KR101322624B1 - Field effect transistor-based detection device for biomolecules containing adsorptive media and detection method using the same - Google Patents
Field effect transistor-based detection device for biomolecules containing adsorptive media and detection method using the same Download PDFInfo
- Publication number
- KR101322624B1 KR101322624B1 KR1020070057859A KR20070057859A KR101322624B1 KR 101322624 B1 KR101322624 B1 KR 101322624B1 KR 1020070057859 A KR1020070057859 A KR 1020070057859A KR 20070057859 A KR20070057859 A KR 20070057859A KR 101322624 B1 KR101322624 B1 KR 101322624B1
- Authority
- KR
- South Korea
- Prior art keywords
- biomolecule
- adsorption medium
- adsorption
- biomolecules
- detection
- Prior art date
Links
- 238000001514 detection method Methods 0.000 title claims abstract description 70
- 230000005669 field effect Effects 0.000 title claims abstract description 26
- 230000000274 adsorptive effect Effects 0.000 title description 2
- 238000001179 sorption measurement Methods 0.000 claims abstract description 107
- 239000011324 bead Substances 0.000 claims abstract description 22
- 108020004414 DNA Proteins 0.000 claims description 45
- 102000053602 DNA Human genes 0.000 claims description 45
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 37
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 23
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 22
- 239000007853 buffer solution Substances 0.000 claims description 17
- 239000000758 substrate Substances 0.000 claims description 16
- 229920002873 Polyethylenimine Polymers 0.000 claims description 14
- 230000003993 interaction Effects 0.000 claims description 14
- 239000011521 glass Substances 0.000 claims description 13
- 150000001720 carbohydrates Chemical class 0.000 claims description 9
- 235000014633 carbohydrates Nutrition 0.000 claims description 9
- 102000004169 proteins and genes Human genes 0.000 claims description 9
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 claims description 9
- 108091093037 Peptide nucleic acid Proteins 0.000 claims description 8
- 238000003752 polymerase chain reaction Methods 0.000 claims description 8
- 229920002477 rna polymer Polymers 0.000 claims description 8
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 claims description 7
- 239000000203 mixture Substances 0.000 claims description 6
- 239000004033 plastic Substances 0.000 claims description 5
- 229920003023 plastic Polymers 0.000 claims description 5
- 239000010703 silicon Substances 0.000 claims description 4
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 claims description 4
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 claims description 3
- 239000002801 charged material Substances 0.000 claims 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 claims 1
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 43
- 238000005406 washing Methods 0.000 description 13
- 230000008859 change Effects 0.000 description 10
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 6
- 239000007864 aqueous solution Substances 0.000 description 4
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 239000000178 monomer Substances 0.000 description 4
- 230000008569 process Effects 0.000 description 4
- 239000000047 product Substances 0.000 description 4
- BBEAQIROQSPTKN-UHFFFAOYSA-N pyrene Chemical compound C1=CC=C2C=CC3=CC=CC4=CC=C1C2=C43 BBEAQIROQSPTKN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 125000003118 aryl group Chemical group 0.000 description 3
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 3
- 230000001965 increasing effect Effects 0.000 description 3
- IJGRMHOSHXDMSA-UHFFFAOYSA-N Atomic nitrogen Chemical compound N#N IJGRMHOSHXDMSA-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- SIKJAQJRHWYJAI-UHFFFAOYSA-N Indole Chemical compound C1=CC=C2NC=CC2=C1 SIKJAQJRHWYJAI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 239000000872 buffer Substances 0.000 description 2
- 125000003178 carboxy group Chemical group [H]OC(*)=O 0.000 description 2
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 2
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 2
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 2
- ZMMJGEGLRURXTF-UHFFFAOYSA-N ethidium bromide Chemical compound [Br-].C12=CC(N)=CC=C2C2=CC=C(N)C=C2[N+](CC)=C1C1=CC=CC=C1 ZMMJGEGLRURXTF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229960005542 ethidium bromide Drugs 0.000 description 2
- GVEPBJHOBDJJJI-UHFFFAOYSA-N fluoranthrene Natural products C1=CC(C2=CC=CC=C22)=C3C2=CC=CC3=C1 GVEPBJHOBDJJJI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 2
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 2
- 238000002032 lab-on-a-chip Methods 0.000 description 2
- 102000039446 nucleic acids Human genes 0.000 description 2
- 108020004707 nucleic acids Proteins 0.000 description 2
- 150000007523 nucleic acids Chemical class 0.000 description 2
- -1 polyethylene Polymers 0.000 description 2
- 239000002861 polymer material Substances 0.000 description 2
- 150000003839 salts Chemical class 0.000 description 2
- 238000004381 surface treatment Methods 0.000 description 2
- 239000000725 suspension Substances 0.000 description 2
- 102000003886 Glycoproteins Human genes 0.000 description 1
- 108090000288 Glycoproteins Proteins 0.000 description 1
- COLNVLDHVKWLRT-QMMMGPOBSA-N L-phenylalanine Chemical compound OC(=O)[C@@H](N)CC1=CC=CC=C1 COLNVLDHVKWLRT-QMMMGPOBSA-N 0.000 description 1
- QIVBCDIJIAJPQS-VIFPVBQESA-N L-tryptophane Chemical compound C1=CC=C2C(C[C@H](N)C(O)=O)=CNC2=C1 QIVBCDIJIAJPQS-VIFPVBQESA-N 0.000 description 1
- 108091034117 Oligonucleotide Proteins 0.000 description 1
- 239000004698 Polyethylene Substances 0.000 description 1
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- QIVBCDIJIAJPQS-UHFFFAOYSA-N Tryptophan Natural products C1=CC=C2C(CC(N)C(O)=O)=CNC2=C1 QIVBCDIJIAJPQS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 230000008512 biological response Effects 0.000 description 1
- 238000004140 cleaning Methods 0.000 description 1
- 239000003086 colorant Substances 0.000 description 1
- 230000000295 complement effect Effects 0.000 description 1
- 239000013068 control sample Substances 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 238000011982 device technology Methods 0.000 description 1
- 239000003792 electrolyte Substances 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 239000012467 final product Substances 0.000 description 1
- 239000007850 fluorescent dye Substances 0.000 description 1
- 238000009396 hybridization Methods 0.000 description 1
- 150000002466 imines Chemical class 0.000 description 1
- PZOUSPYUWWUPPK-UHFFFAOYSA-N indole Natural products CC1=CC=CC2=C1C=CN2 PZOUSPYUWWUPPK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- RKJUIXBNRJVNHR-UHFFFAOYSA-N indolenine Natural products C1=CC=C2CC=NC2=C1 RKJUIXBNRJVNHR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910001410 inorganic ion Inorganic materials 0.000 description 1
- 229910017053 inorganic salt Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 1
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 1
- 150000002632 lipids Chemical class 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 229910052757 nitrogen Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
- 238000005192 partition Methods 0.000 description 1
- COLNVLDHVKWLRT-UHFFFAOYSA-N phenylalanine Natural products OC(=O)C(N)CC1=CC=CC=C1 COLNVLDHVKWLRT-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920000573 polyethylene Polymers 0.000 description 1
- 229920001296 polysiloxane Polymers 0.000 description 1
- 229920001343 polytetrafluoroethylene Polymers 0.000 description 1
- 239000004810 polytetrafluoroethylene Substances 0.000 description 1
- 239000011148 porous material Substances 0.000 description 1
- 125000002924 primary amino group Chemical group [H]N([H])* 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 229920006395 saturated elastomer Polymers 0.000 description 1
- 229910000077 silane Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000002210 silicon-based material Substances 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
- G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
- G01N27/403—Cells and electrode assemblies
- G01N27/414—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS
- G01N27/4145—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS specially adapted for biomolecules, e.g. gate electrode with immobilised receptors
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Electrochemistry (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
- Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
Abstract
비공유결합 방식으로 생분자의 표면 흡착이 가능한 흡착 매개체를 이용하는 전계 효과 트랜지스터 기반 생분자 검출 장치와 그 검출 방법을 개시한다. 이 검출 장치는 검출 대상 생분자의 표면 고정이나 전처리를 요하지 않으며 기존의 전계 효과 트랜지스터 기반 검출 장치보다 더 낮은 검출 한계를 가진다. 또한 이 검출 장치는 시료의 생분자 농도에 의존적이므로 검출 대상 분자의 정량도 가능하다.Disclosed are a field effect transistor-based biomolecule detection device using an adsorption medium capable of surface adsorption of biomolecules in a non-covalent manner, and a detection method thereof. This detection device does not require surface fixation or pretreatment of the biomolecules to be detected and has a lower detection limit than conventional field effect transistor based detection devices. In addition, since the detection device depends on the biomolecule concentration of the sample, the detection target molecule can also be quantified.
