WO2018174329A1 - Dna-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서 및 이의 제조방법 - Google Patents

Dna-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서 및 이의 제조방법 Download PDF

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WO2018174329A1
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김형진
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재단법인 구미전자정보기술원
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Definitions

  • the present invention relates to a biosensor using DNA-based conductive nanowires and a method of manufacturing the same, and more particularly, DNA-based conductive nanowires formed by coating of spontaneously positively-conductive conductive nanoparticles and the DNA-based conductive nanowires.
  • the present invention relates to a biosensor using a DNA-based conductive nanowire capable of determining a disease with high sensitivity, including a protein detection receptor bound by a line and an electrostatic attraction, and a method of manufacturing the same.
  • a biosensor is a signal generated by a combination of a biosensing substance and a biosensing substance that can selectively react with and bind to a specific substance to confirm the presence of a specific biological substance such as a protein, gene, hormone, virus, or the like. It consists of a transducer.
  • Biosensors can be used in the field of food safety investigation and environmental monitoring, as well as the application of medical diagnostics, and the necessity of research and development is greatly increased. Therefore, studies to overcome the limitations of existing technologies and improve sensor characteristics such as rapidity, high sensitivity, and high selectivity should be accompanied. Among the high-performance sensor technologies, the most attention is the sensitivity improvement.
  • nano-sized materials have recently emerged as a very important research field because of their new physical and chemical properties such as unique electrical, optical and mechanical properties.
  • research on nanostructures that have been carried out so far shows the potential as a new device material in the future.
  • nano-sized devices are small in size, so that the surface area / volume ratio increases, so that the electrochemical reaction occurring on the surface becomes superior, and thus it is applicable to various kinds of sensors.
  • Korean Patent Registration No. 10-1085879 discloses a method of manufacturing a biosensor using silicon nanowires, a biosensor using silicon nanowires, and a specific cell detection method using the biosensor. It is starting.
  • the electrical conductivity of silicon nanowires can be reacted only in a relatively narrow concentration range, and it is difficult to detect a low concentration of a target substance, which makes it difficult to detect high-sensitivity biomaterials.
  • An object of the present invention for solving the above problems is a DNA-based conductive nanowire formed by the coating of the conductive nanoparticles spontaneously charged and a protein detection receptor that is bound by the electrostatic attraction with the DNA-based conductive nanowire It provides a biosensor using a DNA-based conductive nanowire that can determine whether the disease with a high sensitivity, and a method of manufacturing the same.
  • Method of producing a biosensor using the DNA-based conductive nanowires of the present invention to achieve the above object is a DNA alignment step (S100) for selectively aligning the DNA on the substrate; A DNA-based conductive nanowire manufacturing step (S200) of manufacturing a spontaneously positively charged DNA-based conductive nanowire by combining positively charged conductive nanoparticles on the aligned DNA; Fixing a protein detection receptor fixing step (S300) for fixing the receptor for protein detection on the DNA-based conductive nanowire.
  • the DNA alignment step (S100) is a photoresist layer forming step (S110) of controlling the line width of the photoresist pattern after forming a photoresist pattern on the substrate to 1 to 10nm;
  • the method of controlling the line width in the photoresist layer forming step (S110) is characterized by using an ashing process of a plasma downstream method.
  • the nanomaterial adsorption inhibitor in the nanomaterial adsorption coating step (S120) is characterized in that the octadecyltrichlorosilane (OTS) or diamond like carbon (DLC).
  • OTS octadecyltrichlorosilane
  • DLC diamond like carbon
  • the nanomaterial adsorbent coating step (S130) is characterized in that the nanomaterial adsorbent is APS (aminopropyltriethoxysilane) charged with a positive charge.
  • the DNA immobilization step (S140) is characterized in that the DNA is immobilized by flowing a solution containing the DNA by obliquely the substrate coated with the nanomaterial adsorbent.
  • the DNA immobilization step (S140) is characterized in that the DNA is immobilized by immersing the substrate coated with the nanomaterial adsorbent in a solution containing DNA.
