KR101798295B1 - 그래핀 및 단백질을 이용한 바이오센서 플랫폼의 제조방법, 이에 따라 제조된 바이오센서 플랫폼, 및 이를 포함하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서 - Google Patents

그래핀 및 단백질을 이용한 바이오센서 플랫폼의 제조방법, 이에 따라 제조된 바이오센서 플랫폼, 및 이를 포함하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서 Download PDF

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Abstract

본 발명은 그래핀 및 단백질을 이용한 바이오센서 플랫폼의 제조방법, 이에 따라 제조된 바이오센서 플랫폼, 및 이를 포함하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서에 관한 것으로, 그래핀 표면 위에 자기조립되는 단백질을 디자인하여 효과적으로 그래핀 표면을 개질함으로써, 그래핀 본연의 전기적 특성을 유지하여 특정 바이오물질에 고감도로 선택적으로 반응하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서를 제공할 수 있다.

Description

그래핀 및 단백질을 이용한 바이오센서 플랫폼의 제조방법, 이에 따라 제조된 바이오센서 플랫폼, 및 이를 포함하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서 {MANUFACTURING METHOD OF BIOSENSOR PLATFORM USING GRAPHENE AND PROTEIN, BIOSENSOR PLATFORM MADE BY THE SAME, AND FIELD EFFECT TRANSISTOR TYPE BIOSENSOR COMPRISING THE SAME}
본 발명은 그래핀 및 단백질을 이용한 바이오센서 플랫폼의 제조방법, 이에 따라 제조된 바이오센서 플랫폼, 및 이를 포함하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서에 관한 것으로, 보다 상세하게는 그래핀 표면 위에서 자기조립되는 단백질을 디자인하여 효과적으로 그래핀 표면을 개질함으로써, 그래핀 본연의 전기적 특성을 유지하여 특정 바이오물질에 고감도로 선택적으로 반응하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서에 관한 것이다.
바이오센서는 1960년대 이후 분자 검출을 통해 의약 개발이나 분자생물학 연구를 진행하기 위해 연구가 시작되었으며, 최근에는 암과 같은 질병의 진단이나 치료적인 목적으로 적용되고 있다. 특히 2차원 물질(그래핀 등)을 이용한 전계 효과 트랜지스터의 바이오센서로의 응용은 고감응성 때문에 주목을 받고 있다. 그래핀은 넓은 표면적, 높은 열전도도, 투명성, 특히 높은 전하 이동도를 갖고 있어 전기적인 특성이 매우 우수하며, 분자의 흡착에 따라 디락점의 변화가 극명하기 때문에 저항의 변화가 매우 크다. 따라서 감응성이 매우 높아 전계 효과 바이오센서의 플랫폼으로서 매우 적합한 물질로 여겨지고 있다.
하지만, 이런 우수한 전기적인 특성에도 불구하고, 증착된 그래핀은 표면 작용기가 없어 바이오센서 플랫폼으로서 응용이 매우 어렵다는 한계를 가지고 있다. 그래핀의 표면에 검출 물질을 붙이기 위해, 그래핀을 의도적으로 산화시켜 수산화기(-OH)나 카르복실기(-COOH)를 만들어 그 부분을 이용하여 검출 물질을 결합시킨 사례가 있다(비특허문헌 1). 그러나 산화된 그래핀은 sp2 오비탈이 없어져 전기적인 특성이 처음 상태의 그래핀에 비해 매우 나빠지게 된다. 이는 전계 효과 바이오센서 플랫폼으로 사용하기에는 정확한 검출이 어렵다는 한계를 갖고 있다. 이러한 한계를 극복하기 위하여 산화 그래핀을 다시 환원시킨 환원된 산화 그래핀을 응용하고 있지만, 이 또한 전기적인 특성에서 기존의 그래핀을 따라오기 힘든 실정이다.
그래핀 표면에 작용기를 만들기 위한 또 다른 접근으로는 π-π 결합을 이용하는 것이 있다(비특허문헌 2). 그래핀에 풍부하게 존재하는 π전자와 분자에 있는 π전자간의 결합력을 이용한 것인데, 이는 공유결합을 통해 분자를 그래핀에 붙이는 경우 생기는 전기적인 특성의 감소를 막기 위해 응용된다. 실제로 이 방법을 통해 분자들을 그래핀에 붙여서 바이오센서로 응용되고 있지만, 그래핀의 또 다른 특성인 생체 적합성에서 문제가 일어난다. 그래핀은 바이오물질들과 잘 붙는 성질이 있는데, 이 때문에 표적 바이오물질이 아닌 분자들이 그래핀에 붙어 바이오센서에서 중요한 선택적인 검출율을 저하시킨다. 따라서 선택적으로, 확실한 전류의 변화가 일어나는 센서의 중요성을 인식하고 이를 이루기 위한 연구가 진행되고 있는 실정이다.
ACS Nano, 8(3), 2632-2638 (2014) Nature Communications, 4:2225 (2013)
본 발명은 그래핀의 화학적 구조를 변화시키지 않으면서 그래핀 표면 위에서 자기조립되는 단백질을 이용하여 바이오센서 플랫폼의 제조방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.
또한, 본 발명은 그래핀 표면 위에 얇은 단분자층을 형성하여 그래핀 표면을 활성화 시키고 표지물질을 고정할 수 있는 단백질을 이용함으로써, 특정 바이오물질에 대해 고감응성과 빠른 검출속도를 가지는 바이오센서 플랫폼을 제공하는 것을 목적으로 한다.
또한, 본 발명의 바이오센서 플랫폼에 전계 효과 트랜지스터의 원리를 이용하여 고감도로 특정 바이오물질을 선택적으로 검출하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서를 제공하는 것을 목적으로 한다.
상기의 목적을 달성하기 위한 본 발명에 따른 바이오센서 플랫폼의 제조방법은, 그래핀을 합성하는 그래핀 합성 단계; 상기 합성한 그래핀을 패터닝하는 그래핀 패턴화 단계; 및 상기 패터닝된 그래핀 표면에 단백질을 자기조립시키는 단백질 자기조립화 단계를 포함하고, 상기 단백질은 친수성 아미노산(Xa)과 소수성 아미노산(Xb)이 교대로 배열되어 있는 XaXbXaXbXaXbXaXb로 표시되는 아미노산 서열을 포함할 수 있다.
