암은 한국인의 10대 주요 사망 원인 중에 하나로서 이로 인한 사망률은 꾸준히 증가하고 있다[1]. 따라서 진단 및 치료의 발전에 대한 관심이 커지는 추세이며, 최적의 방법을 위해 세포와 항암제, 세포 독성에 대한 연구가 급증하였다[2].

일반적으로 세포집단에 대한 분석은 유세포분석법을 통해 이루어진다[3]. 유세포 분석법은 세포를 광학적으로 분석하는 방법으로서, 세포에 레이저와 같은 광원을 이용해 빛을 조사하고 그로 인해 발생하는 산란광이나 형광신호를 수집하여 정보를 얻는다[4]. 이러한 분석법은 대량의 세포 집단뿐만 아니라 단일 세포에 대한 분석도 가능하며, 특정 하위 세포 집단을 구별해 내는 대에도 유리하다[5]. 하지만 광학적 신호 수집을 위해 이루어지는 형광 및 발광 처리는 세포의 파괴를 일으킬 수 있으며, 실시간 분석이 불가능하기 때문에 실제 세포 거동을 나타내지 못할 수 있다[6]. 따라서 정확한 세포 분석을 위해 실시간으로 측정이 가능하면서 세포를 파괴하지 않는 방법에 대한 필요성이 대두되었다[7].

전기 세포-기판 임피던스 감지 (ECIS) 시스템은 세포의 부착 및 이동, 성장, 사멸 정도를 전기적 신호인 임피던스로 분석할 수 있는 도구로서 I. Giaever와 C.R. Keese에 의해 개발되었다[8]. 이들은 1984년 배양 접시에 금 전극을 부착한 바이오센서를 이용하여 포유류 섬유아세포의 임피던스를 측정하였고, 이를 시작으로 연구를 지속하여 ECIS 시스템을 구축할 수 있었다[9]. 이러한 ECIS시스템을 기반으로 하는 바이오센서는 세포의 변화를 정량적으로 분석할 수 있으며, 비 침습적인 방법으로서 실시간 관찰이 가능하기 때문에 생물 및 의학 연구에서 널리 쓰이고 있다[10, 11].

특히 ECIS 시스템을 기반으로 하는 다중 웰 어레이 바이오센서는 한 개의 센서 제작으로 여러 데이터를 얻을 수 있기 때문에 공정 과정 중에 발생하는 오차를 줄일 수 있고, 웰 사이의 조건을 변경하여 실험할 때 그에 대한 데이터를 동시에 얻을 수 있으므로 실험 조건에 따른 결과의 비교 및 분석이 용이하다. 이전에는 임피던스 감지 감도와 작동 전극 크기의 관계를 분석하는 연구가 있었다. 작동 전극의 크기를 다양하게 하여 8가지 서로 다른 패턴이 배열된 ECIS 센서를 제작하고 임피던스를 측정한 결과, 작동 전극의 반경이 작을수록 더 민감한 임피던스 측정이 가능했다[12]. 또 다른 연구에서는 슬라이드 글라스위에 5개의 개별 패턴이 배열된 임피던스 바이오센서를 제작하여 폐암 세포의 독성 연구를 진행하였다. 결과적으로 해당 연구는 높은 재현성과 데이터의 대량 확보를 제공하는 다중 웰 어레이 바이오센서를 활용하여 탁솔의 종양 성장 억제 효과를 밝혀냈다[13].

본 연구에서는 자체적으로 디자인 한 임피던스 패턴을 활용해 4번의 측정을 동시에 수행할 수 있는 다중 웰 어레이 바이오센서를 제작하고, ECIS 시스템을 기반으로 세포의 정전용량을 측정하였다. 초기의 임피던스 패턴은 세포의 상태에 따라 온도와 임피던스의 변화를 동시에 모니터링하는 기존의 연구에서 착안하였다[14]. 이 기존의 연구에서 사용한 온도 감지 패턴과 임피던스 감지 패턴이 통합되어 있는 센서에서 임피던스 패턴만을 활용해 센서를 제작하고 세포의 정전용량을 측정하였다[15]. 이후 초기의 패턴을 축소 및 확대하여 센서를 제작한 후 동일한 측정을 수행하였고, 이때의 결과를 기반으로 축소된 패턴을 4개 배열한 다중 웰 어레이 바이오센서를 디자인하였다.