  • the aligned nanoparticles and the positively charged conductive nanoparticles are characterized by being coupled by electrostatic attraction.
  • the positively charged conductive nanoparticles are characterized in that they are spontaneously functionalized by amine groups.
  • the positively charged conductive nanoparticles may be any one or more of metal, semiconductor, magnetic, and polymer particles.
  • the biosensor further comprises an electrode forming step of connecting a source electrode in electrical contact with the DNA-based conductive nanowire and a drain electrode disposed to be spaced apart from the source electrode.
  • the protein detection receptor is characterized in that any one of biotin (Biotin), Anti-AFP, Anti-PIVKA-II.
  • the biosensor using the DNA-based conductive nanowire of the present invention is characterized by being manufactured by the above-described manufacturing method.
  • the biosensor using the DNA-based conductive nanowires and a method of manufacturing the same according to the present invention include a DNA-based conductive nanowire formed by a coating of spontaneously charged conductive nanoparticles, and the DNA-based conductive nanowire. Including the protein detection receptor bound by the electrostatic attraction there is an effect that can determine whether the disease with high sensitivity.
  • 1 is a conceptual diagram showing a sequence of sorting DNA in the DNA sorting step (S100) according to the present invention.
  • Figure 3 is a conceptual diagram showing the appearance of the nanowires formed by the DNA-based conductive nanowires manufacturing step (S200) according to the present invention.
  • Figure 4 is a conceptual view showing a protein detection receptor is fixed to the DNA-based conductive nanowires in the protein detection receptor fixing step (S300) according to the present invention.
  • the present invention relates to a biosensor using DNA-based conductive nanowires and a method of manufacturing the same, and more particularly, DNA-based conductive nanowires formed by coating of spontaneously positively-conductive conductive nanoparticles and the DNA-based conductive nanowires.
  • the present invention relates to a biosensor using a DNA-based conductive nanowire capable of determining a disease with high sensitivity, including a protein detection receptor bound by a line and an electrostatic attraction, and a method of manufacturing the same.
  • a DNA alignment step of selectively aligning DNA on a substrate (S100) and a positively charged conductive nanoparticle on a DNA aligned spontaneously A DNA-based conductive nanowire manufacturing step (S200) for producing a positively charged DNA-based conductive nanowires and a protein detection receptor fixing step (S300) for fixing a receptor for protein detection on the DNA-based conductive nanowires.
  • the DNA alignment step (S100) is a step of selectively aligning the DNA on the substrate, after forming a photoresist pattern on the substrate forming a photoresist layer to control the line width of the photoresist pattern to 1 to 10nm ( S110) and a nanomaterial adsorption inhibitor coating step (S120) for coating a nanomaterial adsorption inhibitor for preventing the nanomaterials from being adsorbed on the photoresist pattern non-formed region on the substrate on which the photoresist layer is formed;
  • the nanomaterial adsorbent coating step (S130) for removing the pattern and coating the nanomaterial adsorbent charged with the positive charge in the region where the photoresist pattern is removed, and immobilizing the negatively charged DNA on the substrate coated with the nanomaterial adsorbent DNA immobilization step (S140).
  • 1 is a conceptual diagram showing a sequence of sorting DNA in the DNA sorting step (S100) according to the present invention.
  • the photoresist layer forming step (S110) is a step of controlling the line width of the photoresist pattern in nano units after forming the photoresist pattern 40 on the substrate 10.
  • Figure 1 (a) is a photoresist pattern formed on the substrate, the micrometer line width is adjusted to the nanowire line width, as shown in Figure 1 (b) using a plasma downstream ashing process do.
  • the photoresist pattern 40 may be formed using UV lithography, X-ray lithography, electron beam lithography, ion beam lithography, and the like, and more preferably, electron beam lithography capable of precise pattern formation may be used.
  • the photoresist pattern 40 is not limited to a simple linear, but may have a cross-shaped or lattice pattern.