상기 그래핀 합성 단계는, 화학기상 증착법(chemical vapor deposition, CVD)으로 그래핀을 합성할 수 있으며, 상기 화학기상 증착법에 이용되는 목적 기판으로는 실리콘, 유리, 아크릴계, 폴리카보네이트, 폴리에틸렌 테레프탈레이트(polyethylene terephtalate, PET), 폴리스티렌(polystyrene), 및 폴리프로필렌(polypropylene) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
상기 그래핀 패턴화 단계는, 포토리소그래피(photolithography), 전자빔 리소그래피(e-beam lithography), 이온-빔 리소그래피(ion-beam lithography), 딥-펜 나노리소그래피(dip-pen nanolithography), STM 리소그래피(STM lithography), 마이크로컨택 프린팅(microcontact printing), 나노 그래프팅(nano grafting), 및 나노 쉐이빙(nanoshaving) 중 적어도 하나의 방법으로 수행될 수 있다.
상기 친수성 아미노산(Xa)에 항체(antibody), DNA, 압타머(aptamer), 또는 리셉터 단백질(receptor protein) 등의 표지물질이 고정될 수 있다.
또한, 상기 친수성 아미노산(Xa)은 라이신(lysine, K), 히스티딘(histidine, H), 아르기닌(arginine, R), 글루탐산(glutamic acid, E), 및 아스파트산(aspartic acid, D) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
상기 소수성 아미노산(Xb)은 페닐알라닌(phenylalanine; Phe, F), 타이로신(tyrosine; Tyr, Y), 트립토판(tryptophan; Trp, W), 알라닌(alanine; Ala, A), 발린(valine; Val, V), 이소류신(isoleucine; Ile, I), 류신(leucine; Leu, L), 및 메티오닌(methionine; Met, M) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
또한, 그래핀 표면 위에서 자기조립되는 단백질은 베타시트(β-sheet) 구조일 수 있으며, 상기 단백질은 서열번호 1 내지 서열번호 4 중 어느 하나를 포함할 수 있다.
상기 그래핀 표면 위에서 자기조립되는 단백질의 아미노산 서열은 반복에 의하여 (XaXbXaXbXaXbXaXb)n 이며, n=1 내지 n=2일 수 있다.
상기 단백질 자기조립화 단계는 상기 그래핀의 단위면적당 상기 단백질이 12.5nM/㎠ 내지 1,250nM/㎠ 농도로 자기조립될 수 있다.
본 발명은 상기 바이오센서 플랫폼의 제조방법에 따라 제조된 바이오센서 플랫폼을 제공할 수 있다.
또한, 상기 바이오센서 플랫폼을 포함하고, 전계 효과 트랜지스터의 원리를 이용하여 상기 바이오센서 플랫폼에 포함되어 있는 자기조립된 단백질에 결합하는 바이오물질을 검출하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서를 제공할 수 있다.
상기 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서는, 소스 전극과 드레인 전극으로 금(Au), 크롬(Cr), 백금(Pt), 구리(Cu), 알루미늄(Al), 니켈(Ni), 팔라듐(Pd), 및 티타늄(Ti)으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 하나 이상의 금속을 포함할 수 있다.
상기 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서는 상기 단백질과 상기 바이오물질의 결합에 의하여 발생하는 전류의 변화를 측정하여 상기 바이오물질을 검출할 수 있으며, 상기 바이오물질은 항원(antigen), DNA, 저분자 유기물, 단백질, 펩타이드, 아미노산, 또는 리간드(ligand) 단백질일 수 있다.
본 발명에 따른 바이오센서 플랫폼은, 그래핀 표면 위에 자기조립되는 단백질 단분자층을 이용하여, 기존 바이오센서와 다르게 그래핀의 화학적 구조를 변화시키지 않으면서 본래 그래핀 자체의 우수한 전기적 특성을 유지하여, 고감응성과 빠른 검출속도를 가지는 장점이 있다.
또한, 본 발명에 따른 자기조립화 단백질은 그래핀의 표면을 전체적으로 균일하게 덮는 얇은 단분자층을 형성하여, 다른 물질이 그래핀에 불특정하게 흡착되는 것을 방지하는 보호막 역할과, 그래핀의 표면개질을 통해 선택적인 특정 분자감지를 가능하게 하는 장점이 있다.
또한, 본 발명의 소형화된 바이오센서와 간단한 전류측정 기기를 이용하여, 식품류에서의 세균 검출, 의약품 개발 또는 치료용 투석기와 같은 바이오센서를 필요로 하는 다양한 분야에서 고부가가치를 창출할 수 있는 장점이 있다.
도 1은 단백질의 자기조립화 거동과 에너지 예측을 분석하기 위하여 분자역학 시뮬레이션(molecular dynamics(MD) simulation)에 이용된 단백질 분자의 모식도이다.
도 2는 시뮬레이션을 통한 단백질의 자기조립화 거동과 에너지 분석 결과이다.
도 3은 전사된 CVD 그래핀의 표면을 AFM으로 측정한 결과이다.
도 4는 전사된 CVD 그래핀을 Raman 분석으로 측정한 결과이다.
도 5는 전사된 CVD 그래핀 표면에 단백질 단분자층이 자기조립되어 있는 그래핀을 AFM(atomic force microscopy)으로 측정한 결과이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에서 제조한 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서의 제작 및 검출단계의 모식도를 나타내는 것으로, 그래핀 위에 단분자층으로 자기조립된 단백질이 결합력 있는 바이오물질과 결합하는 과정을 나타낸다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따라, 그래핀 표면 위에 단분자층으로 자기조립된 단백질을 이용하여 제조한 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서의 모식도이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에서 제조한 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서의 전기적 특성을 측정한 결과이다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에서 제조한 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서의 감도(sensitivity)와 감지시간(detection time)을 측정한 결과이다.
