KR20080027041A - Ｆｅｔ 기반 바이오 센서를 이용한 핵산 길이 측정 방법 - Google Patents

Ｆｅｔ 기반 바이오 센서를 이용한 핵산 길이 측정 방법 Download PDF

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Abstract

본 발명은 핵산의 파괴나 변형 없이 FET 기반 바이오 센서를 이용하여 핵산의 길이를 측정하는 방법에 관한 것이다. 본 발명에 따른 핵산 길이 측정 방법은 a) 동일한 이온 농도를 갖고 상이한 농도의 시험 핵산을 함유하는 복수의 시험 용액들을 FET 기반 바이오 센서의 절연층 표면에 제공하는 단계; b) 상기 FET 기반 바이오 센서의 전기적 신호 변화를 측정하여 시험 핵산의 농도에 따른 전기적 신호 변화값의 데이터를 얻는 단계; c) 상기 전기적 신호 변화값이 최소인 시험 핵산의 농도를 구하는 단계; d) 길이를 알고 있는 핵산들을 이용하여 핵산 농도에 따른 전기적 신호 변화값 데이터를 얻는 단계; 및 e) 상기 길이를 알고 있는 핵산들을 이용하여 얻은 핵산 농도에 따른 전기적 신호 변화값 데이터와 상기 전기적 신호 변화값이 최소인 시험 핵산의 농도를 비교하는 단계를 포함하는 핵산 길이 측정 방법을 제공한다.

Description

ＦＥＴ 기반 바이오 센서를 이용한 핵산 길이 측정 방법{Method of measuring length of nucleic acid using FET based biosensor}
도 1은 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 핵산 길이 측정 방법을 도시하는 순서도이다.
도 2는 본 발명의 방법에 사용될 수 있는 FET 기반 바이오 센서의 구조를 개략적으로 도시한 것이다.
도 3은 본 발명의 방법에 있어서 기준 용액 및 복수의 시험 용액을 FET 기반 바이오 센서에 제공하기 위해 사용될 수 있는 시스템을 구성을 개략적으로 도시한 것이다.
도 4는 상이한 길이의 핵산을 함유하는 용액을 FET 기반 바이오 센서에 제공한 경우의 시간에 따른 표면 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 5는 일정한 길이의 핵산을 함유하는 용액들을 FET 기반 바이오 센서에 제공한 경우의 DNA 농도에 따른 표면 전압 변화량을 나타내는 그래프이다.
도 6은 상이한 길이의 핵산을 함유하는 용액들을 FET 기반 바이오 센서에 제공한 경우의 DNA 농도에 따른 표면 전압 변화량을 나타내는 그래프이다.
본 발명은 핵산의 파괴나 변형 없이 핵산의 길이를 측정하는 방법에 관한 것이고, 보다 상세하게 본 발명은 핵산의 파괴나 변형 없이 FET 기반 바이오 센서를 이용하여 핵산의 길이를 측정하는 방법에 관한 것이다.
전기적인 신호로 이온 물질, 특히 생분자(biomolecule)를 검출하는 센서 중 트랜지스터를 포함하는 구조를 지닌 트랜지스터 기반 바이오 센서가 있다. 이는 반도체 공정을 이용하여 제작되는 것으로, 전기적인 신호의 전환이 빠른 장점이 있어, 그 동안 이에 대한 많은 연구가 진행되어 왔다.
전계 효과 트랜지스터(이하, 'FET'라고도 함)를 사용하여, 생물학적 반응을 측정하는 원천 특허로 미국 특허 제 4,238,757호가 있다. 이는 항원-항체 반응을 표면 전하 밀도(surface charge concentration) 변화로 인한 반도체 inversion 층의 변화를 전류로 측정하는 바이오 센서에 관한 것으로 생분자 중 단백질(protein)에 관한 것이다. 미국 특허 제 4,777,019호는 바이오 단량체(biological monomers)를 게이트 표면에 흡착시켜 상보적인(complementary) 단량체와의 혼성화(hybridization) 정도를 FET로 측정하는 것에 관한 것이다.
