 수 있다.As used herein, the term "first electrode" may refer to a working electrode that performs oxidation or reduction by reaction with a target material or an analysis sample including the target material on a biosensor.

이때, 제1 전극 상에는 표적 물질에 특이적으로 결합하는 바이오 리셉터가 배치될 수 있다. 예를 들어, 제1 전극 상에, 도전층이 증착된 필라가 배치되고, 상기 필라에 항체, 항원, 앱타머 등의 바이오 리셉터가 배치될 수 있다.In this case, a bioreceptor specifically binding to the target material may be disposed on the first electrode. For example, a pillar on which a conductive layer is deposited may be disposed on the first electrode, and a bioreceptor such as an antibody, an antigen, or an aptamer may be disposed on the pillar.

나아가, 제1 전극 상에는 표적 물질과의 반응하여 전기 화학적 신호를 유도하는 물질이 더욱 배치될 수 있다. Furthermore, a material for inducing an electrochemical signal by reacting with a target material may be further disposed on the first electrode.

본 명세서에서 사용되는 용어, "제2 전극"은 바이오 센서 상에서 제1 전극과 대향하는, 대 전극 (counter electrode) 을 의미할 수 있다. 예를 들어, 표적 물질과의 반응에 의해 제1 전극에서 산화가 일어난다면, 제2 전극에서 환원이 일어날 수 있다. As used herein, the term "second electrode" may mean a counter electrode, which faces the first electrode on the biosensor. For example, if oxidation occurs in the first electrode due to reaction with the target material, reduction may occur in the second electrode.

본 발명의 특징에 따르면, 제2 전극 상에는 도전층이 증착된 필라가 배치될 수도 있다. According to a feature of the present invention, a pillar on which a conductive layer is deposited may be disposed on the second electrode.

본 명세서에서 사용되는 용어, "제3 전극"은 표적 물질과의 접촉에도 전위가 안정하며 재현성이 높은 반쪽 전지 반응성 물질로 구성된, 기준 전극 (reference electrode) 을 의미할 수 있다.As used herein, the term "third electrode" may mean a reference electrode composed of a half-cell reactive material that has stable potential and high reproducibility even in contact with a target material.

본 명세서에서 사용되는 용어, "기판"은, 상기 전극들이 형성되어 있는 판을 의미할 수 있다. 본원 명세서 내에 개시된 기판은, 플렉서블 기판일 수 있다.As used herein, the term "substrate" may mean a plate on which the electrodes are formed. The substrate disclosed in the present specification may be a flexible substrate.

예를 들어, 기판은, 폴리우레탄 (Poly urethane, PU) 계, 폴리디메틸실록산 (Polydimethylsiloxane, PDMS) 계, NOA (Noland Optical Adhesive) 계, 에폭시 (Epoxy) 계, 폴리에틸렌 테리프탈레이트 (polyethyleneterephthalate, PET), 폴리메틸메타크릴레이트 (poly(methyl methacrylate), PMMA), 폴리이미드 (polyimide, PI), 폴리스타이렌 (polystyrene, PS), 폴리에틸렌나프탈레이트 (polyethylenenaphthalate, PEN) 및 폴리카보네이트 (polycarbonate, PC) 중 적어도 하나로 이루어질 수 있다.For example, the substrate is polyurethane (Poly urethane, PU) system, polydimethylsiloxane (PDMS) system, NOA (Noland Optical Adhesive) system, epoxy system, polyethylene terephthalate (PET), Consisting of at least one of poly(methyl methacrylate), PMMA), polyimide (PI), polystyrene (PS), polyethylenenaphthalate (PEN), and polycarbonate (PC) I can.

이때, 기판 상에 형성된 복수의 필라들은, 기판과 동일한 소재로 이루어질 수 있어, 본 발명의 바이오 센서는 평평한 플랫 형태의 센서보다 유연성이 높을 수 있다. In this case, since the plurality of pillars formed on the substrate may be made of the same material as the substrate, the biosensor of the present invention may have higher flexibility than the flat flat sensor.

그러나, 기판의 소재는 이에 제한되는 것이 아니며, 표적 물질과의 반응에 따른 전위차가 발생하는 전극들이 배치되고, 유연성을 제공하는한, 다양한 소재로 이루어질 수 있다.However, the material of the substrate is not limited thereto, and may be made of a variety of materials as long as electrodes having a potential difference according to a reaction with a target material are disposed and provide flexibility.

본 명세서에서 사용되는 용어, "도전층"은 도전성 물질로 구성된 레이어를 의미할 수 있다. 이때, 본원 명세서 내에서 도전층은 Ni, Zn, Pd, Ag, Cd, Pt, Ga, In 및 Au 중 적어도 하나로 이루어질 수 있다. 바람직하게, 도전층은, 내산화성 및 내 부식성을 갖고, 비활성 표면을 제공할 수 있고, 전기도전성 및 열 도전성이 좋고, 광 사도 (optical reflectivity) 가 높으며, 평활한 표면을 제공할 수 있는 Au일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.As used herein, the term "conductive layer" may mean a layer made of a conductive material. At this time, in the present specification, the conductive layer may be made of at least one of Ni, Zn, Pd, Ag, Cd, Pt, Ga, In, and Au. Preferably, the conductive layer is made of Au, which has oxidation resistance and corrosion resistance, can provide an inert surface, has good electrical conductivity and thermal conductivity, has high optical reflectivity, and can provide a smooth surface. However, it is not limited thereto.

본 발명의 특징에 따르면, 바이오 센서 상에서 제1 전극 및 제2 전극은 필라 형상의 폴리머 구조물에 도전층이 증착되어 전류가 흐르도록 구성될 수 있다. According to a feature of the present invention, the first electrode and the second electrode on the biosensor may be configured such that a conductive layer is deposited on a pillar-shaped polymer structure to allow current to flow.

본 명세서에서 사용되는 용어, "중간층 (intermediate layer)"은 필라 형상의 폴리머 구조물과 도전층 사이에 배치된 층일 수 있다. 보다 구체적으로, 중간층은 필라 형상의 폴리머 구조물의 표면에서 극성 원자와 화학적 결합을 형성할 수 있음에 따라, 상면의 도전층과 하면의 구조물이 견고하게 부착될 수 있도록 구성될 수 있다. 한편, 중간 층은, Ti, V, Cr, Sc, Nb, Mo 및 W 중 적어도 하나로 이루어질 수 있다.As used herein, the term “intermediate layer” may be a layer disposed between a pillar-shaped polymer structure and a conductive layer. More specifically, the intermediate layer may form a chemical bond with polar atoms on the surface of the pillar-shaped polymer structure, so that the conductive layer on the upper surface and the structure on the lower surface can be firmly attached. Meanwhile, the intermediate layer may be formed of at least one of Ti, V, Cr, Sc, Nb, Mo, and W.

본 발명의 특징에 따르면, 바이오 센서 상에서 제1 전극 및 제2 전극은 필라 형상의 폴리머 구조물에, 중간층이 형성되고, 중간층 상에 도전층이 증착되어 전류가 흐르도록 구성될 수 있다. According to a feature of the present invention, the first electrode and the second electrode on the biosensor may be configured such that an intermediate layer is formed on a pillar-shaped polymer structure, and a conductive layer is deposited on the intermediate layer to allow current to flow.

본 명세서에서 사용되는 용어, "반쪽 전지 반응층"은 표적 물질과의 접촉에도 일정한 전위를 갖는 안정적인 물질로 이루어진 층일 수 있다. 보다 구체적으로, 반쪽 전지 반응층은 Ag/AgCl, Ag, Hg2SO4, Ag/Ag+, Hg/Hg2SO4, RE-6H, Hg/HgO, Hg/Hg2Cl2, Ag/Ag2SO4, Cu/CuSO4, KCl 포화된 칼로멜 반전지 (SCE) 및 염다리 백금의 전위차가 미리 알려진 물질로 이루어질 수 있다. As used herein, the term "half cell reaction layer" may be a layer made of a stable material having a constant potential even in contact with a target material. More specifically, the half-cell reaction layer is Ag/AgCl, Ag, Hg 2 SO 4 , Ag/Ag + , Hg/Hg 2 SO 4 , RE-6H, Hg/HgO, Hg/Hg 2 Cl 2 , Ag/Ag 2 SO 4 , Cu/CuSO 4 , KCl The potential difference between saturated calomel half- cell (SCE) and salt bridge platinum may be made of a material known in advance.

본 발명의 특징에 따르면, 제3 전극 상에는 반쪽 전지 반응층이 형성될 수 있다.According to a feature of the present invention, a half-cell reaction layer may be formed on the third electrode.

본 명세서에서 사용되는 용어, "마스크"는 불필요한 부분은 가리고 필요한 부분만을 노출하기 위한 판을 의미할 수 있다.As used herein, the term “mask” may mean a plate for exposing only necessary portions while covering unnecessary portions.

본원 명세서 내에서 마스크는, 제1 전극, 제2 전극 및 제3 전극 각각의 모양, 크기, 간격에 대하여 미리 결정된 복수의 마크스를 포함할 수 있다. In the present specification, the mask may include a plurality of predetermined marks with respect to the shape, size, and spacing of each of the first electrode, the second electrode, and the third electrode.

이에, 제1 전극, 제2 전극 및 제3 전극은, 미리 결정된 복수의 마크스에 의해 기판 상에 형성될 수 있다.Accordingly, the first electrode, the second electrode, and the third electrode may be formed on the substrate by a plurality of predetermined marks.

예를 들어, 특정 영역을 마스킹 하도록 구성되고, 모양 및 크기가 미리 결정된 마스크를 기판에 배치한 후, 도전성 물질을 증착함으로써 기판 위의 필라가 존재하는 영역에만 도전층이 증착될 수 있다. 즉, 상기와 같은 방법에 의해 기판 상의 필라, 필라 상의 도전층이 형성된 제1 전극이 형성될 수 있다. For example, after disposing a mask configured to mask a specific region and having a predetermined shape and size on a substrate, and then depositing a conductive material, the conductive layer may be deposited only in the region where the pillars exist on the substrate. That is, a pillar on a substrate and a first electrode on which a conductive layer on the pillar is formed may be formed by the above method.

나아가, 형성된 제1 전극을 마스킹 하도록 구성되고, 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격된 영역이 오픈된 마스크를 기판에 배치한 후, 도전성 물질을 증착함으로써 제2 전극이 기판 상에 형성될 수 있다.Further, a mask configured to mask the formed first electrode and having an open area at least partially spaced apart from the first electrode is disposed on the substrate, and then the second electrode is formed on the substrate by depositing a conductive material. I can.