본 발명의 이점 및 특징, 그리고 그것들을 달성하는 방법은 상세하게 후술되어 있는 실시예들을 참조하면 명확해질 것이다. 그러나 본 발명은 이하에서 개시되는 실시예들에 한정되는 것이 아니라 서로 다른 다양한 형태로 구현될 수 있으며, 단지 본 실시예들은 본 발명의 개시가 완전하도록 하고, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 발명의 범주를 완전하게 알려주기 위해 제공되는 것이며, 본 발명은 청구항의 범주에 의해 정의될 뿐이다.
다른 정의가 없다면, 본 명세서에서 사용되는 모든 용어(기술 및 과학적 용어를 포함)는 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 공통적으로 이해될 수 있는 의미로 사용될 수 있을 것이다. 또한, 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 용어들은 명백하게 특별히 정의되어 있지 않은 한, 이상적으로 또는 과도하게 해석되지 않는다.
본 발명은 그래핀 및 단백질을 이용한 바이오센서 플랫폼의 제조방법, 이에 따라 제조된 바이오센서 플랫폼, 및 이를 포함하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서에 관한 것으로, 그래핀 표면 위에서 자기조립되는 단백질을 디자인하여 효과적으로 그래핀 표면을 개질함으로써, 검출하고자 하는 특정 바이오물질에 고감도로 선택적으로 반응하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서에 관한 것이다.
먼저, 바이오센서 플랫폼의 제조방법은, 그래핀을 합성하는 그래핀 합성 단계(S10); 상기 합성된 그래핀을 패터닝하는 그래핀 패턴화 단계(S20); 및 상기 패터닝된 그래핀 표면에 단백질을 자기조립시키는 단백질 자기조립화 단계(S30)를 포함할 수 있다.
상기 그래핀 합성 단계(S10)는, 결함이 없는 본연의 그래핀을 합성하기 위하여 화학기상 증착법(chemical vapor deposition, CVD)으로 그래핀을 합성하는 것을 포함할 수 있다.
통상적으로, 그래핀의 합성방법으로는 크게 화학적 합성법과 화학기상 증착법으로 나눌 수 있다. 화학적 합성법으로 제조된 그래핀 옥사이드 또는 환원된 그래핀 옥사이드는 -OH 나 -COOH 기를 갖고 있어 본연의 그래핀보다 검출물질을 컨쥬게이션(conjugation) 하기에 용이한 장점이 있으나, 고감도의 바이오센서 제작에 요구되는 높은 전하 이동도 면에서는 그래핀 옥사이드는 4,000㎠/V·s으로, 본연의 그래핀 전하 이동도인 15,000㎠/V·s 보다 확연히 낮은 단점이 있다.
따라서 본 발명에서는 본연의 그래핀 특성을 보유하는 고감도 바이오센서를 제작하기 위하여, 화학기상 증착법으로 그래핀을 합성할 수 있으나, 이에 한정하는 것은 아니다. 상기 화학기상 증착법에는 대기압 화학기상 증착(atmosphere pressure CVD, APCVD), 저압 화학기상 증착(low pressure CVD, LPCVD), 열적 화학기상 증착(thermal CVD), 플라즈마 화학기상 증착(plasma enhanced CVD, PECVD), 광 화학기상 증착(photo CVD, PCVD) 등이 포함될 수 있으며, 바람직하게는 열적 화학기상 증착이 포함될 수 있다.
상기 그래핀 합성 단계(S10)는, 금속 기판 위에 그래핀을 성장시키는 성장 단계(S11)와 상기 성장된 그래핀을 다시 원하는 목적 기판에 전사하는 전사 단계(S12)를 포함할 수 있다. 상기 성장 단계(S11)에 사용되는 금속 기판으로는 구리(Cu), 니켈(Ni), 루테늄(Ru), 또는 이리듐(Ir) 등의 전이금속이 포함될 수 있으며, 바람직하게는 균일한 단일층 그래핀을 형성할 수 있는 구리(Cu) 기판이 포함될 수 있다. 또한, 상기 전사 단계(S12)에서, 목적 기판은 당 업계에서 통상적으로 사용되는 기판으로서 그래핀의 특성에 영향을 미치지 않고 평평한 기판이라면, 필요에 따라 제한 없이 사용할 수 있다. 바람직하게는 실리콘(Si), 유리, 아크릴계, 폴리카보네이트, 폴리에틸렌 테레프탈레이트(polyethylene terephthalate, PET), 폴리스티렌(polystyrene), 및 폴리프로필렌(polypropylene) 중 적어도 하나를 포함할 수 있으며, 더욱 바람직하게는 실리콘 옥사이드(SiO2) 층이 형성된 실리콘 기판을 포함할 수 있다.
다음으로 그래핀 패턴화 단계(S20)는, 합성된 그래핀을 포토레지스트로 패터닝하는 단계로서, 패터닝 방법은 제한되지 않으며, 당 업계에 공지된 다양한 방법으로 이루어질 수 있다. 바람직하게는 포토리소그래피(photolithography), 전자빔 리소그래피(e-beam lithography), 이온-빔 리소그래피(ion-beam lithography), 딥-펜 나노리소그래피(dip-pen nanolithography), STM 리소그래피(STM lithography), 마이크로컨택 프린팅(microcontact printing), 나노 그래프팅(nano grafting), 및 나노 쉐이빙(nanoshaving) 중 적어도 하나로 이루어질 수 있으며, 더욱 바람직하게는 포토리소그래피로 이루어질 수 있다.
단백질 자기조립화 단계(S30)는, 상기 패터닝된 그래핀을 20mM Tris buffer, 20mM NaCl, 및 0.0001 내지 0.01부피% 단백질을 포함하는 단백질 용액 속에서 반응시켜 단백질을 그래핀 표면 위에 자기조립시키는 단계이다.
먼저, 그래핀 표면 위에서 자기조립되는 단백질은, 친수성 아미노산(Xa)과 소수성 아미노산(Xb)이 교대로 배열되어 있는 XaXbXaXbXaXbXaXb로 표시되는 아미노산 서열을 포함하는 베타시트(β-sheet) 구조일 수 있다.
상기 친수성 아미노산은 단백질의 자기조립화 과정에서 그래핀과 결합하지 않는 외부로 노출되는 부분에 위치하여, 항체(antibody), DNA, 압타머(aptamer), 리셉터 단백질(receptor protein) 등의 표지물질을 고정할 수 있다.
