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문제 정의
- 본 연구에서는 SAW 센서의 동작 및 감지신호 획득을 위하여 그림 7과 같은 형태의 센서 시스템을 구성하고 제작하였다. SAW 센서 시스템은 크게 이중 지연선 구조를 가지는 SAW 소자와 감지대상에 의해 변화된 SAW 소자의 중심주파수 변화를 검출할 수 있는 두 개의 발진기, 각각의 발진된 주파수를 계수하는 디지털 주파수 계수기와 계수된 출력 값을 장시간에 걸쳐 컴퓨터로 실시간 전송하여 연속적인 감시 시스템을 가능케 하는 컴퓨터 인터페이스 부분으로 구성되어 있다.
- 본 연구에서는 SAW 센서의 동작 및 감지신호 획득을 위하여 그림 7과 같은 형태의 센서 시스템을 구성하고 제작하였다. SAW 센서 시스템은 크게 이중 지연선 구조를 가지는 SAW 소자와 감지대상에 의해 변화된 SAW 소자의 중심주파수 변화를 검출할 수 있는 두 개의 발진기, 각각의 발진된 주파수를 계수하는 디지털 주파수 계수기와 계수된 출력 값을 장시간에 걸쳐 컴퓨터로 실시간 전송하여 연속적인 감시 시스템을 가능케 하는 컴퓨터 인터페이스 부분으로 구성되어 있다.
- 본 연구에서는 이러한 배경에 의해 36° YX LiTaO3 압전 단결정을 사용하여 작동 주파수 100 MHz로 발진되는 SH-SAW센서를 개발하였다.
- 인체는 거의 무한 가지수의 항원에 대하여 각각 대응하는 특이 항체를 만들어 낼 수가 있는데, 이러한 현상은 체내에 들어온 이물질, 즉간염 바이러스, 병원성 세균과 같은 외부 침입자에 대해 면역 체계를 가지고 있기 때문이다. 본 연구에서는 인체의 면역 체계를 구성하고 있는 가장 중요한 인자 중 하나인 HigG를 항체로 사용함으로써, 향후 SAW 센서를 인체 면역 진단 장치에 활용하고자 하였다. 지연선 위에서의 항원-항체 상호 결합에 의한 질량의 증가는 결국 SAW의 속도 변화를 발생시키며, SAW 센서를 피드백 진동자로 구현하였을 때 SAW의 속도 변화는 진동 주파수 변화로 나타낼 수 있다.
- 지연선 위에서의 항원-항체 상호 결합에 의한 질량의 증가는 결국 SAW의 속도 변화를 발생시키며, SAW 센서를 피드백 진동자로 구현하였을 때 SAW의 속도 변화는 진동 주파수 변화로 나타낼 수 있다. 이때 SAW 센서의 주파수 변화를 측정하면 측정 대상 항원인 anti-HigG의 특성을 분석할 수 있고, 본 연구에서는 SAW 센서를 이용해 anti-HigG의 농도를 분석하고자 하였다. 최근 DNA, 단백질 셀과 같은 생물학적 물질의 특정 반응을 측정할 수 있는 마이크로, 나노 단위의 센서의 개발이 크게 요구되고 있다.
- 지연선 위에서의 항원-항체 상호 결합에 의한 질량의 증가는 결국 SAW의 속도 변화를 발생시키며, SAW 센서를 피드백 진동자로 구현하였을 때 SAW의 속도 변화는 진동 주파수 변화로 나타낼 수 있다. 이때 SAW 센서의 주파수 변화를 측정하면 측정 대상 항원인 anti-HigG의 특성을 분석할 수 있고, 본 연구에서는 SAW 센서를 이용해 anti-HigG의 농도를 분석하고자 하였다. 최근 DNA, 단백질 셀과 같은 생물학적 물질의 특정 반응을 측정할 수 있는 마이크로, 나노 단위의 센서의 개발이 크게 요구되고 있다.
제안 방법
- SAW 센서를 단백질 센서로 활용하기 위해서, 우선 센서의 측정 채널 지연선 표면에 1000 A의 Ti를 증착한 후 그 위에 항체의 고정화시 단백질 흡착이 용이하도록 2500 A의 Au막을 증착하였다. Ti층은 흡착층으로 작용하여 이 후에 있을 SAM 공정에 대한 Au막의 손실을 감소시 키는 역할을 한다.