1. 센서 제작 과정

Figure 1은 임피던스 바이오센서 공정 과정을 나타낸다. 여러 사이즈의 임피던스 바이오센서는 76 × 26 mm² 크기의 슬라이드 글라스 위에 제작되고, 다중 웰 어레이 바이오센서는 배열의 대칭성을 위해 50 × 50 mm² 크기의 정사각형 슬라이드 글라스 위에 제작하였다.

Figure 1. (Color online) Manufacturing process of impedance biosensor using semiconductor process such as photolithography, sputtering deposition, and evaporation.

우선 슬라이드 글라스 위에 임피던스 패턴을 형성하기 위한 노광 공정을 진행하였다. 스핀코팅기에 슬라이드 글라스를 정렬해준 뒤 1500 rpm으로 10초간 AZ5214E 감광액 (PR, PhotoResist)을 전면에 도포하였다. 이후 4500 rpm으로 35초 동안 스핀코팅하면서 감광액의 두께를 일정하게 조절하였다. 감광액의 점도를 높여 슬라이드 글라스와의 접착력을 향상시키기 위해 Hot plate 위에서 100 °C로 10분 동안 베이킹하고, 실온에서 5분간 식혀주었다. 이후 마스크를 정렬하고 자외선 조사를 진행하였다. 이때 사용된 마스크의 모식도는 Fig. 2와 같다. Figure 2는 사이즈를 다르게 한 임피던스 패턴의 섀도(Shadow) 마스크와 다중 웰 어레이 바이오센서 패턴의 쿼츠(Quartz) 마스크의 모식도를 나타낸다. Figure 2(b)에 나타나 있는 패턴이 전극과 전극 사이 간격이 300 μm인 기존의 임피던스 패턴이고, 이 패턴을 기준으로 1.25배, 0.75배, 0.5배 확대 및 축소하여 사이즈 별 임피던스 패턴을 디자인하였다. Figure 2(a)가 1.25배로 확대하여 전극과 전극 사이 간격이 518 μm인 패턴이며, Fig. 2(c)와 Fig. 2(d)는 각각 0.75배, 0.5배로 축소한 패턴이다. 전극과 전극 사이 간격은 각각 211 μm, 160 μm이다. Figure 2(f)는 다중 웰 어레이 바이오센서에 정렬한 퀄츠(Quartz) 마스크의 모식도로써, 전체 마스크 면적은 40 × 40 mm² 이며, 기존의 임피던스 패턴을 약 0.66배로 축소하여 전극과 전극사이 간격이 200 μm 인 패턴을 디자인 한 후 이를 2 × 2로 배열하였다. 자외선 조사는 Contact Aligner (EVG 610)를 통해 10.4초간 진행하였다. 자외선 조사 후 감광액을 용해하기 위해 현상액 (AZ MIF 300)에 40초간 담근 후 패턴이 제대로 형성되었는지 광학현미경을 통해 확인하였다.

Figure 2. (Color online) Pattern diagram of impedance biosensor and photograph of fabricated sensor (a) 1.25 times pattern diagram (b) original pattern diagram (c) 0.75 times pattern diagram (d) 0.5 times pattern (e) photograph of fabricated sensor using original pattern (f) multi-well biosensor pattern diagram (g) photograph of fabricated multi-well array biosensor.

패턴 형성 이후 RF/DC Magnetron Sputter 장비를 이용해 슬라이드 글라스 전면에 금속 증착 공정을 진행하였다. 플라스마 생성을 위해 아르곤 기체를 사용하였으며, 전극으로는 생체적합성이 우수한 백금을 9 nm 증착하였고, 이때 백금과 슬라이드 글라스 사이 접착력 향상을 위해 크롬을 먼저 2 nm 정도 얇게 증착하였다. 이후 아세톤에 3분, 탈 이온수에 2분 동안 담가 Lift-off를 진행하여 임피던스 패턴의 전극을 형성하였다.

전극의 높은 저항을 낮추기 위해 열처리 공정을 하였다. 열처리는 Furnace 장비를 통해 아르곤 1 torr, 400 °C의 챔버 환경에서 1시간 동안 진행하였다.

이후 패턴의 패드는 전선을 연결할 부분이므로 전기적 측정을 용이하게 하고, 손상을 방지하기 위해 알루미늄을 추가로 증착하였다. 알루미늄은 Thermal Evaporation 공정으로 슬라이드 글라스 위에 패드만 노출된 섀도 마스크를 정렬해 준 뒤 2000 Å 증착하였다.