상기 친수성 아미노산(Xa)은, 자기조립된 단백질 단분자층 위에 또 다른 자기조립화 단백질들이 더 결합하지 못하도록 양전하 또는 음전하를 띄는 친수성 아미노산일 수 있다. 상기 전하를 띄는 친수성 아미노산을 이용함으로써 자리조립된 단분자층의 표면이 전하를 띄게 되어 아미노산 사이에 반발(repulsion)이 일어나, 추가적으로 단백질이 결합하는 경향을 감소시킬 수 있다. 이를 통해 단백질 응집체가 형성되는 현상이나 단백질이 여러 층으로 자기조립되는 것을 감소시켜, 센서로 응용할 때 표적물질과 그래핀 사이의 평균 거리를 가깝게 하고, 그래핀의 전류 신호 변화를 극대화시킬 수 있는 장점이 있다.
상기 친수성 아미노산(Xa)은 표면 작용기의 다양한 필요성에 따라, 양전하를 띄는 친수성 아미노산으로 라이신(lysine, K), 히스티딘(histidine, H), 및 아르기닌(arginine, R) 중 적어도 하나를 포함할 수 있고, 또는 음전하를 띄는 친수성 아미노산으로 글루탐산(glutamic acid, E) 및 아스파트산(aspartic acid, D) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 바람직하게는 라이신, 히스티딘, 및 글루탐산을 포함할 수 있으며, 더욱 바람직하게는 라이신(K)을 포함할 수 있다.
양전하를 띄는 라이신의 경우, 라이신의 아민(-NH3) 작용기가 카르복실산(carboxylic acid) 작용기를 갖고 있는 항체, DNA, 압타머(aptamer), 리셉터 단백질 등의 표지물질과 NHS-EDC 커플링법(coupling method) 등의 화학반응을 통해 아마이드(amide) 결합이 가능하므로, 자기조립 단백질을 이용하여 그래핀 표면 위에 표지물질을 고정시킬 수 있다. 또한 히스티딘의 경우, 금속(metal)과 강하게 결합하는 것으로 알려져 있으므로, NTA-Ni가 붙어있는 항체, DNA, 압타머, 리셉터 단백질 등의 고정물질과 쉽게 컨쥬게이션이 가능하고, 또 글루탐산의 경우에는 카르복실(-COOH) 작용기를 갖고 있어 라이신과 마찬가지로 아민 작용기를 갖고 있는 항체, DNA, 압타머, 리셉터 단백질 등의 고정물질과 NHS-EDC 커플링법 등의 화학반응을 통해 아마이드 결합이 가능하여, 자기조립 단백질을 이용하여 그래핀 표면 위에 표지물질을 고정시킬 수 있다.
그러므로, 본 발명의 그래핀 표면 위에 자기조립되는 단백질은 다양한 표지물질과 컨쥬게이션이 가능하여, 그에 결합하는 다양한 바이오물질을 검출할 수 있는 장점이 있다.
또한 본 발명의 일 실시예에서는, 그래핀 표면 위에서 자기조립되는 단백질은, 친수성 아미노산인 라이신과 소수성 아미노산(Xb)이 교대로 배열되어 있는 KXbKXbKXbKXb으로 표시되는 아미노산 서열을 포함하는 베타시트 구조일 수 있다.
다음으로 상기 소수성 아미노산(Xb)은, 단백질의 자기조립화 과정에서 그래핀과 결합하는 부분으로, 페닐알라닌(phenylalanine; Phe, F), 타이로신(tyrosine; Tyr, Y), 트립토판(tryptophan; Trp, W), 알라닌(alanine; Ala, A), 발린(valine; Val, V), 이소류신(isoleucine; Ile, I), 류신(leucine; Leu, L), 및 메티오닌(methionine; Met, M) 중 적어도 하나를, 바람직하게는 페닐알라닌, 타이로신, 트립토판, 및 발린 중 적어도 하나를, 더욱 바람직하게는 페닐알라닌 및 발린 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 상기 소수성 아미노산은 방향족 기(aromatic group)를 통해 파이-파이 결합으로 그래핀에 결합하거나, 소수성이 강해 hydrophobic interaction으로 그래핀에 결합할 수 있는 장점이 있다.
상기 친수성 아미노산(Xa)과 상기 소수성 아미노산(Xb)을 포함하는 아미노산 서열이 XaXbXaXbXaXbXaXb인 베타시트 구조의 단백질은, 서열번호 1 내지 서열번호 4 중 어느 하나를, 바람직하게는 서열번호 1 또는 서열번호 4를 포함할 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니며, 필요에 따라 다양한 아미노산 서열을 갖는 단백질로 디자인될 수 있다.
KFKFKFKF (서열번호 1)
KYKYKYKY (서열번호 2)
KWKWKWKW (서열번호 3)
KVKVKVKV (서열번호 4)
또한, 본 발명에서 이용되는 그래핀 표면 위에 자기조립되는 단백질은, 베타시트 구조를 안정하게 유지할 수 있는 범위 내에서 단백질의 아미노산 서열은 반복에 의하여 증가될 수 있으며, 바람직하게는 아미노산 서열은 (XaXbXaXbXaXbXaXb)n 또는 (KXbKXbKXbKXb)n 이며, n=1 내지 n=2 일 수 있다.
상기 그래핀 표면 위에서 자기조립되는 단백질은, 그래핀의 단위면적당 12.5nM/㎠ 내지 1,250nM/㎠ 농도일 수 있으며, 바람직하게는 25nM/㎠ 내지 250nM/㎠일 수 있다. 단백질의 농도가 12.5nM/㎠ 미만인 경우, 단백질 농도가 너무 낮아 그래핀 표면 전체에 걸쳐 단백질이 자기조립되지 못하여, 균일한 단백질 단분자층을 형성할 수 없는 문제가 있고, 반면 단백질의 농도가 1,250nM/㎠를 초과할 경우, 그래핀 위에서 여러 겹의 두꺼운 단백질 층을 이뤄 바이오센서로 이용시 감지시간(detection time)이 증가하고 감도(sensitivity)가 저하되는 문제가 있다.