나아가, 제1 전극 및 제2 전극을 마스킹 하도록 구성되고, 제2 전극과 일부가 일정한 거리로 이격된 영역이 오픈된 마스크를 기판에 배치한 후 반쪽 전지 반응성 물질을 증착함으로써 제3 전극이 기판 상에 형성될 수 있다. Further, a mask configured to mask the first electrode and the second electrode, and in which the area is partially spaced apart from the second electrode, is disposed on the substrate, and then a half-cell reactive material is deposited to form the third electrode on the substrate. Can be formed in

본 명세서에서 사용되는 용어, "전위 측정부"는 제1 전극 및 제2 전극의 일단에 각각 연결되어 전위차를 측정하도록 구성된 유닛 (unit) 일 수 있다. 이러한 전위 측정부는, 제1 전극 및 제2 전극의 전위차를 측정하도록, 표적 물질을 포함하는 분석 시료와 반응하는 단과 상이한 단에 연결될 수 있다. As used herein, the term “potential measurement unit” may be a unit configured to measure a potential difference by being connected to one end of the first electrode and the second electrode, respectively. Such a potential measuring unit may be connected to an end different from the end reacting with the assay sample containing the target material so as to measure the potential difference between the first electrode and the second electrode.

본 명세서에서 사용되는 용어, "출력부"는 전위차를 기초로 표적 물질의 양 (또는 농도) 를 변환해주도록 구성된 유닛일 수 있다. 이때, 출력부는 전위 측정부와 연결될 수 있어, 전위 측정부에 측정된 분석 시료의 전위차에 기초하여 표적 물질의 농도, 즉 정량 분석 값을 제공하도록 구성될 수 있다. As used herein, the term “output unit” may be a unit configured to convert the amount (or concentration) of a target substance based on a potential difference. In this case, the output unit may be connected to the potential measurement unit, and thus may be configured to provide a concentration of the target substance, that is, a quantitative analysis value, based on a potential difference of the analyzed sample measured by the potential measurement unit.

보다 구체적으로, 출력부는 액정 표시 장치, 유기 발광 표시 장치 등을 포함하는 표시 장치일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니며 표적 물질에 대한 정량 분석 결과를 제공하는 한, 다양한 형태로 제공될 수 있다. 이때, 출력부는, 분석 시료의 전기 화학 반응에 따른 전위차를 농도 값으로 변환하도록 구성된 프로세서를 더 포함할 수도 있다. More specifically, the output unit may be a display device including a liquid crystal display device, an organic light emitting display device, etc., but is not limited thereto and may be provided in various forms as long as a quantitative analysis result for a target material is provided. In this case, the output unit may further include a processor configured to convert a potential difference according to an electrochemical reaction of the analysis sample into a concentration value.

이하에서는, 도 1a 내지 1f를 참조하여, 본 발명의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서의 구조 및 특징에 대하여 구체적으로 설명한다. 도 1a 및 1b는 본 발명의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서의 구조를 예시적으로 도시한 것이다. 도 1c 내지 1e는 본 발명의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서의 제1 전극의 구조를 예시적으로 도시한 것이다. 도 1f는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 성질을 도시한 것이다.Hereinafter, structures and features of a biosensor according to various embodiments of the present disclosure will be described in detail with reference to FIGS. 1A to 1F. 1A and 1B are exemplary structures of a biosensor according to various embodiments of the present disclosure. 1C to 1E exemplarily illustrate the structure of a first electrode of a biosensor according to various embodiments of the present disclosure. 1F illustrates the properties of a biosensor according to an embodiment of the present invention.

도 1a를 참조하면, 바이오 센서 (100) 는, 기판 상에 형성된 제1 전극 (110) 및 제2 전극 (120) 의 두 개의 전극 (110, 120) 으로 구성된다. 이때, 제1 전극 (110) 및 제2 전극 (120) 의 타단에는, 상기 전극 각각에 대하여 연장된 도전성 물질인, 도전성 연장층 (112, 122) 이 더 배치될 수 있다. 나아가, 제1 전극 (110) 및 제2 전극 (120) 은 도전층(130) 과 동일한 물질층이 배치될 수 있다. 예를 들어, 제1 전극 (110) 및 제2 전극 (120) 상에는 Ni, Zn, Pd, Ag, Cd, Pt, Ga, In 및 Au 중 적어도 하나로 이루어진 도전층이 배치될 수 있으나 이에 제한되는 것은 아니다. Referring to FIG. 1A, the biosensor 100 is composed of two electrodes 110 and 120 of a first electrode 110 and a second electrode 120 formed on a substrate. At this time, at the other ends of the first electrode 110 and the second electrode 120, conductive extension layers 112 and 122, which are conductive materials extending with respect to each of the electrodes, may be further disposed. Further, the first electrode 110 and the second electrode 120 may have the same material layer as the conductive layer 130. For example, a conductive layer made of at least one of Ni, Zn, Pd, Ag, Cd, Pt, Ga, In, and Au may be disposed on the first electrode 110 and the second electrode 120, but is limited thereto. no.

한편, 제2 전극 (120) 은 기판 상에 제1 전극 (110) 과 일부가 일정한 거리로 이격되어 존재할 수 있다. 나아가, 제1 전극 (110) 은 원형의 형태를 갖고, 제2 전극 (120) 은 제1 전극 (110) 의 일부 영역을 감싸도록 반원의 형태를 가질 수 있다. 그러나, 1 전극 (110) 및 제2 전극 (120) 의 배치 형태, 및 이들 전극 각각의 모양은 이에 제한되는 것이 아니다. 특히, 제1 전극 (110) 및 제2 전극 (120) 이 일정한 거리를 유지하고, 분석 시료 내의 표적 물질과의 반응에 따른 전위차를 갖는 한 다양한 모양으로 기판 상에 존재할 수 있다.Meanwhile, the second electrode 120 may exist on the substrate by being spaced apart from the first electrode 110 by a certain distance. Further, the first electrode 110 may have a circular shape, and the second electrode 120 may have a semicircular shape to surround a partial area of the first electrode 110. However, the arrangement form of the first electrode 110 and the second electrode 120 and the shape of each of these electrodes are not limited thereto. In particular, as long as the first electrode 110 and the second electrode 120 maintain a constant distance and have a potential difference according to a reaction with a target material in the analysis sample, they may exist on the substrate in various shapes.

도 1b를 참조하면, 바이오 센서 (100') 는, 기준 전극이 되는 제3 전극 (130) 을 더욱 포함할 수 있다. 이때, 제3 전극 (130) 상에는, 전류의 측정이 용이하도록 타단에 연장된 도전성 연장층 (132) 이 더욱 배치될 수 있다. Referring to FIG. 1B, the biosensor 100 ′ may further include a third electrode 130 serving as a reference electrode. At this time, on the third electrode 130, a conductive extension layer 132 extending at the other end may be further disposed to facilitate current measurement.

한편, 제3 전극 (130) 상에는, 상기 제1 전극 (110), 제2 전극 (120) 을 이루는 도전층과 상이한 반쪽 전지 반응층이 배치될 수 있다. 예를 들어, 제3 전극 (130) 상에는 Ag/AgCl, Ag, Hg2SO4, Ag/Ag+, Hg/Hg2SO4, RE-6H, Hg/HgO, Hg/Hg2Cl2, Ag/Ag2SO4, Cu/CuSO4, KCl 포화된 칼로멜 반전지 (SCE) 및 염다리 백금 중 적어도 하나로 이루어진 반쪽 전지 반응층이 배치될 수 있다.Meanwhile, on the third electrode 130, a half-cell reaction layer different from the conductive layer forming the first electrode 110 and the second electrode 120 may be disposed. For example, on the third electrode 130, Ag/AgCl, Ag, Hg 2 SO 4 , Ag/Ag + , Hg/Hg 2 SO 4 , RE-6H, Hg/HgO, Hg/Hg 2 Cl 2 , Ag A half-cell reaction layer made of at least one of /Ag 2 SO 4 , Cu/CuSO 4 , KCl saturated calomel half cell (SCE) and salt bridge platinum may be disposed.

이에, 사용자는 바이오 센서 (100') 의 제1 전극 (110) 과 표적 물질의 반응에 따라 발생하는 전기 화학적 신호와 제3 전극 (130) 의 전위차를 측정함으로써, 표적 물질에 대한 양을 도출할 수 있다. Accordingly, the user can derive the amount for the target material by measuring the potential difference between the electrochemical signal generated according to the reaction between the first electrode 110 and the target material of the biosensor 100 ′ and the third electrode 130. I can.

한편, 본 발명의 특징에 따르면 바이오 센서의 제1 전극은 복수의 필라로 이루어질 수 있다.Meanwhile, according to a feature of the present invention, the first electrode of the biosensor may be formed of a plurality of pillars.

보다 구체적으로, 도 1c의 (a)를 참조하면, 바이오 센서 (100) 의 제1 전극 (110) 은, 나노 사이즈의 복수의 필라 (114) 로 이루어질 수 있다. 이때, 도 1c의 (b) 및 (c)를 더욱 참조하면 필라 (114) 의 표면은, 도전층 예를 들어 Au가 증착된 도전층으로 이루어질 수 있다. More specifically, referring to (a) of FIG. 1C, the first electrode 110 of the biosensor 100 may be formed of a plurality of pillars 114 having a nano size. At this time, referring to (b) and (c) of FIG. 1C further, the surface of the pillar 114 may be formed of a conductive layer, for example, a conductive layer on which Au is deposited.

이때, 필라 (114) 의 직경은 400 nm 내지 600 nm이고, 필라 (114) 의 높이는 1300 내지 1700 nm일 수 있다. 나아가, 필라 (114) 는 100 nm 내지 700nm의 간격으로 배치될 수 있다. 나아가, 필라의 종횡비는 1:3일 수 있다. 그러나, 필라 (114) 의 크기 및 이의 배치 간격은 전술한 것에 제한되는 것은 아니다. At this time, the diameter of the pillar 114 may be 400 nm to 600 nm, and the height of the pillar 114 may be 1300 to 1700 nm. Furthermore, the pillars 114 may be disposed at intervals of 100 nm to 700 nm. Furthermore, the aspect ratio of the pillar may be 1:3. However, the size of the pillars 114 and the arrangement spacing thereof are not limited to those described above.