  • the line width of the photoresist pattern 40 is adjusted to nano units of 1 to 10 nm. If the line width of the photoresist pattern is less than 1 nm, sufficient space for DNA to be adsorbed is not secured, and as a result, the nano-bonds with DNA. Since it is difficult to fix the particle and the protein detection receptor bound to the nanoparticles, it is difficult to expect the detection of the detection target and the detection of high sensitivity.
  • the protein detection receptor and the detection target material should be bonded to the surface of the nanowire formed in the DNA-based conductive nanowire manufacturing step (S200) to be described later, if the line width of the photoresist pattern 40 exceeds 10nm nanomaterial adsorbent
  • the formation width of (60) is relatively wider than the size of the protein detection receptor and the detection target material, so that it is not bonded to the surface of the nanowire, but is bonded to the nanomaterial adsorbent application site where the nanowire is not formed, resulting in inferior accuracy. Is generated.
  • Figure 2 compares the binding accuracy of the protein detection receptor (Biotin) and the target material (streptavidin) according to the line width of the photoresist pattern, (a) when the photoresist line width is formed to 100nm, (b) is the photoresist line width This is when it is formed at 10 nm.
  • the photoresist line width is formed to exceed 10 nm.
  • biotin and streptavidin are relatively wider than biotin and streptavidin.
  • biotin and streptavidin are attached to a portion where nanowires are not formed.
  • the line width of the photoresist pattern 40 is formed to less than 10nm, it is possible to prevent unnecessary adhesion of biotin can improve the detection and sensitivity of the target material.
  • Line width control is performed by using a plasma downstream ashing process.
  • the ashing using plasma is a method in which the photoresist pattern 40 is etched using a plasma generator, and the photoresist is exposed to a plasma device for a long time.
  • the line width of the pattern can be narrowed.
  • the ashing process using the plasma may be performed for 3 to 6 minutes based on the initial line width of 18 to 25 nm so that the line width of the photoresist pattern is not too narrow and broken.
  • the exposure time may change depending on the initial line width.
  • Nanomaterial adsorbent coating step (S120) is a step of coating the nanomaterial adsorbent 50 on the photoresist pattern unformed area on the substrate on which the photoresist layer is formed (shown in Figure 1 (c)).
  • the "nano material” refers to a material 70 including DNA and DNA.
  • the material containing the DNA may be a solution and a dispersion containing the DNA.
  • the nanomaterial adsorption inhibitor 50 is a composition that is applied and coated to prevent the adsorption of nanomaterials, that is, DNA and the material including DNA 70, to a region on the substrate where the photoresist pattern 40 is not formed.
  • nanomaterials that is, DNA and the material including DNA 70
  • examples include, but are not limited to, octadecyltrichlorosilane (OTS) or diamond like carbon (DLC).
  • the OTS may be formed by coating by a liquid coating method
  • DLC may be formed by using radio frequency (RF) plasma enhanced chemical vapor deposition (PECVD) using methane and hydrogen gas.
  • RF radio frequency
  • PECVD plasma enhanced chemical vapor deposition
  • Nanomaterial adsorbent coating step (S130) is a step of removing the photoresist pattern 40 on the substrate, and coating the nanomaterial adsorbent 60 positively charged in the region where the photoresist pattern is removed (Fig. 1 (d) In the city).
  • the nanomaterial adsorbent 60 uses positively charged amino propyl triethoxy silane (APS), whereby the nanomaterial 70 including negatively charged DNA and DNA in a process to be described later is coupled by electrostatic attraction. This can be done.
  • APS positively charged amino propyl triethoxy silane
  • the DNA immobilization step (S140) is a step of immobilizing the nanomaterial 70 including the negatively charged DNA on the substrate coated with the nanomaterial adsorbent, wherein the nanomaterial 70 including the negatively charged DNA is a pre-process. Bonding is achieved by electrostatic attraction with positively charged APS (amino propyl triethoxy silane) coated at (Fig. 1 (e)).
  • APS amino propyl triethoxy silane
  • the substrate coated with the nanomaterial adsorbent is oblique.
  • immobilize DNA by flowing a solution containing DNA, or to immobilize DNA by soaking a substrate coated with a nanomaterial adsorbent into a solution containing DNA and pulling in a specific direction so that the solution containing DNA has a constant flow This can be.