- SAW 센서를 단백질 센서로 활용하기 위해서, 우선 센서의 측정 채널 지연선 표면에 1000 A의 Ti를 증착한 후 그 위에 항체의 고정화시 단백질 흡착이 용이하도록 2500 A의 Au막을 증착하였다. Ti층은 흡착층으로 작용하여 이 후에 있을 SAM 공정에 대한 Au막의 손실을 감소시 키는 역할을 한다.
- 결정의 36° Y축 절단면과 X축 전파 방향을 이용하여 횡단 방향의 변위 분극을 가지는 SH-SAW를 발진시키도록 하였다. 압전 기판 위에 증착된 IDT (inter-digital transducer)는 100 MHz의 SAW를 발생시키도록 주기가 40.
- 세 번째 단계로 Protein A를 추가한 후 촉매 역할을 하는 EDC (1-[3-(Dimethylamino) propyl]-3-ethylcarbodiimide hydrochloride)와 NHS(N-Hydro-xysuccinimide)를 PBS (Phosphate Buffered Saline) 용액에 혼합하여 센서에 3 시간 동안 노출시켰다. carbodiimide 반응물인 EDC와 NHS는 MHDA 말단의 카르보실 그룹을 NH珂로 치환한 후 Protein A의 아민그룹과 아미드 결합을 형성하였다. Protein A는 항체인 HigG의 Fc 수용체에 대한 자연 친화력을 이용하여 항체를 고정화 시키는 단백질로 사용되며, 또한 Protein A는 항체의 Fc 부분에만 결합하기 때문에, 항체의 항원 결합 부위가 방향성을 가지고 노출되므로 항체-항원 결합을 최대화 할 수 있다.
- 세 번째 단계로 Protein A를 추가한 후 촉매 역할을 하는 EDC (1-[3-(Dimethylamino) propyl]-3-ethylcarbodiimide hydrochloride)와 NHS(N-Hydro-xysuccinimide)를 PBS (Phosphate Buffered Saline) 용액에 혼합하여 센서에 3 시간 동안 노출시켰다. carbodiimide 반응물인 EDC와 NHS는 MHDA 말단의 카르보실 그룹을 NH珂로 치환한 후 Protein A의 아민그룹과 아미드 결합을 형성하였다. Protein A는 항체인 HigG의 Fc 수용체에 대한 자연 친화력을 이용하여 항체를 고정화 시키는 단백질로 사용되며, 또한 Protein A는 항체의 Fc 부분에만 결합하기 때문에, 항체의 항원 결합 부위가 방향성을 가지고 노출되므로 항체-항원 결합을 최대화 할 수 있다.
- 발진기는 멀티바이브레이터 (multivibrator) 구조를 이용하여, SAW소자의 중심주파수에 해당하는 신호를 안정 적으로 유도할 수 있도록 하였다. 계수기는 기준부와 감지부로부터 발진된 수십 MHz에서 100 MHz의 신호를 계수하기 위하여 고속동작이 가능한 16진 계수기와 마이크로 프로세서를 사용하였으며, 마이크로 프로세서를 이용하여 읽은 주파수 값을 RS-232C 프로토콜을 이용하여 컴퓨터로 전송할 수 있게 하였고, 전송된 데이터는 컴퓨터에서 실시간으로 모니터링 하였다.
- 발진기는 멀티바이브레이터 (multivibrator) 구조를 이용하여, SAW소자의 중심주파수에 해당하는 신호를 안정 적으로 유도할 수 있도록 하였다. 계수기는 기준부와 감지부로부터 발진된 수십 MHz에서 100 MHz의 신호를 계수하기 위하여 고속동작이 가능한 16진 계수기와 마이크로 프로세서를 사용하였으며, 마이크로 프로세서를 이용하여 읽은 주파수 값을 RS-232C 프로토콜을 이용하여 컴퓨터로 전송할 수 있게 하였고, 전송된 데이터는 컴퓨터에서 실시간으로 모니터링 하였다.
- 따라서 이러한 한계를 극복할 수 있는 고감도의 센서를 개발할 필요가 있다. 그러므로, 본 연구에서는 QCM의 낮은 감도 특성을 해결하고, 우수한 선형성, 연속 측정성, 디지털 출력에 따른 전자시스템과의 접합 용이성을 가지며 반도체 공정기술을 이용하여 센서의 집적화와 소형화를 이룰 수 있는 단백질 측정용 SAW 센서를 개발하고, 제작된 센서를 사용하여 항원-항체 반응을 실시간으로 측정하였다.