흡착 매개체, 비드, FET, 전계 효과, 비고정, 생분자 검출 Adsorption media, beads, FETs, field effects, unfixed, biomolecule detection
Description
도 1은 본 발명의 한 구체적 실시 태양으로서, 폴리에틸렌이민(polyethyleneimine, PEI)이 피복된 흡착 매개체를 이용하는 본 발명의 생분자 검출 장치의 측면도이다.1 is a side view of the biomolecule detection apparatus of the present invention using an adsorption medium coated with polyethyleneimine (PEI) as one specific embodiment of the present invention.
도 2는 본 발명의 한 구체적 실시 태양에서 PEI 피복된 흡착 매개체로 채운 상기 도 1의 생분자 검출 장치에서 측정 채널(channel)과 표준 채널을 나타낸 그림이다. FIG. 2 is a diagram showing a measurement channel and a standard channel in the biomolecule detection device of FIG. 1 filled with a PEI coated adsorption medium in one specific embodiment of the present invention.
도 3은 상기 도 2와 같은 측정 채널에 DNA 시료를 주입했을 때와 완충 용액으로 세척 처리했을 각각 일어나는 신호 변화를 나타낸 그림이다FIG. 3 is a diagram illustrating signal changes occurring when a DNA sample is injected into the measurement channel as shown in FIG. 2 and when the sample is washed with a buffer solution.
도 4는 20 μM, 50 μM로 농도가 다른 19 mer 올리고디옥시뉴클레오티드를 상기 도 2에 나타낸 측정 채널에 주입하였을 때 농도 차이에 따른 FET 신호 변화를 나타낸 그림이다. 4 is a diagram showing the change in FET signal according to the concentration difference when injected into the measurement channel shown in FIG. 2 19 mer oligodioxynucleotide having a different concentration of 20 μM, 50 μM.
도 5는 상기 1 ng/μL 농도의 400bp PCR 생성물을 계속 FET상에 놓인 비드에 가했을 때 시료의 농축에 의한 FET 신호 크기의 증가가 일어나는지를 관찰한 그래프이다. 시간에 따라 그래프를 a부터 e까지 구분하였다.FIG. 5 is a graph observing whether an increase in the FET signal size due to concentration of the sample occurs when the 400 bp PCR product at the concentration of 1 ng / μL is added to the beads placed on the FET. The graph was divided from a to e according to time.
도 6a부터 6e는 도 5에서 a부터 e까지 구분한 그래프를 부분별로 확대한 그림이다.6A to 6E are enlarged views of the graph divided from a to e in FIG.
본 발명은 전계효과 트랜지스터를 이용하여 생분자의 존재 또는 농도를 검출할 수 있는 생분자 검출 장치와 그 방법에 관한 것이다. The present invention relates to a biomolecule detection apparatus and method for detecting the presence or concentration of biomolecules using a field effect transistor.
전기적인 신호로 생분자(biomolecule)를 검출하는 장치 중 트랜지스터를 포함하는 구조로는 트랜지스터 기반 바이오센서가 있다. 트랜지스터 기반 바이오센서는 반도체 공정을 이용하여 제작되는 것으로서, 전기적인 신호의 전환이 빠르고, 집적회로와 미세 전자기계 시스템(microelectromechanical system, MEMS) 공정에 접목하기 용이한 장점이 있어, 그동안 이에 대한 많은 연구가 진행되어 왔다. Among devices for detecting biomolecules by electrical signals, transistor-based biosensors include a transistor. Transistor-based biosensors are fabricated using semiconductor processes, and have the advantage of fast electrical signal conversion and easy integration into integrated circuits and microelectromechanical systems (MEMS) processes. Has been going on.
상기 트랜지스터 기반 바이오센서 중 전계 효과 트랜지스터(field effect transistor, 이하, ‘FET’라고도 함)를 사용하여 생물학적 반응을 측정하는 방식이 대표적이다. 이러한 FET기반 바이오 센서의 경우 대개 랩온어칩(lab-on-a-chip)에 사용되거나 포인트오브케어(Point-of-care) 제품에 적합한 소형 검출기가 최종 제품의 형태이다. 선행 기술의 대부분 FET 기반 바이오 센서는 표면 전하 밀도(surface charge density) 측정하며, 데바이 길이(Debye length) 내에 존재하는 것이 통상적이고, 게이트 표면에 흡착된 생분자의 전기적 신호를 측정한다. 선행 특허로는 미국 특허 제 4,238,757호가 있다. 이 특허는 항원-항체 반응을 표면 전하 밀도변화로 인한 반도체 역전(inversion)층의 변화를 전류로 측정하는 바이오센서에 관한 발명으로서 생분자 중 단백질을 검출하기 위한 것이다. 한편 미국 특허 제 4,777,019호는 생물학적 단위체(biological monomers)를 게이트 표면에 흡착시켜 상보적인 단량체와의 혼성화(hybridization) 정도를 FET로 측정하는 것에 관한 것이다. Among the transistor-based biosensors, a method of measuring a biological response using a field effect transistor (hereinafter, referred to as a “FET”) is typical. For these FET-based biosensors, small detectors typically used in lab-on-a-chip or suitable for point-of-care products are the final product. Most FET-based biosensors of the prior art measure surface charge density and are typically present in the Debye length, and measure the electrical signal of biomolecules adsorbed on the gate surface. Prior patents include US Pat. No. 4,238,757. This patent relates to a biosensor that measures antigen-antibody reactions with a current in the semiconductor inversion layer due to surface charge density changes to detect proteins in biomolecules. US Pat. No. 4,777,019, on the other hand, relates to adsorption of biological monomers on the gate surface to measure the degree of hybridization with the complementary monomers by FET.
그러나 이러한 기술들은 검출 대상 생분자를 반드시 고정화하여야 했고 센서의 반응이 느린 문제점이 있었다. 또한 랩온어칩(lab-on-a-chip) 같은 무인 초소형 검출 장치 기술에 접목하기도 어려웠다. 무엇보다도 고정화 처리가 측정 결과에 영향을 주는지 확인하여야 하는 근본적인 문제점을 안고 있었다.However, these techniques had to immobilize the biomolecules to be detected, and there was a problem that the sensor response was slow. It was also difficult to integrate into unmanned microscopic detection device technologies such as lab-on-a-chip. First of all, there was a fundamental problem to check whether the immobilization treatment affected the measurement results.
본 발명은 시료 중 생분자나 이러한 생분자를 검출하기 위한 탐식자를 검출 장치 표면에 고정할 필요 없이 생분자를 매개체 표면에 비공유결합 방식으로 흡착시켜 검출하기 위한 방법을 제공하는 것을 목적으로 한다. 종래에는 생분자나 탐식자의 표면 고정이 없는 경우 저농도의 생분자 시료에 대해서는 검출이 어려웠지만, 매개체를 본 발명은 흡착 가능한 자리(site)를 획기적으로 증가시켜 저농도에서도 효과적으로 DNA 등의 생분자를 정량할 수 있게 하는 것이 특징이다.It is an object of the present invention to provide a method for detecting biomolecules in a sample by adsorbing the biomolecules on a surface of a medium in a non-covalent manner without fixing the biomolecules or a probe for detecting such biomolecules on a detection device surface. Conventionally, in the absence of surface fixation of biomolecules or probes, it was difficult to detect low concentrations of biomolecule samples. However, in the present invention, the present invention can dramatically quantify biomolecules such as DNA at low concentrations by dramatically increasing the adsorptive sites. It is a feature that makes it possible.