센서 제작 후에는 세포 배양을 위한 공간을 마련하고자, 생체적합성이 우수한 고분자 물질인 PDMS(PolyDiMethylSioxane)를 활용해 두께와 높이가 각각 2 mm, 7 mm인 웰을 제작하고 부착하였다. 이때 웰의 내부 직경으로 결정되는 용량은 기존 패턴에 부착했던 내부 직경 8 mm, 용량 350 μL를 기준으로 확대 및 축소한 패턴에 맞게 변경하여 부착하였다. 따라서 1.25배로 확대한 패턴과 0.75배 및 0.5배로 축소한 패턴에 부착된 웰의 내부직경은 각각 10 mm, 6 mm, 4 mm이며, 용량은 550 μL, 198 μL, 88 μL로 제작되었다. 또한 다중 웰 어레이 바이오센서에서 사용한 웰은 내부 직경 5 mm, 용량 137 μL의 규격을 가진다.

부착한 웰이 완전히 마른 후에는 0.16 mm의 심선과 0.32 mm의 단선을 갖는 테프론 와이어를 패드에 연결하고, 전도성 접착제인 실버 페이스트를 이용해 고정시켜 주었다.

2. 웰 내부 환경 조성 및 세포 실험 과정

세포를 분주하기 전 웰 내부에 멸균 작업을 진행하였다. PBS(Phosphate-Buffered Saline)를 웰 크기 별 용량에 맞게 주입하고 제거한 후에 EtOH 70%를 주입하여 1분 뒤 제거하는 과정을 3번 반복함으로써 웰 내부를 멸균하였다. 멸균 후에는 센서 표면과 세포 사이의 접착력 향상을 위한 Poly-L-lysine 코팅 작업을 진행하였다. 자외선이 조사되는 환경에서 Poly-L-lysine 0.01 wt% 용액을 웰 내부에 주입한 후 40분 동안 대기하는 방식으로 코팅을 진행하고, PBS로 한 번 더 세척하여 잔여물을 제거하였다. 이후 24시간 동안 완전히 건조시켜 웰 내부 환경을 조성하였다. 이와 같은 일련의 과정은 Fig. 3(a)에 나타나 있다.

Figure 3. (Color online) Sterilization of well inside and Poly L-lysine coating process for cell culture.

센서 별로 분주하는 세포의 수는 기존 센서에 분주하던 세포 수 10,000개를 기준으로 변경하였다. 1.25배로 확대한 패턴 센서의 경우 15,685개의 세포를 분주하였고, 0.75배 및 0.5배로 축소한 패턴 센서는 각각 5,628개, 2,485개의 세포를 주입하였다. 다중 웰 어레이 센서 또한 웰 크기에 맞게 3,914개의 세포를 분주하였다. 이후 세포는 CO₂ 인큐베이터 내부에서 온도 37 °C, 습도 95%, CO₂ 농도 5% 환경을 유지하며 48시간 동안 배양되었다. 웰 내부 센서 표면에서 성장한 세포가 포화되면 퓨로마이신(GibcoTM, A11138-03) 약물을 5.72 μg/mL 농도로 투여하여 마찬가지로 48시간 동안 사멸 반응을 유도하였다. 따라서 총 96시간 동안 세포의 거동을 관찰하며 전기적 신호를 측정하기 위해서 센서의 패드와 연결된 전선을 멀티 커넥터를 통해 스위칭 매트릭스(Keithley 707B)로 연결하였다. 스위칭 메트릭스는 정밀 LCR 미터(Agilent 4284)와 연결되어 이를 통해 각 센서에 교류 전류가 인가되고 정전용량을 측정할 수 있었다. 동시에 전기적으로 측정된 결과가 실제 세포의 거동과 유사한 지 비교하기 위해, 외부의 메인 시스템(Juli^TmBr)과 연결된 현미경(Juli^TmBr)을 인큐베이터 내부에 배치하고 세포의 실시간 거동을 이미지로 모니터링하였다.

