KR20030033486A - 전단응력 측정을 이용한 생분자들간의 결합 여부 검출 방법 - Google Patents

전단응력 측정을 이용한 생분자들간의 결합 여부 검출 방법 Download PDF

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Abstract

본 발명은 핵산 또는 단백질 등의 프로브(Probe)가 고정되어 있는 센서의 한 표면이 표적(Target) 분자와 반응하기 전후의 전단응력(Shear stress)차이를 측정하여 프로브와 표적 분자의 결합(binding) 여부를 검출하는 방법에 관한 것이다.
본 발명의 검출방법에 의하면, 프로브와 표적 분자의 반응 전후의 센서표면의 전단응력(shear stress)을 측정함으로써 기존의 형광물질을 이용한 검출 방법과 달리 별도의 라벨링이 필요없고, 검출 결과를 전기적 신호로 얻을 수 있다는 장점이 있다. 또한, 기존의 캔틸레버(Cantilever)의 굴절(deflection)정도를 측정하는 방법에 비하여 더욱 민감(sensitive)하고 레이저(Laser) 등의 별도의 고가 장비가 필요없다는 장점이 있다.

Description

전단응력 측정을 이용한 생분자들간의 결합 여부 검출 방법{Methods for detecting binding of biomolecules using shear stress measurements}
본 발명은 바이오칩에 이용가능한 생분자들(biomolecules)간의 결합 여부 검출 방법에 관한 것으로, 더욱 구체적으로 센서의 한 표면에 고정되어 있는 핵산 또는 단백질 등의 프로브(Probe)가 표적(Target) 분자와 반응하기 전후의 센서 표면의 전단응력(Shear stress) 차이를 측정하여 프로브와 표적 분자의 결합(binding) 여부를 검출하는 방법에 관한 것이다.
바이오칩(bio chip)이란 기질상에 분석하고자 하는 DNA, 단백질 등의 생분자(biomolecules) 프로브를 고밀도로 부착시킨 칩으로서, 샘플내 유전자 발현 양상, 유전자 결함, 단백질 분포, 반응 양상 등을 분석해낼 수 있다. 바이오칩은 프로브의 부착형태에 따라 고체 기질상에 부착된 마이크로어레이 칩(microarray chip)과 미세채널상에 부착된 랩온어칩(lab-on-a-chip)으로 나눌 수 있다. 이러한 바이오칩에서는, 샘플에 프로브와 결합할 수 있는 표적 분자가 존재하는 지를 알아내기 위하여, 기질상에 고정된 프로브와 표적 분자의 결합여부를 검출할 수 있는 시스템이 필요하다.
현재 유전자 분석용 DNA 칩은 대부분 샘플 DNA에 형광색소를 라벨링하고, 칩 위의 프로브(probe)와 반응시킨 후 공초점 현미경(confocal microscope)나 CCD 카메라를 사용하여 칩 표면에 남은 형광 물질을 검출하는 방법을 사용한다 (참조:미국특허 제 6141096). 그러나, 이러한 광학적인 검출법은 소형화가 어렵고, 디지털화된 출력을 볼 수 없기 때문에, 전기적인 신호로 결과를 낼 수 있는 새로운 검출법의 개발에 관하여 많은 연구가 진행 중이다.
Clinical Micro Sensor를 비롯한 많은 연구 기관들이 산화/환원이 쉬운 금속 화합물을 이용하여 DNA 혼성화(hybridization)를 전기화학적으로 검출하는 방법에 관하여 연구하고 있다(참조 : 미국특허 제 6096273, 6090933). DNA가 혼성화되었을 때, 산화/환원이 쉬운 금속을 포함한 다른 화합물이 같이 착체(complex)를 이루게 되고, 이를 전기화학적으로 검출하는 것이다(참조 :Anal. Chem., Vol. 70, pp. 4670-4677, 1998, J. Am. Chem. Soc., Vol. 119, pp. 9861-9870, 1997, Analytica Chimica Acta, Vol. 286, pp.219-224, 1994., Bioconjugate Chem., Vol. 8, pp. 906-913, 1997.) 그러나, 전기화학적 방법도 역시 별도의 라벨링이 필요하다는 단점은 있다.
이외에도, 형광 색소나 다른 어떤 표식자를 사용하지 않고 분석하는 방법에 관하여도 연구가 활발히 진행 중인데, 수정 결정 미세발란스(Quartz Crystal Microbalance)를 이용하여 결합 전후의 질량 차이를 측정하는 방법(참조 : Anal. Chem., Vol. 70, pp. 1288-1296, 1998), 그리고 매트릭스 보조 레이저 흡착 이온화(MALDI) 질량 분광측정법(mass spectrometry)를 이용하여 분석하는 방법 (참조 : Anal. Chem., Vol. 69, pp. 4540-4546, 1997, 미국 특허 : 제 6043031)등이 개발되었다.
또한, DNA 프로브와 표적의 결합 전후의 분자간 결합력을 측정하는 기계적 센서 타입(Mechanical sensor type)인 미세조립(microfabricated)된 캔틸레버(cantilever)를 이용하여 하나의 염기차이까지 분석할 수 있었다(참조 : Science, Vol. 288, pp. 316-318, 2000;Proc. Natl. Acad. Sci. USA ,98, 1560, 2001). 그러나, 이 경우에는 캔틸레버 빔(beam)의 굴절(deflection)을 아주 정밀하게 측정하여야 하는데, 이를 위하여 레이저(laser) 등의 부수적이 장비가 필요하다.