이러한 목적을 달성하기 위하여 본 발명은 흡착 매개체를 이용한 생분자 검출 장치 및 검출 방법을 제공하는데 그 구성은 반도체 기판 위에 형성되고, 서로 떨어져 있는 소스 영역과 드레인 영역, 검출 대상 생분자의 흡착 자리를 표면에 갖춘 흡착 매개체, 상기 소스와 드레인 영역 중 어느 하나와 상기 기판 사이에 일정한 전압을 인가할 수 있는 표준 전극 및 상기 인가된 전압에 의하여 발생하는 전기적 신호를 측정하는 수단을 포함한다.In order to achieve this object, the present invention provides a biomolecule detection apparatus and a detection method using an adsorption medium, the configuration is formed on a semiconductor substrate, the surface of the adsorption site of the source and drain regions, the detection target biomolecules separated from each other And a standard electrode capable of applying a constant voltage between any one of the source and drain regions and the substrate, and means for measuring an electrical signal generated by the applied voltage.
본 발명의 한 구체적 실시 태양에서 상기 흡착 자리를 갖춘 흡착 매개체는 유리, 실리콘, 플라스틱으로 이루어지는 군에서 선택되는 소재를 사용하며, 검출 대상 생분자의 흡착을 위하여 하전될 수 있는 물질 또는 치쌓기 상호작용(stacking interaction)을 할 수 있는 물질로 표면이 피복되어 있는 것이 특징이다. 또 본 발명의 한 구체적 실시 태양에서 상기 흡착 매개체는 비드 형태를 하고 있다.In one specific embodiment of the present invention, the adsorption medium having the adsorption site uses a material selected from the group consisting of glass, silicon, and plastic, and can be charged or stacked interaction for adsorption of the biomolecules to be detected. It is characterized by the surface being coated with a material which can perform stacking interaction. In one specific embodiment of the present invention, the adsorption medium is in the form of beads.
본 발명의 검출 대상 생분자로는 상기 검출 대상 생분자는 디옥시리보핵산(DNA), 리보핵산(RNA), 단백질, 탄수화물, 펩티드-핵산(peptide-nucleic acid, PNA), 탄수화물 및 이들 사이의 접합체(conjugate) 등이 있으며, 본 발명의 구체적인 한 실시 태양에서는 폴리에틸렌이민(polyethylene imine)이 피복된 유리 소재 흡착 매개체를 이용하여 DNA를 검출한다.As the biomolecule to be detected according to the present invention, the biomolecule to be detected may be deoxyribonucleic acid (DNA), ribonucleic acid (RNA), protein, carbohydrate, peptide-nucleic acid (PNA), carbohydrate and conjugates thereof ( conjugate), and in one embodiment of the present invention, DNA is detected using a glass material adsorption medium coated with polyethyleneimine.
본 발명의 일측면에서는 생분자 검출 장치에서 측정하는 전기적 신호는 소스-드레인 전류 또는 소스-드레인 전압인 것을 특징으로 한다. In an aspect of the present invention, the electrical signal measured by the biomolecule detection device is characterized in that the source-drain current or the source-drain voltage.
본 발명에서는 아울러 흡착 매개체를 이용한 생분자의 검출 방법도 제공하는데, 본 발명의 검출 방법은 전계 효과 트랜지스터를 이용한 생분자의 검출 방법에 있어서, (a) 상기 생분자가 비공유결합 방식으로 흡착할 수 있는 자리를 표면에 갖춘 흡착 매개체와 상기 생분자를 포함하는 시료를 반응시켜 검출 대상 생분자의 흡착을 유도하는 단계; (b) 상기 (a) 단계를 마친 흡착 매개체를 상기 전계 효과 트랜지스터의 소스와 드레인 영역 사이에 위치하는 단계 및 (c) 상기 소스와 드레인 영역 사이의 전기적 신호를 측정하는 단계를 포함하고, 상기 전계 효과 트랜지스터에는 게이트 전극층이 부재한 것을 특징으로 한다.The present invention also provides a method for detecting biomolecules using an adsorption medium, the detection method of the present invention is a method for detecting biomolecules using a field effect transistor, (a) the biomolecules can be adsorbed in a non-covalent manner. Inducing adsorption of the biomolecules to be detected by reacting a sample containing the biomolecules with an adsorption medium having a location on the surface; (b) positioning the adsorption medium having completed step (a) between the source and drain regions of the field effect transistor and (c) measuring an electrical signal between the source and drain regions; The effect transistor is characterized in that the gate electrode layer is absent.
한편 본 발명의 다른 측면에서는 상기 (a) 내지 (c) 단계를 수행한 다음에 On the other hand, in another aspect of the present invention after performing the steps (a) to (c)
(d) 상기 (a) 단계에서 시료와 반응하지 않은 흡착 매개체를 생분자를 포함하지 않는 완충 용액과 반응시키고, 상기 완충 용액과 반응한 흡착 매개체를 대상으로 상기 (b) 내지 (c) 단계를 수행하는 단계 및 (e) 상기 (c) 단계에서 측정된 전기적 신호와 상기 (d) 단계에서 측정된 전기적 신호를 비교하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 검출 방법을 제공한다. 이 방법을 이용할 경우 생체 분자를 포함하지 않는 대조군 시료(완충 용액)과 비교하여 생체 분자의 농도를 결정할 수 있게 된다.(d) reacting the adsorption medium not reacted with the sample in step (a) with a buffer solution containing no biomolecules, and performing steps (b) to (c) for the adsorption medium reacted with the buffer solution. And performing (e) comparing the electrical signal measured in the step (c) with the electrical signal measured in the step (d). Using this method, the concentration of biomolecules can be determined by comparison with a control sample (buffer solution) that does not contain biomolecules.
아울러 본 발명의 또 다른 측면에서는 검출 신호의 드리프트를 방지할 수 있는, 흡착 매개체를 이용한 생분자의 검출 방법을 제공하는데, 전계 효과 트랜지스터를 이용한 생분자의 검출 방법에 있어서, (a) 상기 생분자가 비공유결합 방식으로 흡착할 수 있는 자리를 표면에 갖춘 흡착 매개체를 상기 전계 효과 트랜지스터의 소스와 드레인 영역 사이에 위치시키는 단계; (b) 상기 (a) 단계에서 위치된 흡착 매개체에 상기 생분자를 포함하지 않는 완충 용액을 흘려 보내면서 반응시키는 단계 및 (c) 상기 소스와 드레인 영역 사이의 전기적 신호를 측정하여 신호 드리프트를 보정하는 단계를 포함하며, 상기 전계 효과 트랜지스터에는 게이트 전극층이 부재한 것을 특징으로 한다.In another aspect of the present invention, there is provided a method for detecting biomolecules using an adsorption medium, which can prevent drift of a detection signal. Placing an adsorption medium on the surface of the field effect transistor between a source and a drain region of the field effect transistor, wherein the adsorption medium has a surface on which the adsorbable medium can adsorb in a non-covalent manner; (b) reacting by flowing a buffer solution containing no biomolecule into the adsorption medium located in step (a); and (c) measuring an electrical signal between the source and drain regions to correct signal drift. And the gate effect layer is absent from the field effect transistor.
본 생분자 검출 방법 발명의 한 실시 태양에서는 상기 (c) 단계의 전기적 신호의 측정은 상기 소스 또는 영역 중 어느 하나와 상기 기판 사이에 전압을 인가하 고 상기 전압에 의하여 발생하는 신호를 측정함으로써 이루어지는 것을 특징으로 한다.In one embodiment of the present biomolecule detection method, the measurement of the electrical signal in step (c) is performed by applying a voltage between any one of the source or region and the substrate and measuring the signal generated by the voltage. It is characterized by.
이하 본 발명의 구성을 상세하게 설명한다.Hereinafter, the configuration of the present invention will be described in detail.
본 발명은 DNA를 비롯한 생분자의 흡착이 가능한 자리(site)를 표면에 갖춘 흡착 매개체에 표면에서 검출 대상 생분자의 흡착 반응이 일어난 다음, 이 흡착 매개체를 담고 있는 용액을 변형된 전계 효과 트랜지스터(field effect transistor, FET, 이하 "FET"로 줄임) 상의 소스와 드레인 영역 사이에 위치시키고 그에 따라 발생하는 트랜지스터의 전기적 신호의 변화를 측정하는 것이 그 원리이다. According to the present invention, the adsorption reaction of the biomolecule to be detected occurs on the surface of an adsorption medium having a site capable of adsorption of biomolecules including DNA, and then the solution containing the adsorption medium is transformed into a field effect transistor ( The principle is to locate between the source and drain regions on a field effect transistor, FET, hereinafter referred to as " FET " and measure the change in the electrical signal of the transistor that occurs accordingly.