3. NIH/3T3 세포와 퓨로마이신

본 연구에 사용된 NIH/3T3 세포는 쥐의 NIH/swiss 배아에서 분리한 섬유아세포이다. 섬유아세포는 활성화 후 근섬유아세포로의 변형으로 진행되고, 상처 치유 과정 중 발생하는 신호를 전달하는 일차 섬모는 상처로의 세포 이동방향을 결정하고 상처 봉합에 필수적인 역할을 한다. 따라서 이러한 상처 치유 과정을 연구하기 위해 섬유아세포인 NIH/3T3 세포가 널리 사용되었으며, 해당 세포는 실험실에서의 배양이 비교적 쉽고 빠르면서 분열 시 접촉 억제에 매우 민감하다는 장점이 있기 때문에 바이오센서 연구에도 적합하다[16-19].

세포의 사멸을 유도하기 위해 사용된 약물은 퓨로마이신(Puromycin)으로 세포의 단백질 합성 억제제이다. 퓨로마이신은 aminoacyl-sRNA와 구조적 유사성을 지니고 있기 때문에 aminoacyl-sRNA의 카르복실 활성화 펩타이드 사슬의 수용체를 대체하여 단백질 합성을 억제한다[20-22].

본 연구에서는 임피던스 패턴의 사이즈를 다르게 하여 바이오 센서를 제작하고, NIH/3T3 세포의 정전용량을 측정하였다. 임피던스 패턴은 앞서 제시한 모식도에서 볼 수 있듯이 두 개의 전극이 소정의 간극을 두고 배치되어 있는 형태이며, 이 두 전극 사이에 교류 전류를 인가하여 임피던스를 측정하였다. 이때 임피던스는 배지의 저항과 세포의 저항, 세포의 정전용량이 관여하여 나타난다. 이는 Fig. 3(b)와 같은 회로 모델로 나타날 수 있으며, 이 중 세포의 정전용량은 세포막이 절연 특성을 보이기 때문에 세포막을 사이로 전하가 축적되어 세포 각각이 커패시터로서 작용하여 발생한다. 따라서 세포가 부착되는 정도에 따라 측정되는 정전용량 값이 달라지고, 이를 통해 세포의 거동을 분석할 수 있다[23, 24].

Figure 4는 전극과 전극사이 거리가 300 μm인 기존의 임피던스 패턴으로 제작한 센서를 통해 측정한 정전용량 변화이다. 정전용량의 측정은 세포의 성장부터 사멸과정까지 총 96시간 동안 이루어졌으며, 이때 주파수는 1 kHz에서 1000 kHz까지 1 kHz씩 증가하면서 진행되었다. 따라서 측정 결과는 시간이 지남에 따라 정전용량의 변화를 확인할 수 있는 정전용량 – 시간 그래프로 나타냈으며, 50 kHz, 100 kHz, 150 kHz, 200 kHz, 250 kHz에서 측정된 정전용량을 분석하였다. 그래프를 확인한 결과 세포 주입 이후 48시간 동안 세포가 성장하고 분열하면서 센서 표면을 차지하는 면적이 증가하여 정전용량 또한 증가하는 것이 나타났으며, 약물을 투여하고 약 65 시간까지 세포가 센서 표면에서 탈락하면서 정전용량이 급격히 감소하다가 65시간 이후부터 96시간까지는 정전용량의 변화가 미미한 것을 알 수 있었다. 다만 50 kHz에서 측정된 정전용량의 변화 개형은 그 외의 주파수에서 측정된 결과와 일치성이 떨어지는 것을 확인하였다. 특히 약 65시간 이후부터 96 시간까지 세포의 약물 반응에서 측정된 정전용량의 결과에서 차이가 두드러지게 보였다. 50 kHz에서 측정된 정전용량의 경우 다른 주파수 대에서 측정된 정전용량과 다르게 세포가 완전히 사멸한 이후에도 그 값이 증가하는 것을 확인하였다. 65시간 이후로는 세포가 완전히 사멸하였기 때문에 정전용량의 증가가 나타날 수 없으며, 이러한 세포 상태는 현미경 이미지 상에서도 세포가 완전히 사멸하여 움직임이 보이지 않는 것으로 나타났다. 따라서 50 kHz를 제외한 다른 주파수의 정전용량 결과와 같이, 약물 투여 이후 세포가 사멸하면서 정전용량이 급격히 감소하고 모든 세포가 완전히 사멸한 약 65 시간 이후로 정전용량 변화가 거의 관찰되지 않는 것이 세포의 거동을 올바르게 반영한 것이라 판단할 수 있었다. 이러한 경향성을 기반으로 패턴 사이즈가 다른 센서에서 측정된 정전용량의 결과 또한 분석하고 비교하였다.