본 발명은 상기 바이오센서 플랫폼의 제조방법에 따라 제조된 바이오센서 플랫폼을 제공할 수 있다. 구체적으로는 친수성 아미노산(Xa)과 소수성 아미노산(Xb)이 교대로 배열되어 있는 XaXbXaXbXaXbXaXb로 표시되는 아미노산 서열을 포함하는 단백질을, 그래핀 표면에 자기조립시켜 제조된 바이오센서 플랫폼을 제공할 수 있다.
또한, 상기 바이오센서 플랫폼 제조 시 그래핀이 합성되지 않은 목적 기판 영역에 서로 이격시켜 증착한 소스 전극과 드레인 전극을 포함하는 전계 효과 트랜지스터를 이용하여, 상기 바이오센서 플랫폼 제조에 이용된 단백질에 결합하는 바이오물질을 검출하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서를 제공할 수 있다. 상기 소스 전극과 드레인 전극은 금(Au), 크롬(Cr), 백금(Pt), 구리(Cu), 알루미늄(Al), 니켈(Ni), 팔라듐(Pd), 및 티타늄(Ti)으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 하나 이상의 금속으로 형성될 수 있으며, 바람직하게는 금(Au)으로 형성될 수 있다.
또한, 상기 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서는 그래핀 표면 위에 자기조립되어 있는 단백질과 검출하고자 하는 바이오물질의 결합에 의하여 발생하는 전류의 변화를 측정하여 바이오물질을 검출할 수 있다. 상기 검출하고자 하는 바이오물질에 따라, 다양한 표지물질은 화학반응을 통해 자기조립되는 단백질에 고정될 수 있다. 상기 표지물질로는 항체(antibody), DNA, 압타머(aptamer), 리셉터 단백질(receptor protein) 등이 있으며, 이에 결합하여 검출되는 바이오물질로는, 항원(antigen), 표지 DNA와 상보적 결합의 DNA, 저분자 유기물, 단백질, 펩타이드, 아미노산, 리간드 단백질(ligand proteins) 등이 있다.
이하, 본 발명의 구체적인 내용을 하기 실시예를 통하여 상세히 설명하고자 하나 이는 본 발명의 예시목적을 위한 것으로, 첨부된 특허청구범위에 의하여 한정되는 보호범위를 제한하고자 하는 것은 아니다.
실시예 1: 그래핀 상에 자기조립되는 단백질 디자인
단백질의 구조는 아미노산의 특성에 따라 서열을 배열하여 베타시트 구조로 디자인하였다. 친수성 아미노산과 소수성 아미노산을 교대로 배열하여 물과의 친화력 차이(hydrophobicity)에 따라 베타시트 구조를 이루게 할 수 있다. 이를 이용하여 본 발명에서는 XaXbXaXbXaXbXaXb으로, 친수성 아미노산(Xa)과 소수성 아미노산(Xb)이 교대로 배열되어 있는 베타시트 구조의 단백질을 디자인하였다.
베타시트 구조의 단백질 내에 이웃한 소수성 아미노산의 위치 Xb 사이의 거리는 6.5Å으로 그래핀에서 임의의 벤젠고리에서 (1,2) 방향의 벤젠고리와의 거리와 일치하여, 각각의 베타시트 단백질이 그래핀 위에서 (1,2) 방향으로 자기조립할 수 있게 디자인하였다. 또한 단백질 사이의 수소결합 길이는 약 4.8Å으로 그래핀의 (2,-1) 방향의 벤젠고리와 거리가 일치하여 자기조립화가 (2,-1) 방향으로 이루어지게 된다. 이렇게 디자인된 단백질은 분자의 거동과 에너지를 예측할 수 있는 분자역학 시뮬레이션(molecular dynamics(MD) simulation)을 통해 자기조립화 과정이 분석되었으며, 가장 바람직한 서열을 선택하여 자기조립화 및 바이오센서 실험을 진행하였다.
시뮬레이션은 친수성 아미노산 위치　Xa에 대표적으로 라이신(K)을 배열하였고, 소수성 아미노산 위치 Xb에는 페닐알라닌(F), 타이로신(Y), 트립토판(W), 발린(V)을 각각 배열하여 단백질의 자기조립화 거동을 예측하는 시뮬레이션을 진행하였다(도 1).
그 결과 도 2에 나타낸 바와 같이, KFKFKFKF 단백질(서열번호 1)과 KVKVKVKV 단백질(서열번호 4)의 antiparallel한 구조가 에너지적으로 가장 안정한 자기조립화 구조를 이루는 것을 관찰할 수 있었다. 이를 통하여, 상기 서열번호 1과 서열번호 4의 단백질이 그래핀과 충분한 결합력을 가지면서 단백질 사이의 상호작용(interaction)도 존재하여 자기조립화에 적합함을 확인할 수 있었다. 이하 실험에서는 대표적으로 서열번호 1의 KFKFKFKF 단백질을 이용하여 수행하였다.
실시예 2: 단백질 합성
H-Rink 아마이드 레진(Amide resin) 188.67g을 충분한 양의 DMF(Dimethylformamide)에 담궈 시린지에서 30분간 팽윤(swelling) 시켰다. 레진이나 아미노산의 분자구조 끝에는 원하는 반응을 제외한 다른 반응을 막는 보호막으로서 Fmoc(Fluorenylmethyloxycarbonylchloride)이 처리되어 있기 때문에 원하는 반응을 위해서는 Fmoc을 제거하기 위한 탈보호(deprotecting) 용액이 필요하다. 피페리딘(piperidine) 10㎖와 DMF 40㎖를 섞어서 만든 탈보호 용액을 Stock Solution-1이라고 하였다. Fmoc을 제거하기 위하여, 레진이 담겨있는 시린지에 상기 Stock Solution-1을 2㎖ 넣고, 펩타이드 합성기(peptide synthesizer)를 사용하여 20W 파워, 최대 온도 75℃의 조건으로 5분간 반응시킨 후 DMF와 DCM(Dichloromethane)으로 번갈아 가면서 세 번씩 레진을 세척하였다.