또한, 미세조립된 장치는 아니지만, AFM(Atomic Force Microscope)을 이용하여 생분자 결합 상호작용(Biomolecular binding interaction)을 측정하는데 관한 연구도 활발히 진행되고 있다. 특히 AFM 팁(tip) 끝에 탄소 나노튜브(carbon nanotube)를 붙히고, 이 끝을 원하는 작용기(funcational group)을 가지도록 표면 변형(surface modification)을 시킨 후에 표면에 있는 화학 기(chemical group)에 따라, AFM 팁과 표면간의 분자 상호작용을 측정하고, 이를 이미자화 하여 화학적 힘의 지도(chemical force map)를 얻을 수 있다(Nature, 394, 2, 52-54, 1998).
AFM을 이용하여 혼성화(Hybridization) 전후의 변화를 측정한 연구의 예로는 AFM 팁 끝에 (-) 전하를 띠는 입자(particle)를 부착한 후에 표면에 고정된 DNA의 (-) 전하와 (-) 전하를 띤 AFM 팁 간의 정전력(electrostatic force)를 측정하였다. 이때, 단일 가닥 DNA와 혼성화된 DNA의 필름 두께와 표면 전위(surface potential) 차이로 인하여 단일과 이중 가닥 DNA를 구별할 수 있었다. 또한 ds-DNA에만 결합하는 Ru(phen)32+ 를 넣어 단일과 이중 가닥 DNA의 차이를 증폭할 수도 있었다(Wang, J. et al. Anal. Chem. 71(10), 2207-2212, 2001).
종래에 항원-항체 상호작용이나, DNA의 상보적인 가닥 사이의 분자간 힘을 AFM을 이용하여 측정한 예들은, 대부분의 경우 AFM 팁에 다양한 변형을 하여서 힘 해상도(force resolution)을 향상시키는 것에 관한 연구이었다. 또, 미세조립된 캔틸레버를 이용하여 결합 전후의 빔의 굴절 정도를 측정하여 이를 센서로 이용하는 보고도 있었다. 그러나, AFM과 미세조립된 캔틸레버의 경우 캔틸레버의 수 nm의 굴절을 정밀하게 측정하기 위하여 레이저 등의 별도의 고가장비가 필요하다는문제점이 있다.
이에, 본 발명자들은 상기 종래기술들의 문제점들을 극복하기 위하여 예의 연구노력한 결과, 프로브와 표적 분자의 반응 전후의 센서표면의 전단응력(shear stress) 차이를 측정함으로써 기존의 형광물질을 이용한 검출 방법과 달리 별도의 라벨링이 필요없고, 검출 결과를 전기적 신호 얻을 수 있다는 장점이 있을 뿐만 아니라, 기존의 캔틸레버(Cantilever)의 굴절(deflection)정도를 측정하는 방법에 비하여 더욱 민감(sensitive)하고 레이저(Laser) 등의 별도의 고가 장비가 필요없다는 장점이 있음을 확인하고, 본　발명을 완성하게 되었다.
따라서, 본 발명의 주된 목적은 형광과 같은 별도의 라벨링이 필요 없고, 검출 결과를 전기적 시그널로 얻을 수 있는 새로운 프로브와 표적 생분자의 결합 검출 방법을 제공하는 데 있다.
또한, 본 발명의 다른 목적은 상기 검출방법에 활용가능한 새로운 전단응력(shear stress)의 측정 센서를 제공하는 데 있다.
도 1은 본 발명의 바람직한 한 실시예로서 압전(piezoelectric) 타입의 진동판을 이용하여 전단응력(Shear stress)을 측정하는 센서 어레이의 모식도이고;
도 2는 본 발명에 따른 전단응력(Shear stress)을 측정하는 센서 어레이에 서로 다른 프로브(Probe)를 고정하는 방법을 나타낸 모식도(도 2a)과 분석하고자 하는 시료 표적(Target) 물질과 혼성화(hybridization)하는 방법을 나타낸 모식도(도 2b)이고;
도 3은 도 1의 센서가 단복단위로 배열(array)된 것을 나타내는 센서 어레이의 모식도이고;
도 4는 본 발명의 바람직한 한 실시예로서 정전기(electrostatic) 타입의 진동빔을 이용하여 전단응력(Shear stress)을 측정하는 센서 어레이의 모식도이고;
도 5는 도 1에서 동일한 원리를 이용한 변형된 표면력 장치(Modified Surface Forces Apparatus)를 사용하여 DNA의 혼성화 반응 전후의 DNA 박막필름의 압축력(compressive force)(상패널) 및 전단응력(Shear stress)(하패널)을 측정한 데이터를 나타낸 그래프이고;
도 6은 센서 기질과 시료 기판사이의 간격이 31 ±2Å 일 때, ss-DNA, ds-DNA 필름의 다양한 주파수(frequency)에서 측정한 탄성 전단 계수(elastic shear modulus)(상 패널)와 점성 전단 계수(viscous shear modulus)(하 패널)를 나타낸 그래프이고;
도 7은 센서 기질과 시료 기판사이의 간격이 31 ±2Å 일 때, ss-DNA, ds-DNA 필름의 전단 진폭(shear amplitude)를 증가시켰을 때 측정한 탄성 전단 계수(elastic shear modulus)(닫힌 기호: closed signal)와 점성 전단 계수(viscous shear modulus)(열린 기호: open signal)를 나타낸 그래프이다.