  • nanomaterial when the nanomaterial is adsorbed to a nonlinear linear or lattice pattern, it may be possible to add a process of tilting in another direction rotated by 90 ° or a process of pulling in another direction rotated by 90 °.
  • a washing process may be performed to wash the substrate in order to remove the adsorbed DNA-containing solution and the nanomaterial onto the substrate, in addition to the region to which the nanomaterial adsorbent is applied.
  • FIG 3 is a conceptual diagram showing a state in which nanowires are formed by the DNA-based conductive nanowire manufacturing step (S200) according to the present invention.
  • DNA-based conductive nanowire manufacturing step (S200) is a step of manufacturing a spontaneously positively charged DNA-based conductive nanowire 100 by combining the positively charged conductive nanoparticles 101 on the aligned DNA 70. .
  • the conductive nanoparticles may be particles consisting of metal, semiconductor, magnetic, polymer particles, and combinations thereof. Specific examples thereof include gold (Au), silver (Ag), platinum (Pt), aluminum (Al), and copper (Cu ), Palladium (Pd), titanium (Ti) and the like may be used, but is not limited thereto.
  • gold (Au) nanoparticles are used, wherein the gold nanoparticles can form strong bonds with various organic molecules on the surface, and biological materials (oligonucleotides and proteins, etc.) can maintain their original structure. It has a characteristic that can maintain stable binding state even at high physiological salt concentration. This allows for better sensitivity, faster and easier analysis and high reproducibility.
  • the conductive nanoparticles may be formed to have a size of 1 to 50 nm, and have excellent binding to the protein detection receptor in the size range, and may have high sensitivity.
  • the conductive nanoparticles are used to be positively charged, thereby enabling binding by negatively charged DNA and electrostatic attraction.
  • the positively charged conductive nanoparticles may be spontaneously functionalized by an amine group.
  • the introduction of the amine group may improve affinity and electrostatic attraction with a protein detection material.
  • the surface introduction of the amine group may be performed using a liquid coating method of immersing or coating a solution containing the amine group, or through nitrogen (N 2 ) plasma treatment, without being limited thereto.
  • the compound containing an amine group is not limited, More preferably, the compound which has a silane coupling agent containing an amine group, a thiol group, and an amine group can be used.
  • silane coupling agent containing an amine group examples include 3-aminopropylmethyldiethoxysilane, 3-aminopropyltriethoxysilane, 3- (2-aminoethyl) aminopropyltrimethoxysilane, and 3-anilinopropyl It may be a compound including any one or more of trimethoxysilane, N-phenyl-3-aminopropyltrimethoxysilane and combinations thereof, but is not limited thereto.
  • any one of compounds consisting of 2-aminoethane thiol hydrochloride, 4-aminothiol phenol, 6-amino-1-hexanethiol hydrochloride, and combinations thereof may be used. It is not limited to this.
  • the compound containing the amine group may be mixed with a solvent to react with the nanoparticles in the form of a solution, the nanoparticles in a solution containing the amine group at a predetermined temperature (20 to 150 °C), a predetermined time (2 to 48 hours) Can be immersed and reacted for a while.
  • a self-assembled monolayer is spontaneously formed on the surface of the conductive nanoparticle, thereby improving affinity and electrostatic attraction with the protein detection material.
  • FIG. 4 is a conceptual diagram showing a state in which a protein detection receptor is fixed to the DNA-based conductive nanowire in the protein detection receptor fixing step (S300) according to the present invention.
  • the protein detection receptor fixing step S300 may fix the protein detection receptor to the DNA-based conductive nanowire 100 by applying a solution including the protein detection receptor 200 to the DNA-based conductive nanowire for a predetermined time.
  • biotin N-hydroxysuccinimide ester
  • DMF N, N-Dimethylformamide
  • DI Water distilled water
  • Protein detection receptor is a substance that can specifically bind to the target material (detection target material), through the binding it is possible to confirm the presence of the target material.
