WO2010021521A2 - 탄소나노튜브 기반 바이오센서에서 링커와 스페이서를 이용한 민감도 증가 방법 - Google Patents

탄소나노튜브 기반 바이오센서에서 링커와 스페이서를 이용한 민감도 증가 방법 Download PDF

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Definitions

  • the present invention relates to a method for increasing sensor sensitivity using a linker and a spacer in a carbon nanotube-based biosensor.
  • Carbon nanotube is a new material consisting of six carbon hexagons connected to each other to form a tubular shape, and various quantum phenomena appearing in the lower dimension due to the quasi one-dimensional quantum structure were observed.
  • the electrical conductivity is similar to that of copper, and the thermal conductivity is It is three times higher than the most brilliant diamond in nature, mechanical strength is 100 times higher than steel, and the density is low as plastic, so it is widely used in the material field.
  • it has excellent chemical stability and has the characteristics of semiconductor and conductor depending on its structure. It is nano (10 -9 m) in size, very small, long and hollow. It shows excellent device characteristics such as storage, and is excellent in application to various electronic devices of nano size.
  • nano-size allows the integration and miniaturization of various types of devices.
  • the senor using the carbon nanotubes are detected by an electrical method, which does not require expensive large equipment such as optical equipment or other analytical equipment, high sensitivity, no other labeling, and real time. It can be analyzed, and it is easy to miniaturize and develop a portable sensor.
  • the current in the channel between the source and drain electrodes is controlled by a third gate electrode, whereas in the case of carbon nanotube transistors, the chemicals or charged molecules to be sensed control the flow of current. . That is, when gas molecules or biomolecules are adsorbed on the surface of the carbon nanotubes, depletion or accumulation of charges occurs, which is represented by a change in electrical conductivity in the nanotube device. Since carbon nanotubes generally operate as p-type semiconductors, their electrical conductivity is reduced due to positive gate voltage, in this case positively charged protein adsorption.
  • the divide length is a very important concept in semiconductors and the distance that charge imbalances are blocked or eliminated. For example, suppose you put a sphere charged with positive charge in an n-type semiconductor. Mobile carriers will gather around the sphere. At some distance from the sphere, positively charged spheres and electron clouds will appear to be neutral. When a positive charge is inserted into an electron gas or sea, electrons gather around the inserted charged particles, thereby increasing the density of the electron. As a result, the charge of the charged particles is shielded so that it does not affect further than the length of the divide. This is called Debye Shielding. The distance to the bundle of electrons gathered to neutralize the charged particles is called the divide length.
  • the size of the receptor immobilized on the carbon nanotube should be small.
  • antibodies used to detect target substances have a size of 10 to 15 nm. It generally has a divide length of about 3 nm at 10 mM ion concentrations, well beyond this. Therefore, the size of the receptor for the target material must be very small because the sensitivity to the target material is not easily detected and thus the sensitivity is reduced.
  • the present inventors have completed the present invention by introducing a linker and a spacer so as to secure a space between the receptors, and developing a method of immobilizing a receptor that binds or reacts with a target material to the linker.
  • the present invention provides a carbon nanotube-based biosensor equipped with a linker and a spacer, a target material detection method using the same, and a method of manufacturing the same.
  • the present invention is composed of a spacer fixed to the surface of the carbon nanotube transistor carbon nanotube and a linker and a bioreceptor fixed to the linker,
  • the linker is a pyrene group or graphite at one end
  • the spacer provides a carbon nanotube-based biosensor, which is a compound having a structure of Formula 1 below:
  • X is a pyrene group or graphite
  • L is (CH 2 ) n, where n is 1 to 4;
  • Y is a hydroxyl group (-OH).
  • One end of the spacer (pyrene) or graphite (graphite) can be adsorbed on the carbon nanotubes, the other end of the hydroxyl group (-OH) can prevent non-specific adsorption.
  • the spacer of Formula 1 may be a compound in which X is a pyrene group. More specifically, the spacer may use 1-pyrenebutanol.
  • One end of the linker a pyrene group or graphite (graphite) can be adsorbed on the carbon nanotubes.
  • the linker may use 1-pyrenebutanoic acid succinimidyl ester.
  • the mixing ratio of linker to spacer is preferably 1: 1 to 1: 9, more preferably 1: 3.
  • the bioreceptor may include, but is not limited to, antibodies, enzymes, proteins, peptides, amino acids, aptamers, lipids, cofactors or carbohydrates, preferably monoclonal antibodies, polyclonal antibodies or antibodies Binding site fragments may be used.
  • the target material that binds to the bioreceptor serves as a gate.
  • the linker is 1-pyrenebutanoic acid succinimidyl ester
  • the spacer is 1-pyrenebutanol
  • the bioreceptor is F It provides a carbon nanotube-based transistor biosensor characterized in that the (ab ') 2 form of an anti-human IgG.
  • the channel region of the carbon nanotube transistor is preferably a structure in which single-walled or multi-walled carbon nanotubes are entangled with each other.
  • Single-wall nanotubes are carbon nanotubes having a diameter of 2 nm to 4 nm, and multi-wall nanotubes are preferably carbon nanotubes having a diameter of 50 nm or less, but are not limited thereto.
  • the linker is a pyrene group or graphite at one end
  • the spacer provides a target material detection method using a carbon nanotube-based biosensor, characterized in that the compound having a structure of Formula 1:
  • X is a pyrene group or graphite
  • L is (CH 2 ) n, where n is 1 to 4;
  • Y is a hydroxyl group (-OH).