미국 특허 제 5,846,708호는 CCD(charged coupled device)를 사용하여 결합된 생분자에 의한 흡광 현상으로 혼성화 여부를 측정하는 방법을 개시하였다. 미국 특허 제 5,466,348호 및 제 6,203,981호에서는 TFT(thin film transistor)를 사용하며, 회로를 접목시켜 신호 대 잡음 비를 향상시키는 내용을 개시하였다.
이와 같은 FET를 바이오 센서로 사용하는 경우에는 종래의 방식에 비해 비 용 및 시간이 적게 들고, IC(integrated circuit)/MEMS 공정과의 접목이 용이하다는 점에서 큰 장점을 지니고 있다.
하지만, 종래 FET를 이용한 DNA 검출 방법은 DMA의 존재 또는 농도만을 검출하였고, DNA의 길이를 측정하지는 못했다. 종래에 DNA의 길이를 측정하기 위해서는 일정 시간 동안 젤 등에 주입하고 전기영동을 통해 패턴을 읽어내는 복잡한 과정이 필요하였다. 이를 간편하게 하기 위해서 LabChip(Agilent 사) 등이 개발되었지만, 이 경우 분자에 라벨 분자를 붙이는 과정이 필요하다.
또한, 종래 방법들의 경우 측정하려는 DNA를 이용할 수 없게 변형시키면서 측정한다. 상기 측정한 핵산 분자를 다음의 실험에 이용하기 위해서는 다시 이를 젤에서 녹이고 붙어 있는 형광 라벨기를 떼어내는 반응을 추가로 진행시켜야 하는 문제점이 있다.
본 발명의 목적은 핵산의 파괴나 변형 없이 핵산의 길이를 측정할 수 있는 방법을 제공하는 것이다.
본 발명은 a) 동일한 이온 농도를 갖고 상이한 농도의 시험 핵산을 함유하는 복수의 시험 용액들을 FET 기반 바이오 센서의 절연층 표면에 제공하는 단계; b) 상기 FET 기반 바이오 센서의 전기적 신호 변화를 측정하여 시험 핵산의 농도에 따른 전기적 신호 변화값의 데이터를 얻는 단계; c) 상기 전기적 신호 변화값이 최소인 시험 핵산의 농도를 구하는 단계; d) 길이를 알고 있는 핵산들을 이용하여 핵 산 농도에 따른 전기적 신호 변화값 데이터를 얻는 단계; 및 e) 상기 길이를 알고 있는 핵산들을 이용하여 얻은 핵산 농도에 따른 전기적 신호 변화값 데이터와 상기 전기적 신호 변화값이 최소인 시험 핵산의 농도를 비교하는 단계를 포함하는 핵산 길이 측정 방법을 제공한다.
상기 시험 용액들을 FET 기반 바이오 센서에 제공하기 이전에 시험 핵산을 함유하지 않고 상기 시험 용액들과 동일한 이온 농도를 갖는 기준 용액을 FET 기반 바이오 센서의 절연층 표면에 제공할 수 있다.
상기 시험 용액들을 FET 기반 바이오 센서에 제공하는 사이마다 상기 기준 용액을 FET 기반 바이오 센서의 절연층 표면에 제공할 수 있다.
상기 시험 핵산은 일정한 길이를 가질 수 있다.
상기 핵산은 올리고머 또는 PCR 산물일 수 있다.
상기 핵산은 DNA, RNA, PNA, LNA 및 그 혼성체로 이루어진 군에서 선택될 수 있다.
상기 전기적 신호는 드레인 전류, 게이트-소스 전압 및 소스-드레인 중 하나 이상일 수 있다.
상기 FET 기반 바이오 센서는 상기 전계 효과 트랜지스터는 반도체 재료로 구성된 기판; 상기 기판 내에 서로 이격 되어 형성되고 상기 기판과 반대 극성으로 도핑된 소스 영역 및 드레인 영역; 상기 소스 영역 및 드레인 영역 사이에 배치된 채널 영역; 상기 채널 영역 상에 배치되고 전기적 절연 재료로 구성된 절연층; 및 상기 절연층 위에 이격 되어 배치된 게이트 전극을 포함할 수 있다.
상기 반도체 재료는 실리콘이고, 상기 전기적 절연 재료는 실리콘 디옥사이드, 실리콘 니트라이드 및 메탈 옥사이드로 이루어진 군에서 선택될 수 있다.