  • the protein detection receptor 200 is a material commonly used in the art, but is not limited thereto, and may be a protein such as an antigen, an antibody, an enzyme, a peptide, a polypeptide, or the like for diagnosis and prevention of a disease. More specifically, at least one of biotin, ANTI-AFP ( ⁇ -fetoprotein), and ANTI-PIVKA (Protein Induced by Vitamin K absense) -II.
  • RNA in the biosensor according to the present invention, not only proteins but also PNA (peptide nucleic acid), LNA (locked nucleic acid) and RNA may be applied as detection receptors.
  • PNA peptide nucleic acid
  • LNA locked nucleic acid
  • the 'target material' of the present invention is not limited as long as it specifically binds and reacts with the protein detection receptor, and may include proteins such as antigens, antibodies, enzymes, peptides, polypeptides, and the like.
  • ANTI-AFP ⁇ -fetoprotein
  • ANTI-PIVKA Protein Induced by Vitamin K absense
  • the target material 300 is not limited as long as it specifically binds to a detection receptor other than a protein, and may include PNA, LNA, RNA, DNA, bacteria, and viruses.
  • the target material 300 in addition to the above, avidin (avidin), neutravidin (neutravidin), lectin (lectin), selectin (protein), protein A, protein G, aptamer (tumamer marker, tumor marker (tumor marker) ), Fluorescent molecules (Cy5, Cy3, FAM, or FITC) and combinations thereof.
  • the method of manufacturing a biosensor according to the present invention may further include an electrode forming step of connecting a source electrode in electrical contact with the manufactured DNA-based conductive nanowire and a drain electrode spaced apart from the source electrode.
  • the electrode forming step may be performed in a pre-process or a post-process of the DNA sorting step (S100).
  • the substrate 10 used in the biosensor according to the present invention may use both a Si wafer and a wafer on which SiO 2 is deposited, a glass substrate, a glass substrate coated with a transparent conductive oxide film, a flexible organic substrate such as a polymer, a metal, and the like. .
  • it may further include an insulating layer 20 for electrical isolation between the substrate 10 and the electrode 30, the insulating layer 20 being disposed over the substrate and being sourced. Located under electrode 31, drain electrode 32, DNA-based conductive nanowire 100. In the case where a non-conductive substrate is used as the substrate, the insulating layer may be omitted.
  • the insulating layer 20 includes various kinds of oxide films including SiO 2 , Al 2 O 3 , Ta 2 O 5 , ZrO 2 , HfO 2 , TiO 2 , and various kinds of nitride films including SiON, Si 3 N 4 , and the like.
  • various types of Hf-based insulating films including HfSiON, HfSiOx, and the like may be used, and various other materials may be used in addition to the above examples.
  • the method for detecting protein using the biosensor according to the present invention is as follows.
  • the target substance detection target substance
  • the electrical signal such as the strength of the current and resistance detected through the electrode is changed.
  • the change in the current intensity is changed depending on the presence and concentration of the target material, through which it is possible to detect and determine the presence and concentration of the target material.
  • Figure 5 is an embodiment showing a change in electrical properties according to the concentration and the target material of the present invention.
  • Gold-based nanoparticles with amine groups were used to form DNA-based conductive nanowires, biotin was prepared as a protein detection receptor, and streptavidin samples with different concentrations (0 pM, 1 fM, 0.1 fM, 10 pM) were used as targets. Was added.
  • the biosensor according to the present invention was able to detect accurate biological targets with high sensitivity capable of detecting electrical change characteristics even at low concentrations of femto (fM) and pico (pM) units.
  • the present invention provides a biosensor using a DNA-based conductive nanowire.
  • Biosensor using the DNA-based conductive nanowire of the present invention is a substrate, a source electrode and a drain electrode spaced apart from each other on the substrate, the electrical contact with the source electrode and the drain electrode, the positively conductive conductivity DNA-based conductive nanowires formed by the coating of nanoparticles, characterized in that it can be determined whether the disease with a high sensitivity, including a protein detection receptor that binds the DNA-based conductive nanowires by electrostatic attraction.