  • this invention is
  • the linker is a pyrene group or graphite at one end
  • the spacer provides a method for producing a carbon nanotube-based biosensor, characterized in that the compound having a structure of Formula 1:
  • X is a pyrene group or graphite
  • L is (CH 2 ) n where n is from 1 to 4
  • Y is a hydroxyl group (-OH).
  • the spacer according to the present invention creates a space between the receptors to reduce steric hindrance between proteins, it is possible to increase the sensitivity of the sensor by improving the accessibility near the carbon nanotubes of the target material.
  • the biggest advantage of the biosensors using the linker and space on the carbon nanotube surface is that the sensitivity (minimum detection limit) required for the sensor can be obtained even when using a relatively large receptor. Therefore, even if the size of the receptor is large, the sensitivity can be increased to detect a low concentration of the target material.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of a carbon nanotube transistor biosensor detecting an extremely small amount of a target material by immobilizing a linker and a spacer on a surface of a carbon nanotube.
  • FIG. 3 is a graph of current characteristics when human IgG, a target substance, is detected on the surface B.
  • 5 is a graph of current characteristics when human IgG, a target substance, is detected on the surface D.
  • FIG. 6 is a graph of current characteristics when BSA (bovine serum antigen), which is a non-target material, is detected for nonspecific adsorption on surface C.
  • BSA bovine serum antigen
  • the carbon nanotubes formed in the carbon nanotube transistor channel are composed of single-walled nanotubes, and are characterized in that numerous strands are entangled like spider webs.
  • the spacing between the receptors is adjusted. The proper mixing ratio is 1: 1, 1: 3, 1: It is characterized by nine.
  • the present invention is a biosensor in which a linker and a spacer are adsorbed and modified on a carbon nanotube surface of a carbon nanotube transistor at an appropriate ratio, and have a very low concentration such as antigen-antibody reaction or pathogen detection in the environmental field used for general disease diagnosis.
  • the focus is on one point so that it can be detected.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram illustrating a carbon nanotube transistor biosensor for detecting a very small amount of target material by immobilizing a linker and a spacer on a carbon nanotube surface at an appropriate ratio as a design of a carbon nanotube surface according to the present invention.
  • the principle of the carbon nanotube transistor sensor is to immobilize a material that binds to the target material on the surface of the carbon nanotube to drop the target material to observe the change in the electrical signal.
  • Surface A is a case where only 1-pyrenebutanol, a spacer, is immobilized on a carbon nanotube without a linker
  • surface B is a 1: 1 mixture of a linker and a spacer.
  • Surface C (Surface C) is a case where the linker and the spacer is mixed in a 1: 3 ratio and immobilized on the carbon nanotubes
  • Surface D (Surface D) is a 1: linker and the spacer It is a case where it is fixed to carbon nanotubes by mixing in 1 ratio.
  • Figure 2 is a graph showing the electrical signals that change when the IgG is a target protein after immobilization on the surface using only 100% of the spacer without using a linker on the surface of the carbon nanotubes. Due to the nature of the carbon nanotube-field effect transistor (CNT-FET), the electrical signal should decrease when the target protein is bound, but the electrical signal of the spacer-only CNT-FET increases. This can be said that spacers are very effective in preventing nonspecific adsorption by interfering with protein access.
  • CNT-FET carbon nanotube-field effect transistor
  • the method according to the present invention can detect a specific substance up to the femtomol level, and thus lower the detection limit of the conventional carbon nanotube transistor sensor, so that even a small amount of the target substance can be detected, which can be used as a sensor for diagnosing diseases. It would be an analytical method.
  • Example 1 the ratio of spacers was further increased to increase the spacing between the receptors so that the ratio of linker and spacer is 1: 3, thereby forming a monolayer on the surface of the carbon nanotubes.
  • human IgG a target substance
  • a linker and a spacer at a ratio of 1: 3 to 100 fg / ml to 1000 pg / ml.
  • the current change between the source and the drain was measured.
  • 100 fg / ml of human IgG was reacted, the current increased slightly from the control, and the current decreased gradually with the concentration when 1 pg / ml was flowed. I could confirm it.
  • 1000 pg / ml was flown, the current was not reduced more than 100 pg / ml, although the concentration was 10 times higher than 100 pg / ml.
  • the immune response of the antigen-antibody of the same method as in Example 1 reveals serious limitations in disease diagnosis using a carbon nanotube transistor sensor.
  • a prostate-specific antigen (PSA) protein that increases when prostate cancer develops has a normal range of 4 ng / ml or less and can be diagnosed as prostate cancer when it is over. At 10 ng / ml reveals a serious problem that is not detected even if the cancer has actually advanced. Since other cancer markers have a normal range of less than 10 ng / ml, the detection limit should be lower for disease diagnosis using a carbon nanotube transistor biosensor.
  • Example 2 in which the ratio of the linker and the spacer is 1: 3 on the surface of the carbon nanotube, when detecting the human IgG as the target material, the linker and the spacer are fixed 1: 1 in the same manner as in Example 1 It was found that the detection limit was much lower than 1 pg / ml. Thus, the sensitivity of the sensor can be much lowered depending on how the surface of the carbon nanotube is designed.
  • the ratio of the spacer was further increased to increase the distance between the receptors so that the ratio of the linker and the spacer was 1: 9, thereby forming a monolayer on the surface of the carbon nanotubes.
  • human IgG human IgG
  • concentration in the carbon nanotube transistor channel was reacted.
  • the current change between the source and the drain was measured.
  • the current increased slightly compared to the control, and this concentration was not detected, and when the concentration of 1 pg / ml or more was flowed, the current was changed to the concentration. It was confirmed that the decrease further.