예를 들어, 필라 (114) 의 직경은, 100 nm 내지 1000 nm일 수 있다. 나아가, 필라 (114) 의 높이는 200 nm 내지 2000 nm일 수 있다. 또한, 필라 (114) 간 간격은 500 nm 내지 2000 nm으로 기판 상에 배치될 수 있다.For example, the diameter of the pillar 114 may be 100 nm to 1000 nm. Furthermore, the height of the pillar 114 may be 200 nm to 2000 nm. In addition, the spacing between the pillars 114 may be 500 nm to 2000 nm, and may be disposed on the substrate.

본 발명의 다른 특징에 따르면, 표적 물질에 대한 바이오 리셉터는 바이오 센서의 제1 전극 상의 필라에 배치될 수 있다. According to another feature of the present invention, a bioreceptor for a target material may be disposed on a pillar on the first electrode of the biosensor.

보다 구체적으로, 도 1d를 참조하면, 표적 물질에 대한 바이오 리셉터 (116) 는, 필라 (114) 상에 또는, 필라 (114) 가 형성된 기판 상에 배치될 수 있다. 즉, 본 발명의 바이오 센서 (100) 상에는, 상기와 같은 구조적 특징에 따라, 플랫 형태의 바이오 센서보다 높은 농도의 바이오 리셉터 (116) 가 배치될 수 있어, 표적 물질에 대하여 민감도 높은 검출이 가능할 수 있다. 즉, 표적 물질과의 반응 면적이 넓어짐에 따라, 본 발명의 바이오 센서 (100) 는 소량의 표적 물질에 대하여 민감도 높은 정성 및 정량 분석 결과를 제공할 수 있다.More specifically, referring to FIG. 1D, the bioreceptor 116 for the target material may be disposed on the pillar 114 or on the substrate on which the pillar 114 is formed. That is, on the biosensor 100 of the present invention, a bioreceptor 116 having a higher concentration than the flat biosensor may be disposed according to the structural features as described above, so that detection with high sensitivity for the target material may be possible. have. That is, as the reaction area with the target material increases, the biosensor 100 of the present invention can provide highly sensitive qualitative and quantitative analysis results for a small amount of the target material.

본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 제1 전극 상에는, 복수의 물질층이 증착된 복수의 필라가 배치될 수 있다. According to another feature of the present invention, a plurality of pillars on which a plurality of material layers are deposited may be disposed on the first electrode.

보다 구체적으로, 도 1e를 참조하면, 필라 (114) 는, 복수의 필라 형상의 폴리머 구조물 (114 a), 폴리머 구조물 (114 a) 의 표면에 배치된 중간층 (114 b), 중간층 (114 b) 의 표면에 배치된 도전층 (114 c) 으로 구성될 수 있다.More specifically, referring to FIG. 1E, the pillar 114 includes a plurality of pillar-shaped polymer structures 114 a, an intermediate layer 114 b disposed on the surface of the polymer structure 114 a, and an intermediate layer 114 b. It may be composed of a conductive layer (114c) disposed on the surface of.

한편, 본 발명의 일 실시예에 따르면, 폴리머 구조물 (114 a) 은 폴리우레탄 (Poly urethane, PU) 계, 폴리디메틸실록산 (Polydimethylsiloxane, PDMS) 계, NOA (Noland Optical Adhesive) 계, 에폭시 (Epoxy) 계, 폴리에틸렌 테리프탈레이트 (polyethyleneterephthalate, PET), 폴리메틸메타크릴레이트 (poly(methyl methacrylate), PMMA), 폴리이미드 (polyimide, PI), 폴리스타이렌 (polystyrene, PS), 폴리에틸렌나프탈레이트 (polyethylenenaphthalate, PEN) 및 폴리카보네이트 (polycarbonate, PC) 중 적어도 하나로 이루어질 수 있다.On the other hand, according to an embodiment of the present invention, the polymer structure (114 a) is a polyurethane (Poly urethane, PU) system, a polydimethylsiloxane (PDMS) system, NOA (Noland Optical Adhesive) system, epoxy (Epoxy) System, polyethylene terephthalate (PET), poly(methyl methacrylate), PMMA), polyimide (PI), polystyrene (PS), polyethylenenaphthalate (PEN), and It may consist of at least one of polycarbonate (PC).

본 발명의 다른 실시예에 따르면, 중간층 (114 b) 는 Ti, V, Cr, Sc, Nb, Mo 및 W 중 적어도 하나로 이루어질 수 있고, 도전층 (114 c) 는 Au, Ni, Zn, Pd, Ag, Cd, Pt, Ga 및 In 중 적어도 하나로 이루어질 수 있다. 그러나, 이에 제한되는 것은 아니다.According to another embodiment of the present invention, the intermediate layer 114 b may be made of at least one of Ti, V, Cr, Sc, Nb, Mo, and W, and the conductive layer 114 c is Au, Ni, Zn, Pd, It may be made of at least one of Ag, Cd, Pt, Ga, and In. However, it is not limited thereto.

상기와 같은 구조적 특징에 의해, 본 발명의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서 (100, 100') 는 편평한 어레이를 갖는 바이오 센서보다 향상된 유연성을 제공하고, 핸들링이 용이할 수 있다. 나아가, 표적 물질에 대하여 높은 민감도 및 정확도로 전기 화학적 정량 분석이 가능할 수 있다.Due to the structural features as described above, the biosensors 100 and 100' according to various embodiments of the present invention may provide improved flexibility and easier handling than the biosensors having a flat array. Furthermore, electrochemical quantitative analysis may be performed with high sensitivity and accuracy for the target material.

보다 구체적으로, 도 1f (a)를 참조하면, 본 발명의 바이오 센서는 전술한 구조적 특징에 의해, 구부림 (bending) 및 휘어짐 (twisting) 에도 전극의 손상이 최소화되는 유연성을 가질 수 있다. 나아가, 도 1f (b) 를 참조하면, 본 발명의 바이오 센서는 USB 연결되어 전기화학적 분석이 가능한 형태를 가질 수도 있다. More specifically, referring to FIG. 1F (a), the biosensor of the present invention may have flexibility in which damage to the electrode is minimized even when bending and twisting due to the above-described structural features. Further, referring to Figure 1f (b), the biosensor of the present invention may have a form capable of electrochemical analysis by USB connection.

이에, 본 발명의 바이오 센서는, 웨어러블 디바이스에 적용가능할 정도의 유연성을 제공할뿐만 아니라, 저비용 생산이 가능하며, 다양한 응용이 가능하여 대량 신속처리 (high throughput) 프로세스를 가질 수 있다. Accordingly, the biosensor of the present invention not only provides a degree of flexibility applicable to wearable devices, but also enables low-cost production, and can have various applications, thereby having a high throughput process.

이하에서는, 도 2a 및 2b를 참조하여, 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 제조 방법의 절차를 구체적으로 설명한다. Hereinafter, a procedure of a method of manufacturing a biosensor according to an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to FIGS. 2A and 2B.

도 2a 및 2b는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서의 제조 방법의 절차를 도시한 것이다.2A and 2B show a procedure of a method of manufacturing a biosensor according to an embodiment of the present invention.

도 2a를 참조하면, 바이오 센서의 제조 방법은, 먼저 기판 상에 복수의 필라를 형성한다 (S210). 그 다음, 마스크를 이용하여 필라 상에 도전성 물질을 증착하여 제1 전극을 형성한다 (S220). 그 다음, 마스크를 이용하여 기판 상에 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격되도록 도전성 물질을 증착하여 제2 전극을 형성한다 (S230). 마지막으로, 제1 전극 상에 표적 물질에 대한 바이오 리셉터를 고정한다 (S240). Referring to FIG. 2A, in the method of manufacturing a biosensor, first, a plurality of pillars is formed on a substrate (S210). Then, a first electrode is formed by depositing a conductive material on the pillar using a mask (S220). Then, a second electrode is formed by depositing a conductive material on the substrate using a mask so that at least a portion of the first electrode is spaced apart by a predetermined distance (S230). Finally, the bioreceptor for the target material is fixed on the first electrode (S240).

보다 구체적으로, 복수의 필라를 형성하는 단계 (S210) 에서, 복수의 필라는, 미리 결정된 필라의 규격과 동일한 크기를 갖는 홀이 형성된 마스터 몰드를 이용하여 기판 상에 형성될 수 있다. More specifically, in the step of forming a plurality of pillars (S210), the plurality of pillars may be formed on a substrate using a master mold in which a hole having the same size as that of the predetermined pillar is formed.

예를 들어, 포토리소그래피, 이온 밀링, e-beam 리소그래피 등과 같은 당업계에 공지된 가고 기술에 의해 필라 구조물과 대응되는 형상의 홀이 마스터 몰드 상에 형성될 수 있다. 이때, 마스터 몰드의 홀의 직경은 약 100 내지 1000 nm일 수 있고, 홀의 깊이는 약 100 내지 2000 nm일 수 있고, 홀 간 간격은 100 내지 3500 nm일 수 있다. 획득된 마스터 몰드에 복수의 필라를 이루는 용액, 예를 들어 PU, PUNO (PU 및 NOA 68 블렌드 용액) 의 폴리머 용액을 도포하고 경화 단계를 거친 후, 마스터 몰드와 박리하게 되면 필라 형태의 폴리머 구조물인 복수의 필라가 기판 상에 형성될 수 있다. For example, a hole having a shape corresponding to the pillar structure may be formed on the master mold by a technique known in the art such as photolithography, ion milling, e-beam lithography, and the like. In this case, the diameter of the hole of the master mold may be about 100 to 1000 nm, the depth of the hole may be about 100 to 2000 nm, and the interval between the holes may be 100 to 3500 nm. After applying a polymer solution of a plurality of pillars, for example, PU and PUNO (PU and NOA 68 blend solution) to the obtained master mold, and after curing, peeling from the master mold, the pillar-shaped polymer structure A plurality of pillars may be formed on the substrate.

한편, 복수의 필라 및 기판은 상기 제조 방법에 의해 일체형일 수 있으나, 이에 제한되는 것이 아니며, 복수의 필라는 보다 다양한 방법으로 기판 상에 형성될 수 있다. 예를 들어, 필라 형상의 구조물을 제작하는 과정에서, 폴리머 용액이 도포된 마스터 몰드 상에 PET 필름이 더욱 배치될 수 있고, 그 결과 PET 층 및 폴리머 층으로 이루어진 기판 상에 복수의 필라 형상의 폴리머 구조물이 형성된 바이오 센서를 획득할 수 있다. Meanwhile, the plurality of pillars and the substrate may be integrally formed by the above manufacturing method, but the present invention is not limited thereto, and the plurality of pillars may be formed on the substrate by more various methods. For example, in the process of manufacturing a pillar-shaped structure, a PET film may be further disposed on a master mold coated with a polymer solution, and as a result, a plurality of pillar-shaped polymers on a substrate consisting of a PET layer and a polymer layer. It is possible to obtain a biosensor with a structure formed thereon.