- 따라서 이러한 한계를 극복할 수 있는 고감도의 센서를 개발할 필요가 있다. 그러므로, 본 연구에서는 QCM의 낮은 감도 특성을 해결하고, 우수한 선형성, 연속 측정성, 디지털 출력에 따른 전자시스템과의 접합 용이성을 가지며 반도체 공정기술을 이용하여 센서의 집적화와 소형화를 이룰 수 있는 단백질 측정용 SAW 센서를 개발하고, 제작된 센서를 사용하여 항원-항체 반응을 실시간으로 측정하였다.
- 기판으로는 LiTaO3 결정의 36° Y축 절단면과 X축 전파 방향을 이용하여 횡단 방향의 변위 분극을 가지는 SH-SAW를 발진시키도록 하였다.
- Protein A는 항체인 HigG의 Fc 수용체에 대한 자연 친화력을 이용하여 항체를 고정화 시키는 단백질로 사용되며, 또한 Protein A는 항체의 Fc 부분에만 결합하기 때문에, 항체의 항원 결합 부위가 방향성을 가지고 노출되므로 항체-항원 결합을 최대화 할 수 있다. 네 번째로, BSA (Bovine serum albumin)을 1 시간 동안 반응시켜서 Protein A와 반응하지 않은 MHDA의 말단 카르보실 그룹이 HigG와의 결합을 막음으로써, SAW의 고정화 층 위의 anti-HigG 생체 분자 외에 다른 생체 분자의 결합을 차단하여 비특정 결합 반응을 제거하였다[16,17]. 마지막으로 센서를 HigG용액에서 9시간동안 처리하였다.
- SAW 소자와진동자로 구현된 센서는 실시간으로 항원-항체의 결합 반응을 측정할 수 있는 장점을 가지고 있지만, 측정된 결과가 타당성을 가지기 위해서는 이에 대한 검증이 필요하다. 따라서, 고주파 소자의 전달 특성 측정장치인 네트워크분석기 (HP8752C)를사용하여, HigG와 anti-HigG가 반응하기 전의 SAW 소자의 전달 특성과 완전히 반응이 끝난 소자의 전달 특성을 측정하여 비교하여 보았다. 그림 10은 그림 9의 No.
- SAW 소자와진동자로 구현된 센서는 실시간으로 항원-항체의 결합 반응을 측정할 수 있는 장점을 가지고 있지만, 측정된 결과가 타당성을 가지기 위해서는 이에 대한 검증이 필요하다. 따라서, 고주파 소자의 전달 특성 측정장치인 네트워크분석기 (HP8752C)를사용하여, HigG와 anti-HigG가 반응하기 전의 SAW 소자의 전달 특성과 완전히 반응이 끝난 소자의 전달 특성을 측정하여 비교하여 보았다. 그림 10은 그림 9의 No.
- 센서의 입력 IDT는 SAW 에너지가 지연선 방향으로 집속되도록 SPUDT(single phase uni-directional transducer)형태로 설계 하였다[12]. 또한 LiTaO3 압전 기판의 가장자리에서 원하지 않는 SAW의 반사를 감쇠시키기 위하여, 폴리머 계열의 에폭시 층을 기판의 뒷면과 바닥에 도포하였다. 또한 SAW 소자가 수중환경에서 작동하기 때문에 IDT와 신호 연결부의 절연처리가 필수적이다.
- 또한LiTaQj 압전 기판의 가장자리에서 원하지 않는 SAW의 반사를 감쇠시키기 위하여, 폴리머 계열의 에폭시 층을 기판의 뒷면과 바닥에 도포하였다.