  • the reduction in current has been reduced, even though the amount of current reduction has to be greater. This may be due to the fact that the number of receptors fixed on the 1: 9 surface was reduced by three times relative to the 1: 3 surface.
  • the graph of current decreases rapidly and then increases again. This is because the charged protein approaches the spacer of the carbon nanotubes and is washed out because it cannot bind to the receptor.
  • the detection range of the 1: 3 surface is 1 to 100 pg / ml
  • the detection range of the 1: 9 surface is very narrow to 1 to 10 pg / ml.
  • the surface of the carbon nanotubes may be used to reduce the sensitivity of the sensor to a concentration level of 1 pg / ml by using a linker and a spacer.
  • the carbon nanotube-based biosensor using the linker and the spacer according to the present invention is a breakthrough analysis method that can replace even a conventional medical disease diagnosis sensor or an environmental sensor by detecting a very small amount of a target substance.

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Abstract

본 발명은 탄소나노튜브 기반 바이오센서에서 링커와 스페이서를 적절한 비율로 혼합한 후, 탄소나노튜브 표면에 고정화하여 표적 물질을 극소량까지 검출하는 방법에 관한 것이다. 이러한 방법은 특정 물질을 펨토몰 수준까지 검출할 수 있는 방법으로써 기존의 탄소나노튜브 트랜지스터 센서의 검출 한계를 훨씬 더 낮출 수 있으므로 극미량의 표적 물질도 검출 가능하여 의료용 질병 진단 센서나 환경 센서로의 이용이 가능한 획기적인 분석 방법으로 이용할 수 있다.

Description

탄소나노튜브 기반 바이오센서에서 링커와 스페이서를 이용한 민감도 증가 방법
본 발명은 탄소나노튜브 기반 바이오센서에서 링커와 스페이서를 이용하여 센서 민감도를 증가시키는 방법에 관한 것이다.
탄소나노튜브는 6 개의 탄소로 이루어진 육각형들이 서로 연결되어 관 모양을 이루는 신소재로 준1차원적인 양자구조로 인해 저차원에서 나타나는 특이한 여러 양자 현상이 관측되었고, 전기 전도도는 구리와 비슷하고, 열전도율은 자연계에서 가장 뛰어난 다이아몬드보다도 3배 가량 높으며 기계적 강도는 강철보다 100배나 뛰어나며 밀도는 플라스틱 수준으로 낮아 재료 분야에서 많이 응용되고 있다. 또한 화학적인 안정성이 뛰어날 뿐만 아니라 구조에 따라 반도체, 도체의 성질을 띠며, 직경이 나노(10-9m)사이즈로 아주 작고 길이가 긴 특성, 또 속이 비어있다는 특성 때문에 평판 표시 소자, 트랜지스터, 에너지 저장체 등에 뛰어난 소자 특성을 보이고 나노 크기의 각종 전자 소자로의 응용성이 뛰어나다.
이러한 나노 구조체의 탄소나노튜브를 센서로서 이용하면 외부환경에 매우 민감하여 고감도의 측정이 가능하고, 측정 시간이 짧으며, 동작에 필요한 에너지 소비가 적고, 단백질의 변형 없이 수용액 상에서 반응을 진행 시킬 수 있고, 나노 사이즈의 크기로 인해 다양한 종류의 소자를 집적하고 소형화할 수 있다.
또한 이러한 탄소나노튜브를 이용한 센서는 전기적 방식으로 검출을 하게 되는데, 이는 상대적으로 광학적 장비나 여타의 분석 장비처럼 고가의 대형 장비가 필요치 않고, 민감도가 높아 다른 레이블링(labeling)이 필요하지 않고, 실시간으로 분석이 가능하며, 소형화 및 휴대용 센서의 개발에 용이하다는 장점이 있다.
일반적인 트랜지스터의 경우 소스와 드레인 전극사이의 채널의 전류는 제3 의 게이트 전극에 의해 조절되는 반면, 탄소나노튜브 트랜지스터의 경우에는 감지하고자 하는 화학 물질이나 전하를 띤 분자들이 전류의 흐름을 조절하게 된다. 즉, 탄소나노튜브 표면에 기체 분자나 바이오 분자가 흡착되게 되면 전하의 고갈이나 축적이 일어나게 되고 이는 나노튜브 소자에서 전기전도도의 변화로 나타나게 된다. 탄소나노튜브는 일반적으로 p형 반도체로 작동하므로 양의 게이트 전압, 이 경우에는 양의 전하를 띤 단백질 흡착으로 인해 전기 전도도가 감소하게 된다.
그러나 탄소나노튜브 트랜지스터를 이용하여 바이오 분자를 검출하기 위해서는 그 반응이 디바이 길이(debye length) 내에서 일어나야 한다. 디바이 길이는 반도체에서 매우 중요한 개념으로 전하의 불균형이 차단되거나 없어지는 거리의 개념이다. 예를 들어 n형 반도체에 (+) 전하로 대전된 구를 넣는다고 가정하면 모바일 캐리어(mobile carrier)들은 구 주위로 모여들 것이다. 구에서 수 디바이 길이만큼 떨어진 곳에서는 양으로 대전된 구와 전자 구름은 마치 중성인 것처럼 보일 것이다. 전자 가스 또는 전자 바다(electron gas or sea)에 (+) 전하가 삽입되면 삽입된 하전 입자 주위에 전자가 모여들어 전자의 밀도가 커진다. 결과적으로 하전입자의 전하는 차폐되어 디바이 길이보다 먼 곳에는 영향을 미치지 않게 된다. 이를 디바이 차폐(Debye Shielding)라고 한다. 이렇게 하전된 입자를 중성화시키기 위해 모여든 전자의 다발까지의 거리를 디바이 길이라 한다.