Figure 4. (Color online) Capacitance-time graph measured by frequency through the original pattern sensor (a) 50 kHz (b) 100 kHz (c) 150 kHz (d) 200 kHz (e) 250 kHz.

Figure 5는 기존의 패턴을 1.25배 확대하여 센서를 제작하고 정전용량을 측정한 결과이다. 앞서 확인한 것과 같이 세포의 성장과정 동안 정전용량이 증가하고, 약물 반응으로 인한 사멸 과정 중에는 정전용량이 감소하는 것으로 측정되었다. 하지만 기존의 센서를 통해 얻은 결과와 마찬가지로 50 kHz에서 측정된 정전용량의 변화 개형은 다른 주파수 대에서 측정된 그래프와 일치성이 확연히 떨어지는 것을 볼 수 있었다. 특히 성장과정 중에도 정전용량의 변화 개형에서 큰 차이가 나타났는데, 50 kHz에서 측정된 결과에서는 세포 주입 직후 (0 시간)부터 약 20 시간까지 정전용량이 일정하게 증가하다가 20 시간 이후부터 48 시간까지 감소하는 반면에 다른 주파수 대에서는 성장 과정 48시간 동안 일정하게 정전용량이 증가하는 것을 볼 수 있었다. 또한 세포가 완전히 사멸한 65시간 이후부터 96시간까지 정전용량이 증가하는 경향성이 50 kHz에서 측정된 결과에서만 확인되었다. 따라서 기존의 센서로 확인한 정전용량의 변화 경향과 마찬가지로 1.25배 확대한 패턴의 센서 또한 100 kHz 이후에서 세포 거동이 잘 반영되는 정전용량 측정이 이루어졌음을 알 수 있었다.

Figure 5. (Color online) Capacitance-time graph measured by frequency through the 1.25 times pattern sensor (a) 50 kHz (b) 100 kHz (c) 150 kHz (d) 200 kHz (e) 250 kHz.

Figure 6과 Fig. 7은 각각 0.75배, 0.5배로 축소한 패턴의 바이오센서로 측정한 결과를 보여준다. 앞서 제시한 결과들과 마찬가지로 패턴을 축소한 경우에도 50 kHz에서 측정된 정전용량 결과가 다른 주파수 대에서 측정된 결과와 비교하였을 때 일치성이 떨어지는 것을 확인하였다. 특히 0.75배로 축소한 패턴의 경우 50 kHz에서 세포 성장과정 중에 정전용량의 증가 경향성이 전혀 보이지 않았으며, 0.5배로 축소한 패턴의 센서 또한 세포 성장 과정 중 약 30 시간 이후부터 정전용량이 감소하는 것으로 나타났다. 따라서 축소된 패턴의 센서를 통해 측정된 정전용량도 100 kHz 이후의 주파수 영역에서 이루어질 때 세포의 상태에 대한 반영이 올바른 것을 확인하였다.

Figure 6. (Color online) Capacitance-time graph measured by frequency through the 0.75 times pattern sensor (a) 50 kHz (b) 100 kHz (c) 150 kHz (d) 200 kHz (e) 250 kHz.

Figure 7. (Color online) Capacitance-time graph measured by frequency through the 0.5 times pattern sensor (a) 50 kHz (b) 100 kHz (c) 150 kHz (d) 200 kHz (e) 250 kHz.

모든 패턴 사이즈 센서의 정전용량 측정 결과를 주파수별로 비교하기 위해 Fig. 8을 제시하였다. 100 kHz 이후부터 안정적인 정전용량 변화 개형이 나타나는 것을 알 수 있었으며, 특히 200 kHz와 250 kHz에서 패턴 사이즈 별 센서 간의 일치성이 높게 확인되었다. 따라서 센서의 패턴 사이즈 변화가 정전용량 측정에 영향을 주지 않으며, 100 kHz 이후로 주파수를 특정한다면 세포의 거동이 정전용량으로 올바르게 반영된다는 것을 판단할 수 있었다.

Figure 8. (Color online) Results of comparing the capacitance-time graph measured by the pattern size of the biosensor (a) 50 kHz (b) 100 kHz (c) 150 kHz (d) 200 kHz (e) 250 kHz.