본 발명의 검출 장치는 통상의 전계 효과 트랜지스터에 소규모의 변형을 가한 것을 전기적 신호의 발생 장치로 사용한다. 본 발명에 사용되는 변형된 전계 효과 트랜지스터의 한 구체적 실시 태양을 도 1에 나타내었다. 도 1의 트랜지스터는 CMOS 공정으로 제작되었는데, 상기 트랜지스터의 구성은 도핑된 반도체 재료로 이루어진 기판(도 1에서는 p형 기판), 상기 기판 상에 이격(離隔)되어 형성되며 기판과 반대 극성으로 도핑된(도 1에서 "n+" 표시) 소스와 드레인 영역과 표준 전극(도 1에서 손잡이가 달린 검은색 상자로 표시)을 포함하여 이루어진다. 이러한 변형된 전계 효과 트랜지스터에서는 통상적인 트랜지스터에 포함되어 있는 게이트 전 극층이 부재하고, 게이트 전압에 해당하는 일정 전압을 인가하기 위하여 표준 전극이 대신 포함된다. 소스와 드레인 사이의 전류는 기판의 도핑된 특정 영역이 채널(channel)이 되어 흐르게 된다(도 1에서 "채널"로 표시한 부분). 즉 본 발명의 검출 장치에 사용되는 변형된 전계 효과 트랜지스터는 통상의 전계 효과 트랜지스터와 비교하였을 때, 게이트 부분을 변형한 차이가 있다. 본 발명의 기판상에는 적절한 수의 절연층이 놓일 수 있고, 이는 당업자가 필요에 따라 조절할 수 있다. The detection apparatus of the present invention uses a small-scale modification to a conventional field effect transistor as an electric signal generator. One specific embodiment of a modified field effect transistor used in the present invention is shown in FIG. The transistor of FIG. 1 is fabricated in a CMOS process, the configuration of the transistor being a substrate (p-type substrate in FIG. 1) made of a doped semiconductor material, formed spaced apart on the substrate and doped with opposite polarity to the substrate. (Indicated by " n + " in FIG. 1) and a source and drain region and a standard electrode (indicated by a black box with a handle in FIG. 1). In such a modified field effect transistor, there is no gate electrode layer included in a conventional transistor, and a standard electrode is instead included to apply a constant voltage corresponding to the gate voltage. The current between the source and the drain causes a specific doped region of the substrate to flow into a channel (indicated by " channel " in FIG. 1). In other words, the modified field effect transistor used in the detection device of the present invention has a difference in deformation of the gate portion as compared with a conventional field effect transistor. An appropriate number of insulating layers can be placed on the substrate of the present invention, which can be adjusted by those skilled in the art as needed.
본 발명의 검출 대상 생분자에는 상기 흡착 매개체에 적절한 강도로 흡착할 수 있는 모든 생분자가 포함된다. 이러한 검출 대상 생분자의 비제한적인 예를 들어보면 디옥시리보핵산(DNA), 리보핵산(RNA), 단백질, 탄수화물, 펩티드-핵산(peptide-nucleic acid, PNA), 탄수화물 및 이들 사이의 접합체(conjugate)-당단백질, 지질 단백질, 단백질-DNA 착물(protein-DNA complex)와 같은 유형-이 있다. The biomolecules to be detected of the present invention include all biomolecules capable of adsorbing to the adsorption medium at an appropriate strength. Non-limiting examples of such biomolecules to be detected include deoxyribonucleic acid (DNA), ribonucleic acid (RNA), proteins, carbohydrates, peptide-nucleic acid (PNA), carbohydrates and conjugates between them. There are types such as glycoproteins, lipid proteins, and protein-DNA complexes.
단백질, 핵산, 탄수화물 등의 생분자는 표면에 하전될 수 있는 자리를 많이 포함하고 있으므로 무기 이온과 정전기적으로 상호작용할 수 있다. 이러한 하전된 생분자와 그 대응이온(counterion)이 포함된 수용액은 전해질의 농도가 크므로 이온 세기(ionic strength)가 커지게 된다. 한편으로 핵산은 이웃하는 질소 염기 사이에 π-π 상호작용을 통하여 안정화할 수 있으므로 염기들 평면이 나란하게 차곡차곡 쌓이려는 특성이 있는데 이를 염기 치쌓기(base stacking) 상호작용이라고 한다. 치쌓기의 본질인 π-π상호작용은 방향족성 평면 고리 분자 전반이 공유하 는 성질이므로 단백질의 내부에 위치한 페닐알라닌, 트립토판 같은 방향족성 측쇄도 치쌓기 상호작용(stacking interaction)을 함이 알려져 있다. DNA나 단백질 같은 생분자는 흡착 매개체 표면에 존재하는 반대 전하 혹은 치쌓기 상호작용을 일으킬 수 있는 물질(예를 들어 브롬화에티듐(ethidium bromide), 인돌(indole), 피렌(pyrene) 등의 방향족성 분자)과 상호작용하여 흡착 매개체 표면에 흡착할 수 있다.Biomolecules such as proteins, nucleic acids, carbohydrates, and the like contain many sites that can be charged on the surface and thus can interact electrostatically with inorganic ions. The aqueous solution containing such charged biomolecules and their counterions increases the concentration of the electrolyte and thus increases the ionic strength. On the other hand, since nucleic acids can be stabilized through π-π interactions between neighboring nitrogen bases, the base planes are stacked side by side. This is called base stacking interaction. Since π-π interaction, which is the essence of stacking, is shared by all aromatic planar ring molecules, aromatic side chains such as phenylalanine and tryptophan are known to have stacking interactions. Biomolecules, such as DNA or proteins, can cause opposite charges or stacking interactions on the surface of adsorption media (e.g. aromatics such as ethidium bromide, indole and pyrene). Molecules) to adsorb to the adsorption medium surface.
DNA와 단백질 같은 생분자는 규모가 크므로 하전되었을 때 수많은 대응이온을 동반하기 마련이고 따라서 이들이 존재하는 용액의 이온 세기를 크게 좌우한다. 상기와 같이 생분자가 흡착된 흡착 매개체를 소스와 드레인 영역 사이에 위치시키는 경우와, 단순한 무기 염류가 포함된 완충용액을 위치시키는 경우를 비교하면 생분자 흡착 매개체 용액이 놓였을 때는 이온 세기가 크게 달라지므로, 전압이 인가되었을 때 상기 변형 FET의 채널을 통하여 흐르는 전류 혹은 소스-드레인 인가 전압 특성은 완충 용액의 경우와는 많이 달라진다. 따라서 수용액 내 생분자의 존부에 따라 전계 효과 트랜지스터의 전기적 신호 특성이 달라지게 되는 것이다. 실제 측정시에는 표준 전극으로 일정한 전압을 인가하였을 때 시료와 반응 처리한 흡착 매개체(이하 "측정 매개체")와 동일한 흡착 매개체지만 시료와 반응하지 않은 흡착 매개체(이하 "표준 매개체")의 수용액이 변형 FET의 전기적 신호에 미치는 영향을 각각 측정하여 비교하게 된다.Biomolecules, such as DNA and proteins, are large in size, and when charged, carry a large number of corresponding ions and thus greatly influence the ionic strength of the solution in which they exist. As compared with the case where the adsorption medium to which the biomolecule is adsorbed is placed between the source and the drain region, and the case where the buffer solution containing the simple inorganic salt is located, the ionic strength is large when the biomolecule adsorption medium solution is placed. As a result, the current flowing through the channel of the modified FET or the source-drain applied voltage characteristic when the voltage is applied is very different from that of the buffer solution. Therefore, the electrical signal characteristics of the field effect transistor vary depending on the presence of biomolecules in the aqueous solution. In actual measurement, when a constant voltage is applied to the standard electrode, an aqueous solution of the same adsorption medium (hereinafter referred to as "measurement medium") that reacts with the sample but does not react with the sample is deformed. The effect on the electrical signal of the FET is measured and compared.