이와 같이 탄소나노튜브 트랜지스터 센서에서 표적 물질을 검출하기 위해서는 탄소나노튜브에 고정화 하는 리셉터의 크기가 작아야 한다. 일반적으로 표적 물질 검출에 쓰이는 항체들은 10 ~ 15 nm의 크기를 갖는다. 이는 일반적으로 10 mM 이온 농도에서 약 3 nm의 디바이 길이를 갖는데 이를 훨씬 초과하게 된다. 따라서 표적 물질과의 반응을 쉽게 감지하지 못해 민감도가 떨어지게 되고, 심지어는 전혀 검출할 수 없기 때문에 표적 물질에 대한 리셉터의 크기는 아주 작아야만 한다.
이러한 이유 때문에 현재 탄소나노튜브 트랜지스터 센서에 표적 물질 검출을 위해 고정화 하는 리셉터를 앱타머(aptamer)와 같이 크기가 작은 물질을 사용하고 있다. 하지만 현재까지 많은 질병 진단 물질들에 대해 많은 앱타머가 개발 되어 있는것이 아니기 때문에 리셉터로 이용할 대체 물질이 필요하고, 새로운 리셉터의 개발이 시급하다. 최근에는 탄소나노튜브 트랜지스터 센서에 항체를 절단한 항체 단편들을 리셉터로 이용하여 센서 민감도를 낮추는 방법이 개발되었다. 그러나 이는 탄소나노튜브 트랜지스터 센서의 표면개질 시 항체를 효소를 이용하여 절단하는 공정을 거쳐야 하는 불편함이 있다.
따라서 이러한 공정을 최소화하기 위해 본 발명자들은 리셉터 사이의 공간을 확보할 수 있도록 링커와 스페이서를 도입하고, 링커에 표적 물질과 결합 또는 반응하는 리셉터를 고정화하는 방법을 개발하여 본 발명을 완성하였다.
본 발명의 목적은 극소량의 표적 물질도 검출 가능한 탄소나노튜브 기반 바이오센서, 이것을 이용한 표적 물질 검출 방법, 및 이것의 제조방법을 제공하는 것이다.
상기 목적을 달성하기 위하여, 본 발명은 링커와 스페이서가 구비된 탄소나노튜브 기반 바이오센서, 이를 이용한 표적 물질 검출 방법, 및 이것의 제조방법을 제공한다.
본 발명의 일 양태로서, 본 발명은 탄소나노튜브 트랜지스터 탄소나노튜브의 표면에 고정화된 스페이서와 링커 및 링커에 고정된 바이오 리셉터로 구성되고,
상기 링커는 일 말단이 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)이고,
상기 스페이서는 하기 화학식 1의 구조를 갖는 화합물임을 특징으로 하는 탄소나노튜브 기반 바이오센서를 제공한다:
[화학식 1]
X-L-Y
상기 식에서,
X는 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)이고;
L은 (CH2)n이고, 여기서 n은 1 내지 4이고;
Y는 하이드록실기(-OH)이다.
상기 스페이서의 일 말단인 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)은 탄소나노튜브에 흡착이 가능하고, 다른 말단인 하이드록실기(-OH)는 비특이적 흡착을 막을 수 있다.
일 구체예로서, 화학식 1의 스페이서는 X가 피렌(pyrene)기인 화합물일 수 있다. 보다 구체적으로, 스페이서는 1-피렌부탄올(1-pyrenebutanol)을 사용할 수 있다.
상기 링커의 일 말단인 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)는 탄소나노튜브에 흡착이 가능하다.
일 구체예로서, 링커는 1-피렌부타노익산 숙신이미딜 에스터(1-pyrenebutanoic acid succinimidyl ester)를 사용할 수 있다.
상기 링커 대 스페이서의 혼합 비율은 1:1 내지 1:9이 바람직하고, 1:3이 보다 바람직하다.
상기 바이오 리셉터는, 이것에 한정되는 것은 아니지만, 항체, 효소, 단백질, 펩티드, 아미노산, 압타머, 지질, 코팩터 또는 탄수화물을 사용할 수 있으며, 바람직하게는 모노클로날 항체, 폴리클로날 항체 또는 항체 결합 부위 프래그먼트를 사용할 수 있다. 상기 바이오 리셉터와 결합하는 표적 물질은 게이트 역할을 수행한다.
일 구체예로서, 본 발명은 상기 링커는 1-피렌부타노익산 숙신이미딜 에스터(1-pyrenebutanoic acid succinimidyl ester)이고, 상기 스페이서는 1-피렌부탄올(1-pyrenebutanol)이며, 상기 바이오 리셉터는 F(ab')2 형태의 항-인간 IgG(anti-human IgG)임을 특징으로 하는 탄소나노튜브 기반 트랜지스터 바이오센서를 제공한다.
상기 탄소나노튜브 트랜지스터의 채널 영역은 서로 얽혀있는 구조의 단일벽 또는 다중벽 탄소나노튜브가 서로 얽혀있는 구조가 바람직하다.
단일벽 나노튜브는 2 nm 내지 4 nm 직경을 가진 탄소나노튜브이고, 다중벽 나노튜브는 50 nm 이하의 직경을 가진 탄소나노튜브가 바람직하지만, 이 범위에 한정되는 것은 아니다.