<도면의 주요부분에 대한 부호의 설명>
(1) 전단응력 측정 센서 (2) 지지(supporting) 기질
(3)(3') 입력/출력 진동판(vibrating plates) (4) 센서(sensor) 기질
(5) 신호 검출부 (6) 시료 기판(plate)
(7) 전기용량(capacitance) 측정장치 (8) 서로 다른 종류의 프로브(probes)
(9) 프로브가 담긴 멀티-웰 용기 (10) 표적이 담긴 단일-웰 용기
(11) 전단응력 측정 센서 (13)(13') 입력/출력 진동빔(vibrating beam)
(14) 센서 기질 (15) 신호 검출부
본 발명의 목적을 달성하기 위하여, 본 발명은 ① 기질(substrate)의 표면에 프로브(probes) 생분자(biomolecules)를 부착시키는 단계; ② 상기 ①의 프로브 생분자를 표적(target) 생분자를 포함하는 시료(sample)와 반응시키는 단계; 및, ③ 상기 ②의 반응전후의 기질표면의 전단응력(shear stress)를 측정하는 단계를 포함하는 프로브와 표적 생분자의 결합 검출 방법을 제공한다.
본 발명의 방법에서, 바람직하게는 전단응력(shear stress)의 측정은 진동 운동(vibration motion)의 상변화(phase shift)와 힘변화(force shift)를 이용하는 것을 특징으로 한다. 전단응력(Shear stress)을 측정하는 방법은 이미 잘 알려져 있으나(J. Van Alsten, and S. Granick, Rev.Sci. Inst, 62, 463, 1991), 간단히 요약하면, 입력 진동부(input vibrating parts)를 사인곡선(sinusoidal)으로 진동(oscillate)시키고 출력 진동부(output vibrating parts)에서 운동(motion)을 측정하면 굴절 강도(deflection intensity)나 상(phase)의 변화(shift)가 있게 된다. 이러한 차이는 센서 표면에 고정되어 있는 물질의 점도(viscosity)나 구조(structure) 등에 의해 크게 영향을 받게 되므로, 본 발명에서 프로브와 표적 생분자의 결합 정도를 검출할 수 있다.
본 발명의 방법에서, 사용될 수 있는 프로브 또는 표적 생분자(biomolecule)는 DNA 올리고머, c-DNA와 같은 핵산(nucleic acids), 항원, 항체와 같은 단백질(proteins), 코팩터(cofactors), 올리고당류(oligosaccharides) 및 세포(cell) 등을 포함하며, 프로브 생분자는 검출하고자 하는 표적 생분자와 선택적으로 검출하여야 한다.
본 발명의 다른 목적을 달성하기 위하여, 본 발명은 ① 진동(vibration)을 발생(generating)시키는 신호 입력부(signal input part); ② 진동을 지체(retarding)시키는 신호 출력부(signal output part); ③ 상기 ①의 신호 입력부와 상기 ②의 신호 출력부를 가교(bridging)하는 동시에, 프로브 생분자의 부착 부위가 되는 기질(substrate); ④ 상기 ①의 신호 입력부와 상기 ②의 신호 출력부에서의 진동운동의 상변화와 힘변화를 측정하는 신호 검출부를 포함하는 전단응력(shear stress)의 측정 센서를 제공한다.
본 발명의 센서에서, 진동(신호)를 입력하거나 출력하는 신호 입력/출력부는 주기적인 운동(periodic motion)으로 움직여 주고, 움직이는 정도를 측정할 수 있는 어떤 메카니즘도 사용할 수 있으나, 바람직하게는 진동 운동(vibration motion)은 압전(전압)(piezoelectric (voltage)), 정전(용량)(electrostatic (capacitance)), 전자기(전류)(electromagnetic (current)) 또는 열팽창(부피)(thermal expansion (volume))에 의해 유발되는 것을 특징으로 한다.
본 발명의 센서에서, 바람직하게는 신호 입력부, 신호 출력부 및 이들을 가교하는 기질이 하나의 반복 단위(repeating unit)로 다수 배열(array)되어 있는 센서 어레이의 형태를 가지는 것을 특징으로 한다. 이러한 센서 어레이는 다수의 프로브를 고밀도로 고정시켜야 하는 바이오 칩에 효과적으로 사용될 수 있다.
본 발명의 센서에서, 바람직하게는 상기 ③의 기질의 표면과 그와 평행으로 마주보는 플레이트(plate) 간의 간격을 조절하는 부분을 더 포함하는 것을 특징으로 한다. 상기 두 표면사이의 간격에 따라 전단응력(shear stress)이 변하게 되기 때문이다(도 5 참조).
이러한 간격 조절 부분은 프로브가 부착된 기질의 표면과 그와 평행으로 마주보는 시료가 담겨진 플레이트(plate) 간의 간격을 조절할 수 있는 어떤 장치도 사용될 수 있으나, 바람직하게는 정전용량(Capacitance)을 이용하여 기질 표면과 플레이트(plate) 간의 간격을 측정하는 것을 특징으로 한다.