  • the biosensor using the DNA-based conductive nanowires of the present invention is manufactured by the method of manufacturing the biosensor using the DNA-based conductive nanowires of the present invention described above, and a detailed description thereof will be omitted.
  • DNA-based conductive nanowires are complex nanostructures of nano units that can be variously manufactured using electrostatic attraction, which can be developed for various purposes such as the development of sensors, nanowires, and electronic circuits through signal amplification. .

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Abstract

본 발명은 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서 및 이의 제조방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는 자발적으로 양전하를 띠는 전도성 나노입자의 코팅에 의해 형성되는 DNA 기반 전도성 나노선과 상기 DNA 기반 전도성 나노선과 정전기적 인력에 의해 결합하는 단백질 검출 수용체를 포함하여 고감도로 질병 여부를 판단할 수 있는 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서 및 이의 제조방법에 관한 것이다. 본 발명에 따른 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서는 기판상에 DNA를 선택적으로 정렬하는 DNA 정렬단계(S100)와, 정렬된 DNA 상에 양전하로 대전된 전도성 나노입자를 결합시켜 자발적 양전하를 띠는 DNA 기반 전도성 나노선을 제작하는 DNA 기반 전도성 나노선 제조단계(S200)와, 상기 DNA 기반 전도성 나노선에 단백질 검출을 위한 수용체를 고정하는 단백질 검출 수용체 고정단계(S300)를 포함하는 제조방법에 의해 제조되는 것을 특징으로 한다.

Description

DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서 및 이의 제조방법
본 발명은 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서 및 이의 제조방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는 자발적으로 양전하를 띠는 전도성 나노입자의 코팅에 의해 형성되는 DNA 기반 전도성 나노선과 상기 DNA 기반 전도성 나노선과 정전기적 인력에 의해 결합하는 단백질 검출 수용체를 포함하여 고감도로 질병 여부를 판단할 수 있는 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서 및 이의 제조방법에 관한 것이다.
일반적으로 바이오센서란 단백질, 유전자, 호르몬, 바이러스 등 특정 생체물질의 존재 여부를 확인하기 위하여, 특정 물질과 선택적으로 반응 및 결합할 수 있는 생체감지 물질과 생체감지 물질과의 결합에 의해 발생하는 신호 변환기로 구성된다.
바이오센서는 현재 의료용 진단분야의 응용 이외에도, 식품의 안정성 조사 및 환경 감시분야 등에 서도 유용하게 쓰일 수 있어 연구 개발의 필요성이 크게 증가하고 있다. 따라서 기존의 기술이 가지는 한계를 극복하고, 신속성, 고감도성, 고선택성 등의 센서 특성을 향상시키는 연구가 수반되어야 한다. 이러한 고기능의 센서기술 중에서도 가장 주목을 받는 분야는 감도 향상 부분이다.
한편, 나노 크기의 물질들은 독특한 전기적, 광학적 및 기계적 특성과 같은 새로운 물리·화학적 성질을 가져서 최근 매우 중요한 연구분야로 대두되고 있다. 또한, 지금까지 진행되어 온 나노 구조에 대한 연구는 미래의 새로운 소자 물질로서의 가능성을 보여주고 있다. 특히 나노 크기의 소자는 크기가 작아서 표면적/부피 비가 증가하므로 표면에서 일어나는 전기·화학적 반응이 우세해지므로 다양한 종류의 센서에 응용가능하다.
나노 기술을 접목한 바이오 센서의 예로, 한국등록특허 등록번호 제10-1085879호는 실리콘 나노선을 이용한 바이오센서, 실리콘 나노선을 이용한 바이오센서의 제조방법 및 상기 바이오센서를 이용한 특정세포 검지 방법을 개시하고 있다. 그러나 실리콘 나노선의 전기 전도도는 비교적 좁은 농도범위에서만 반응이 가능하고, 저농도의 표적물질의 검출이 어려워 고감도의 생체물질 검출이 어려운 한계가 있었다.