본 발명의 장치는 검출 대상 생분자와 흡착 매개체의 가역적 상호작용(정전기적 인력, 치쌓기 상호작용 등)을 기반으로 하여 전기적 신호를 검출하므로 기판상에 해당 생분자를 고정(immobilization)시킬 필요가 없어 미리 시료를 고정화 처리하여야 하는 불편함이 없다. 본 발명은 흡착 매개체 표면에 생분자를 영구 고정하는 방식이 아니지만, 낮은 농도의 시료를 반복적으로 가할 경우 흡착 자리에 누적적으로 생분자가 흡착될 수 있으므로 본 발명은 저농도 시료의 농축에 의한 생분자 검출이 가능하다는 장점이 있다.The device of the present invention detects an electrical signal based on the reversible interaction (electrostatic attraction, stacking interaction, etc.) between the biomolecule to be detected and the adsorption medium, so that the biomolecule needs to be immobilized on the substrate. There is no inconvenience to immobilize the sample in advance. Although the present invention is not a method of permanently fixing the biomolecule on the surface of the adsorption medium, the biomolecules can be accumulated by adsorption of low concentration samples because the biomolecules can be accumulated at the adsorption sites when the sample is repeatedly added to a low concentration. The advantage is that detection is possible.
아울러 본 발명의 구성은 완충 용액에 의한 세척만으로 검출 장치를 재활용할 수 있는 이점을 제공한다. 본 발명의 흡착은 무기염류의 농도가 낮아 생분자의 생리 활성 조건에 가까운 완충 용액에 의한 세척에는 충분히 견딜 수 있을만큼 강하지만, 고농도 염류로 세척하는 경우 흡착된 생분자를 해리할 수 있을 정도의 적정 세기를 가지고 있으므로 세척 용액의 조성만을 바꾸어 활용하기 편리하다. 본 발명에서는 편의상 표준 비드를 채우고 전기적 신호를 측정하는 채널(channel)(이하 "표준 채널")과 측정 비드를 채우고 측정하는 채널(이하 "측정 채널")을 구분하고 있지만, 채널별로 별도의 FET 장치를 반드시 갖출 필요는 없다. 본 발명에서는 하나의 FET 기반 검출 장치를 가지고 세척하면서 채널을 표준 채널과 측정 채널로 번갈아 가며 사용할 수도 있다. In addition, the configuration of the present invention provides an advantage that the detection device can be recycled only by washing with a buffer solution. The adsorption of the present invention is low enough to withstand the washing by the buffer solution close to the biomolecular conditions of the biomolecule due to the low concentration of the inorganic salts, but is enough to dissociate the adsorbed biomolecules when washed with a high concentration of salts. Since it has the proper strength, it is convenient to change only the composition of the washing solution. In the present invention, for convenience, a channel for filling a standard bead and measuring an electrical signal (hereinafter referred to as a "standard channel") and a channel for filling and measuring a measurement bead (hereinafter referred to as a "measurement channel") are distinguished, but a separate FET device for each channel It is not necessary to have In the present invention, the channel can be alternately used as the standard channel and the measurement channel while washing with one FET-based detection device.
이러한 본 발명의 FET 장치는 시간적으로 혹은 공간적으로 구별되는 표준 채 널과 측정 채널로 나뉘며 표준 채널은 생분자의 흡착이 없는 흡착 매개체로 채우거나 표면 처리된 흡착 매개체로 채우게 된다. 표면 처리된 흡착 매개체로 표준 채널을 채우는 경우에는 생분자를 포함하지 않는 완충 용액만을 흘려 전기적 신호를 측정할 수도 있는데, 이러한 방식으로 상기 전기적 신호의 드리프트(drift)를 보정할 수 있다.The FET device of the present invention is divided into a standard channel and a measurement channel which are distinguished temporally or spatially, and the standard channel is filled with an adsorption medium without adsorption of biomolecules or with a surface treated adsorption medium. When the standard channel is filled with the surface treated adsorption medium, only the buffer solution containing no biomolecule may be flowed to measure the electrical signal. In this manner, the drift of the electrical signal may be corrected.
본 발명의 한 실시 태양에서는 검출 대상 생분자를 소스와 드레인 영역 사이에 위치시키되 기판상에 고정화할 필요없이 상기 생분자가 흡착할 수 있는 흡착 매개체를 제공하고, 상기 흡착 매개체와 그를 담은 수용액이 흘러나가지 않도록 칸막이(도 2에서 "필터")를 한 측정 장치를 제공한다. 본 발명의 한 구체적 실시 태양에서 이러한 측정 장치로 생분자의 존부를 검출하는 것을 나타낸 모식도가 도 2이다. 도 2에서는 시료의 부가가 없는 표준 매개체와 시료를 측정하는 측정 매개체를 각각 다른 색깔로 표시하여 생체 분자 검출 장치에 채워 넣은 모양을 구별하였는데, 흐린 청회색과 짙은 청색의 원으로 표준 매개체와 측정 매개체를 각각 표시하였다. In one embodiment of the present invention, there is provided an adsorption medium in which a biomolecule to be detected is located between a source and a drain region, and the biomolecule can be adsorbed without having to be immobilized on a substrate, and the adsorption medium and an aqueous solution containing the same flow. A measuring device with a partition ("filter" in Figure 2) is provided so as not to exit. 2 is a schematic diagram showing detection of the presence of biomolecules with such a measuring device in one specific embodiment of the present invention. In FIG. 2, the standard medium without the addition of the sample and the measurement medium for measuring the sample are displayed in different colors to distinguish the shapes filled in the biomolecule detection device. Each was marked.
본 발명의 흡착 매개체의 재료는 상기 검출 대상 생분자를 흡착할 수 있도록 표면을 처리할 수 있거나, 본래의 표면 자체에 흡착 자리를 갖춘 것이면 어느 것이든 무방하다. 바람직한 예로는 유리, 실리콘, 폴리에틸렌 등의 플라스틱 소재를 들 수 있다. 본 발명의 흡착 매개체는 측정 대상 생분자의 흡착에 적당한 모양과 크기를 택하면 무방하다. 흡착 매개체의 한 구체적 실시 태양으로서 비드(bead)를 들 수 있다. 흡착 매개체의 표면 처리란 상기 표면을 전하를 띠거나 치쌓기 상호작용을 할 수 있는 물질과 같이 검출 대상 생분자와 상호작용하여 흡착을 유도할 수 있는 물질로 피복하는 것을 의미한다. 양전하를 띠는 피복 물질의 예로는 아미노(NH2)기나 이민(-NH)기를 가지는 단위체나 고분자 물질을 들 수 있고, 음전하를 띠는 피복 물질의 예로는 카르복시(COOH)기를 가지는 단위체나 고분자 물질을 들 수 있다. 치쌓기 상호작용을 이룰 수 있는 물질은 방향족성 분자들이 대표적이며, 브롬화에티듐, 피렌 등이 있다. 본 발명의 한 실시 태양에서는 양전하를 띠는 폴리에틸렌이민(polyethylene imine)으로 피복한 유리 비드에 검출 대상 DNA를 흡착시킨다.The material of the adsorption mediator of the present invention may be any surface treatment such that the biomolecule to be detected can be adsorbed or the adsorption site is provided on the original surface itself. Preferred examples include plastic materials such as glass, silicone and polyethylene. The adsorption medium of the present invention may be any shape and size suitable for adsorption of the biomolecule to be measured. One specific embodiment of the adsorption medium is a bead. Surface treatment of the adsorption medium means that the surface is coated with a material capable of inducing adsorption by interacting with a biomolecule to be detected, such as a material capable of charging or stacking interaction. Examples of positively charged coating materials include monomers or polymer materials having amino (NH 2 ) groups or imine (-NH) groups, and examples of negatively charged coating materials include monomers or polymer materials having carboxy (COOH) groups. Can be mentioned. Typical materials capable of stacking interactions are aromatic molecules, such as ethidium bromide and pyrene. In one embodiment of the present invention, the DNA to be detected is adsorbed onto glass beads coated with a positively charged polyethylene imine.