본 발명의 센서에서, 신호 검출부는 신호입력부와 신호 출력부에서의 진동운동의 상변화와 힘변화를 측정할 수 있는 어떤 장치도 이용가능하나, 바람직하게는 탄성전단계수(elastic shear modulus) 및 점성전단계수(viscous shear modulus)를 측정하는 장치, 더욱 바람직하게는 록-인 증폭기(lock-in amplifier)를 사용하는 것을 특징으로 한다.
이와 같이, 본 발명은 표면의 전단응력(Shear stress)을 측정할 수 있는 센서와 이를 바이오센서(Biosensor)에 응용하여 표적 샘플의 유무를 검출하는 방법에 관한 것이다. 본 발명에 따르면, 기존의 형광물질을 이용한 검출 방법과 달리 별도의 라벨링이 필요없고, 검출을 전기적 신호로 할 수 있는 장점이 있으며, 캔틸레버(cantilever)의 굴절 정도를 측정하는 방법에 비교하여 더 감도가 높고 레이저 등의 별도의 고가 장비가 필요없다는 장점이 있다.
이하, 첨부도면을 참조하여 본 발명을 보다 구체적으로 설명한다.
도 1은 본 발명의 바람직한 한 실시예로서 압전(piezoelectric) 타입의 진동판을 이용하여 전단응력(Shear stress)을 측정하는 센서 어레이의 모식도이다. 여기서, 진동판(vibrating plates)(3)(3')이 부착된 지지(supporting) 기질(2)에 지지 기질(2)과 센서 기질(4) 표면이 평행하도록 같은 길이의 진동판(vibrating plates)(3)(3')(예piezoelectric bimorph)를 각 센서 기질(4)마다 두개씩 연결하여 전단응력 측정센서(1)를 구성한다. 이중 하나의 진동판(3)은 신호 입력(signal input)으로 사용되고, 다른 하나의 진동판(3')은 신호 출력(signal output)으로 사용된다. 센서 기질(4)의 표면에는 표적 샘플에 특이적으로 결합하는 DNA 또는 단백질 등의 프로브(probe)가 선택적으로 고정된다. 센서 기질(4)과 시료 기판(6)의 표면은 서로 평행하고, 지지 기질(2) 또는 시료 기판(6)을 수직 방향으로 움직여서 센서 기질(4)과 시료 기판(6)사이의 간격을 조절할 수 있고, 이 간격은 전기용량(Capacitance) 측정장치(7)를 이용하여 구한다.
도 2는 본 발명에 따른 전단응력(Shear stress)을 측정하는 센서 어레이에 서로 다른 프로브(Probe)를 고정하는 방법을 나타낸 모식도(도 2a)과 분석하고자 하는 시료 표적(Target) 물질과 혼성화(hybridization) 반응을 나타낸 모식도(도 2b)이다. 여기서, 진동판이 부착된 어레이 센서(1)를 서로 다른 종류의 프로브(8)가 담긴 멀티-웰(multi-well) 용기(9)에 담구어 프로브를 고정시킨다. 이후 표적이 담긴 단일-웰(single-well) 용기(10)에 센서 어레이(1)를 담구어 혼성화(hybridization) 반응을 일으킨다. 나중에 세척(washing) 단계를 거친 후, 버퍼 용액이 담긴 용액 내에서 전단응력(shear stress) 측정을 한다.
도 3은 도 1의 센서가 단복단위로 배열(array)된 것을 나타내는 센서 어레이의 모식도이다. 여기서, 한쌍의 막대기는 신호 입력부, 신호 출력부 및 이들을 가교하는 기질로 구성된 하나의 센서 반복 단위(repeating unit)를 나타낸다.
도 4는 본 발명의 바람직한 한 실시예로서 정전기(electrostatic) 타입의 진동빔을 이용하여 전단응력(Shear force)를 측정하는 센서 어레이의 모식도이다. 도 4에서는, 전단응력 측정센서(11)의 진동빔(vibrating beams)(13)(13')이 도 1에서의 압전(piezoelectric) 타입이 아니라 정전력(electrostatic force)으로 움직이고, 이 움직임을 옆에 고정되어 있는 면과의 전기용량(capacitance) 차이를 측정하여 신호검출부(15)에서 검출한다.
본 발명에서 전단응력(Shear stress)을 측정하는 방법은 이미 잘 알려져 있으나(J. Van Alsten, and S. Granick, Rev.Sci. Inst, 62, 463, 1991), 간단히 요약하면, 입력 진동부(input vibrating parts)를 사인곡선(sinusoidal)으로 진동(oscillate)시키고 출력 진동부(output vibrating parts)에서 운동(motion)을 측정하면 굴절 강도(deflection intensity)나 상(phase)의 변화(shift)가 있게 된다. 이러한 차이는 센서 표면에 고정되어 있는 물질의 점도(viscosity)나 구조(structure) 등에 의해 크게 영향을 받게 되는데, 물질이 탄성 고체(elastic solids)인 경우는 후크의 법칙(Hook's law)을 따르게 되어 전단응력(shear stress)은 스트레인(strain)에 비례하게 되고, 액체(liquids)인 경우는 뉴톤의 법칙(Newton's law)를 따르게 되어 전단응력은 전단률(shear rates)에 비례하게 된다. 그러나, 점탄성 액체(viscoelastic liquids)인 경우에는 두가지 조건(term)이 다 존재하게 되는데, 이때, 탄성전단계수(elastic shear modulus 또는 storage modulus)는 전단응력의 탄성 성분(elastic component)으로서, 변형(deformation)과 동상(in-phase)인 성분이다. 반면, 점성전단계수(viscous shear modulus 또는 loss modulus)는 전단응력의 점성 성분(viscous component 또는 dissipative component)으로서, 전단율(shear rate) 즉, 필름의 변형율(deformation rates)에 비례하는 성분이다.