본 발명의 특징에 따르면, 복수의 필라를 형성하는 단계 (S210) 에서, 복수의 필라는 400 nm 내지 600 nm의 직경, 1300 내지 1700 nm의 높이를 갖도록 설정될 수 있다.According to a feature of the present invention, in the step of forming a plurality of pillars (S210), the plurality of pillars may be set to have a diameter of 400 nm to 600 nm and a height of 1300 to 1700 nm.

본 발명의 다른 특징에 따르면, 복수의 필라를 형성하는 단계 (S210) 에서, 기판 상에 복수의 필라는 100 nm 내지 700 nm의 간격으로 형성될 수 있다.According to another feature of the present invention, in the step of forming a plurality of pillars (S210), the plurality of pillars may be formed on the substrate at intervals of 100 nm to 700 nm.

그러나, 본 발명의 특징에 따르면, 복수의 필라를 형성하는 단계 (S210) 에서, 복수의 필라의 직경, 높이 및 간격은 전술한 것에 제한되지 않고 보다 다양한 범위로 설정될 수 있다.However, according to a feature of the present invention, in the step of forming a plurality of pillars (S210), the diameters, heights, and spacings of the plurality of pillars are not limited to those described above and may be set in a more diverse range.

예를 들어, 그러나, 본 발명의 특징에 따르면, 복수의 필라를 형성하는 단계 (S210) 에서, 복수의 필라의 직경은, 100 nm 내지 1000 nm로 제작될 수 있다. 나아가, 복수의 필라의 높이는 200 nm 내지 2000 nm로 제작될 수 있다. 또한, 복수의 필라 각각의 간격은 500 nm 내지 2000 nm를 갖도록 제작될 수 있다.For example, however, according to a feature of the present invention, in the step of forming a plurality of pillars (S210), the diameters of the plurality of pillars may be made from 100 nm to 1000 nm. Furthermore, the heights of the plurality of pillars may be made in the range of 200 nm to 2000 nm. In addition, the spacing of each of the plurality of pillars may be manufactured to have 500 nm to 2000 nm.

다음으로, 제1 전극을 형성하는 단계 (S220) 에서, 제1 전극이 기판 상에 형성될 수 있다.Next, in the step of forming the first electrode (S220), the first electrode may be formed on the substrate.

본 발명의 특징에 따르면, 제1 전극을 형성하는 단계 (S220) 에서, 필라 형상의 구조물 이외의 영역에 대해서 마스크가 배치되고, 필라 형상의 구조물 상에 중간층이 증착되고, 중간층 상에 도전층이 형성될 수 있다. According to a feature of the present invention, in the step of forming the first electrode (S220), a mask is disposed on a region other than a pillar-shaped structure, an intermediate layer is deposited on the pillar-shaped structure, and a conductive layer is formed on the intermediate layer. Can be formed.

한편, 제1 전극은 보다 다양한 방법에 의해 기판 상에 형성될 수 있다.Meanwhile, the first electrode may be formed on the substrate by more various methods.

예를 들어, 도 2b를 참조하면, 제1 전극을 형성하는 단계 (S220) 에서, 기판 상에 형성된 필라 형태의 폴리머 구조물 (114 a) 상에 도전층이 증착되어 중간층 (114 b) 가 형성될 수 있다. 이때, 중간층 (114 b) 의 두께는 10 내지 30 nm일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 다음으로, 중간층 (114 b) 표면에 도전성 물질이 증착되어 도전층 (114 c) 가 형성될 수 있다. 이때, 도전층 (114 c) 의 두께는 50 내지 150 nm일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.For example, referring to FIG. 2B, in the step of forming the first electrode (S220), a conductive layer is deposited on the pillar-shaped polymer structure 114a formed on the substrate to form the intermediate layer 114b. I can. In this case, the thickness of the intermediate layer 114 b may be 10 to 30 nm, but is not limited thereto. Next, a conductive material may be deposited on the surface of the intermediate layer 114b to form a conductive layer 114c. In this case, the thickness of the conductive layer 114 c may be 50 to 150 nm, but is not limited thereto.

다음으로, 제2 전극을 형성하는 단계 (S230) 에서, 기판 상에 제1 전극과 일정한 간격 이격된 영역에 제2 전극이 형성될 수 있다.Next, in the step of forming the second electrode (S230), the second electrode may be formed on the substrate in a region spaced apart from the first electrode by a predetermined distance.

본 발명의 특징에 따르면, 제2 전극을 형성하는 단계 (S230) 에서, 제1 전극을 마스킹 하도록 구성되고, 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격된 영역이 오픈된 마스크에 의해 제2 전극이 형성될 수 있다.According to a feature of the present invention, in the step of forming the second electrode (S230), the second electrode is configured to mask the first electrode, and an area at least partially spaced apart from the first electrode is opened by a mask. Can be formed.

보다 구체적으로, 상기와 같은 구조의 마스크를 기판 상에 배치한 후 도전성 물질을 증착함으로써 제2 전극이 기판 상에 형성될 수 있다.More specifically, the second electrode may be formed on the substrate by depositing a conductive material after disposing the mask having the above structure on the substrate.

본 발명의 다른 특징에 따르면, 제2 전극을 형성하는 단계 (S230) 에서, 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격된 영역에 형성된 복수의 필라 상에 도전성 물질이 처리됨으로써 제2 전극이 형성될 수 있다.According to another feature of the present invention, in the step of forming the second electrode (S230), a second electrode is formed by processing a conductive material on a plurality of pillars formed in a region spaced apart from the first electrode by a predetermined distance. Can be.

즉, 제2 전극 또한 도전층을 갖는 복수의 필라로 이루어질 수 있다.That is, the second electrode may also be formed of a plurality of pillars having a conductive layer.

본 발명의 다른 특징에 따르면, 제2 전극을 형성하는 단계 (S220) 에서, 기판 상에 복수의 필라 형태의 구조물이 형성되고, 필라 형태의 구조물 상에 중간층이 배치되고, 중간층 상에 도전층이 배치될 수도 있다.According to another feature of the present invention, in the step of forming the second electrode (S220), a plurality of pillar-shaped structures are formed on a substrate, an intermediate layer is disposed on the pillar-shaped structure, and a conductive layer is formed on the intermediate layer. It can also be placed.

즉, 제2 전극 또한 도전층이 배치된 복수의 필라로 이루어질 수 있다.That is, the second electrode may also be formed of a plurality of pillars on which a conductive layer is disposed.

한편, 본 발명의 또 다른 특징에 따르면, 제3 전극이 기판 상에 더욱 형성될 수 있다.Meanwhile, according to another feature of the present invention, the third electrode may be further formed on the substrate.

제3 전극을 형성하는 단계에서, 제1 전극 및 제2 전극을 마스킹 하도록 구성되고, 제2 전극과 일부가 일정한 거리로 이격된 영역이 오픈된, 마스크에 의해 제3 전극이 형성될 수 있다. In the step of forming the third electrode, the third electrode may be formed by the mask, in which a region configured to mask the first electrode and the second electrode, and a region spaced apart from the second electrode by a predetermined distance is opened.

보다 구체적으로, 상기 마스크를 기판 상에 배치한 후 반쪽 전지 반응성 물질을 증착함으로써 제3 전극이 기판 상에 형성될 수 있다. 이때, 1 전극은 제2 전극 및 제3 전극 사이에 형성될 수 있다. More specifically, a third electrode may be formed on the substrate by depositing a half-cell reactive material after disposing the mask on the substrate. In this case, the first electrode may be formed between the second electrode and the third electrode.

마지막으로, 바이오 리셉터를 고정하는 단계 (S240) 에서, 복수의 필라 표면에 바이오 리셉터가 배치될 수 있다.Finally, in the step of fixing the bioreceptor (S240), the bioreceptor may be disposed on the surface of the plurality of pillars.

본 발명의 특징에 따르면, 바이오 리셉터를 고정하는 단계 (S240) 에서 도전층 상에 바이오 리셉터를 포함하는 용액을 도전층 상에 도포할 수 있다. 나아가, 필라의 측면, 필라 사이의 기판 상에 바이오 리셉터가 배치될 수 있다. According to a feature of the present invention, in the step of fixing the bioreceptor (S240), a solution including the bioreceptor may be coated on the conductive layer on the conductive layer. Further, a bioreceptor may be disposed on the side of the pillar and on the substrate between the pillars.

예를 들어, 도 2b를 다시 참조하면, 바이오 리셉터를 고정하는 단계 (S240) 에서, 바이오 리셉터 (116) 를 포함하는 용액이 복수의 필라 (114) 의 도전층 (114 c) 상에 도포될 수 있다. 그 결과, 바이오 리셉터 (116) 는 도전층 (114 c) 뿐만 아니라, 필라 (114) 의 측면, 필라 (114) 사이 사이의 기판 상에 고정될 수도 있다. For example, referring again to FIG. 2B, in the step of fixing the bioreceptor (S240), a solution including the bioreceptor 116 may be applied on the conductive layer 114c of the plurality of pillars 114. have. As a result, the bioreceptor 116 may be fixed not only on the conductive layer 114c, but also on the side surface of the pillars 114 and on the substrate between the pillars 114.

한편, 바이오 리셉터를 고정하는 단계 (S240) 에서 바이오 리셉터는 마스크에 의해 제1 전극 상에 형성될 수 있다. Meanwhile, in the step S240 of fixing the bioreceptor, the bioreceptor may be formed on the first electrode by a mask.

예를 들어, 제1 전극을 형성하는 단계 (S220) 에서 이용된 마스크를 기판 상에 더욱 배치하고, 바이오 리셉터를 포함하는 용액을 도포함으로써, 제1 전극 상에만 바이오 리셉터가 형성될 수도 있다.For example, the bioreceptor may be formed only on the first electrode by further disposing the mask used in the step S220 of forming the first electrode on the substrate and applying a solution containing the bioreceptor.