상기와 같이 측정 매개체에 생분자를 흡착시켜 측정 채널로 전기적 신호를 검출하고, 한편으로 생분자 흡착이 없는 표준 매개체를 표준 채널에 위치시켜 동일한 전기적 신호를 검출하여 비교하게 된다. 측정 매개체와 표준 매개체는 모두 소스와 드레인 영역 사이에 용액 속에 현탁된 형태로 위치하게 된다. 흡착 매개체를 담은 현탁액이 제대로 위치되면 표준 전극으로 전압을 인가하게 되는데, 이것이 통상의 FET 장치에서는 게이트 전압의 인가에 해당한다. 검출 가능한 전기적 신호의 예로는 소스와 드레인 사이의 전류 또는 소스와 드레인 사이의 전압이 있다.As described above, the biomolecule is adsorbed to the measurement medium to detect the electrical signal through the measurement channel. On the other hand, the standard medium without biomolecule adsorption is placed on the standard channel to detect and compare the same electrical signal. Both the measurement medium and the standard medium are located in suspended form in solution between the source and drain regions. When the suspension containing the adsorption medium is properly positioned, a voltage is applied to the standard electrode, which corresponds to the application of a gate voltage in a conventional FET device. Examples of detectable electrical signals are current between source and drain or voltage between source and drain.
실시예Example
이하 실시예와 실험예를 들어 본 발명을 더 상세하게 설명한다. 본 실시예와 실험예는 어디까지나 발명의 이해를 돕기 위함이며, 본 발명의 권리 범위를 어떠한 형태로도 제한하기 위한 의도가 아니다.Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to Examples and Experimental Examples. The examples and experimental examples are intended to help the understanding of the invention to the last, and are not intended to limit the scope of the invention in any form.
[실시예 1] DNA 검출 장치의 제조Example 1 Manufacture of DNA Detection Apparatus
검출 대상 생분자를 DNA로 하여 본 발명의 생분자 검출 장치 및 검출 방법을 수행하였다. 검출 대상 DNA는 19 mer 올리고뉴클레오티드를 사용하였으며, 그 염기 서열은 5'-TGGTAAGATACCGTCACAG-3'이다. 흡착 매개체로서 평균 지름이 100 ㎛인 유리 비드를 채택하였고 상기 비드 표면에 폴리에틸렌이민-실란(silane) 화합물을 이용하여 폴리에틸렌이민을 피복하였다. 상기 비드는 약 천 개당 약 150 ㎍의 무게를 지닌다.The biomolecule detection apparatus and detection method of the present invention were performed using the biomolecule to be detected as DNA. 19 mer oligonucleotide was used as the DNA to be detected, and its base sequence is 5'-TGGTAAGATACCGTCACAG-3 '. Glass beads having an average diameter of 100 μm were adopted as adsorption media and polyethyleneimine was coated on the surface of the beads using a polyethyleneimine-silane compound. The beads weigh about 150 μg per thousand.
검출용 전기 신호를 발생하는 변형 전계효과 트랜지스터(FET) 장치는 표준적인 CMOS 공정으로 제조하였다. p형으로 도핑한 반도체 기판상에 절연층을 적층하였고 절연층 위에 적층된 게이트 전극층은 존재하지 않지만 표준 전극을 설치하여 게이트 전압을 인가할 수 있다. Deformed field effect transistor (FET) devices that generate electrical signals for detection are fabricated using standard CMOS processes. An insulating layer is stacked on the p-type doped semiconductor substrate, and there is no gate electrode layer stacked on the insulating layer, but a gate electrode may be applied by installing a standard electrode.
한편 상기 변형 FET 장치에는 비드 현탁액을 가둬 둘 수 있도록 도 2에 나타낸 것처럼 0.45 ㎛의 공극 크기를 갖는 폴리테트라플루오로에틸 렌(polytetrafluoroethylene, PTFF) 필터를 설치하였다.Meanwhile, the modified FET device was equipped with a polytetrafluoroethylene (PTFF) filter having a pore size of 0.45 μm, as shown in FIG. 2, to trap the bead suspension.
[실험예 1] DNA 시료 흡착에 따른 전위 변화 관찰Experimental Example 1 Observation of Potential Change According to DNA Sample Adsorption
실시예 1의 시료와 검출 장치를 이용하여 DNA 시료 흡착에 따른 전위의 변화를 관찰할 수 있는지 확인하였다. 시료 중 검출 대상 19 mer DNA의 농도는 50 μM로 하였다. DNA가 비드에 흡착하는지 여부는 형광 염료 Cy3으로 표지한 DNA를 이용하여 확인하였다. It was confirmed whether the change of the potential according to DNA sample adsorption can be observed using the sample of Example 1 and a detection apparatus. The concentration of 19 mer DNA to be detected in the sample was 50 μM. Whether DNA adsorbed on the beads was confirmed using DNA labeled with fluorescent dye Cy3.
측정 채널에는 폴리에틸렌이민 피복 유리 비드를 현탁한 완충 용액으로 채우고 표준 채널은 폴리에틸렌이민 피복이 되어 있지 않은 유리 비드를 현탁한 완충 용액을 채워 측정하였다. 완충액의 조성은 다음과 같다: 0.01 mM KCl 용액에 HCl을 첨가하여 pH를 3.8~4.2 내외로 조절한다. 비드가 채워지면 표준 전극으로 2.4 V의 표준 전압을 걸어 주어 인가되는 소스-드레인 전위차를 측정하였다. 세척에 따른 전위차의 변화를 측정하기 위하여 10분마다 배양 완충액 500 μL를 분당 0.5 μL의 유속으로 흘려 주어 표준 채널과 측정 채널의 비드를 세척하여 주었다. 50 μM DNA 시료 200 μL를 비드에 가한 뒤 상온에서 30분 동안 배양한 다음 전기적 신호를 측정하였다.The measurement channel was filled with a buffer solution suspended in polyethyleneimine coated glass beads and the standard channel was filled with a buffer solution suspended in glass beads not coated with polyethyleneimine. The composition of the buffer is as follows: pH is adjusted to around 3.8-4.2 by adding HCl to 0.01 mM KCl solution. Once the beads were filled, a standard voltage of 2.4 V was applied to the standard electrode to measure the applied source-drain potential difference. In order to measure the change in the potential difference according to washing, 500 μL of the culture buffer was flowed at a flow rate of 0.5 μL per minute to wash the beads of the standard channel and the measuring channel every 10 minutes. 200 μL of a 50 μM DNA sample was added to the beads, incubated at room temperature for 30 minutes, and the electrical signals were measured.
도 3은 상기와 같이 세척하며 전위차를 측정한 그래프이다. 도 3에서 "무시료"로 표시한 그래프가 표준 채널의 소스-드레인 전위차를, "시료"로 표시한 그래 프가 측정 채널의 전위차를 각각 나타낸다. 측정 채널에 부가된 시료 DNA가 흡착되면(도 3에서 "올리고"로 표시) 현저한 전위차 감소(약 100 mV)가 나타나며, 세척하여도 일시적으로 전위차가 증가할 뿐 다시 세척 전 수준으로 회복됨을 확인할 수 있다. 그에 반하여 표준 채널(도 3에서 "무시료"로 표시된 그래프)의 경우 시료 DNA를 부가하면 전위차가 증가(약 80 mV)하였다가 비드가 없는 경우와 마찬가지로 증가된 전위값이 세척에 의하여 원상으로 환원되는 양상을 나타낸다. 측정 채널에 두 번째 시료 DNA의 부가(도 3의 그래프에서 12000초 부근)시 전위차가 오히려 증가하고 이 증가한 값이 세척에 의하여 두 번째 시료 DNA 부가 전의 전위값에 다가가는 이유는 첫 번째 시료 DNA 부가로 인하여 이미 폴리에틸렌이민의 DNA 흡착 자리가 모두 포화되어 버려 더 이상의 DNA 흡착이 불가능하기 때문인 것으로 보인다. 이 경우 시료 DNA를 더 부가하여도 부가된 그 분량만큼은 세척에 의하여 제거될 것이다. 3 is a graph measuring the potential difference while washing as described above. In FIG. 3, the graph labeled "no sample" represents the source-drain potential difference of the standard channel, and the graph labeled "sample" represents the potential difference of the measurement channel, respectively. When the sample DNA added to the measurement channel is adsorbed (marked "up" in Fig. 3), a significant potential difference decrease (approximately 100 mV) appears, and it can be confirmed that the potential difference increases temporarily even after washing, and then recovers to the level before washing again. have. In contrast, in the case of the standard channel (graph labeled “no sample” in FIG. 3), when the sample DNA is added, the potential difference increases (about 80 mV), and the increased potential value is reduced to the original state by washing as in the case of no beads The aspect is shown. The potential difference increases when the second sample DNA is added to the measurement channel (near 12000 seconds in the graph of FIG. 3) and the increased value approaches the potential value before the second sample DNA is added by washing. Due to this, the DNA adsorption sites of polyethyleneimine are all saturated, and it seems that the DNA adsorption is impossible. In this case, even if additional sample DNA is added, the added amount will be removed by washing.