이때, 국소 점도(local viscosity)는 표면에서의 거리의 함수이기 때문에 점도를 정하기가 모호하지만, 플로우(flow)를 흐르는데 저항을 주는 정도라는 의미에서 유효 점도(effective viscosity)는 상기 전단응력의 점성 성분에서 알 수 있으므로 점성 응력/유효 전단율로 정의하고 사용한다. 여기서 유효 전단율(effective shear rate)은 최대 전단 진폭/필름 두께이다.
도 5는 도1에서와 동일한 원리를 사용한 변형된 표면력 장치(Modified Surface Forces Apparatus)(S. Granick, Science, 253, 1374, 1991, J. Peachey, J. Van Alsten, and S. Granick, Rev. Sci. Inst, 62, 463, 1991)를 사용하여 측정한 데이터를 나타낸 그래프이다. 여기서, Ag 표면에 티올-변형된 올리고머 프로브를 자기 조립 단층(Self Assembled Monolayer) 방법으로 흡착시키고 상보적인 염기쌍과 혼성화(hybridization) 반응 전후의 DNA 박막 필름의 압축력(compressive force)(상 패널) 및 전단응력(Shear stress)(하 패널)을 구하였다. 사각형(■): 1.0 M NaCl 중 ss-DNA; 삼각형(△): 과량의 머캅토헥산올(mercaptohexanol) 첨가후의 1.0 M NaCl 중 ss-DNA; 원형(●): 혼성화후의 1.0 M NaCl 중 ds-DNA. 상 패널(top panel)에는 곡률 반경(R)으로 정상화(normalize)한 압축력(compressive force)(F/R)을 Y축으로, 두 표면간의 간격(Thickness)을 X축으로 나타내었고, 하 패널(bottom panel)에는 전단응력(shear stress), 즉 탄성전단계수(G')를 왼쪽 Y축으로, 유효접촉면적(effective contact area)으로 정상화하지 않은 탄성 전단력 상수(g')를 오른쪽 Y축으로, 두 표면간의 간격을 X축으로 하여, 세미로가리즘 스케일(semilogarithmic scale)로 나타내었다. 삽입도(Inset)는 전단응력(G') 대 수직 압력(PN)의 비율을 나타내었다. 이때, 전단응력은 1.3 Hz에서 측정되었고, 유효접촉면적은 Langbein 어림셈(approximation) (Aeff~ 2πRD )을 사용하여 계산되었다.
도 6은 센서 기질(4)과 시료 기판(6)사이의 간격이 31 ±2Å 일 때, ss-DNA, ds-DNA 필름의 다양한 주파수(frequency)에서 측정한 탄성 전단 계수(elastic shear modulus)(상 패널)와 점성 전단 계수(viscous shear modulus)(하 패널)를 나타낸 그래프이다. 여기서, 데이터 기호는 도 5에서와 동일하다. 왼쪽 Y축의 유효 탄성 전단 계수(effective elastic shear modulus)(G') (상 패널) 와 유효 점성 전단 계수(effective viscous shear modulus)(G'') (하 패널)는 Langbein 어림셈을 사용하여 정상화한 힘이고, 오른쪽 Y축은 유효 접촉 면적(effective contact area)으로 정상화하지 않은 탄성(상 패널) 및 점성(하 패널) 전단력 상수이고, X축은 라디안 전단 주파수(radian shear frequency)이다.
도 7은 센서 기질(4)과 시료 기판(6)사이의 간격이 31 ±2Å 일 때, ss-DNA, ds-DNA 필름의 전단 진폭(shear amplitude)를 증가시켰을 때 측정한 탄성 전단 계수(elastic shear modulus)(닫힌 기호: closed signal)와 점성 전단 계수(viscous shear modulus)(열린 기호: open signal)를 나타낸 그래프이다. 데이터 기호는 사각형(■, □): 1.0 M NaCl 중 ss-DNA; 삼각형(▲, △): 과량의 머캅토헥산올(mercaptohexanol) 첨가후의 1.0 M NaCl 중 ss-DNA; 원형(●, ○): 혼성화후의 1.0 M NaCl 중 ds-DNA이며, 정상화(nomalization) 방법은 도 6와 동일하다.
이하, 실시예를 통하여 본 발명을 더욱 상세히 설명하기로 한다. 이들 실시예는 단지 본 발명을 예시하기 위한 것이므로, 본 발명의 범위가 이들 실시예에 의해 제한되는 것으로 해석되지는 않는다.
실시예 1: 티올(Thiol) 변형된 DNA 올리고머 프로브의 고정
본 실험은 혼성화(hybridization) 전후의 변화를 전단응력(shear stress) 차이를 이용하여 측정할 수 있는지를 테스트하기 위하여 수평(전단)력(lateral (shear) forces) 측정이 가능하도록 변형된 표면력 장치(surface forces apparatus(SFA))를 사용하였다(Granick, S.Science 1991, 253, 1374). 일반적인 SFA 실험 방법에 따라 자동적으로 백운모(muscovite mica)의 평활(smooth) 단층없는(step-free) 시트를 절개(cleave)하여서 한쪽면에 660 Å의 Ag를 스퍼팅(sputtering)한 후 곡률 반경(radius of curvature)(R)이 ~ 2cm 인 렌즈(lens) 위에 아교(glue)를 사용하여 붙힌 후 사용하였다.