본 발명의 다른 양태로서, 본 발명은
(i) 탄소나노튜브 트랜지스터의 채널 영역을 이루는 탄소나노튜브에 링커와 스페이서를 고정화 하는 단계;
(ii) 표적 물질과 결합할 수 있는 바이오 리셉터를 링커에 고정화하는 단계;
(iii) 탄소나노튜브 트랜지스터의 전기전도도의 변화를 측정하는 단계; 및
(iv) 전기전도도의 변화 데이터를 근거로 해당 표적 물질을 검출 또는 정량하는 단계를 포함하고,
상기 링커는 일 말단이 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)이고,
상기 스페이서는 하기 화학식 1의 구조를 갖는 화합물임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서를 이용한 표적 물질 검출 방법을 제공한다:
[화학식 1]
X-L-Y
상기 식에서,
X는 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)이고;
L은 (CH2)n이고, 여기서 n은 1 내지 4이고;
Y는 하이드록실기(-OH)이다.
또한, 본 발명의 또 다른 양태로서, 본 발명은
(i) 탄소나노튜브 트랜지스터의 채널 영역을 이루는 탄소나노튜브에 링커와 스페이서를 고정화 하는 단계; 및
(ii) 표적 물질과 결합할 수 있는 바이오 리셉터를 링커에 고정화하는 단계를 포함하고,
상기 링커는 일 말단이 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)이고,
상기 스페이서는 하기 화학식 1의 구조를 갖는 화합물임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서의 제조방법을 제공한다:
[화학식 1]
X-L-Y
상기 식에서,
X는 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)이고
L은 (CH2)n이고, 여기서 n은 1 내지 4이고
Y는 하이드록실기(-OH)이다.
본 발명에 따른 스페이서의 활용으로 리셉터들 사이에 공간이 생겨 단백질들 간의 입체 장애를 감소시키기 때문에 목표 물질의 탄소나노튜브 근처로 접근성을 향상시켜 센서의 민감도를 증가시킬 수 있다. 또한 탄소나노튜브 표면의 링커와 스페이스를 이용한 바이오 센서의 가장 큰 장점은 비교적 큰 리셉터를 사용 시에도 센서에 필요한 민감도(최소검출한계값)를 얻을 수 있다는 것이다. 따라서 리셉터의 크기가 커도 저농도의 표적 물질을 검출 할 수 있도록 민감도를 증가시킬 수 있다.
도1은 링커와 스페이서를 탄소나노튜브 표면에 고정화하여 극소량의 표적 물질을 검출해 내는 탄소나노튜브 트랜지스터 바이오센서 개념도이다.
도 2는 표면 A에서 표적 물질인 human IgG를 검출한 경우의 전류특성 그래프이다.
도 3은 표면 B에서 표적 물질인 human IgG를 검출한 경우의 전류특성 그래프이다.
도 4는 표면 C에서 표적 물질인 human IgG를 검출한 경우의 전류특성 그래프이다.
도 5는 표면 D에서 표적 물질인 human IgG를 검출한 경우의 전류특성 그래프이다.
도 6은 표면 C에서 비특이적 흡착을 위해 비표적물질인 BSA (bovine serum antigen)를 검출한 경우의 전류특성 그래프이다.
바람직한 구현예로서, 탄소나노튜브 트랜지스터 채널에 구성된 탄소나노튜브는 단일벽 나노튜브로 이루어져 있고, 거미줄처럼 수많은 가닥이 얽혀 있는 것을 특징으로 한다. 또한 채널 사이에 고정된 탄소나노튜브 표면을 표적 물질을 디바이 길이 내로 접근이 용이하도록 스페이서와 링커로 고정화하여 리셉터의 간격을 조절하는 것으로써, 그 적정 혼합비는 1:1, 1:3, 1:9인 것을 특징으로 한다.
이하 본 발명을 첨부도면을 참조하여 보다 상세하게 설명한다.
본 발명은 링커와 스페이서를 적절한 비율로 탄소나노튜브 트랜지스터의 탄소나노튜브 표면상에 흡착하여 개질시킨 바이오센서로서, 일반적인 질병 진단에 이용되는 항원-항체 반응이나 환경 분야에서 병원균 검출 등 아주 극미량의 농도도 감지해 낼 수 있도록 한 점에 주안점을 둔다.
도 1은 본 발명에 따른 탄소나노튜브 표면의 디자인으로써 링커와 스페이서를 적절한 비율로 탄소나노튜브 표면에 고정화하여 극소량의 표적 물질을 검출해 내는 탄소나노튜브 트랜지스터 바이오센서를 나타내는 개념도이다.
일반적으로 탄소나노튜브 트랜지스터 센서의 원리는 표적 물질과 결합하는 물질을 탄소나노튜브 표면에 고정화 하여 표적 물질을 떨어뜨려 전기적 신호의 변화를 관찰하게 된다. 도 1의 표면 A(Suface A)는 링커 없이 스페이서인 1-피렌부탄올(1-pyrenebutanol) 만을 탄소나노튜브에 고정화 한 경우이고, 표면 B(Surface B)는 링커와 스페이서를 1:1 비율로 혼합하여 탄소나노튜브에 고정화한 경우이고, 표면 C(Surface C)는 링커와 스페이서를 1:3 비율로 혼합하여 탄소나노튜브에 고정화한 경우이고, 표면 D(Surface D)는 링커와 스페이서를 1:1 비율로 혼합하여 탄소나노튜브에 고정화한 경우이다.
도 2는 탄소나노튜브의 표면에 링커를 사용하지 않고 오로지 스페이서만 100% 이용하여 표면에 고정화 한 후, 표적 단백질인 IgG를 반응시켰을 때 변하는 전기적 신호를 나타낸 그래프이다. CNT-FET(Carbon Nano Tube-Field Effect Transistor)의 특성상 표적 단백질이 결합되었을 때 전기적 신호가 감소해야 하는데, 스페이서만 고정된 CNT-FET의 전기적 신호는 증가하였다. 이는 스페이서가 단백질의 접근을 방해하여 비특이적 흡착을 막는데 아주 효과적이라고 할 수 있다.