본 실험예를 통하여 검출 대상 생분자인 DNA의 흡착에 따른 전기적 신호 변화를 측정할 수 있다는 점을 볼 수 있었으며, 특히 이 전기적 신호는 세척에도 그 값이 변화하지 않는 견고한(robust) 특성을 가진다는 것을 알 수 있었다.Through this experimental example, it can be seen that the electrical signal change according to the adsorption of the DNA, the biomolecule to be detected, can be measured. In particular, the electrical signal has a robust characteristic that its value does not change even after washing. I could see that.
[실험예 2] 측정되는 전위차 DNA 흡착량에 좌우되는지 여부 Experimental Example 2 Whether or not it depends on the measured potential difference DNA adsorption amount
생분자 검출 장치의 신호의 크기가 검출 대상 생분자의 시료 중 농도에 의존적이면 단순히 생분자의 존부뿐 아니라 시료 중 농도도 측정할 수 있게 된다. 본 발명자들은 DNA의 농도를 달리하면 측정되는 전위차의 크기가 달라지는지를 실험하였다. 상기 실시예 1의 장치를 가지고 실험예 1과 유사하게 측정하되, 부가하는 DNA 시료의 농도를 50 μM 또는 20 μM로 달리하여 전위값의 변화를 살폈다.If the magnitude of the signal of the biomolecule detection device depends on the concentration in the sample of the biomolecule to be detected, not only the presence of the biomolecule but also the concentration in the sample can be measured. The inventors tested whether the difference in the concentration of DNA changes the magnitude of the measured potential difference. Using the apparatus of Example 1 was measured similarly to Experimental Example 1, the change in the potential value was observed by varying the concentration of the DNA sample to be added to 50 μM or 20 μM.
도 4는 시료 DNA의 농도에 따른 전위값의 크기를 보여주는 그래프이다. "시료"와 "무시료" 표시의 의미는 도 3과 같다. DNA 시료를 부가하였을 때 20 μM과 50 μM 농도의 시료는 각각 33 mV와 85 mV의 전위 감소를 가져왔으나 흡착 자리가 채워져 감에 따라 두 번째 DNA 부가시에는 전위 감소폭이 각각 24 mV와 12 mV로 줄어들었다. 첫번째 시료 부가시 50 μM의 전위차 감소가 더 컸음에도 불구하고 두 번째 DNA 부가시에는 오히려 20 μM 시료보다 전위 변화가 적은 까닭은 실험 조건에서 50 μM DNA 시료와 20 μM 시료의 부가 후 비드에 남아 있는 자유 흡착 자리의 차이 때문인 것으로 판단된다.Figure 4 is a graph showing the magnitude of the potential value according to the concentration of the sample DNA. The meaning of "sample" and "no sample" is the same as in FIG. 3. When the DNA sample was added, the 20 and 50 μM concentrations decreased by 33 mV and 85 mV, respectively, but as the adsorption sites were filled, the potential drop was 24 mV and 12 mV, respectively. Shrunk. Although the potential difference of 50 μM was greater when the first sample was added, the potential change was smaller than that of the 20 μM when the second DNA was added, which remained in the beads after the addition of 50 μM DNA and 20 μM samples under experimental conditions. It is considered that this is due to the difference in free adsorption sites.
본 실험예를 통하여 생분자의 시료 중 농도에 의존적인 전기 신호 검출이 가능하다는 점을 알 수 있었다.Through this experimental example, it can be seen that it is possible to detect the concentration-dependent electrical signal in the sample of the biomolecule.
[실험예 3] 저농도의 시료의 농축을 통한 신호 검출Experimental Example 3 Signal Detection Through Concentration of Low Concentration Samples
실험예 1과 2에서 측정한 50 μM, 19 mer DNA의 경우 시료 중 농도는 약 300 ng/μL이다. 본 발명의 검출 장치에 이보다 훨씬 적은 양의 시료를 반복 부가하여 흡착 자리에 농축시킬 경우 저농도 시료의 검출이 가능한지 실험하였다. 측정 방 법은 상기 실시예와 실험예들과 유사하게 하되, 비드는 지름 15 μm인 실리콘 소재의 PEI 피복 비드로 하였고 완충 용액에 의한 세척은 분당 0.25 μL의 유량으로 총 50 μL를 가하여 수행하였다.In the case of 50 μM and 19 mer DNA measured in Experimental Examples 1 and 2, the concentration in the sample was about 300 ng / μL. When a much smaller sample was repeatedly added to the detection apparatus of the present invention and concentrated at the adsorption site, it was tested whether a low concentration sample could be detected. The measurement method was similar to the above Examples and Experimental Examples, but the beads were PEI coated beads of silicon material having a diameter of 15 μm, and washing with a buffer solution was performed by adding a total of 50 μL at a flow rate of 0.25 μL per minute.
400 bp 크기의 중합효소 연쇄 반응(PCR) 생성물을 1 ng/μL 함유하는 시료에 대하여 농축 여부를 실험하였다. 도 5는 상기 시료를 거듭하여 측정 채널에 부가하면서 전위값을 측정한 그래프이다. 상기 농도의 시료의 경우 농축 없이는 측정 전위값이 약 1 mV 정도로서 신호 잡음(signal noise) 수준인 1~2 mV와 구별이 안 되었고 20회까지의 농축시에도 측정값이 약 3 mV 정도로 미미하였다. 그러나 1 ng/μL 400 bp PCR 생성물 시료를 40회 정도 연속 주입하면 최종적으로 약 8 mV 정도의 전위 차이를 보여 신호 잡음에 대하여 신뢰할 수 있는 수준의 신호 검출이 가능함을 알 수 있다. 상대적으로 완충 용액만을 반복하여 주입한 대조군 실험에서는 20회 반복 주입하여도 측정 전위값이 약 1 mV에 머물러 본 발명의 농축 효과가 시료 속 DNA 존재에 의존함을 알 수 있었다. 도 5의 각 부분을 확대하여 도 6a부터 6e에 나타내었다. Concentration was tested on samples containing 1 ng / μL of 400 bp polymerase chain reaction (PCR) product. 5 is a graph in which the potential value is measured while the sample is repeatedly added to the measurement channel. In the case of the sample of concentration, the measurement potential value was about 1 mV without concentration, which was indistinguishable from the signal noise level of 1 to 2 mV, and the concentration value was about 3 mV after 20 concentrations. However, continuous injection of 40 samples of 1 ng / μL 400 bp PCR product resulted in a potential difference of about 8 mV, indicating a reliable level of detection of signal noise. In the control experiment in which only the buffer solution was injected relatively repeatedly, the measured potential value remained about 1 mV even after 20 repeated injections, indicating that the concentration effect of the present invention was dependent on the presence of DNA in the sample. Each portion of FIG. 5 is enlarged and shown in FIGS. 6A to 6E.
본 실험예에서 보았듯이 본 발명의 검출 장치를 이용하면 저농도 시료도 농축을 통하여 신호 증폭이 가능하기 때문에 종래 기술에 따른 FET 기반 바이오센서로 측정할 수 있었던 검출 한계보다 낮은 농도의 시료에 대해서도 생체 분자의 검출이 가능하다.As seen in this experimental example, the detection device of the present invention enables signal amplification through concentration, even in low concentration samples, so that biomolecules can be obtained even for samples having a concentration lower than the detection limit measured by the FET-based biosensor according to the prior art. Can be detected.