운모 시트(Mica sheets)의 Ag 면에 DNA를 고정시키기 위하여 티올(Thiol)-변형된 DNA를 사용하였다. 두 운모 표면 사이의 간격은 이미 알려져 있는 방법대로 다중 빔 간섭측정(multiple beam interferometry) 방법으로 측정하였다(Journal of Colloid and Interface Science,1973, 44, 2, 259, 1973,J. Phys. Chem. B. 2000, 104, 7652). 일반적인 SFA 실험에서는 아래와 위의 Ag 스퍼팅된 운모 표면을 Ag 층이 바깥쪽으로 향하도록 하여 운모 표면 사이에 있는 액체에 관하여 실험하지만, 본 실험에서는 자기-조합된(self-assembled) DNA 프로브 필름을 사용하기 위하여 한쪽은 Ag 표면과 다른쪽은 운모 표면이 서로 마주 보도록 셋업하였다.
Ag 층과 운모 사이의 간격이 300 Å이 되었을 때, 강한 반데르발스(van derWaals) 인력에 의해 플랫 접촉(flat contact)으로 점프하였고, 이는 운모 및 Ag 표면이 매우 청결한 것을 의미한다. Ag와 운모 접촉점 여러 곳을 측정하여 보았을 때, 구조적 방해(constructive interference)의 파장은 2-4 Å 내외에서 일정하였다. Ag 층의 조도(roughness)가 15-20 Å rms 내외로 추정되지만, 두 표면의 상대적인 간격은 비교적 정확하게 잴 수 있었다. 두께 계산 시에 필요한 DNA 용액의 굴절율(refractive index)은 1.46으로 가정하였다(Jordan, C. E.; Frutos, A. G.; Thiel, A. T.; Corn, R. M.Anal. Chem.1997,69, 4939).
올리고머 프로브는 헌터 신드롬(Hunter syndrome) 병의 원인이 되는 Iduronate-2-sulphate (IDS) 엑손(exon) 유전자의 한 부분인 올리고뉴클레오티드를 선택하였고, 그 서열은 (SH-C6-5'-GTT CTT CTC ATC ATC-3') 이다. 올리고머 샘플은 Research Genetics(Huntsville, AL)에서 구매하였고, 5'끝에는 알칸 티올 스페이서(alkane thiol spacer)로 변형하였으며 분자량은 M = 4651 g/mol 이었다. 티올 변형된 ss-DNA 1mM 용액(1M NaH2PO4, pH-4.0)에 Ag 표면을 넣고, 3시간 흡착(adsorption) 시킨 후, 버퍼(buffer) 용액 및 탈이온수(DI water)로 차례로 헹구고 N2가스로 건조시켰다. 물리흡착(Physisorbed) 된 DNA를 제거하고, ss-DNA 프로브의 가닥들이 표면에서 연장된(extended) 구조로 만들어 주기 위하여 1 mM 메르캅토헥산올(mercaptohexanol), HS-(CH2)6OH 에 10분 동안 흡착시킨 후에 탈이온수로 헹구고 N2가스로 건조시켰다.
실시예 2: 프로브와 상보적인 서열의 혼성화
혼성화(Hybridization) 실험을 하기 위해, 프로브에 상보적(complementary)인 서열 (3'-CAA GAA GAG TAG TAG-5')를 가지는 ss-DNA 용액 (농도는 1.5 mM in TE-1M NaCl buffer (10 mM Tris-HCl, 1 mM EDTA, 1 M NaCl))으로, pH=7.6 및 38℃, 2시간 동안 반응시킨 후, 38 ℃ TE - 1M NaCl 버퍼와 탈이온수로 차례로 헹구고 N2가스로 건조 시켰다.
실시예 3: 수직력(Normal Force)의 측정
수직력(Normal force)의 측정은 도1에 나타낸 센서와 동일한 원리를 사용한 변형된 표면력 장치(Modified Surface Forces Apparatus)(S. Granick, Science, 253, 1374, 1991, J. Peachey, J. Van Alsten, and S. Granick, Rev. Sci. Inst, 62, 463, 1991)를 사용하여 측정하였다. Ag 표면에 티올 변형된 올리고머를 자기 조합 단층(Self Assembled Monolayer) 방법으로 흡착(Adsorption) 시킨 후 혼성화(hybridization) 전후의 DNA 박막 필름의 압축력(compressive force)를 측정하였다.
실시예 1, 2의 방법에 따라 ss-DNA 프로브가 심겨진, 또는 혼성화(hybridization) 이후의 표면 사이에 NaCl 1M 용액을 한 방울 넣고 실험을 하였다. 이때, 아래 표면은 순수 운모(bare mica)가 되고, 위의 표면은 Ag 표면 티올-변형된 DNA를 고정시킨 면이 되거나, 이 면에 표적으로 혼성화된 표면이었다.