도 3 부터 도 5 까지는 각각 표면 B, C, D(Surface B, C, D)의 표면에 표적 단백질을 반응시켰을 때 변하는 전기적 신호를 나타낸 것이다. 상기 도면의 결과에서 보여준 것과 같이 링커와 스페이서의 비율에 따라 CNT-FET 센서의 민감도가 변하는 것을 확인 할 수 있었다. 링커와 스페이서의 비율이 1:1로 고정화 되었을 때는 최소 검출 한계가 10 ng/ml이었고, 비율이 1:3으로 고정화 되었을 때는 최소 검출 한계가 1 pg/ml로 훨씬 낮아지는 것을확인할 수 있었다. 그러나 비율이 1:9로 고정화 되었을 때는 1:3과 같이 최소 검출 한계는 1 pg/ml이었지만 검출 범위가 1:3표면보다는 더 좁아진다. 이는 1:3 표면보다 리셉터의 수가 감소하기 때문인 것으로 사료된다.
본 발명에 따른 방법은 특정 물질을 펨토몰 수준까지 검출할 수 있는 방법으로써 기존의 탄소나노튜브 트랜지스터 센서의 검출한계를 훨씬 더 낮출 수 있으므로 극미량의 표적 물질도 검출 가능하여 질병 진단용 센서로 이용이 가능한 분석 방법이 될 것이다.
이하, 본 발명의 이해를 돕기 위하여 바람직한 실시예를 제시한다. 그러나 하기의 실시예는 본 발명을 보다쉽게 이해하기 위하여 제공되는 것일 뿐 본 발명이 하기의 실시예에 한정되는 것은 아니다.
실시예 1: 링커와 스페이서 비율이 1:1 표면에서의 표적 물질검출
탄소나노튜브 트랜지스터의 채널 영역을 이루고 있는 그물망형 탄소나노튜브의 표면에 링커인 1-피렌부타노익 산 숙신이미딜 에스터(1-pyrenebutanoic acid succinimidyl ester) 1 mM과 스페이서 인 1-피렌부탄올(1-pyrenebutanol) 1 mM을 1:1, 1:3, 1:9 비율로 혼합하여 탄소나노튜브 표면에 단분자층을 형성하였다. 그 후 메탄올로 탄소나노튜브 트랜지스터 센서의 채널 부위를 씻어내고, F(ab')2 형태의 항-인간 IgG(anti-human IgG)(sigma, USA) 20 μg/ml를 고정화 시켰다. 그 후 다시 PBS 버퍼로 수 차례씻어주었다. 그리고 질소 가스로 건조 후 1-1000 ng/ml 농도의 IgG(sigma, USA)를 반응시켜 탄소나노튜브 트랜지스터 센서의 전류 특성을 측정하였다.
도 3과 같이 IgG 1 ng/ml을 반응시켰을 때는 컨트롤보다 약간 증가하였고, 10 ng/ml과 100 ng/ml 농도의 IgG를 반응 시켰을 때는 전류 곡선이 컨트롤보다 급격하게 감소하였다. 이러한 검출 민감도는 스페이서를 이용하지 않고 링커만 이용했을 때와 동일한 최소검출농도를 가졌다. 따라서 링커와 스페이서의 비율이 1:1인 CNT-FET 센서의 검출 한계는 10 ng/ml 였다. 하지만 이러한 검출 한계는 수 ng/ml 농도의 표적 물질을 검출해야 하는 질병 진단 센서로서 사용 하는 것은 불가능하다.
실시예 2: 링커와 스페이서 비율이 1:3 표면에서의 표적 물질검출
실시예 1의 방법으로 스페이서의 비율을 더 증가시켜 링커와 스페이서의 비율이 1:3이 되도록 리셉터들 간의 간격을 늘려 탄소나노튜브 표면에 단분자층을 형성하였다. 도 4와 같이 링커와 스페이서의 비율이 1:3으로 고정화된 CNT-FET 센서에 표적 물질인 human IgG를 100 fg/ml부터 1000 pg/ml까지 반응시켜 보았다. 이 때 소스와 드레인 사이의 전류 변화를 측정하였는데 human IgG 100 fg/ml 를 반응시켰을 때에는 전류가 컨트롤보다 약간 증가하였고, 1 pg/ml 이상의 농도를 흘려주었을 때 전류가 농도에 따라 점점 더 감소하는 것을 확인할 수 있었다. 그러나 1000 pg/ml을 흘려주었을 때는 농도가 100 pg/ml보다 10배가 높아졌음에도 불구하고 전류가 100 pg/ml 보다 감소되지 않았다.
실시예 1과 같은 방법의 항원-항체의 면역 반응 만으로는 탄소나노튜브 트랜지스터 센서를 이용한 질병 진단에 있어 심각한 한계를 드러낸다. 예를 들어, 전립선암이 걸렸을 때 그 수치가 높아지는 PSA (prostate-specific antigen) 단백질은 정상 범위가 4 ng/ml 이하의 값을 갖고, 그 이상이 되었을 때 전립선암이라고 진단할 수 있는데, 검출 한계가 10 ng/ml 이면 실제로 암이 진행되었어도 검출이 되지 않는 심각한 문제를 드러내게 된다. 또 다른 암 지표 물질도 정상 범위가 10 ng/ml 이하이기 때문에 탄소나노튜브 트랜지스터 바이오센서를 이용하여 질병진단을 하기 위해서는 검출 한계가 더 낮아야만 한다. 탄소나노튜브의 표면에 링커와 스페이서의 비율을 1:3으로 디자인 한 실시예 2의 경우, 표적 물질인 human IgG를 검출 하였을 때, 실시예 1의 경우처럼 링커와 스페이서를 1:1로 고정시킨 것보다 검출 한계가 1 pg/ml로 훨씬 낮아졌음을 알 수 있었다. 이처럼 탄소나노튜브의 표면 디자인을 어떻게 하느냐에 따라 센서의 민감도를 훨씬 낮출 수 있다.