상기 기판이 n형으로 도핑된 경우 상기 소스 및 드레인은 각각 p형으로 도핑되고, 상기 기판이 p형으로 도핑된 경우 상기 소스 및 드레인은 각각 n형으로 도핑될 수 있다.
상기 게이트 전극은 폴리실리콘, Al, Pt, Au 및 Cu로 이루어진 군에서 선택되는 물질로 형성될 수 있다.
이하 도면을 참조하여 본 발명을 보다 상세히 설명한다.
도 1은 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 핵산 길이 측정 방법을 도시하는 순서도이다.
도 1을 참조하면, 핵산 길이 측정 방법은 시험 용액 센싱 단계(11), 전기적 신호 변화 값 데이터 획득 단계(12), 최소 전기적 신호 변화 값의 핵산 농도 산출 단계(13), 기지 길이의 핵산 이용 전기적 신호 변화 값 데이터 획득 단계(14) 및 데이터 비교 단계(15)를 포함한다.
시험 용액 센싱 단계(11)는 동일한 이온 농도를 갖고 상이한 농도의 시험 핵산을 함유하는 복수의 시험 용액들을 FET 기반 바이오 센서의 절연층 표면에 제공한다.
도 2는 본 발명의 방법에 사용될 수 있는 FET 기반 바이오 센서의 구조를 개략적으로 도시한 것이다.
도 2를 참조하면, FET 기반 바이오 센서는 기판(21), 소스 영역(22), 드레 인 영역(23), 채널 영역(24), 절연층(25) 및 게이트 전극(26)을 포함한다.
기판(21)은 반도체 재료로 구성되는 것이 바람직하다. 상기 반도체 재료는 예컨대, Si 또는 Ge일 수 있다.
소스 영역(22) 및 드레인 영역(23)은 기판(21) 내에 서로 이격 되어 형성되고 기판과 반대 극성으로 도핑된다. 예컨대, 기판(21)이 n형으로 도핑된 경우 소스(22) 및 드레인(23)은 각각 p형으로 도핑될 수 있고(PMOS-FET), 반대로 기판(21)이 p형으로 도핑된 경우, 소스(22) 및 드레인(23)은 각각 n형으로 도핑될 수 있다(NMOS-FET).
소스(22)는 캐리어, 예컨대 자유전자 또는 정공을 공급하고, 드레인(23)은 소스(22)에서 공급된 캐리어가 도달한다.
소스(22)에는 일정한 전압이 인가될 수 있고, 예컨대 그라운드일 수 있다. 또한, 드레인(23)에도 일정한 전압(Vds)이 인가될 수 있다.
채널 영역(24)은 소스 영역(22) 및 드레인 영역(23) 사이에 배치된다. 채널 영역(24)을 통해 캐리어, 예컨대 자유전자 또는 정공이 통과한다.
절연층(25)은 채널 영역(24) 상에 배치된다. 절연층(25)은 소스 영역(22) 및 드레인 영역(23)의 일부 상에도 배치될 수 있다.
절연층(25)은 전기적 절연 재료로 구성된다. 전기적 절연 재료는 생분자가 고정되지 않는 임의의 재료일 수 있고, 예컨대, 실리콘 디옥사이드, 실리콘 니트라이드 또는 메탈 옥사이드일 수 있다. 또한, 절연층(25) 상에 생분자가 고정되 지 않는 다른 재료로 구성되는 부가층이 형성되어 있을 수도 있다.
게이트 전극(26)은 절연층(24) 상부에 이격되어 배치된다. 게이트 전극(26)에 일정한 전압(Vr1)이 인가될 수 있다.
게이트 전극(26)은 전도성의 임의의 재료로 구성될 수 있고, 예컨대, 폴리실리콘, Al, Pt, Au 또는 Cu로 형성될 수 있다.
게이트 전극(26)은 다양한 방법으로 형성 가능하다. 예컨대, 통상적인 FET 상부의 패시베이션층에서 게이트 전극층 까지 에칭하면서, 상기 게이트 전극층의 테투리 부분을 남기도록 에칭함으로써 제작할 수 있다.