대조(control) 실험에서 DNA는 물 속에서 (-) 전하(charge)를 띠는 비처리된(untreated) 운모에는 흡착(adsorption)하지 않는 것으로 나타났다. 따라서, 티올-변형된 DNA 올리고머는 올리고머의 끝부분이 부착된 말단-구속된(end-tethered) 형상을 가지게 되고, 반대편의 운모 표면에는 비특이적(nonspecific) 흡착은 적다.
두 표면 사이의 간격이 1mm이상 떨어져 있을 때, 마이크로 피펫을 이용하여 NaCl 1M solution을 한 방울 넣고, 아래의 운모 표면이 고정되어 있는 스프링에 일정한 힘을 가하여 두 표면 사이의 간격을 점점 좁혀 가면서 두 표면 사이의 간격을 다중 빔 간섭측정(Multiple beam interferometry) 방법을 사용하여 측정하였다. 주어진 힘과 스트링 상수에 의하여 움직여야 하는 거리와 실제 움직인 거리를 비교하여서, 도 5의 상 패널(top panel)과 같은 힘 거리 곡선(Force distance curve)을 구할 수 있었다.
참고로, 실험에서 사용한 ss-DNA 15 머(mer)의 윤곽(contour) 길이는 77 Å, ds-DNA의 윤곽 길이는 63 Å로 예측된다. 도 5의 상 패널에 사각형 기호로 나타낸 바와 같이, 머캅토헥산올(mercaptohexanol)로 후처리하기 전의 티올-말단된 ss-DNA 프로브만 있는 표면이 1.0M NaCl 용액 속에 있을 때, 수직력(normal forces)는 약 43 ±2Å에서 부터 반발력(repulsive force)이 시작되고, 26 ±2Å 에서는 더 이상 압축되지 않는 경벽 두께(hard wall thickness)를 측정할 수 있었다.
ss-프로브가 먼저 흡착된 표면에 머캅토헥산올을 다시 흡착한 경우 (삼각형 기호)에는 DNA프로브가 ss-DNA만 있는 경우 보다 연장된(extended) 구조를 가지게 됨에 따라, 반발력이 시작하는 필름 두께가 ss-프로브만 있는 경우보다 두꺼운 약 80 ±2Å에서 시작하여 더 이상 압축되지 않는 경벽 두께는, 28 ±2Å이었다.
혼성화(Hybridization) 이후에는 반발력이 약 72 ±2Å에서 시작되어 41 ±2Å까지는 단조롭게(monotonically) 증가하다가, 41 ±2Å에서 갑자기 30 ±2Å으로 점프인(jump in)하였다. 이는 비교적 딱딱한(rigid) ds-DNA가 과중한 수직 압력(normal pressure)을 견디지 못하고 틸트각(tilt angle)을 바꾼 것으로 생각된다.
이상의 결과에서 보듯이, DNA 프로브가 심겨진 표면에 다른 표면을 가까이 가져가면서 반발력을 측정하여서, 그 힘의 차이만으로도 혼성화가 일어났는지 또는 일어나지 않았는지를 알 수 있다. 즉, 수직력만 정확히 측정하여도 단일과 이중 가닥의 두께나 힘(force)의 차이를 확인할 수 있습니다. 하지만, 수직력은 정확히 측정하는 것이 어렵고, 단일과 이중 가닥의 차이가 전단응력에 비해 작은 단점이 있다.
실시예 4: 전단응력(Shear stress)의 측정
실시예 4에서는 실시예 3의 수직력(normal force)와 별도로, 전단응력(shear stress)를 이용하여 DNA 혼성화를 검출하는 예에 대하여 설명한다. 도 1의 모식도에 나타낸 것과 같은 전단응력 측정장치(lock-in amplifier)를 사용하여 DNA 분자의 수평 변화(lateral stiffness)를 측정하여 DNA 혼성화 유무를 검출한다. 실험 시에 전단 진폭(shear amplitude)는 2 Å 보다 작게 하여 가능한 시스템을 방해하지 않는 선형 양식(linear regime)에서 실험하였다.
다양한 주파수(frequency)로 사인곡선형(sinusoidal) 여기(excitation)을 하고 반대편의 운동(motion)을 검출하여서 동상(in-phase) (탄성) 및 이상(out-of-phase) (점성) 응답을 구별하여서 샘플의 탄성력(elastic force) 또는점성력(viscous force)를 측정하였고, 그 중에 탄성력을 도 5의 하 패널에 나타내었다. 혼성화 이후에 탄성력이 점성력 보다 현저히 큰 것을 알 수 있다. 아마도 이것은 혼성화된 DNA의 강도(stiffness)가 ss-DNA보다 훨씬 크기 때문으로 생각된다.
또한 도 5의 삽입도에서 볼 수 있듯이, 전단응력(shear stress)(G')을 수직 압력(normal pressure)(PN)으로 정상화를 하면 전단응력이 훨씬 큰 것을 볼 수 있다. 따라서, 수직력(normal force) 보다는 전단응력(shear force)이 혼성화(hybridization) 검출에 있어서 훨씬 민감(sensitive)한 힘임을 알 수 있다.