전술한 방법에 의해 제조된 바이오 센서는, 유연성을 가질 수 있어 웨어러블 디바이스에 적용되기 용이하고 절감된 비용으로 제조될 수 있다. 나아가, 본 발명의 바이오 센서는 우수한 전기 화학적 반응성을 가져 POCT에 적용될 수도 있다. The biosensor manufactured by the above-described method may have flexibility, and thus it may be easily applied to a wearable device and manufactured at a reduced cost. Furthermore, the biosensor of the present invention has excellent electrochemical reactivity and may be applied to POCT.

사용자는 제1 전극 및 제2 전극 (및 제3 전극) 을 갖는 바이오 센서 전극의 일 단을 분석 시료와 반응시키고, 타단을 전위 측정 장치에 연결함으로써, 분석 시료의 농도에 따른 기전력을 측정할 수 있다. 나아가, 사용자는 측정된 기전력을 기초로 분석 시료의 농도를 추정할 수 있다. The user can measure the electromotive force according to the concentration of the analyzed sample by reacting one end of the biosensor electrode having the first electrode and the second electrode (and the third electrode) with the analysis sample and connecting the other end to the potential measuring device. have. Furthermore, the user can estimate the concentration of the analysis sample based on the measured electromotive force.

이하에서는, 도 3a 및 3b를 참조하여, 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서를 이용한 표적 물질의 정량 분석 방법의 절차를 구체적으로 설명한다. Hereinafter, a procedure of a method for quantitatively analyzing a target substance using a biosensor according to an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to FIGS. 3A and 3B.

도 3a 및 3b는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서에 기초한 표적 물질의 정량 분석 방법의 절차를 예시적으로 도시한 것이다.3A and 3B illustrate exemplary procedures of a method for quantitatively analyzing a target substance based on a biosensor according to an embodiment of the present invention.

본 발명의 일 실시예 따른 표적 물질의 정량 분석 방법에 따르면, 먼저, 표적 물질을 포함하는 분석 시료와 표적 물질 특이적으로 결합하는 바이오 리셉터를 혼합한다 (S310). 그 다음, 혼합물을 바이오 센서의 제1 전극 상에 배치한다 (S320). 그 다음, 제1 전극 및 제2 전극의 전위차를 측정하고 (S330), 이를 기초로 분석 시료 내의 표적 물질의 양을 결정한다 (S340).According to the method for quantitative analysis of a target substance according to an exemplary embodiment of the present invention, first, an analysis sample containing the target substance and a bioreceptor specifically binding to the target substance are mixed (S310). Then, the mixture is disposed on the first electrode of the biosensor (S320). Then, the potential difference between the first electrode and the second electrode is measured (S330), and the amount of the target material in the analysis sample is determined based on this (S340).

보다 구체적으로, 바이오 리셉터를 혼합하는 단계 (S310) 에서, 분석 시료에 대한 선 처리가 진행될 수 있다.More specifically, in the step of mixing the bioreceptor (S310), pre-processing of the analysis sample may be performed.

예를 들어, 도 3b를 참조하면, 바이오 리셉터를 혼합하는 단계 (S310) 에서, 표적 물질 (312) 을 포함하는 분석 시료는, 표적 물질 (312) 특이적으로 결합하는 바이오 리셉터 (314) 와 혼합될 수 있다. 이때, 바이오 리셉터 (314) 에는, 표적 물질 (312) 및 바이오 리셉터 (314) 의 결합 나아가, 제1 전극과의 반응에 따른 전기 화학적 신호를 제공하는 전기 화학 반응 유도체 (316) 가 결합되어 있을 수 있다. 이때, 전기 화학 반응 유도체 (316) 는, 전기 화학적 산화 환원 쌍 활성 기능기, 분광학적 발색단 기능기, 또는 효소 기질 기능기일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 한편, 바이오 리셉터를 혼합하는 단계 (S310) 의 결과로, 표적 물질 (312) 과 표지된 바이오 리셉터 (314) 가 결합된 복합체 (318) 를 포함하는 반응물이 획득될 수 있다. For example, referring to FIG. 3B, in the step of mixing the bioreceptor (S310), the analysis sample including the target material 312 is mixed with the bioreceptor 314 specifically binding the target material 312 Can be. At this time, the bioreceptor 314 may be coupled to the target material 312 and the bioreceptor 314 and further, an electrochemical reaction derivative 316 that provides an electrochemical signal according to the reaction with the first electrode. have. In this case, the electrochemical reaction derivative 316 may be an electrochemical redox pair active functional group, a spectroscopic chromophore functional group, or an enzyme substrate functional group, but is not limited thereto. On the other hand, as a result of mixing the bioreceptor (S310), a reactant including the complex 318 in which the target material 312 and the labeled bioreceptor 314 are combined may be obtained.

그 다음, 제1 전극 상에 배치하는 단계 (S320) 에서, 반응물은 바이오 센서와 다양한 방법으로 반응할 수 있다. Then, in the step of disposing on the first electrode (S320), the reactant may react with the biosensor in various ways.

예를 들어, 다시 도 3b를 참조하면, 제1 전극 상에 배치하는 단계 (S320) 에서, 반응물이 바이오 센서 (100) 의 제1 전극 및 제2 전극 상에 적하될 수 있다. 이때, 반응물이 제1 전극 상에 배치되면, 반응물 내의 복합체 (318) 는, 복수의 필라 (114) 상에 미리 고정된 바이오 리셉터 (116) 와 반응하여 포획될 수 있다. 이때, 제1 전극 상에 배치하는 단계 (S320) 에서, 복수의 필라 (114) 상에 고정된 바이오 리셉터 (116) 와 복합체 (318) 가 결합할 경우, 전기 화학 반응 유도체 (316) 에 의해 전기 화학적 신호가 발생할 수도 있다. 한편, 제1 전극 상에 배치하는 단계 (S320) 에서, 전기 화학 반응 유도체 (316) 가 효소일 경우, 상기 효소 특이적인 기질이 제1 전극 상에 더욱 추가될 수 있고, 그 결과 효소 및 기질 반응에 따른 전기 화학적 신호가 발생할 수 있다. 한편, 제1 전극 상에 배치하는 단계 (S320) 에서, 반응물은 전극들과의 반응에 따라 전기 화학적 반응이 발생하는 한 다양한 방법으로 바이오 센서 (100) 상에 배치될 수 있다. 예를 들어, 바이오 센서 (100) 는 분석 시료에 담궈질 수 있고, 이에 분석 시료 내의 표적 물질 (312) 은 바이오 센서 (100) 와 반응할 수 있다. For example, referring again to FIG. 3B, in the step of disposing on the first electrode (S320 ), a reactant may be dropped on the first electrode and the second electrode of the biosensor 100. At this time, when the reactant is disposed on the first electrode, the complex 318 in the reactant may be captured by reacting with the bioreceptor 116 previously fixed on the plurality of pillars 114. At this time, in the step of disposing on the first electrode (S320), when the bioreceptor 116 and the complex 318 fixed on the plurality of pillars 114 are bonded, electricity is generated by the electrochemical reaction derivative 316 Chemical signals may also occur. On the other hand, in the step of disposing on the first electrode (S320), when the electrochemical reaction derivative 316 is an enzyme, the enzyme-specific substrate may be further added on the first electrode, and as a result, enzyme and substrate reaction Electrochemical signals can be generated. Meanwhile, in the step of disposing on the first electrode (S320), the reactant may be disposed on the biosensor 100 in various ways as long as an electrochemical reaction occurs according to the reaction with the electrodes. For example, the biosensor 100 may be immersed in the analysis sample, and the target material 312 in the analysis sample may react with the biosensor 100.

그 다음, 제1 전극 및 제2 전극의 전위차를 측정하는 단계 (S330) 에서, 전술한 제1 전극 상에 배치하는 단계 (S320) 의 결과에 따라 발생된 전기 신호에 따른 전위차가 측정될 수 있다.Then, in the step of measuring the potential difference between the first electrode and the second electrode (S330), the potential difference according to the electric signal generated according to the result of the step (S320) of disposing on the first electrode may be measured. .

예를 들어, 다시 도 3b를 참조하면, 제1 전극 및 제2 전극의 전위차를 측정하는 단계 (S330) 에서, 제1 전극 및 제2 전극의 타단 각각에 연결된 전위 측정부 (340) 에 의해 표적 물질 (312) 과 제1 전극의 반응에 따른 전류가 측정될 수 있다. For example, referring to FIG. 3B again, in the step of measuring the potential difference between the first electrode and the second electrode (S330), the target by the potential measuring unit 340 connected to each of the other ends of the first electrode and the second electrode. The current according to the reaction between the material 312 and the first electrode may be measured.

이때, 전류의 세기는 표적 물질의 농도와 비례할 수 있다. In this case, the intensity of the current may be proportional to the concentration of the target material.

마지막으로, 표적 물질의 양을 결정하는 단계 (S340) 에서, 측정된 전위차에 기초하여 표적 물질의 양이 결정될 수 있다. Finally, in the step of determining the amount of the target substance (S340), the amount of the target substance may be determined based on the measured potential difference.

예를 들어, 도 3b를 참조하면, 표적 물질의 양을 결정하는 단계 (S340) 에서, 전위 측정부 (340) 에 의해 측정된 전류 값에 기초하여 표적 물질 (312) 에 대한 정량 분석값이 출력될 수 있다. 이때, 표적 물질 (312) 에 대한 정량 분석 결과는 전위 측정부 (340) 와 연결된 출력부를 통해 출력될 수도 있다.For example, referring to FIG. 3B, in the step of determining the amount of the target material (S340), a quantitative analysis value for the target material 312 is output based on the current value measured by the potential measurement unit 340 Can be. In this case, the quantitative analysis result of the target material 312 may be output through an output unit connected to the potential measurement unit 340.

이에, 본 발명의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서는 소량으로 존재하는 분석 시료에 대하여 높은 민감도 및 정확도로 정량 분석을 제공할 수 있다.Accordingly, the biosensor according to various embodiments of the present disclosure may provide quantitative analysis with high sensitivity and accuracy for an analysis sample present in a small amount.

실시예 1: 본 발명의 바이오 센서의 민감도 평가_균주Example 1: Evaluation of the sensitivity of the biosensor of the present invention_Strain

이하의 실시예에서는, 도 4a 내지 4d를 참조하여, 본 발명의 바이오 센서의 평가 결과를 설명한다. 도 4a 내지 4d는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오 센서에 대한 균주의 농도에 따른 전기 화학적 변화를 도시한 것이다.In the following examples, the evaluation results of the biosensor of the present invention will be described with reference to FIGS. 4A to 4D. 4A to 4D illustrate electrochemical changes according to the concentration of strains for the biosensor according to an embodiment of the present invention.