실시예 3: 링커와 스페이서 비율이 1:9 표면에서의 표적 물질검출
실시예 1의 방법으로 스페이서의 비율을 더 증가시켜 링커와 스페이서의 비율이 1:9가 되도록 리셉터들 간의 간격을 늘려 탄소나노튜브 표면에 단분자층을 형성하였다. 그리고 인간 IgG(human IgG)를 농도별로 100 fg/ml부터 1 ng/ml까지 탄소나노튜브 트랜지스터 채널에 떨어뜨려 반응시켰다. 이 때 소스와 드레인 사이의 전류 변화를 측정하였는데 IgG 100 fg/ml 를 반응시켰을 때에는 전류가 컨트롤보다 약간 증가하여, 이 농도는 검출되지 않았고, 1 pg/ml 이상의 농도를 흘려주었을 때 전류가 농도에 따라 더 감소하는 것을 확인할 수 있었다. 그러나 농도가 100 pg/ml 이상일 때는 전류의 감소량이 더 커져야 함에도 불구하고 줄어들었다. 이것은 1:3표면보다 1:9 표면에 고정된 리셉터의 수가 상대적으로 3배 정도 감소하였기 때문인 것으로 사료된다. 또한 전류의 그래프가 급격하게 감소한 후 다시 증가하는 패턴을 보이는데 이는 탄소나노튜브의 스페이서 부분에 전하를 띈 단백질이 접근했다가 리셉터와 결합하지 못하고 씻겨져 나가기 때문인 것으로 사료된다. 이와 같이 검출 범위가 1:3 표면은 1 ~ 100 pg/ml 임에 반해 1:9 표면의 검출 범위는 1 ~ 10 pg/ml으로 굉장히 좁아진다.
상기에서 살펴본 바와 같이, CNT-FET바이오센서에서 탄소나노튜브의 표면을 링커와 스페이서를 이용하여 센서의 민감도를 1 pg/ml 농도 수준까지 낮출 수 있다. 본 발명에 따른 링커와 스페이서를 이용한 탄소나노튜브 기반 바이오센서는 극미량의 표적 물질도 검출 가능하여 기존의 의료용 질병 진단 센서나 환경 센서를 대체할 수 있는 획기적인 분석 방법이다.

Claims (30)

  1. 탄소나노튜브 트랜지스터 탄소나노튜브의 표면에 고정화된 스페이서와 링커 및 링커에 고정된 바이오 리셉터로 구성되고,
    상기 링커는 일 말단이 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)이고,
    상기 스페이서는 하기 화학식 1의 구조를 갖는 화합물임을 특징으로 하는 탄소나노튜브 기반 바이오센서:
    [화학식 1]
    X-L-Y
    상기 식에서,
    X는 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)이고;
    L은 (CH2)n이고, 여기서 n은 1 내지 4이고;
    Y는 하이드록실기(-OH)이다.
  2. 제1항에 있어서,
    화학식 1의 스페이서는 X가 피렌(pyrene)기임을 특징으로 하는 탄소나노튜브 기반 바이오센서.
  3. 제1항에 있어서,
    링커는 1-피렌부타노익산 숙신이미딜 에스터(1-pyrenebutanoic acid succinimidyl ester)임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서.
  4. 제1항에 있어서,
    바이오 리셉터는 항체, 효소, 단백질, 펩티드, 아미노산, 압타머, 지질, 코팩터 또는 탄수화물임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서.
  5. 제1항에 있어서,
    탄소나노튜브 트랜지스터의 채널 영역은 서로 얽혀있는 구조의 단일벽 또는 다중벽 탄소나노튜브가 서로 얽혀있는 구조임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서.
  6. 제5항에 있어서,
    단일벽 나노튜브는 2 nm 내지 4 nm 직경을 가진 탄소나노튜브이고, 다중벽 나노튜브는 50 nm 이하의 직경을 가진 탄소나노튜브임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 트랜지스터 바이오센서.
  7. 제1항에 있어서,
    스페이서는 1-피렌부탄올(1-pyrenebutanol)임을 특징으로 하는 탄소나노튜브 기반 트랜지스터 바이오센서.
  8. 제 1항에 있어서,
    링커는 1-피렌부타노익산 숙신이미딜 에스터(1-pyrenebutanoic acid succinimidyl ester)이고, 스페이서는 1-피렌부탄올(1-pyrenebutanol)이며, 바이오 리셉터는 F(ab')2 형태의 항-인간 IgG(anti-human IgG)임을 특징으로 하는 탄소나노튜브 기반 트랜지스터 바이오센서.
  9. 제1항 내지 제8항 중 어느 하나의 항에 있어서,
    링커 대 스페이서의 혼합 비율이 1:1 내지 1:9 임을 특징으로 하는 탄소나노튜브 기반 바이오센서.
  10. 제1항 내지 제8항 중 어느 하나의 항에 있어서,
    링커 대 스페이서의 혼합 비율이 1:3 임을 특징으로 하는 탄소나노튜브 기반 바이오센서.