도 5의 실험은 전단 진폭(shear amplitude)과 전단 주파수(shear frequency)를 일정하게 하고 갭 두께(gap thickness)를 줄여가면서 실험한 결과이고, 도 6은 두 표면 사이의 간격을 31 ±2Å으로 고정시켜놓고, ss-DNA, ds-DNA 필름에 다양한 주파수의 전단(shear)을 주어서, 탄성 전단 계수(elastic shear modulus) (상 패널)와 점성 전단 계수(viscous shear modulus) (하 패널)를 비교한 데이터이다. 왼쪽 Y축의 유효 탄성 전단 계수, G' (상 패널) 와 손실 계수, G (하 패널)는 Langbein 어림셈을 사용하여 정상화한 힘이고, 오른쪽 Y축은 유효 접촉 면적으로 정상화하지 않은 탄성 (상 패널) 및 점성 (하 패널) 전단력 상수이다. 그림에서 볼 수 있듯이 혼성화 이후의 샘플의 탄성 및 점성 계수가 혼성화 전의 ss-DNA보다 차수(order of magnitude)가 큰 것을 볼 수 있으며, 이를 이용하여 DNA 혼성화 유무를 검출할 수 있다는 것이 본 발명의 핵심이다.
도 7은 두 표면의 간격이 31 ±2Å 일 때, ss-DNA, ds-DNA 필름의 전단진폭(shear amplitude)를 증가시켰을 때 탄성 전단 계수 (닫힌 기호) 와 점성 전단 계수 (열린 기호) 데이터이다. 전단 진폭을 증가시켰을 때, 어떤 한계 전단 진폭을 지나면 계수가 감소하게된다. 그러나, 전단 진폭이 십 nm 정도가 되어 샘플이 비 선형 조건(nonlinear regime)에 있어도 ss-DNA 프로브와 혼성화 이후의 전단 계수의 차이는 차수(order of magnitude) 이상이었다.
이상에서는 서열이 완전 매치(perfect match)가 되는 표적 샘플을 사용하여 실험하였으나, 단일 염기 돌연변이(single point mutation) 등의 돌연변이가 있는 샘플을 사용하여도 ss-프로브와 큰 차이가 없을 것으로 예상된다.
이상 설명한 바와 같이, 본 발명의 검출방법에 따르면 DNA 또는 단백질 등의 생물질을 분석할 때, 센서 표면의 프로브가 표적과 결합하기 전후의 센서 표면의 전단응력(Shear stress) 차이를 측정함으로써, 기존의 형광물질을 이용한 검출 방법과 달리 별도의 라벨링이 필요없고, 검출을 전기적 신호로 할 수 있는 장점이 있을 뿐만 아니라, 또한, 캔틸레버의 굴절 정도를 측정하는 방법에 비교하여 더욱 민감(sensitive)하고 레이저(Laser) 등의 별도의 고가 장비가 필요없는 장점이 있다.

Claims (9)

  1. ① 기질(substrate)의 표면에 프로브(probes) 생분자(biomolecules)를 부착시키는 단계;
    ② 상기 ①의 프로브 생분자를 표적(target) 생분자를 포함하는 시료(sample)와 반응시키는 단계; 및,
    ③ 상기 ②의 반응전후의 기질 표면의 전단응력(shear stress)를 측정하는 단계를 포함하는
    프로브와 표적 생분자의 결합 검출 방법.
  2. 제 1항에 있어서,
    전단응력(shear stress)의 측정은 진동 운동(vibration motion)의 상변화(phase shift)와 힘변화(force shift)를 이용하는 것을 특징으로 하는 방법.
  3. 제 1항에 있어서,
    전단응력(shear stress)의 측정은 탄성전단계수(elastic shear modulus) 및 점성전단계수(viscous shear modulus)를 측정하는 것을 측정하는 것을 특징으로 하는 방법.
  4. 제 1항에 있어서,
    생분자는 핵산(nucleic acids), 단백질(proteins), 코팩터(cofactors), 올리고당류(oligosaccharides) 또는 세포(cells)인 것을 특징으로 하는 방법.
  5. ① 진동(vibration)을 발생(generating)시키는 신호 입력부(signal inputpart);
    ② 진동을 지체(retarding)시키는 신호 출력부(signal output part);
    ③ 상기 ①의 신호 입력부와 상기 ②의 신호 출력부를 가교(bridging)하는 동시에, 프로브 생분자의 부착 부위가 되는 기질(substrate); 및,
    ④ 상기 ①의 신호 입력부와 상기 ②의 신호 출력부에서의 진동운동의 상변화와 힘변화를 측정하는 신호 검출부를
    포함하는 전단응력(shear stress)의 측정 센서.
  6. 제 5항에 있어서,
    신호 입력/출력부에서의 진동 운동(vibration motion)은 압전(전압)(piezoelectric (voltage)), 정전(용량)(electrostatic (capacitance)), 전자기(전류)(electromagnetic (current)) 또는 열팽창(부피)(thermal expansion (volume))에 의해 유발되는 것을 특징으로 하는 전단응력의 측정 센서.
  7. 제 5항에 있어서,
    신호 입력부, 신호 출력부 및 이들을 가교하는 기질이 반복 단위(repeating unit)로 배열(array)되어 있는 것을 특징으로 하는 전단응력의 측정 센서.
  8. 제 5항에 있어서, 상기 ③의 기질의 표면과 그와 평행으로 마주보는 플레이트(plate) 간의 간격을 조절하는 부분을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 전단응력의 측정 센서.
  9. 제 8항에 있어서, 상기 간격 조절 부분은 정전용량(Capacitance) 측정 장치인 것을 특징으로 하는 전단응력의 측정 센서.
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