본 발명의 생분자 검출 장치는 검출 대상 생분자를 고정하거나 전처리할 필요 없이 비공유결합 방식의 흡착 매개체를 이용한 검출 방식이므로 기존 FET 기반 바이오센서와는 완전히 차별화되는 특성이 있다. 또한 시료 중 생분자의 농도에 따라 달라지는 전기적 신호를 검출할 수 있어서 정량화가 가능하고, 대규모의 흡착 표면적을 제공하므로 기존 검출 한계보다 낮은 농도의 생분자 시료에도 적용이 가능한 장점이 있다. 아울러 간단한 세척으로 검출 장치를 재생할 수 있어 검출 비용을 절약하게 하여 준다.The biomolecule detection device of the present invention has a characteristic that is completely different from the existing FET-based biosensors because it is a detection method using a non-covalent adsorption medium without fixing or pretreatment of the detection target biomolecule. In addition, it is possible to quantify the electrical signal that depends on the concentration of biomolecules in the sample, and because it provides a large adsorption surface area, there is an advantage that can be applied to biomolecule samples of lower concentration than the existing detection limit. In addition, a simple cleaning can regenerate the detection device, saving detection costs.
Claims (25)
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020070057859A KR101322624B1 (en) | 2007-06-13 | 2007-06-13 | Field effect transistor-based detection device for biomolecules containing adsorptive media and detection method using the same |
| US12/125,506 US8198658B2 (en) | 2007-06-13 | 2008-05-22 | Device and method for detecting biomolecules using adsorptive medium and field effect transistor |
| EP08157178.8A EP2003446B1 (en) | 2007-06-13 | 2008-05-29 | A device and method for detecting biomolecules using adsorptive medium and field effect transistor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020070057859A KR101322624B1 (en) | 2007-06-13 | 2007-06-13 | Field effect transistor-based detection device for biomolecules containing adsorptive media and detection method using the same |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| KR20080109478A KR20080109478A (en) | 2008-12-17 |
| KR101322624B1 true KR101322624B1 (en) | 2013-10-29 |
Family
ID=40368788
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| KR1020070057859A KR101322624B1 (en) | 2007-06-13 | 2007-06-13 | Field effect transistor-based detection device for biomolecules containing adsorptive media and detection method using the same |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| KR (1) | KR101322624B1 (en) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8721870B2 (en) * | 2009-03-19 | 2014-05-13 | Edwards Lifesciences Corporation | Membrane system with sufficient buffering capacity |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002001647A1 (en) * | 2000-06-23 | 2002-01-03 | The United States Of America, As Represented By The Secretary Of The Navy | Microelectronic device and method for label-free detection and quantification of biological and chemical molecules |
| EP0990047B1 (en) * | 1997-07-22 | 2003-05-14 | Qiagen Genomics, Inc. | Methods and compositions for analyzing nucleic acids by mass spectrometry |
-
2007
- 2007-06-13 KR KR1020070057859A patent/KR101322624B1/en active IP Right Grant
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0990047B1 (en) * | 1997-07-22 | 2003-05-14 | Qiagen Genomics, Inc. | Methods and compositions for analyzing nucleic acids by mass spectrometry |
| WO2002001647A1 (en) * | 2000-06-23 | 2002-01-03 | The United States Of America, As Represented By The Secretary Of The Navy | Microelectronic device and method for label-free detection and quantification of biological and chemical molecules |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR20080109478A (en) | 2008-12-17 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US20200348293A1 (en) | Target Detection with Nanopore | |
| Ramanaviciene et al. | Molecularly imprinted polypyrrole-based synthetic receptor for direct detection of bovine leukemia virus glycoproteins | |
| EP2783018B1 (en) | Versatile and sensitive biosensor | |
| Bronder et al. | DNA immobilization and hybridization detection by the intrinsic molecular charge using capacitive field-effect sensors modified with a charged weak polyelectrolyte layer | |
| US10048245B2 (en) | Multiplexed biomarker quantitation by nanopore analysis of biomarker-polymer complexes | |
| US5869244A (en) | Procedure for the analysis of biological substances in a conductive liquid medium | |
| US6562577B2 (en) | Procedure for the analysis of biological substances in a conductive liquid medium | |
| EP2003446B1 (en) | A device and method for detecting biomolecules using adsorptive medium and field effect transistor | |
| Wu et al. | Label-free detection of DNA using a light-addressable potentiometric sensor modified with a positively charged polyelectrolyte layer | |
| JP2018522236A (en) | Biomolecular sensor and method | |
| Yang et al. | Silicon nanowire-transistor biosensor for study of molecule-molecule interactions | |
| Ölcer et al. | Microfluidics and nanoparticles based amperometric biosensor for the detection of cyanobacteria (Planktothrix agardhii NIVA-CYA 116) DNA | |
| JP2005525554A (en) | Polyelectrolyte complexes (eg zwitterionic polythiophene) with receptors (eg polynucleotides, antibodies, etc.) for biosensor applications | |
| US20060183112A1 (en) | Method of separating biomolecules using nanopore | |
| Vu et al. | Signal enhancement of silicon nanowire field-effect transistor immunosensors by RNA aptamer | |
| Spieker et al. | Molecular imprinting studies for developing QCM-sensors for Bacillus cereus | |
| JP2010133948A (en) | Biosensor and biomolecule detection method using the same | |
| WO2015171169A1 (en) | Target detection with nanopore | |
| Li et al. | A microfluidic streaming potential analyzer for label-free DNA detection | |
| Mir et al. | Electrokinetic techniques applied to electrochemical DNA biosensors | |
| KR101322624B1 (en) | Field effect transistor-based detection device for biomolecules containing adsorptive media and detection method using the same | |
| US8936947B2 (en) | Sensor measuring method and sensing apparatus | |
| US20100112719A1 (en) | Electronic signal amplification in field effect device based chemical sensors | |
| CN108802151A (en) | Integrated reference electrode and fluid dispenser | |
| US20160245807A1 (en) | Methods and systems for orienting nanomaterials |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PA0109 | Patent application |
Patent event code: PA01091R01D Comment text: Patent Application Patent event date: 20070613 |
|
| PG1501 | Laying open of application | ||
| A201 | Request for examination | ||
| PA0201 | Request for examination |
Patent event code: PA02012R01D Patent event date: 20111221 Comment text: Request for Examination of Application Patent event code: PA02011R01I Patent event date: 20070613 Comment text: Patent Application |
|
| PE0902 | Notice of grounds for rejection |
Comment text: Notification of reason for refusal Patent event date: 20130128 Patent event code: PE09021S01D |
|
| E701 | Decision to grant or registration of patent right | ||
| PE0701 | Decision of registration |
Patent event code: PE07011S01D Comment text: Decision to Grant Registration Patent event date: 20130729 |
|
| GRNT | Written decision to grant | ||
| PR0701 | Registration of establishment |
Comment text: Registration of Establishment Patent event date: 20131022 Patent event code: PR07011E01D |
|
| PR1002 | Payment of registration fee |
Payment date: 20131023 End annual number: 3 Start annual number: 1 |
|
| PG1601 | Publication of registration | ||
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20160920 Year of fee payment: 4 |
|
| PR1001 | Payment of annual fee |
Payment date: 20160920 Start annual number: 4 End annual number: 4 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20170919 Year of fee payment: 5 |
|
| PR1001 | Payment of annual fee |
Payment date: 20170919 Start annual number: 5 End annual number: 5 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20180917 Year of fee payment: 6 |
|
| PR1001 | Payment of annual fee |
Payment date: 20180917 Start annual number: 6 End annual number: 6 |
|
| PR1001 | Payment of annual fee |
Payment date: 20190916 Start annual number: 7 End annual number: 7 |
|
| PR1001 | Payment of annual fee |
Payment date: 20200921 Start annual number: 8 End annual number: 8 |
|
| PR1001 | Payment of annual fee |
Payment date: 20210916 Start annual number: 9 End annual number: 9 |
|
| PC1903 | Unpaid annual fee |
Termination category: Default of registration fee Termination date: 20230802 |