- SAW 센서 시스템은 크게 이중 지연선 구조를 가지는 SAW 소자와 감지대상에 의해 변화된 SAW 소자의 중심주파수 변화를 검출할 수 있는 두 개의 발진기, 각각의 발진된 주파수를 계수하는 디지털 주파수 계수기와 계수된 출력 값을 장시간에 걸쳐 컴퓨터로 실시간 전송하여 연속적인 감시 시스템을 가능케 하는 컴퓨터 인터페이스 부분으로 구성되어 있다. 발진기는 멀티바이브레이터 (multivibrator) 구조를 이용하여, SAW소자의 중심주파수에 해당하는 신호를 안정 적으로 유도할 수 있도록 하였다. 계수기는 기준부와 감지부로부터 발진된 수십 MHz에서 100 MHz의 신호를 계수하기 위하여 고속동작이 가능한 16진 계수기와 마이크로 프로세서를 사용하였으며, 마이크로 프로세서를 이용하여 읽은 주파수 값을 RS-232C 프로토콜을 이용하여 컴퓨터로 전송할 수 있게 하였고, 전송된 데이터는 컴퓨터에서 실시간으로 모니터링 하였다.
- SAW 센서 시스템은 크게 이중 지연선 구조를 가지는 SAW 소자와 감지대상에 의해 변화된 SAW 소자의 중심주파수 변화를 검출할 수 있는 두 개의 발진기, 각각의 발진된 주파수를 계수하는 디지털 주파수 계수기와 계수된 출력 값을 장시간에 걸쳐 컴퓨터로 실시간 전송하여 연속적인 감시 시스템을 가능케 하는 컴퓨터 인터페이스 부분으로 구성되어 있다. 발진기는 멀티바이브레이터 (multivibrator) 구조를 이용하여, SAW소자의 중심주파수에 해당하는 신호를 안정 적으로 유도할 수 있도록 하였다. 계수기는 기준부와 감지부로부터 발진된 수십 MHz에서 100 MHz의 신호를 계수하기 위하여 고속동작이 가능한 16진 계수기와 마이크로 프로세서를 사용하였으며, 마이크로 프로세서를 이용하여 읽은 주파수 값을 RS-232C 프로토콜을 이용하여 컴퓨터로 전송할 수 있게 하였고, 전송된 데이터는 컴퓨터에서 실시간으로 모니터링 하였다.
- 실험에서는 측정 대상 항원인 anti-HigG의 농도 변화에 따른 SAW의 속도 변화를 진동 주파수 변화로 나타내었다. 본 논문에서는 SH-SAW의 기본 모드를 사용하여, 고정화된 항체 HigG 위에 농도를 변화시킨 항원 anti-HigG를 추가함에 따라 HigG와반응하는 anti-HigG의 질량 하중 효과를 기준 채널과 감지 채널의 진동자 주파수 차이로 측정하였다.
- 실험에서는 측정 대상 항원인 anti-HigG의 농도 변화에 따른 SAW의 속도 변화를 진동 주파수 변화로 나타내었다. 본 논문에서는 SH-SAW의 기본 모드를 사용하여, 고정화된 항체 HigG 위에 농도를 변화시킨 항원 anti-HigG를 추가함에 따라 HigG와반응하는 anti-HigG의 질량 하중 효과를 기준 채널과 감지 채널의 진동자 주파수 차이로 측정하였다.
- 본 연구에서는 이러한 배경에 의해 36° YX LiTaOs 압 전 단결정을 사용하여 작동 주파수 100 M田로 발진되는 SH-SAW센서를 개발하였다.
- 본 연구에서는 항원-항체 결합에 의한 anti-HigG 분자를 감지할 수 있는 SH-SAW 센서를 개발하였다 36° YX LiTaO3 압전 기판을 사용하여 SAW 소자를 제작하고, SAW 센서 시스템을 구성함으로써, HigG가 고정화된 지연선 위의 anti-HigG농도 변화에 의한 질량 하중 효과를 진동 주파수 변화로 측정할 수 있었다.
- 센서의 각 지연선은 진동자로 구현된다. 센서의 입력 IDT는 SAW 에너지가 지연선 방향으로 집속되도록 SPUDT(single phase uni-directional transducer)형태로 설계 하였다[12]. 또한 LiTaO3 압전 기판의 가장자리에서 원하지 않는 SAW의 반사를 감쇠시키기 위하여, 폴리머 계열의 에폭시 층을 기판의 뒷면과 바닥에 도포하였다.
- 센서의 각 지연선은 진동자로 구현된다. 센서의 입력 IDT는 SAW 에너지가 지연선 방향으로 집속되도록 SPUDT(single phase uni-directional transducer)형태로 설계 하였다[12]. 또한 LiTaO3 압전 기판의 가장자리에서 원하지 않는 SAW의 반사를 감쇠시키기 위하여, 폴리머 계열의 에폭시 층을 기판의 뒷면과 바닥에 도포하였다.