정전용량을 측정하는 센서를 제작하는데 있어서 패턴의 사이즈가 영향을 미치지 않는다는 사실을 바탕으로, 다중 웰 어레이 바이오센서는 기존 패턴 대비 약 0.66배 축소된 패턴으로 제작하였다. 앞서 제시한 패턴 사이즈 중 가장 작은 패턴은 0.5배로 축소한 패턴이지만, 이는 웰의 크기 또한 매우 작아져 실험을 진행하는 중에 어려움이 있었다. 따라서 실험 중 오차가 발생할 확률을 높일 수 있으므로, 다중 웰 어레이 바이오센서는 이러한 문제점을 개선하기 위해 약 0.66배로 축소한 패턴을 활용하여 센서를 제작하였다.

우선적으로 다중 웰 어레이 바이오센서에서 데이터의 재현성과 웰 사이 균일성을 확인하기 위하여 기존의 측정을 동일하게 수행하였다. Figure 9는 그 결과를 나타내며, 다중 웰 어레이 바이오센서로 4개의 샘플을 동시에 측정한 결과를 보여준다. 측정된 4개 샘플의 시간 별 정전용량 데이터에서 정전용량 변화 개형을 직관적으로 확인하기 위해 정규화(Normalization)를 수행하였다. 정규화를 통한 정전용량 값의 변화 비율은 세포의 성장률로 나타낼 수 있으므로, 이를 통해 세포의 거동을 직관적으로 확인하였다. 그 결과 앞서 언급한 경향과 마찬가지로 100 kHz 이후에서 정전용량 변화 개형이 올바르게 나타났으며, 4개의 웰에서 얻은 각각의 정전용량 결과를 비교한 결과 웰 사이에 매우 유사한 정전용량 변화의 결과를 확인할 수 있었다. 따라서 다중 웰 어레이 바이오센서의 재현성과 웰 사이의 균일성을 확보하여 신뢰할 수 있는 정전용량이 측정되었음을 판단하였다.

Figure 9. (Color online) Normalized capacitance-time graph by frequency measured using multi-well array biosensor (a) 50 kHz (b) 100 kHz (c) 150 kHz (d) 200 kHz (e) 250 kHz.

추후에는 다중 웰 어레이 바이오센서를 활용해 약물 농도에 따른 정전용량 변화를 측정하거나, 여러 종류의 세포에 대한 정전용량을 동시에 측정하는 등 웰 사이의 조건을 변경하여 동시에 측정을 수행하는 실험을 진행할 예정이다. 또한 본 연구를 통해 2 × 2 형태인 다중 웰 어레이 바이오센서의 정전용량 데이터 재현성, 웰 사이의 균일성이 확인되었으므로 3 × 3, 4 × 4 등의 형태로 배열하는 패턴의 수를 늘려 다중 웰 어레이 바이오센서를 발전시킬 수 있는 가능성을 제시하였다.

본 연구에서는 기존의 임피던스 패턴을 기준으로 패턴의 사이즈를 확대 및 축소하여 바이오센서를 제작하고, NIH/3T3 세포의 정전용량을 측정하였다. 그 결과 세포의 성장과정 중에는 정전용량이 증가하고 세포의 사멸과정 중에는 정전용량이 감소하는 것을 확인할 수 있었으며, 이러한 개형은 센서의 패턴 사이즈에 관계없이 100 kHz 이후에서 측정된 정전용량 그래프에서 나타났다. 따라서 패턴 사이즈의 축소가 정전용량 측정에 문제가 없음을 확인하고, 기존 패턴 대비 약 0.66배로 축소한 패턴을 2 × 2 형태로 배치하여 다중 웰 어레이 바이오센서를 제작하였다. 정전용량 변화 개형의 재현성과 웰 사이 균일성을 확인하기 위해 동일한 측정을 수행한 결과, 4개의 웰에서 얻은 데이터 모두 세포의 거동을 잘 반영하고 있음을 확인하였다. 결과적으로 다중 웰 어레이 바이오센서의 올바른 작동을 확인할 수 있었으며, 이를 통해 3 × 3, 4 × 4 등 배열하는 패턴의 수를 늘려 다중 웰 어레이 바이오센서를 발전시킬 수 있는 가능성을 제시하였고, 추후에는 웰 사이 조건을 변경하여 더 다양한 실험을 진행할 계획이다.

본 연구는 산업통상자원부의 연구비 지원에 의해 이루어졌습니다. [P0023521]