본 평가에서, 1.0 × 101 내지 1.0 × 105 CFU의 E. coli O157:H7가 실험군으로 설정되었고, 탈 이온수 (또는 우유) 가 대조군으로 설정되었다. 이때, 상기 병원균의 군집수에 따른 바이오 센서의 전기 화학적 변화가 관찰되었다. 보다 구체적으로, 1.0 × 101 CFU, 1.0 × 102 CFU, 1.0 × 103 CFU, 1.0 × 104 CFU 및 1.0 × 105 CFU의 E. coli O157:H7 각각의 실험군은 PCR 단계를 거친 후, 유전자가 증폭 되었다. 그 다음, Hoechst의 전기 화학 반응 유도체를 혼합한 후, 본 발명의 바이오 센서 상에 적용하였다. 그 다음, 각각의 농도에 따른 전기 화학적 변화를 분석하였다.In this evaluation, 1.0 × 10 1 to 1.0 × 10 5 CFU of E. coli O157:H7 was set as the experimental group, and deionized water (or milk) was set as the control group. At this time, an electrochemical change of the biosensor was observed according to the number of colonies of the pathogen. More specifically, 1.0 × 10 1 CFU, 1.0 × 10 2 CFU, 1.0 × 10 3 CFU, 1.0 × 10 4 CFU and 1.0 × 10 5 CFU of E. coli O157:H7 Each experimental group undergoes a PCR step, The gene was amplified. Then, Hoechst's electrochemical reaction derivatives were mixed and applied onto the biosensor of the present invention. Then, the electrochemical change according to each concentration was analyzed.

한편, 본 평가에서 이용된 본 발명의 바이오 센서는 제1 전극, 제2 전극 및 제3 전극으로 구성된 3 전극 형태의 센서일 수 있나, 이에 제한되는 것이 아니다. 보다 구체적으로, 후술한 본 발명의 바이오 센서에 대한 효과는 제1 전극 및 제2 전극이 형성된 2 전극으로 구성된 2 전극 형태에서도 동일하게 나타날 수 있다.Meanwhile, the biosensor of the present invention used in this evaluation may be a three-electrode sensor composed of a first electrode, a second electrode, and a third electrode, but is not limited thereto. More specifically, the effect on the biosensor of the present invention described later may be the same even in the form of a two-electrode consisting of two electrodes having a first electrode and a second electrode.

보다 구체적으로 도 4a의 (a) 및 (b)를 참조하면, 균주의 농도가 증가할수록 전류의 세기가 감소하는 것으로 나타난다. 보다 구체적으로, 5 개의 실험군 및 대조군 중, 대조군의 탈 이온수 처리에 따른 전류의 세기는 가장 높은 것으로, 1.0 × 105 CFU의 E. coli O157:H7의 실험군에 대한 전류의 세기는 가장 낮은 것으로 나타난다. 나아가, 농도 변화에 따른 전류 세기는 선형의 그래프로 나타난다.More specifically, referring to (a) and (b) of FIG. 4A, it appears that the intensity of the current decreases as the concentration of the strain increases. More specifically, of the 5 experimental groups and the control group, the intensity of the current according to the deionized water treatment of the control group was the highest, and the intensity of the current for the experimental group of E. coli O157:H7 of 1.0 × 10 5 CFU was the lowest. . Furthermore, the current intensity according to the concentration change is shown as a linear graph.

이때, 도 4b를 함께 참조하면, 균주 농도 각각에 대하여 겔 전기영동을 수행한 결과 농도가 증가할수록 광학적 신호가 증가하는 것으로 나타난다. 즉, 본 발명의 바이오 센서의 전기 화학적 신호는, 광학적 신호와 역 상관 관계를 갖는 것으로 나타난다. At this time, referring to FIG. 4B together, as a result of performing gel electrophoresis for each strain concentration, it appears that the optical signal increases as the concentration increases. That is, it appears that the electrochemical signal of the biosensor of the present invention has an inverse correlation with the optical signal.

도 4c의 (a) 및 (b)를 더욱 참조하면, 실제 샘플로서 우유 내에 상이한 농도로 존재하는 E. coli O157:H7에 따른 전기 화학적 변화가 도시된다. 보다 구체적으로, 균주의 농도가 증가할수록 전류의 세기가 감소하는 것으로 나타난다. 특히, 5 개의 실험군 및 대조군 중, 대조군의 탈 이온수 처리에 따른 전류의 세기는 가장 높은 것으로, 1.0 × 105 CFU의 E. coli O157:H7의 실험군에 대한 전류의 세기는 가장 낮은 것으로 나타난다. 나아가, 농도 변화에 따른 전류 세기는 선형의 그래프로 나타난다. 한편, 상기와 같은 결과는, 균주 현탁액에 대하여 동일한 분석을 수행한 도 4a의 결과와도 유사할 수 있다. Referring further to (a) and (b) of FIG. 4C, the electrochemical changes according to E. coli O157:H7 present in different concentrations in milk as an actual sample are shown. More specifically, it appears that the intensity of the current decreases as the concentration of the strain increases. In particular, among the five experimental groups and the control group, the intensity of the current according to the deionized water treatment of the control group was the highest, and the intensity of the current for the experimental group of E. coli O157:H7 of 1.0 × 10 5 CFU was the lowest. Furthermore, the current intensity according to the concentration change is shown as a linear graph. Meanwhile, the above results may be similar to the results of FIG. 4A in which the same analysis was performed on the strain suspension.

이때, 도 4d를 함께 참조하면, 균주 농도 각각에 대하여 겔 전기영동을 수행한 결과 농도가 증가할수록 광학적 신호가 증가하는 것으로 나타난다. 즉, 본 발명의 바이오 센서의 전기 화학적 신호는, 광학적 신호와 역 상관 관계를 갖는 것으로 나타난다. At this time, referring to FIG. 4D together, as a result of performing gel electrophoresis for each strain concentration, it appears that the optical signal increases as the concentration increases. That is, it appears that the electrochemical signal of the biosensor of the present invention has an inverse correlation with the optical signal.

즉, 이상의 실시예 1의 결과는 병원균 (또는, 이의 DNA) 와 같은 표적 물질의 정량 분석에 있어서, 본 발명의 바이오 센서가 겔 전기영동과 같은 종래의 방법을 대체할 수 있음을 의미할 수 있다.That is, the results of Example 1 above may mean that the biosensor of the present invention can replace conventional methods such as gel electrophoresis in the quantitative analysis of target substances such as pathogens (or DNA thereof). .

실시예 2: 본 발명의 바이오 센서의 평가_ß-아밀로이드 Example 2: Evaluation of the biosensor of the present invention_ ß-amyloid

이하의 실시예 2에서는 도 5를 참조하여, 본 발명의 바이오 센서의 평가 결과를 설명한다. 도 5는 본 발명의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서에 기초한, ß-아밀로이드 (amyoid) 의 농도 측정 결과를 도시한 것이다.In Example 2 below, an evaluation result of the biosensor of the present invention will be described with reference to FIG. 5. 5 illustrates a result of measuring a concentration of ß-amyloid based on a biosensor according to various embodiments of the present disclosure.

본 평가에서는, 본 발명의 바이오 센서에 대하여, 0.1 ng/ml의 ß-아밀로이드, 0.2 ng/ml의 ß-아밀로이드, 0.5 ng/ml의 ß-아밀로이드 및 1.0 ng/ml의 ß-아밀로이드를 처리한 후 이에 대한 전기 화학적 변화를 관찰하였다. 이때, 바이오 센서에 대하여 어떠한 처리 하지 않은 상태 (0.0 ng/ml) 에서 전류량의 측정이 함께 이루어 졌다. In this evaluation, with respect to the biosensor of the present invention, 0.1 ng/ml of ß-amyloid, 0.2 ng/ml of ß-amyloid, 0.5 ng/ml of ß-amyloid, and 1.0 ng/ml of ß-amyloid were treated. After that, the electrochemical changes were observed. At this time, the measurement of the amount of current was performed together with the biosensor without any treatment (0.0 ng/ml).

한편, 본 평가에서 이용된 본 발명의 바이오 센서는 제1 전극, 제2 전극 및 제3 전극으로 구성된 3 전극 형태의 센서일 수 있나, 이에 제한되는 것이 아니다. 보다 구체적으로, 후술한 본 발명의 바이오 센서에 대한 효과는 제1 전극 및 제2 전극이 형성된 2 전극으로 구성된 2 전극 형태에서도 동일하게 나타날 수 있다.Meanwhile, the biosensor of the present invention used in this evaluation may be a three-electrode sensor composed of a first electrode, a second electrode, and a third electrode, but is not limited thereto. More specifically, the effect on the biosensor of the present invention described later may be the same even in the form of a two-electrode consisting of two electrodes having a first electrode and a second electrode.

도 5를 참조하면, 0.1 ng/ml의 저농도의 ß-아밀로이드와 바이오 센서가 반응 했을 때, 전류량이 70 μΑ 에서 60 μΑ로 감소한 것으로 나타난다. 나아가, .5 ng/ml의 ß-아밀로이드를 처리했을 때, 전류량은 무처리 상태 (0.0 ng/ml) 보다 약 2 배 낮아진 것으로 나타난다. 즉, 본 발명의 바이오 센서는 0.1 ng/ml의 저농도의 분석 시료의 처리에도 큰 전류량의 변화가 나타난다. 이러한 결과는, 본 발명의 바이오 센서의 분석의 민감도가 높은 것을 의미할 수 있다.Referring to FIG. 5, when the biosensor reacts with ß-amyloid at a low concentration of 0.1 ng/ml, it appears that the amount of current has decreased from 70 μΑ to 60 μΑ. Furthermore, when .5 ng/ml of ß-amyloid was treated, the current amount appeared to be about 2 times lower than that of untreated state (0.0 ng/ml). That is, the biosensor of the present invention exhibits a large change in the amount of current even when the analysis sample at a low concentration of 0.1 ng/ml is processed. This result may mean that the sensitivity of the analysis of the biosensor of the present invention is high.