  11. (i) 탄소나노튜브 트랜지스터의 채널 영역을 이루는 탄소나노튜브에 링커와 스페이서를 고정화 하는 단계;
    (ii) 표적 물질과 결합할 수 있는 바이오 리셉터를 링커에 고정화하는 단계;
    (iii) 탄소나노튜브 트랜지스터의 전기전도도의 변화를 측정하는 단계; 및
    (iv) 전기전도도의 변화 데이터를 근거로 해당 표적 물질을 검출 또는 정량하는 단계를 포함하고,
    상기 링커는 일 말단이 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)이고,
    상기 스페이서는 하기 화학식 1의 구조를 갖는 화합물임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서를 이용한 표적 물질 검출 방법:
    [화학식 1]
    X-L-Y
    상기 식에서,
    X는 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)이고;
    L은 (CH2)n이고, 여기서 n은 1 내지 4이고;
    Y는 하이드록실기(-OH)이다.
  12. 제11항에 있어서,
    화학식 1의 스페이서는 X가 피렌(pyrene)기임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서를 이용한 표적 물질 검출 방법.
  13. 제11항에 있어서,
    링커는 1-피렌부타노익산 숙신이미딜 에스터(1-pyrenebutanoic acid succinimidyl ester)임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서를 이용한 표적 물질 검출 방법.
  14. 제11항에 있어서,
    바이오 리셉터는 항체, 효소, 단백질, 펩티드, 아미노산, 압타머, 지질, 코팩터 또는 탄수화물임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서를 이용한 표적 물질 검출 방법.
  15. 제11항에 있어서,
    탄소나노튜브 트랜지스터의 채널 영역은 서로 얽혀있는 구조의 단일벽 또는 다중벽 탄소나노튜브가 서로얽혀있는 구조임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서를 이용한 표적 물질 검출 방법.
  16. 제15항에 있어서,
    단일벽 나노튜브는 2 nm 내지 4 nm 직경을 가진 탄소나노튜브이고, 다중벽 나노튜브는 50 nm 이하의 직경을 가진 탄소나노튜브인 것을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반바이오센서를 이용한 표적 물질 검출 방법.
  17. 제11항에 있어서,
    스페이서는 1-피렌부탄올(1-pyrenebutanol)임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서를 이용한 표적 물질 검출 방법.
  18. 제11항에 있어서,
    링커는 1-피렌부타노익산 숙신이미딜 에스터(1-pyrenebutanoic acid succinimidyl ester)이고, 스페이서는 1-피렌부탄올(1-pyrenebutanol)이며, 바이오 리셉터는 F(ab')2 형태의 항-인간 IgG(anti-human IgG)임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서를 이용한 표적 물질 검출 방법.
  19. 제11항 내지 제18항 중 어느 하나의 항에 있어서,
    링커 대 스페이서의 혼합 비율이 1:1 내지 1:9 임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서를 이용한 표적 물질 검출 방법.
  20. 제11항 내지 제18항 중 어느 하나의 항에 있어서,
    링커 대 스페이서의 혼합 비율이 1:3 임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서를 이용한 표적 물질 검출 방법.
  21. (i) 탄소나노튜브 트랜지스터의 채널 영역을 이루는 탄소나노튜브에 링커와 스페이서를 고정화 하는 단계; 및
    (ii) 표적 물질과 결합할 수 있는 바이오 리셉터를 링커에 고정화하는 단계를 포함하고,
    상기 링커는 일 말단이 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)이고,
    상기 스페이서는 하기 화학식 1의 구조를 갖는 화합물임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서의 제조방법:
    [화학식 1]
    X-L-Y
    상기 식에서,
    X는 피렌(pyrene)기 또는 흑연(graphite)이고;
    L은 (CH2)n이고, 여기서 n은 1 내지 4이고;
    Y는 하이드록실기(-OH)이다.
  22. 제21항에 있어서,
    화학식 1의 스페이서는 X가 피렌(pyrene)기임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서의 제조방법.
  23. 제21항에 있어서,
    링커는 1-피렌부타노익산 숙신이미딜 에스터(1-pyrenebutanoic acid succinimidyl ester)임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서의 제조방법.
  24. 제21항에 있어서,
    바이오 리셉터는 항체, 효소, 단백질, 펩티드, 아미노산, 압타머, 지질, 코팩터 또는 탄수화물임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서의 제조방법.
  25. 제21항에 있어서,
    탄소나노튜브 트랜지스터의 채널 영역은 서로 얽혀있는 구조의 단일벽 또는 다중벽 탄소나노튜브가 서로 얽혀있는 구조임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서의 제조방법.
  26. 제25항에 있어서,
    단일벽 나노튜브는 2 nm 내지 4 nm 직경을 가진 탄소나노튜브이고, 다중벽 나노튜브는 50 nm 이하의 직경을 가진 탄소나노튜브임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서의 제조방법.
  27. 제21항에 있어서,
    스페이서는 1-피렌부탄올(1-pyrenebutanol)임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서의 제조방법.
  28. 제21항에 있어서,
    링커는 1-피렌부타노익산 숙신이미딜 에스터(1-pyrenebutanoic acid succinimidyl ester)이고, 스페이서는 1-피렌부탄올(1-pyrenebutanol)이며, 바이오 리셉터는 F(ab')2 형태의 항-인간 IgG(anti-human IgG)임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서의 제조방법.
  29. 제21항 내지 제28항 중 어느 하나의 항에 있어서,
    링커 대 스페이서의 혼합 비율이 1:1 내지 1:9임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서의 제조방법.
  30. 제21항 내지 제28항 중 어느 하나의 항에 있어서,
    링커 대 스페이서의 혼합 비율이 1:3임을 특징으로 하는, 탄소나노튜브 기반 바이오센서의 제조방법.
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