바람직하게, 상기 전계 효과 트랜지스터는 마이크로채널 내에 형성되어 있을 수 있다. 이 경우, 상기 기판(21)은 상기 마이크로채널의 내부면을 구성할 수 있고, 상기 게이트 전극(26)은 상기 마이크로채널 내부 또는 내부면에 배치될 수 있다.
시험 용액 센싱 단계(11)는 복수의 시험 용액들을 FET 기반 바이오 센서의 절연층 표면에 제공한다.
복수의 시험 용액들의 이온 농도는 모두 동일하지만, 그에 함유되는 시험 핵산의 농도는 모두 상이하다.
본 명세서에 있어서, 시험 핵산이란 길이를 측정하고자 하는 핵산을 의미한다. 시험 핵산은 일정한 길이를 갖는 것이 바람직하다.
본 명세서에 있어서, 핵산은 다양한 핵산, 유사핵산, 또는 그 혼성체를 의 미하고, 예컨대 DNA, RNA, PNA(Peptide Nucleic Acid), LNA(Locked Nucleic Acid) 및 그 혼성체로 구성된 군에서 선택될 수 있다. 또한, 상기 핵산은 올리고뉴클레오티드 또는 PCR 산물일 수 있지만, PCR 산물 또는 그의 정제물인 것이 바람직하다.
도 3은 본 발명의 방법에 있어서 기준 용액 및 복수의 시험 용액을 FET 기반 바이오 센서에 제공하기 위해 사용될 수 있는 시스템을 구성을 개략적으로 도시한 것이다.
도 3을 참조하면, 시스템은 센서 챔버(31), 저장기 RS(32), 저장기 1(33), 저장기 2(34), 저장기 3(35), 저장기 4(36), 펌프(37) 및 배수(38)를 포함한다.
센서 챔버(31)는 FET 기반 바이오 센서를 포함하고, FET 기반 바이오 센서의 게이트 전극이 챔버 내부에 노출되어 있을 수 있다.
저장기 RS(32)는 시험 핵산을 함유하지 않고 상기 시험 용액들과 동일한 이온 농도를 갖는 기준 용액을 저장하고 있다.
저장기 1 내지 4(33, 34, 35, 36)은 동일한 이온 농도를 갖지만 각각 상이한 농도의 시험 핵산을 함유하는 복수의 시험 용액들을 저장하고 있다.
펌프(37)는 기준 용액 또는 시험 용액들을 선택적으로 센서 챔버(31)에 공급해 주는 역할을 수행한다.
배수(38)는 센서 챔버(31)로부터 기준 용액 또는 시험 용액들을 배출하는 역할을 수행한다.
시험 용액들을 FET 기반 바이오 센서에 제공하기 이전에 시험 핵산을 함유 하지 않고 상기 시험 용액들과 동일한 이온 농도를 갖는 기준 용액을 FET 기반 바이오 센서의 절연층 표면에 제공하는 것이 바람직하다. 또한, 시험 용액들을 FET 기반 바이오 센서에 제공하는 사이마다 상기 기준 용액을 FT 기반 바이오 센서의 절연층 표면에 제공하는 것이 바람직하다.
예컨대, 센서 챔버(31)에 기준 용액, 시험 용액 1, 기준 용액, 시험 용액 2, 기준 용액, 시험 용액 3 등과 같은 순서로 주입하는 것이 바람직하다.
기준 용액은 센서 챔버(31)를 세척하는 기능을 수행할 뿐만 아니라, FET 기반 바이오 센서의 보정(calibration) 기능을 수행할 수 있다.
전기적 신호 변화 값 데이터 획득 단계(12)는 상기 FET 기반 바이오 센서의 전기적 신호 변화를 측정하여 시험 핵산의 농도에 따른 전기적 신호 변화값의 데이터를 얻는다.
전기적 신호는 드레인 전류, 게이트-소스 전압 및 소스-드레인 중 하나 이상일 수 있다.
도 4는 상이한 길이의 핵산을 함유하는 용액을 FET 기반 바이오 센서에 제공한 경우의 시간에 따른 표면 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 4를 참조하면, 핵산의 길이에 따라서 표면 전압의 변화량이 상이함을 알 수 있다.