비교예: 본 발명의 바오이오 센서 및 종래의 바이오 센서의 비교Comparative Example: Comparison of the biosensor of the present invention and the conventional biosensor

이하의 비교예에서는, 도 6a 내지 6c를 참조하여, 본 발명의 바이오 센서의 평가 결과를 설명한다. 도 6a 내지 6c는 본 발명의 다양한 실시예에 따른 바이오 센서 및 종래의 바이오 센서에 기초한 인슐린 농도 측정 결과를 비교하여 도시한 것이다.In the following comparative examples, the evaluation results of the biosensor of the present invention will be described with reference to FIGS. 6A to 6C. 6A to 6C are views comparing results of measuring insulin concentration based on a biosensor according to various embodiments of the present invention and a conventional biosensor.

본 평가에서는, 종래의 바이오 센서로 플랫 형태의 바이오 센서 (비교예 1), 및 전극이 스크린 프린팅된 센서 (비교예 2) 가 이용되었다. 보다 구체적으로, 본 평가에서는 종래의 플랫 형태의 바이오 센서, 스크린 프린팅된 센서 및 본 발명의 바이오 센서에 대하여 인슐린의 농도 변화 ( ~ 1.0 ng/ml) 에 따른 전기 화학적 변화를 분석하였다. 이때, 표적 물질인 인슐린은 버퍼 (buffer) 용액 상에 농도 별로 존재하거나, 우유와 같은 실제 분석 시료 내에 농도 별로 존재하도록 준비되었다. In this evaluation, as a conventional biosensor, a flat biosensor (Comparative Example 1) and a sensor on which electrodes were screen-printed (Comparative Example 2) were used. More specifically, in this evaluation, the electrochemical change according to the change in the concentration of insulin (~ 1.0 ng/ml) was analyzed for the conventional flat biosensor, screen printed sensor, and biosensor of the present invention. At this time, the target substance insulin was prepared to exist at different concentrations in a buffer solution or in an actual assay sample such as milk.

보다 구체적으로, 도 6a의 (a)를 참조하면, 플랫 형태의 플랫 바이오 센서는 버퍼 용액 내에 존재하는 인슐린의 농도가 증가할수록 이의 전류량이 함께 증가하는 것으로 나타난다. 한편, 농도 변화에도 전류 변화는 적은 것으로 나타난다. 나아가, 도 6a의 (b)를 참조하면, 실제 분석 시료를 적용할 경우, 인슐린의 농도의 변화와 무관하게 전류량이 변하는 것으로 나타난다.More specifically, referring to (a) of FIG. 6A, the flat biosensor in a flat shape is shown to increase as the concentration of insulin in the buffer solution increases. On the other hand, it appears that the current change is small even with the change in concentration. Further, referring to (b) of FIG. 6A, when an actual analysis sample is applied, it appears that the amount of current changes regardless of the change in the concentration of insulin.

즉, 종래의 플랫 형태의 바이오 센서는, 표적 물질에 대한 정량 분석에 있어서 분석의 민감도가 낮은 것으로 나타난다.That is, it appears that the conventional flat biosensor has low analysis sensitivity in quantitative analysis of a target material.

다음으로, 도 6b의 (a)를 참조하면, 스크린 프린팅된 바이오 센서인 DropSens는 버퍼 용액 내에 존재하는 인슐린의 농도가 증가할수록 이의 전류량이 함께 증가하는 것으로 나타난다. 나아가, 도 6b의 (b)를 참조하면, 실제 분석 시료를 적용할 경우, 버퍼 용액과 마찬가지로 인슐린의 농도가 증가할수록 이의 전류량이 증가하는 것으로 나타난다. Next, referring to (a) of FIG. 6B, it is shown that the amount of current thereof increases as the concentration of insulin present in the buffer solution increases in the screen-printed biosensor DropSens. Further, referring to (b) of FIG. 6B, it is shown that when an actual analysis sample is applied, the current amount thereof increases as the concentration of insulin increases, like the buffer solution.

한편, 스크린 프린팅된 바이오 센서는 인슐린의 농도에 따라 전류의 변화가 미미한 것으로 나타난다. 보다 구체적으로, 버퍼 용액 내에서 인슐린의 농도가 0.2 ng/ml에서 0.8 ng/ml으로 4 배 증가했을 때, 전류량은 약 1.5배 증가한 것으로 나타난다. 나아가, 실제 분석 시료를 적용했을 때, 인슐린의 농도 변화에 따른 전류의 세기의 변화는 더욱 미미한 것으로 나타난다. On the other hand, the screen-printed biosensor appears to have a slight change in current depending on the insulin concentration. More specifically, when the concentration of insulin in the buffer solution increases 4 times from 0.2 ng/ml to 0.8 ng/ml, the current amount appears to increase by about 1.5 times. Furthermore, when the actual analysis sample is applied, the change in the current intensity according to the change in the insulin concentration appears to be more insignificant.

이는, 표적 물질의 정량 분석에 있어서, 스크린 프린팅된 센서는 분석의 민감도가 떨어질 수 있고, 이에 신뢰도가 낮은 분석 결과를 제공할 수 있음을 의미할 수 있다. This may mean that, in the quantitative analysis of the target material, the screen-printed sensor may have poor analysis sensitivity and thus may provide an analysis result with low reliability.

이와 대조적으로, 도 6c의 (a) 및 (b)를 참조하면, 본 발명의 다양한 실시예에 이용되는 바이오 센서는 버퍼 용액 내에 존재하는 인슐린의 농도가 증가할수록 이의 전류량이 함께 증가하는 것으로 나타난다. 나아가, 실제 분석 시료를 적용할 경우, 버퍼 용액과 마찬가지로 인슐린의 농도가 증가할수록 이의 전류량이 증가하는 것으로 나타난다. In contrast, referring to (a) and (b) of FIG. 6C, the biosensor used in various embodiments of the present invention appears to increase as the concentration of insulin in the buffer solution increases. Furthermore, when the actual analysis sample is applied, it appears that the current amount thereof increases as the concentration of insulin increases, as in the buffer solution.

특히, 본 발명의 바이오 센서는, 실제 분석 시료를 적용했을 때, 인슐린의 농도 변화에 따른 전류의 세기의 변화가 최대 4 배 이상 차이 나는 것으로 나타난다. Particularly, in the biosensor of the present invention, when an actual analysis sample is applied, the change in the intensity of the current according to the change in the concentration of insulin appears to differ by at least 4 times or more.

나아가, 본 발명의 바이오 센서는 인슐린의 농도가 0.1 ng/ml일 때, 50 μΑ이상의 전류량을 나타낸다. 보다 구체적으로, 본 발명의 바이오 센서는 인슐린의 농도가 0.1 내지 1.0 ng/ml일 경우, 50 μΑ이상 또는 50 내지 200 μΑ의 전류량을 나타낸다.Furthermore, the biosensor of the present invention exhibits a current amount of 50 μA or more when the insulin concentration is 0.1 ng/ml. More specifically, when the concentration of insulin is 0.1 to 1.0 ng/ml, the biosensor of the present invention exhibits a current amount of 50 μA or more or 50 to 200 μA.

또한, 본 발명의 바이오 센서는 인슐린의 농도가 0.2 ng/ml에서 0.8 ng/ml으로 4 배 증가했을 때, 전류랑이 2 배 내지 4 배 증가하는 민감도를 갖는 갖는 것으로 나타난다.In addition, the biosensor of the present invention appears to have a sensitivity of 2 to 4 times increase in the current range when the concentration of insulin increases 4 times from 0.2 ng/ml to 0.8 ng/ml.

더욱이, 본 발명의 바이오 센서는, 전술한 도 6a를 함께 참조했을 때, 동일한 농도의 인슐린 농도에서 플랫 형태의 바이오 센서에 비하여 8 배 (실제 분석 시료) 내지 12 배 (버퍼) 높은 민감도를 갖는 것으로 나타난다. Moreover, the biosensor of the present invention, when referring to FIG. 6A, has a sensitivity 8 times (actual analysis sample) to 12 times (buffer) higher than that of a flat biosensor at the same concentration of insulin. appear.

즉, 이러한 결과는, 표적 물질의 정량 분석에 있어서, 본 발명의 바이오 센서가 높은 민감도를 갖는 다는 것을 의미할 수 있다. 따라서, 본 발명의 바이오 센서는 신뢰도 높은 정량 분석 결과를 제공할 수 있다. That is, these results may mean that the biosensor of the present invention has high sensitivity in quantitative analysis of the target material. Therefore, the biosensor of the present invention can provide reliable quantitative analysis results.

이상 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시 예들을 더욱 상세하게 설명하였으나, 본 발명은 반드시 이러한 실시 예로 국한되는 것은 아니고, 본 발명의 기술사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 다양하게 변형 실시될 수 있다. 따라서, 본 발명에 개시된 실시 예들은 본 발명의 기술 사상을 한정하기 위한 것이 아니라 설명하기 위한 것이고, 이러한 실시 예에 의하여 본 발명의 기술 사상의 범위가 한정되는 것은 아니다. 그러므로, 이상에서 기술한 실시 예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다. 본 발명의 보호 범위는 아래의 청구범위에 의하여 해석되어야 하며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 기술 사상은 본 발명의 권리범위에 포함되는 것으로 해석되어야 할 것이다.Although the embodiments of the present invention have been described in more detail with reference to the accompanying drawings, the present invention is not necessarily limited to these embodiments, and various modifications may be made without departing from the spirit of the present invention. Accordingly, the embodiments disclosed in the present invention are not intended to limit the technical idea of the present invention, but to explain the technical idea, and the scope of the technical idea of the present invention is not limited by these embodiments. Therefore, it should be understood that the embodiments described above are illustrative and non-limiting in all respects. The scope of protection of the present invention should be interpreted by the following claims, and all technical ideas within the scope equivalent thereto should be interpreted as being included in the scope of the present invention.