서열번호 1의 KFKFKFKF 단백질을 합성하기 위해서, 아미노산을 레진에 붙이기 위한 커플링(coupling) 용액이 필요하다. 본 발명에서는 아미노산 페닐알라닌(F, Phe) 212.745g 혹은 아미노산 라이신(K, Lys) 234.275g을 (FKFKFKFK순서로 커플링) DMF 1㎖과 HATU(1-[Bis(dimethylamino)methylene]-1H-1,2,3-triazolo[4,5-b]pyridium 3-oxid hexafluorophosphate) 1㎖와 DIEA(N,N-Diisopropylethylamine) 147㎕를 혼합하여 만든 커플링 용액을 Stock Solution-2라고 하였다. 상기 Stock Solution-2를 시린지에 넣고, 펩타이드 합성기를 사용하여 20W 파워, 최대온도 75℃의 조건으로 7분간 커플링 반응을 시켰다. 서열번호 1의 아미노산 서열은 KFKFKFKF이므로 합성순서는 FKFKFKFK의 순서로 합성을 반복하였다.
실시예 3: 그래핀 합성
본 발명에서는 CVD(chemical vapor deposition) 기법으로 구리(Cu) 기판 위에서 성장시켜 원하는 목적 기판으로 전사하여 합성한 그래핀을 이용하였다.
구리 기판(Alfa Aesar Item #46365)을 CVD 튜브 퍼니스에 넣고, 아르곤과 수소 가스를 1,057℃에서 흘려주었다. 온도가 1,057℃에 도달하면 메탄 가스를 퍼니스 챔버 안에 흘려주어 그래핀 합성을 30분간 진행하였다. 그 후 메탄 가스 주입을 멈추고 단일층 그래핀 합성을 위하여, 구리 기판을 100℃까지 급격히 냉각시켜 퍼니스에서 제거하였다.
그래핀 전사과정에서 그래핀 보호를 위한 Stock Solution-3 용액은 PMMA 0.42g과 클로로벤젠(chlorobenzene) 10㎖를 바이알에 넣고, 12~14시간 동안 잘 섞어 제조하였다. 상기 Stock Solution-3을 구리 기판 위에 증착되어 있는 그래핀에 떨어뜨리고, 500rpm에서 5초, 4000rpm에서 40초, 그리고 다시 500rpm에서 5초 동안 spin coater를 사용하여 PMMA 필름을 형성시킨 후, 약 180℃ 온도에서 1분 동안 굽고 식혔다. 상기 PMMA 필름이 형성된 반대편에 있는 그래핀을 제거하기 위해 O2 plasma 장치를 사용하여 O2 25sccm, 100W의 파워로 1분 동안 노출시켰다.
그래핀이 자란 구리 기판을 녹이기 위한 Stock Solution-4 용액은 암모늄 퍼설페이트(ammonium persulfate) 7g과 탈이온수(D.I. water) 500㎖를 비커에 넣고 잘 섞어 준비하였다. 그래핀이 자라있는 구리 기판을 2㎝ X 2㎝ 크기로 자른 다음 상기 준비한 Stock Solution-4 용액 위에 띄워 3~4시간 동안 구리를 에칭시켰다. 이 후 그래핀에 붙어있는 잔여물을 제거하기 위하여 탈이온수 500㎖ 위에 띄워 놓고 30분간 방치하였다.
그래핀을 전사시킬 기판 Si/SiO2 웨이퍼를 세척하기 위한 피라냐 용액은 황산:과산화수소=3:1 비율로 혼합하여 Stock Solution-5 용액이라 하였다. Si/SiO2 웨이퍼를 2㎝ X 2㎝ 크기로 자른 다음 상기 Stock Solution-5에 30분간 담궈 웨이퍼 위의 유기물을 세척한 후 탈이온수로 Stock Solution-5가 웨이퍼 위에 남아있지 않도록 충분히 헹궈주었다. 상기 세척한 Si/SiO2 웨이퍼 위에 구리가 모두 제거된 그래핀을 전사하였다. Si/SiO2 웨이퍼와 그래핀 사이에 물을 완전히 제거한 후, 아세톤에 30분간 담궈 그래핀 위에 형성된 PMMA 필름을 제거하였다.
전사된 CVD 그래핀 분석
① AFM(Atomic Force Microscope) 분석: 전사된 CVD 그래핀의 표면을 관찰하기 위하여 XE-100(Park systems사)를 사용하여 AFM을 측정하였다. 비-접촉 모드(Non-contact mode)를 사용하여 측정하였고, 높이(height profile) 분석을 통해 결함이 없는 부분 영역의 높이 차이가 1㎚ 이내로 평평한 것을 확인하였다(도 3).
② Raman 분석: 전사된 CVD 그래핀의 상태를 확인하기 위하여 라만 강도(raman intensity)를 측정하였다. 일반적으로 단일층(monolayer) 그래핀은 2D/G 피크의 비율이 ~2.5로 알려져 있다. 측정 결과 본 발명에서 합성한 그래핀은 2D/G 피크의 비율이 ~2.32로 단일층 그래핀임을 확인하였다. 또한 결함을 나타내는 D 피크의 경우 매우 작으므로, 본 발명에서 합성한 그래핀은 결함이 없는 본래의 그래핀임을 확인하였다(도 4).
실시예 4: 그래핀 표면에 단백질 자기조립화
실시예 2에서 합성된 서열번호 1 단백질을 그래핀 위에 자기조립시키기 위하여, 탈이온수 1778㎕와 단백질 2㎕, 100mM Tris buffer 200㎕, 5M NaCl 20㎕를 혼합하여 0.1uM 단백질 용액 2㎖을 제조하여 Stock Solution-6이라고 하였다.
상기 Stock Solution-6에 Si/SiO2 웨이퍼 위에 전사된 그래핀을 40초 동안 담군 후 충분히 흔들어 단백질을 자기조립시킨 다음, 자기조립되지 못하거나 뭉친 단백질 덩어리를 탈이온수로 세척하여 제거하였다.
단백질 단분자층이 자기조립된 그래핀 분석
전사된 CVD 그래핀에 단백질 단분자층이 자기조립된 것을 확인하기 위하여, Nanoscope Ⅲ(Veeco사)를 사용하여 AFM을 측정하였다. 리퀴드 태핑 모드를 사용하여 샘플에 증류수를 떨어뜨리고 NP-S oxide-sharpened silicon nitride 팁이 붙어있는 캔틀리버를 그 속에 담궈 측정하였다.