최소 전기적 신호 변화 값의 핵산 농도 산출 단계(13)는 상기 전기적 신호 변화값이 최소인 시험 핵산의 농도를 구한다.
도 5는 일정한 길이의 핵산을 함유하는 용액들을 FET 기반 바이오 센서에 제공한 경우의 DNA 농도에 따른 표면 전압 변화량을 나타내는 그래프이다.
도 5를 참조하면, 낮은 이온 농도의 용액에 있어서는 DNA의 농도가 증가할수록 표면 전압의 변화량은 줄어들었다가 다시 증가하는 비선형 형태를 나타낸다. 이는 초반에 DNA의 일부가 게이트 표면에 흡착되기 때문이라고 추정된다. 반면, 높은 이온 농도의 용액에 있어서는 DNA의 농도가 증가하면 표면 전압의 증가하는 현상을 나타낸다. 이는 이온 세기도 함께 증가하기 때문이라고 추정된다.
기지 길이의 핵산 이용 전기적 신호 변화 값 데이터 획득 단계(14)는 길이를 알고 있는 핵산들을 이용하여 핵산 농도에 따른 전기적 신호 변화값 데이터를 얻는다.
즉, 여러 길이의 핵산을 이용하여 상기와 같은 과정을 반복함으로써 데이터베이스를 축적하는 과정이다. 본 단계는 그 이전 단계들에 앞서서 수행될 수도 있고, 이후에 수행될 수도 있다.
도 6은 상이한 길이의 핵산을 함유하는 용액들을 FET 기반 바이오 센서에 제공한 경우의 DNA 농도에 따른 표면 전압 변화량을 나타내는 그래프이다.
도 6을 참조하면, 동일한 조건에서 DNA 길이가 증가함에 따라 최소 표면 전압의 DNA 농도는 증가함을 알 수 있다.
데이터 비교 단계(15)는 상기 길이를 알고 있는 핵산들을 이용하여 얻은 핵산 농도에 따른 전기적 신호 변화값 데이터와 상기 길이를 알고자 하는 시험 핵산을 이용하여 얻은 해간 농도에 따른 전기적 신호 변화값 데이터를 비교한다.
바람직하게, 시험 핵산을 이용하여 산출한 전기적 신호 변화값이 최소인 시험 핵산의 농도를 상기 기지 데이터베이스와 비교하여 그 중에서 전기적 신호 변화값이 최소인 시험 핵산의 농도가 동일한 핵산을 구할 수 있다.
즉, 두 데이터를 비교하여 동일한 핵산을 찾고, 그로부터 시험 핵산의 길이를 추정할 수 있는 것이다.
본 발명의 핵산 길이 측정 방법에 따르면, 핵산에 형광 표지를 하지 않고 핵산의 파괴나 변형 없이 핵산의 길이를 측정할 수 있다. 따라서, 다음의 실험에 사용할 수 있을 뿐만 아니라 다시 이를 젤에서 녹이고 붙어 있는 형광 표지를 떼어내는 반응을 추가로 진행시킬 필요가 없다.
핵산의 길이를 측정함으로써, PCR을 통해 만들어진 핵산의 경우 병원균의 존재 여부나 환자의 유전 변이나 유전형을 진단하는 것이 용이해지고, 미량의 DNA 올리고머를 원하는 PCR 플라이머가 실험에 사용되는지 용이하게 확인활 수 있다.
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>
FET 기반 바이오 센서의 제조
본 발명에서 사용한 FET 소자는 X-FAB Semiconductor Foundries (Germany)의 설비를 이용하여 제작하였으며 상기 업체의 XC10-1.0um CMOS 공정을 사용하였다. 이후, 게이트 상부면을 실리콘 옥사이드 이전까지 에칭하고, 그와 이격 시켜 게이트 전극을 형성하여, 도 2와 같은 형태의 FET를 제조하였다.
다음으로, 노출된 실리콘 옥사이드 및 게이트 전극을 포함하는 FET 표면을 주의 깊게 세정하였다. 세정은 순수 아세톤과 물로 수행하고, 씻어 낸 다음, 건조하였다. 상기 기판 세정 과정은 반도체 제조 공정에서 이용되는 웨트 스테이션(wet station)을 이용하였다. 세정이 끝난 후에 스핀 드라이를 이용하여 건조하였다.