- 실험에서는 측정 대상 항원인 anti-HigG의 농도 변화에 따른 SAW의 속도 변화를 진동 주파수 변화로 나타내었다. 본 논문에서는 SH-SAW의 기본 모드를 사용하여, 고정화된 항체 HigG 위에 농도를 변화시킨 항원 anti-HigG를 추가함에 따라 HigG와반응하는 anti-HigG의 질량 하중 효과를 기준 채널과 감지 채널의 진동자 주파수 차이로 측정하였다.
- 압 전 기판 위에 증착된 IDT (inter-digital transducer)는 100 MHz의 SAW를 발생시키도록 주기가 40.38 “m가 되 도록 설계하였고, 반도체 공정을 사용하여 LiTaQ; 기판 위에 IDT와 신호 연결부로 구성된 소형 평면 구조를 가지는 SAW 소자를 제작하였다.
- 압전 기판 위에 증착된 IDT (inter-digital transducer)는 100 MHz의 SAW를 발생시키도록 주기가 40.38 μm가 되도록 설계하였고, 반도체 공정을 사용하여 LiTaO3 기판 위에 IDT와 신호 연결부로 구성된 소형 평면 구조를 가지는 SAW소자를 제작하였다.
- 압전 기판을 사용하여 SAW 소자를 제작하고, SAW 센서 시스템을 구성함으로써, HigG가 고정화된 지연선 위의 anti-HigG농도 변화에 의한 질량 하중 효과를 진동 주파수 변화로 측정할 수 있었다. 개발된 센서는 진동 주파수와 anti-HigG농도와의 안정한 관계를 보이며, 10.
- 압전 단결정을 사용하여 작동 주파수 100 MHz로 발진되는 SH-SAW센서를 개발하였다. 제작된 SAW소자의 지연선 위에 측정 대상항원에 대해서 선택적으로 결합이 가능한 항체를 고정화시켰다. 실험에서 사용된 항체는 사람의 혈청에서 색층분석 (chromatography)으로 분리시켜 정제된 Htunan-immuno-globulin G (HigG)이며[11], 측정 대상인 항원 (anti-HigG)과 반응하여 결합한다.
- 측정에 앞서, 지연 선을 미리 10 必PBS 버퍼 용액으로 채운 다음 센서의 신호가 안정화 된 후, 10 /以의 anti- HigG를 표 1과 같이 A, B, C, D의 순서로 추가시켰다.
- 측정에 앞서, 지연선을 미리 10 ㎕PBS 버퍼 용액으로 채운 다음 센서의 신호가 안정화 된 후, 10 ㎕의 anti-HigG를 표 1과 같이 A, B, C, D의 순서로 추가시켰다. 그림 8은 anti-HigG의 농도에 대해서 측정 채널의 진동 주파수 변화를 보여준다.
대상 데이터
- IgG의 배열 구조는 보통 2차원이지만 분자의 방향성은 대체로 pH, 표면 체류 시간등의 외부 인자와 표면 상태에 의해 결정되어진다[15]. 본 연구에서는 면역원으로서 정제된 사람의 항체 (human IgG)를 염소의 혈액에 주입시켜 제조된 면역혈청인 anti-Human IgG를 항원으로 사용하였고, 항체로는 사람의 혈청에서 추출한 HigG를 사용하였다.
- 본 연구에서는 압전 단결정 36° YX LiTaO3를 사용하여 측정 채널과 기준 채널의 이중 지연선 채널로 구성된 SAW센서를 제작하였다.
- 본 연구에서는 압전 단결정 36° YX LiTa以를 사용하여 측정 채널과 기준 채널의 이 중 지연선 채널로 구성된 SAW센서를 제작하였다.
- 본 연구에서는 항원-항체의 높은 결합성과 신뢰성을 가지는 Human Imnrnoglobulin G를 항체로 사용하였다. IgG는 면역 항체의 다섯 가지 계열군 중의 하나로서, 150,000 Da 분자 질량을 가진 Y 형태의 모양을 가지고 있다.
- 실험에서 사용된 항체는 사람의 혈청에서 색층분석 (chromatography)으로 분리시켜 정 제된 Htunan-immuno-globulin G (HigG) 이몌 11], 측정 대상인 항원 (anti-HigG)과 반응하여 결합한다.