그 결과 도 5에 나타낸 바와 같이, 그래핀 위에서 단백질이 표면을 인식하고 자기조립되어 패턴을 나타내는 것을 AFM 이미지를 통해 확인하였다(도 5A). 또한, 그래핀의 벤젠고리가 3가지 방향의 벡터를 갖고 있으므로, 자기조립화 패턴 또한 세 가지 방향으로 자기조립된다는 것을 푸리에 변환을 통해 확인하였다(도 5B).
실시예 5: 바이오센서 플랫폼 제조
실시예 5-1: 그래핀 패턴화
실시예 3에서 전사되어 합성된 그래핀에 포토레지스트 AZ5214E를 500rpm에서 5초, 6000rpm에서 35초, 다시 500rpm에서 5초 동안 스핀코팅을 한 후, 포토레지스트의 고정을 위해서 100℃에서 50초 동안 baking 하였다. 이를 MDA-400M(MIDAS사) 마스크 얼라이너를 사용하여 그래핀이 밑면 50㎛, 높이 10㎛가 되도록 포토리소그래피 공정을 6초 동안 진행하여 패터닝 하였다. 포토리소그래피 공정을 통해 빛에 감응한 포토레지스트를 제외한 부분을 녹여내기 위해 developer에 50초 동안 담궈 두었다. 원하는 부분을 제외한 나머지 그래핀을 없애기 위하여 O2 플라즈마 장비를 사용하여 산소 속도 5sccm, 1W power로 20초 동안 에칭과정을 끝으로 그래핀 채널의 리소그래피 공정을 완성하였다.
실시예 5-2: 소스, 드레인 전극 증착
다음으로, 소스 전극과 드레인 전극의 리소그래피 공정을 진행하기 위하여, 상기와 마찬가지로 AZ5214E를 500rpm에서 5초, 6000rpm에서 35초, 다시 500rpm에서 5초 동안 스핀코팅을 한 후, 포토레지스트의 고정을 위하여 100℃에서 50초 동안 baking 하였다. 이를 MDA-400M(MIDAS사) 마스크 얼라이너를 사용하여 포토리소그래피 공정을 6초 동안 진행하여 Au 전극이 증착될 곳을 패터닝 하였다. 포토리소그래피 공정을 통해 빛에 감응한 포토레지스트를 제외한 부분을 녹여내기 위해 developer에 50초 동안 담군 후, 전극의 전기적 효율을 위하여 Cr을 먼저 5㎚ 높이로 증착시킨 다음 Au를 50㎚ 높이로 증착시켰다. 전극 증착이 끝난 후 Lift-off 공정을 아세톤과 IPA로 진행하여 그래핀과 전극을 제작하고자 하는 구조대로 배치하여 전계 효과 트랜지스터 소자를 제작하였다(도 6).
상기 제작한 전계 효과 트랜지스터 소자에 실시예 4에서와 마찬가지로 단백질을 그래핀 위에 자기조립시켜 본 발명의 바이오 센서 플랫폼을 완성하였다.
실시예 6: 바이오센서 측정
바이오센서 특성 측정을 위해서, 상기 제작된 그래핀 크기에 맞춰 PDMS를 사용하여 micro-fluidic cell을 제작하였다(도 7). 이때 단백질 용액이 흐를 수 있는 2㎜ 지름의 얇은 호스를 PDMS micro-fluidic channel을 관통하는 통로로 사용하였다.
전기적 특성 분석
상기 제작한 소자의 전기적 특성을 확인하기 위해서, probe station을 사용하여 source-drain voltage=1V, 주사기의 지름이 2㎜, 용액 속도 50㎝/hr의 조건으로 전계 효과 트랜지스터의 원리가 적용된 바이오센서 소자의 그래핀 위에 단백질 단분자층이 자기조립된 후 표적물질이 지나갈 때 전류의 변화가 일어나는지 관찰하였다. 서열번호 1의 KFKFKFKF 단백질에 표지물질로 바이오틴(biotin)을 고정시켜 사용하였고, 상기 바이오틴과 강한 수소결합력을 갖는 스트렙타아비딘(streptavidin) 단백질을 표적물질로 흘려주어 관찰하였다.
먼저, 바이오틴이 고정되어 있지 않은 서열번호 1의 KFKFKFKF 단백질만 자기조립시킴으로써 스트렙타아비딘 200nM을 흘려주었을 때 전류 변화를 관찰한 결과, 스트렙타아비딘이 본 발명의 바이오센서 플랫폼에 비특이적(non-specific)으로 결합하지 않으므로, 전류에 변화가 없는 것을 관찰할 수 있었다(도 8a).
반면, 서열번호 1의 KFKFKFKF 단백질 끝에 바이오틴을 고정시켜 프로브(probe) 단백질로서의 역할을 하는 자기조립화 단백질을 그래핀에 자기조립시킨 후(도 6b), 200nM 스트렙타아비딘 단백질을 흘려주었을 경우, 스트렙타아비딘이 결합하면서(도 6c) 그래핀의 전류에 변화가 생긴 것을 확인할 수 있었다. 200nM 농도의 스트렙타아비딘이 바이오틴에 결합하기 전과 후의 전류차이가 약 70㎂로 나타났다(도 8b). 또한, 스트렙타아비딘이 결합되어 전류신호가 변화하기 시작하여 안정화되기까지 걸리는 감지시간(detection time)은 1초로, 이는 매우 빠른 감지시간을 갖는 바이오센서로서의 장점을 보여준다(도 8b).
또한, 자기조립화 단백질 단분자층의 두께를 조절함으로써 감도(sensitivity)와 감지시간의 차이를 확인하기 위해서, 자기조립화 단백질의 농도를 0.1μM 내지 5μM까지 변화시켜 단백질층의 두께변화를 AFM liquid tapping mode를 통해 확인하였다. 2nM 농도의 스트렙타아비딘을 흘려주었을 경우, 그래핀 표면 위에 단백질 0.1μM이 자기조립되었을 때 전류의 변화는 7㎂였으며, 전기 신호가 변화하기 시작해서 안정화되기까지 걸리는 감지시간은 11초였다(도 9a). 반면, 그래핀 표면 위에 단백질 5μM이 자기조립되었을 경우, 전류의 변화는 2㎂였으며 전기 신호가 변화하기 시작해서 안정화되기까지 걸리는 감지시간은 27초였다(도 9b).