<실시예 2>
DNA 길이에 따른 전압 측정
기준 용액으로 0.01 mM KCl 용액을 사용하였고, 시험 용액들은 0.5 uM의 농도를 갖는 각각 7-mer, 19-mer, 30-mer 및 50-mer의 길이를 갖는 DNA를 함유하는 0.01 mM KCl 용액을 사용하였다.
실시예 1의 FET 기반 바이오 센서에, 기준 용액, 7-mer 함유 시험 용액, 기준 용액, 19-mer 함유 시험 용액, 기준 용액, 30-mer 함유 시험 용액, 기준 용액, 50-mer 함유 시험 용액의 순으로 인가하였다.
도 4는 상이한 길이의 핵산을 함유하는 용액을 FET 기반 바이오 센서에 제공한 경우의 시간에 따른 표면 전압의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 4를 참조하면, 시험 용액을 제공한 경우 시간이 지남에 따라 표면 전압 값이 하강함을 알 수 있다. 또한, 그 변화량은 핵산의 길이에 따라 상이하다.
<실시예 3>
이온 농도 및 핵산 농도에 따른 전압 변화 측정
핵산으로서 19-mer DNA를 사용하고, 다양한 이온 농도 및 핵산 농도의 조 합을 갖는 다수의 용액들을 제조하였다. 상기 이온 농도는 0.01 mM, 0.1 mM 및 1 mM이었다.
실시예 2에서와 같이 각 시험 용액을 제공하는 사이에 동일한 이온 농도를 갖는 기준 용액을 제공하여 세척 및 보정을 수행하였다.
도 5는 일정한 길이의 핵산을 함유하는 용액들을 FET 기반 바이오 센서에 제공한 경우의 DNA 농도에 따른 표면 전압 변화량을 나타내는 그래프이다.
도 5에 있어서, FL 및 NMOS는 규격이 약간 상이한 FET의 종류를 의미한다. 2개의 선은 컴퓨터 시뮬레이션에 의해 얻은 결과이다.
도 5를 참조하면, 낮은 이온 농도의 용액에 있어서는 DNA의 농도가 증가할수록 표면 전압의 변화량은 줄어들었다가 다시 증가하는 비선형 형태를 나타내고, 높은 이온 농도의 용액에 있어서는 DNA의 농도가 증가하면 표면 전압의 증가하는 형태를 나타낸다.
<실시예 4>
DNA 길이에 따른 전압 변화 측정
기준 용액으로 0.01 mM KCl 용액을 사용하였고, 시험 용액들은 각각 7-mer, 19-mer, 30-mer 및 50-mer의 길이를 갖는 다양한 농도의 DNA를 함유하는 0.01 mM KCl 용액을 사용하였다.
실시예 2에서와 같이 각 시험 용액을 제공하는 사이에 동일한 이온 농도를 갖는 기준 용액을 제공하여 세척 및 보정을 수행하였다.
도 6은 상이한 길이의 핵산을 함유하는 용액들을 FET 기반 바이오 센서에 제공한 경우의 DNA 농도에 따른 표면 전압 변화량을 나타내는 그래프이다.
도 6을 참조하면, DNA 길이가 증가함에 따라 최소 표면 전압의 DNA 농도는 증가하였다.
본 발명의 핵산 길이 측정 방법에 따르면, 핵산에 형광 표지를 하지 않고 핵산의 파괴나 변형 없이 핵산의 길이를 측정할 수 있다. 따라서, 다음의 실험에 사용할 수 있을 뿐만 아니라 다시 이를 젤에서 녹이고 붙어 있는 형광 표지를 떼어내는 반응을 추가로 진행시킬 필요가 없다.
핵산의 길이를 측정함으로써, PCR을 통해 만들어진 핵산의 경우 병원균의 존재 여부나 환자의 유전 변이나 유전형을 진단하는 것이 용이해지고, 미량의 DNA 올리고머를 원하는 PCR 플라이머가 실험에 사용되는지 용이하게 확인활 수 있다.
본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 실시예들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려되어야 한다. 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.