- 제작된 SAW소자의 지연선 위에 측정 대상항원에 대해서 선택적으로 결합이 가능한 항체를 고정화시켰다. 실험에서 사용된 항체는 사람의 혈청에서 색층분석 (chromatography)으로 분리시켜 정제된 Htunan-immuno-globulin G (HigG)이며[11], 측정 대상인 항원 (anti-HigG)과 반응하여 결합한다. 인체는 거의 무한 가지수의 항원에 대하여 각각 대응하는 특이 항체를 만들어 낼 수가 있는데, 이러한 현상은 체내에 들어온 이물질, 즉간염 바이러스, 병원성 세균과 같은 외부 침입자에 대해 면역 체계를 가지고 있기 때문이다.
성능/효과
- 압전 기판을 사용하여 SAW 소자를 제작하고, SAW 센서 시스템을 구성함으로써, HigG가 고정화된 지연선 위의 anti-HigG농도 변화에 의한 질량 하중 효과를 진동 주파수 변화로 측정할 수 있었다. 개발된 센서는 진동 주파수와 anti-HigG농도와의 안정한 관계를 보이며, 10.8 ng/ml/Hz의 감도 특성을 나타내었다. 동일한 용도로 사용되는 대표적 장치인 광학 변환기 SPR (surface plasmon resonance)에 비해[18], SAW 센서의 감도 특성은 낮지만, 장치 및 설비가 간단하고, 저가에 구현 가능하며, 반도체 기술과 접목한다면 센서의 출력이나 측정 방법 등을 집적화한 초소형 센서로 구현할 수 있는 징점을 가진다.
- 압전 기판을 사용하여 SAW 소자를 제작하고, SAW 센서 시스템을 구성함으로써, HigG가 고정화된 지연선 위의 anti-HigG농도 변화에 의한 질량 하중 효과를 진동 주파수 변화로 측정할 수 있었다. 개발된 센서는 진동 주파수와 anti-HigG농도와의 안정한 관계를 보이며, 10.8 ng/ml/Hz의 감도 특성을 나타내었다. 동일한 용도로 사용되는 대표적 장치인 광학 변환기 SPR (surface plasmon resonance)에 비해[18], SAW 센서의 감도 특성은 낮지만, 장치 및 설비가 간단하고, 저가에 구현 가능하며, 반도체 기술과 접목한다면 센서의 출력이나 측정 방법 등을 집적화한 초소형 센서로 구현할 수 있는 징점을 가진다.
- 그림 8은 anti-HigG의 농도에 대해서 측정 채널의 진동 주파수 변화를 보여준다. 고정화된 항체 위에 anti-HigG의 결합에 의해서 지연선 위에 질량은 증가하게 되며, 그 결과 SAW의 속도는 감소하여 진동 주파수의 감소를 나타내었다. 그림 8은 표 1에서 정의된 각각의 농도 값을 시간에 따라서 센서의 지연선 위에 추가시켰을 때 나타나는 반응을 보여준다.
- 그림 8은 anti-HigG의 농도에 대해서 측정 채널의 진동 주파수 변화를 보여준다. 고정화된 항체 위에 anti-HigG의 결합에 의해서 지연선 위에 질량은 증가하게 되며, 그 결과 SAW의 속도는 감소하여 진동 주파수의 감소를 나타내었다. 그림 8은 표 1에서 정의된 각각의 농도 값을 시간에 따라서 센서의 지연선 위에 추가시켰을 때 나타나는 반응을 보여준다.
- 3의 소자를 사용하여 반응 전후의 주파수 스펙트럼을 측정한 결과이다. 그 결과 지연선 위에 항원-항체 결합에 의한 반응 전후의 삽입 손실은 -0.21 dB를 나타내었으며, 이 때의 주파수 차이는 -12.5 kHz를 보였다. 네트워크 분석기를사용하여 측정한 결과는 삽입 손실이 발생함으로써 지연선 위에 항원이 결합하였음을 보여주며, 진동자로 구현한 센서의 주파수 변화 값과는 다소 차이를 보였다.
- 그 결과 지연선 위에 항원-항체 결합에 의한 반응 전후의 삽입 손실은 -0.21 曲를 나타내었으며, 이 때의 주파수 차이는 -L2.5 kHz를 보였다.