100, 100': 바이오 센서
110: 제1 전극
112, 122, 132: 도전성 연장층
114: 필라
114 a: 폴리머 구조물
114 b: 중간층
114 c: 도전층
116, 314: 바이오 리셉터
120: 제2 전극
130: 제3 전극
312: 효적 물질
316: 전기 화학 반응 유도체
318: 복합체
340: 전위 측정부100, 100': biosensor
110: first electrode
112, 122, 132: conductive extension layer
114: Pillar
114 a: polymer structure
114 b: middle layer
114 c: conductive layer
116, 314: bioreceptor
120: second electrode
130: third electrode
312: effective substances
316: electrochemical reaction derivative
318: complex
340: electric potential measuring unit

Claims (20)

기판;
상기 기판 상의, 복수의 필라 (pillar) 로 이루어진 제1 전극;
상기 기판 상의, 상기 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격되고, 상기 제1 전극과 대극을 형성하는 제2 전극, 및
표적 물질에 대한 특이적 바이오 리셉터를 포함하는, 바이오 센서.Board;
A first electrode made of a plurality of pillars on the substrate;
A second electrode on the substrate, at least partially spaced apart from the first electrode by a predetermined distance, and forming a counter electrode with the first electrode, and
A biosensor comprising a bioreceptor specific for a target substance. 제1항에 있어서,
상기 제1 전극은,
상기 필라 형상의 폴리머 구조물;
상기 폴리머 구조물 상의 중간층, 및
상기 중간층 상의 도전층을 포함하고,
상기 바이오 리셉터는,
상기 도전층에 배치되는, 바이오 센서.The method of claim 1,
The first electrode,
The pillar-shaped polymer structure;
An intermediate layer on the polymer structure, and
Including a conductive layer on the intermediate layer,
The bioreceptor,
The biosensor disposed on the conductive layer. 제2항에 있어서,
상기 도전층은, Au, Ni, Zn, Pd, Ag, Cd, Pt, Ga 및 In 중 적어도 하나로 이루어지고,
상기 중간층은, Ti, V, Cr, Sc, Nb, Mo 및 W 중 적어도 하나로 이루어지고,
상기 폴리머 구조물은 PU (Poly urethane), PDMS (Polydimethylsiloxane), NOA (Noland Optical Adhesive), Epoxy, PET (Polyethylene terephthalate), PMMA (Poly(methyl methacrylate)), PI (Polyimide), PS (Polystyrene), PEN (Polyethylene naphthalate), PC (Polycarbonate) 중 적어도 하나로 이루어진, 바이오 센서.The method of claim 2,
The conductive layer is made of at least one of Au, Ni, Zn, Pd, Ag, Cd, Pt, Ga, and In,
The intermediate layer is made of at least one of Ti, V, Cr, Sc, Nb, Mo, and W,
The polymer structure is PU (Poly urethane), PDMS (Polydimethylsiloxane), NOA (Noland Optical Adhesive), Epoxy, PET (Polyethylene terephthalate), PMMA (Poly (methyl methacrylate)), PI (Polyimide), PS (Polystyrene), PEN Biosensor consisting of at least one of (Polyethylene naphthalate) and PC (Polycarbonate). 제1항에 있어서,
상기 기판 상의, 반쪽 전지 반응층이 배치되고, 상기 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격된 제3 전극을 더 포함하고,
상기 제1 전극은,
상기 제2 전극 및 상기 제3 전극 사이에 형성된, 바이오 센서.The method of claim 1,
On the substrate, the half-cell reaction layer is disposed, further comprising a third electrode spaced apart from the first electrode by a predetermined distance at least a portion,
The first electrode,
A biosensor formed between the second electrode and the third electrode. 제4항에 있어서,
상기 반쪽 전지 반응층은,
Au, Ag, Ag/AgCl, Hg2SO4, Ag/Ag+, Hg/Hg2SO4, RE-6H, Hg/HgO, Hg/Hg2Cl2, Ag/Ag2SO4, Cu/CuSO4, KCl 포화된 칼로멜 반전지(SCE) 및 염다리 (Salt bridge) 백금 중 적어도 하나로 이루어진, 바이오 센서. The method of claim 4,
The half-cell reaction layer,
Au, Ag, Ag/AgCl, Hg 2 SO 4 , Ag/Ag + , Hg/Hg 2 SO 4 , RE-6H, Hg/HgO, Hg/Hg 2 Cl 2 , Ag/Ag 2 SO 4 , Cu/CuSO 4, KCl saturated calomel half-cell (SCE) and salt bridge (Salt bridge) consisting of at least one of platinum, a biosensor. 제1항에 있어서,
상기 바이오 리셉터는, 상기 필라의 측면에 형성된, 바이오 센서. The method of claim 1,
The bioreceptor is formed on the side of the pillar, a biosensor. 제1항에 있어서,
상기 바이오 리셉터는, 상기 필라 사이의 기판 상에 형성된, 바이오 센서. The method of claim 1,
The bioreceptor is formed on a substrate between the pillars, a biosensor. 제1항에 있어서,
상기 필라의 직경은,
400 nm 내지 600 nm이고,
상기 필라의 높이는,
1300 내지 1700 nm인, 바이오 센서.The method of claim 1,
The diameter of the pillar is,
400 nm to 600 nm,
The height of the pillar is,
1300 to 1700 nm, biosensor. 제1항에 있어서,
상기 필라는,
100 nm 내지 700nm의 간격으로 배치되는, 바이오 센서.The method of claim 1,
The pillar is,
Biosensors arranged at intervals of 100 nm to 700 nm. 제1항에 있어서,
상기 필라는,
상기 제2 전극 상에 더 배치된, 바이오 센서. The method of claim 1,
The pillar is,
The biosensor further disposed on the second electrode. 제1항에 있어서,
상기 제1 전극 및 상기 제2 전극의 일부에 각각 연결되어, 전위차를 측정하도록 구성된 전위 측정부를 더 포함하는, 바이오 센서.The method of claim 1,
The biosensor further comprises a potential measuring unit connected to a portion of the first electrode and the second electrode, respectively, and configured to measure a potential difference. 제11항에 있어서,
상기 전위 측정부와 연결되어 상기 표적 물질의 농도를 출력하도록 구성된 출력부를 더 포함하는, 바이오 센서.The method of claim 11,
The biosensor further comprises an output unit connected to the potential measurement unit and configured to output the concentration of the target material. 제1항에 있어서,
상기 바이오 센서는,
상기 표적 물질의 농도가 0.1 내지 1.0 ng/ml일 경우,
50μΑ 이상의 전류량을 검출하는, 바이오 센서.The method of claim 1,
The biosensor,
When the concentration of the target substance is 0.1 to 1.0 ng/ml,
Biosensor that detects an amount of current of 50 μΑ or more. 제1항에 있어서,
상기 바이오 센서는,
동일한 표적 물질의 농도에서, 기판 상에 필러가 형성되지 않은 평판 전극에 비하여 2 배 내지 12 배 높은 민감도를 갖는, 바이오 센서.The method of claim 1,
The biosensor,
A biosensor having a sensitivity of 2 to 12 times higher than that of a flat electrode in which no filler is formed on a substrate at the same concentration of the target material. 기판 상에 복수의 필라를 형성하는 단계;
상기 기판의 적어도 일부면을 마스킹하도록 구성된 마스크 (mask) 를 이용하여 상기 필라 상에 도전성 물질을 증착하여 제1 전극을 형성하는 단계;
상기 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격된 상기 기판 상에 도전성 물질을 증착하여 제2 전극을 형성하는 단계, 및
상기 제1 전극 상에 표적 물질에 대한 바이오 리셉터를 고정하는 단계를 포함하는, 바이오 센서의 제조 방법.Forming a plurality of pillars on the substrate;
Forming a first electrode by depositing a conductive material on the pillar using a mask configured to mask at least a portion of the substrate;
Forming a second electrode by depositing a conductive material on the substrate at least partially spaced apart from the first electrode by a predetermined distance, and
Comprising the step of fixing a bioreceptor for a target material on the first electrode, a method of manufacturing a biosensor. 제15항에 있어서,
상기 제1 전극을 형성하는 단계는,
상기 필라 형상의 구조물 이외의 영역에 대해서 마스크를 배치하는 단계;
상기 필라 형상의 구조물 상에 중간층을 증착하는 단계, 및
상기 도전성 물질을 증착하여 상기 중간층 상에 도전층을 형성하는 단계를 포함하고,
상기 바이오 리셉터를 고정하는 단계는,
상기 바이오 리셉터를 포함하는 용액을 상기 도전층 상에 도포하는 단계를 포함하는, 바이오 센서의 제조 방법.The method of claim 15,
The step of forming the first electrode,
Disposing a mask on areas other than the pillar-shaped structure;
Depositing an intermediate layer on the pillar-shaped structure, and
Depositing the conductive material to form a conductive layer on the intermediate layer,
The step of fixing the bioreceptor,
Comprising the step of applying a solution containing the bioreceptor on the conductive layer, a method of manufacturing a biosensor. 제15항에 있어서,
마스크를 이용하여 상기 제1 전극과 적어도 일부가 일정한 거리로 이격된 상기 기판 상에 반쪽 전지 반응성 물질을 증착하여 제3 전극을 형성하는 단계를 더 포함하고,
상기 제1 전극은,
상기 제2 전극 및 상기 제3 전극 사이에 형성된, 바이오 센서의 제조 방법.The method of claim 15,
Forming a third electrode by depositing a half-cell reactive material on the substrate at least partially spaced apart from the first electrode using a mask, the method further comprising:
The first electrode,
A method of manufacturing a biosensor formed between the second electrode and the third electrode. 제15항에 있어서,
상기 바이오 리셉터는 상기 필라의 측면 또는 상기 필라들 사이의 기판 상에 형성되는 바이오 센서의 제조 방법.The method of claim 15,
The bioreceptor is a method of manufacturing a biosensor formed on a side surface of the pillar or on a substrate between the pillars. 제15항에 있어서,
상기 필라의 직경은,
400 nm 내지 600 nm이고,
상기 필라의 높이는,
1300 내지 1700 nm인, 바이오 센서의 제조 방법.The method of claim 15,
The diameter of the pillar is,
400 nm to 600 nm,
The height of the pillar is,
1300 to 1700 nm, a method of manufacturing a biosensor. 반응물을 획득하도록, 표적 물질을 포함하는 분석 시료 및, 상기 표적 물질과 특이적으로 결합하는 표지 바이오 리셉터를 혼합하는 단계,
상기 반응물을 제 1항 내지 제14항 중 어느 한 항에 기재된 바이오 센서 상에 배치하는 단계;
상기 바이오 센서의 제1 전극 및 제2 전극의 전위차를 측정하는 단계, 및
상기 전위차에 기초하여 상기 표적 물질의 양을 결정하는 단계, 표적 물질의 정량 분석 방법.Mixing an assay sample containing a target substance and a labeled bioreceptor specifically binding to the target substance to obtain a reaction product,
Disposing the reactant on the biosensor according to any one of claims 1 to 14;
Measuring a potential difference between the first electrode and the second electrode of the biosensor, and
Determining the amount of the target material based on the potential difference, a method for quantitatively analyzing the target material.
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