이를 통해 자기조립화 단백질의 단분자층이 얇을수록 감도(sensitivity)와 감지시간(detection time)에는 큰 향상이 있음을 확인할 수 있었고, 이는 본 발명에서 완성한 전계 효과 트랜지스터의 원리가 적용된 매우 얇은 프로브 단백질 층의 바이오센서 플랫폼을 통해 달성될 수 있다.
<110> Research and Business Foundation SUNGKYUNKWAN UNIVERSITY <120> MANUFACTURING METHOD OF BIOSENSOR PLATFORM USING GRAPHENE AND PROTEIN, BIOSENSOR PLATFORM MADE BY THE SAME, AND FIELD EFFECT TRANSISTOR TYPE BIOSENSOR COMPRISING THE SAME <130> DP4148 <160> 4 <170> KopatentIn 2.0 <210> 1 <211> 8 <212> PRT <213> Artificial Sequence <220> <223> peptide <400> 1 Lys Phe Lys Phe Lys Phe Lys Phe 1 5 <210> 2 <211> 8 <212> PRT <213> Artificial Sequence <220> <223> peptide <400> 2 Lys Tyr Lys Tyr Lys Tyr Lys Tyr 1 5 <210> 3 <211> 8 <212> PRT <213> Artificial Sequence <220> <223> peptide <400> 3 Lys Trp Lys Trp Lys Trp Lys Trp 1 5 <210> 4 <211> 8 <212> PRT <213> Artificial Sequence <220> <223> peptide <400> 4 Lys Val Lys Val Lys Val Lys Val 1 5

Claims (16)

  1. 그래핀을 합성하는 그래핀 합성 단계;
    상기 합성한 그래핀을 패터닝하는 그래핀 패턴화 단계; 및
    상기 패터닝된 그래핀 표면에 단백질을 자기조립시키는 단백질 자기조립화 단계를 포함하고,
    상기 단백질은 친수성 아미노산(Xa)과 소수성 아미노산(Xb)이 교대로 배열되어 있는 XaXbXaXbXaXbXaXb로 표시되는 아미노산 서열로서, 서열번호 1 내지 4 중 어느 하나를 포함하는 바이오센서 플랫폼의 제조방법.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 그래핀 합성 단계는, 화학기상 증착법(chemical vapor deposition, CVD)으로 그래핀을 합성하는 것을 포함하는 바이오센서 플랫폼의 제조방법.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 그래핀 합성 단계는, 목적 기판으로 실리콘, 유리, 아크릴계, 폴리카보네이트, 폴리에틸렌 테레프탈레이트(polyethylene terephtalate, PET), 폴리스티렌(polystyrene), 및 폴리프로필렌(polypropylene) 중 적어도 하나를 포함하는 바이오센서 플랫폼의 제조방법.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 그래핀 패턴화 단계는, 포토리소그래피(photolithography), 전자빔 리소그래피(e-beam lithography), 이온-빔 리소그래피(ion-beam lithography), 딥-펜 나노리소그래피(dip-pen nanolithography), STM 리소그래피(STM lithography), 마이크로컨택 프린팅(microcontact printing), 나노 그래프팅(nano grafting), 및 나노 쉐이빙(nanoshaving) 중 적어도 하나를 포함하는 바이오센서 플랫폼의 제조방법.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 친수성 아미노산(Xa)에 항체(antibody), DNA, 압타머(aptamer), 또는 리셉터 단백질(receptor protein)을 표지물질로 고정시키는 바이오센서 플랫폼의 제조방법.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 친수성 아미노산(Xa)은 라이신(lysine, K), 히스티딘(histidine, H), 아르기닌(arginine, R), 글루탐산(glutamic acid, E), 및 아스파트산(aspartic acid, D) 중 적어도 하나를 포함하는 바이오센서 플랫폼의 제조방법.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 소수성 아미노산(Xb)은 페닐알라닌(phenylalanine; Phe, F), 타이로신(tyrosine; Tyr, Y), 트립토판(tryptophan; Trp, W), 알라닌(alanine; Ala, A), 발린(valine; Val, V), 이소류신(isoleucine; Ile, I), 류신(leucine; Leu, L), 및 메티오닌(methionine; Met, M) 중 적어도 하나를 포함하는 바이오센서 플랫폼의 제조방법.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 단백질은 베타시트(β-sheet) 구조인 바이오센서 플랫폼의 제조방법.
  9. 삭제
  10. 제1항에 있어서,
    상기 아미노산 서열은 반복에 의하여 (XaXbXaXbXaXbXaXb)n 이며, n=1 내지 n=2인 바이오센서 플랫폼의 제조방법.
  11. 제1항에 있어서,
    상기 단백질 자기조립화 단계는, 상기 그래핀의 단위면적당 상기 단백질이 12.5nM/㎠ 내지 1,250nM/㎠ 농도로 자기조립되는 바이오센서 플랫폼의 제조방법.
  12. 제1항 내지 제8항, 제10항 및 제11항 중 어느 하나의 항에 따른 제조방법에 의하여 제조된 바이오센서 플랫폼.
  13. 제12항의 바이오센서 플랫폼을 포함하고, 전계 효과 트랜지스터의 원리를 이용하여 상기 바이오센서 플랫폼에 포함되어 있는 자기조립된 단백질에 결합하는 바이오물질을 검출하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서.
  14. 제13항에 있어서,
    상기 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서는, 소스 전극과 드레인 전극으로 금(Au), 크롬(Cr), 백금(Pt), 구리(Cu), 알루미늄(Al), 니켈(Ni), 팔라듐(Pd), 및 티타늄(Ti)으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 하나 이상의 금속을 포함하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서.
  15. 제13항에 있어서,
    상기 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서는 상기 단백질과 상기 바이오물질의 결합에 의하여 발생하는 전류의 변화를 측정하여 상기 바이오물질을 검출하는 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서.
  16. 제13항에 있어서, 상기 바이오물질은 항원(antigen), DNA, 저분자 유기물, 단백질, 펩타이드, 아미노산, 또는 리간드(ligand) 단백질인 전계 효과 트랜지스터형 바이오센서.
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