- 이는 진동자를 사용한 측정 환경은 액상이며, 네트워크 분석기를 사용한 측정 환경은 공기 중이기 때문에 이에 의한측정 환경의 변화와 실험상의 오차 때문인 것으로 판단된다. 그러나, 두 경우 모두 절대값은 다소 차이가 있지만 큰 폭의 주파수 변화를 보임으로써, SAW 진동자 센서에 의한 측정의 타당성을 밝힐 수 있었다.
- 이는 진동자를 사용한 측정 환경은 액상이며, 네트워크 분석기를 사용한 측정 환경은 공기 중이기 때문에 이에 의한측정 환경의 변화와 실험상의 오차 때문인 것으로 판단된다. 그러나, 두 경우 모두 절대값은 다소 차이가 있지만 큰 폭의 주파수 변화를 보임으로써, SAW 진동자 센서에 의한 측정의 타당성을 밝힐 수 있었다.
- 5 kHz를 보였다. 네트워크 분석기를사용하여 측정한 결과는 삽입 손실이 발생함으로써 지연선 위에 항원이 결합하였음을 보여주며, 진동자로 구현한 센서의 주파수 변화 값과는 다소 차이를 보였다. 이는 진동자를 사용한 측정 환경은 액상이며, 네트워크 분석기를 사용한 측정 환경은 공기 중이기 때문에 이에 의한측정 환경의 변화와 실험상의 오차 때문인 것으로 판단된다.
- 5 kHz를 보였다. 네트워크 분석기를사용하여 측정한 결과는 삽입 손실이 발생함으로써 지연선 위에 항원이 결합하였음을 보여주며, 진동자로 구현한 센서의 주파수 변화 값과는 다소 차이를 보였다. 이는 진동자를 사용한 측정 환경은 액상이며, 네트워크 분석기를 사용한 측정 환경은 공기 중이기 때문에 이에 의한측정 환경의 변화와 실험상의 오차 때문인 것으로 판단된다.
- 측정된 신호가 다소 변화 폭을 가지는 이유는 실험자의 실험 오차와 항원-항체 결합 외의 균질하지 않은 결합 때문인 것으로 판단된다. 센서는 신호의 안정화 후 400 Hz이하의 노이즈 레벨값을 나타내었고, 평균 감도 10.8 ng/ml/Hz를 가지며 anti-HigG 분자의 질량 하중 효과에 의한 안정된 주파수 변화를 보였다. SAW 소자와진동자로 구현된 센서는 실시간으로 항원-항체의 결합 반응을 측정할 수 있는 장점을 가지고 있지만, 측정된 결과가 타당성을 가지기 위해서는 이에 대한 검증이 필요하다.
후속연구
- 또한 Sauerbrey 방정식에 따르면 음향 공진 센서의 감도는 공진 주파수의 제곱에 비례함으로, 더 높은 진동 주파수의 SAW 센서를 사용할 경우 더 높은 감도를 구현할 수 있을 것이다. 본 연구에서 개발된 SH-SAW센서는 감지층으로 다양한 항체를 사용하여 여러 가지 단백질 분자의 측정에 적용될 수 있을 것이다.
- 또한 Sauerbrey 방정식에 따르면 음향 공진 센서의 감도는 공진 주파수의 제곱에 비례함으로, 더 높은 진동 주파수의 SAW 센서를 사용할 경우 더 높은 감도를 구현할 수 있을 것이다. 본 연구에서 개발된 SH-SAW센서는 감지층으로 다양한 항체를 사용하여 여러 가지 단백질 분자의 측정에 적용될 수 있을 것이다.
- 최근 DNA, 단백질 셀과 같은 생물학적 물질의 특정 반응을 측정할 수 있는 마이크로, 나노 단위의 센서의 개발이 크게 요구되고 있다. 본 연구에서 개발된 센서는 이러한 요구에 부합하며 생체 물질의 특이 결합을 이용한 초소형화 기기에 적용될 수 있을 것이다.
- 최근 DNA, 단백질 셀과 같은 생물학적 물질의 특정 반응을 측정할 수 있는 마이크로, 나노 단위의 센서의 개발이 크게 요구되고 있다. 본 연구에서 개발된 센서는 이러한 요구에 부합하며 생체 물질의 특이 결합을 이용한 초소형화 기기에 적용될 수 있을 것이다.
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