Claims (11)

  1. a) 동일한 이온 농도를 갖고 상이한 농도의 시험 핵산을 함유하는 복수의 시험 용액들을 FET 기반 바이오 센서의 절연층 표면에 제공하는 단계;
    b) 상기 FET 기반 바이오 센서의 전기적 신호 변화를 측정하여 시험 핵산의 농도에 따른 전기적 신호 변화값의 데이터를 얻는 단계;
    c) 상기 전기적 신호 변화값이 최소인 시험 핵산의 농도를 구하는 단계;
    d) 길이를 알고 있는 핵산들을 이용하여 핵산 농도에 따른 전기적 신호 변화값 데이터를 얻는 단계; 및
    e) 상기 길이를 알고 있는 핵산들을 이용하여 얻은 핵산 농도에 따른 전기적 신호 변화값 데이터와 상기 전기적 신호 변화값이 최소인 시험 핵산의 농도를 비교하는 단계를 포함하는 핵산 길이 측정 방법.
  2. 제 1항에 있어서,
    상기 시험 용액들을 FET 기반 바이오 센서에 제공하기 이전에 시험 핵산을 함유하지 않고 상기 시험 용액들과 동일한 이온 농도를 갖는 기준 용액을 FET 기반 바이오 센서의 절연층 표면에 제공하는 핵산 길이 측정 방법.
  3. 제 2항에 있어서,
    상기 시험 용액들을 FET 기반 바이오 센서에 제공하는 사이마다 상기 기준 용액을 FET 기반 바이오 센서의 절연층 표면에 제공하는 핵산 길이 측정 방법.
  4. 제 1항에 있어서,
    상기 시험 핵산은 일정한 길이를 갖는 핵산 길이 측정 방법.
  5. 제 1항에 있어서,
    상기 핵산은 올리고머 또는 PCR 산물인 핵산 길이 측정 방법.
  6. 제 1항에 있어서,
    상기 핵산은 DNA, RNA, PNA, LNA 및 그 혼성체로 이루어진 군에서 선택되는 핵산 길이 측정 방법.
  7. 제 1항에 있어서,
    상기 전기적 신호는 드레인 전류, 게이트-소스 전압 및 소스-드레인 중 하나 이상인 핵산 길이 측정 방법.
  8. 제 1항에 있어서,
    상기 FET 기반 바이오 센서는
    상기 전계 효과 트랜지스터는 반도체 재료로 구성된 기판;
    상기 기판 내에 서로 이격 되어 형성되고 상기 기판과 반대 극성으로 도핑 된 소스 영역 및 드레인 영역;
    상기 소스 영역 및 드레인 영역 사이에 배치된 채널 영역;
    상기 채널 영역 상에 배치되고 전기적 절연 재료로 구성된 절연층; 및
    상기 절연층 위에 이격 되어 배치된 게이트 전극을 포함하는 핵산 길이 측정 방법.
  9. 제 8항에 있어서,
    상기 반도체 재료는 실리콘이고, 상기 전기적 절연 재료는 실리콘 디옥사이드, 실리콘 니트라이드 및 메탈 옥사이드로 이루어진 군에서 선택되는 핵산 길이 측정 방법.
  10. 제 8항에 있어서,
    상기 기판이 n형으로 도핑된 경우 상기 소스 및 드레인은 각각 p형으로 도핑되고, 상기 기판이 p형으로 도핑된 경우 상기 소스 및 드레인은 각각 n형으로 도핑되는 핵산 길이 측정 방법.
  11. 제 8항에 있어서,
    상기 게이트 전극은 폴리실리콘, Al, Pt, Au 및 Cu로 이루어진 군에서 선택되는 물질로 형성되는 핵산 길이 측정 방법.
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KR100987105B1 (ko) * 2008-06-19 2010-10-11 성균관대학교산학협력단 유기 전계효과 트랜지스터를 적용한 바이오센서 및 그제조방법
KR20210060932A (ko) 2019-11-19 2021-05-27 한국전자기술연구원 Fet 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서 및 그 동작방법
KR20210126982A (ko) 2020-04-13 2021-10-21 한국전자기술연구원 Fet 소자와 확장 게이트 전극을 이용한 바이오센서 및 그 동작방법

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