상기와 같은 문제점을 해결하기 위한 본 발명의 목적은 자발적으로 양전하를 띠는 전도성 나노입자의 코팅에 의해 형성되는 DNA 기반 전도성 나노선과 상기 DNA 기반 전도성 나노선과 정전기적 인력에 의해 결합하는 단백질 검출 수용체를 포함하여 고감도로 질병 여부를 판단할 수 있는 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서 및 이의 제조방법을 제공하는 것이다.
상기 목적을 달성하기 위해 본 발명의 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법은 기판상에 DNA를 선택적으로 정렬하는 DNA 정렬단계(S100)와; 정렬된 DNA 상에 양전하로 대전된 전도성 나노입자를 결합시켜 자발적 양전하를 띠는 DNA 기반 전도성 나노선을 제작하는 DNA 기반 전도성 나노선 제조단계(S200)와; 상기 DNA 기반 전도성 나노선에 단백질 검출을 위한 수용체를 고정하는 단백질 검출 수용체 고정단계(S300)를 포함한다.
상기 DNA정렬단계(S100)는 기판상에 포토레지스트 패턴을 형성한 후 상기 포토레지스트 패턴의 선폭을 1 내지 10㎚로 제어하는 포토레지스트 층 형성 단계(S110)와; 상기 포토레지스트 층이 형성된 기판 상의 포토레지스트 패턴 미형성 영역에 나노 물질이 흡착되는 것을 방지하기 위한 나노물질 흡착방지제를 코팅하는 나노물질 흡착방지제 코팅단계(S120)와; 기판상의 포토레지스트 패턴을 제거하고, 포토레지스트 패턴이 제거된 영역에 양전하로 대전된 나노물질 흡착제를 코팅하는 나노물질 흡착제 코팅단계(S130)와; 상기 나노물질 흡착제가 코팅된 기판상에 음전하를 갖는 DNA를 고정화하는 DNA 고정화단계(S140)를 포함한다.
상기 포토레지스트 층 형성 단계(S110)에서 선폭을 제어하는 방법은 플라즈마 다운 스트림 방식의 애싱 공정을 이용하는 것을 특징으로 한다.
상기 나노물질 흡착방지제 코팅단계(S120)에서 나노물질 흡착방지제는 OTS(octadecyltrichlorosilane) 또는 DLC(diamond like carbon)인 것을 특징으로 한다.
상기 나노물질 흡착제 코팅단계(S130)는 나노물질 흡착제는 양전하로 대전된 APS(aminopropyltriethoxysilane)인 것을 특징으로 한다.
상기 DNA 고정화단계(S140)는 나노물질 흡착제가 코팅된 기판을 비스듬하게 하여 DNA를 포함하는 용액을 흘려 DNA를 고정화하는 것을 특징으로 한다.
상기 DNA 고정화단계(S140)는 나노물질 흡착제가 코팅된 기판을 DNA를 포함하는 용액에 담갔다가 꺼내어 DNA를 고정화하는 것을 특징으로 한다.
상기 DNA-기반 나노선 형성단계(S200)에서 정렬된 DNA와 양전하로 대전된 전도성 나노입자는 정전기적 인력에 의해 결합되는 것을 특징으로 한다.
상기 양전하로 대전된 전도성 나노입자는 아민기에 의해서 자발적으로 기능화된 것을 특징으로 한다.
상기 양전하로 대전된 전도성 나노입자는 금속, 반도체, 자성, 폴리머 입자 중 어느 하나 이상인 것을 특징으로 한다.
상기 바이오 센서는 상기 DNA-기반 전도성 나노선과 전기적으로 접촉하는 소스 전극과 상기 소스 전극과 이격되어 배치되는 드레인 전극을 연결하는 전극 형성단계를 더 포함하는 것을 특징으로 한다.
상기 단백질 검출 수용체는 비오틴(Biotin), Anti-AFP, Anti-PIVKA-II 중 어느 하나인 것을 특징으로 한다.
상기 목적을 달성하기 위해 본 발명의 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서는 상술된 제조방법에 의해 제조되는 것을 특징으로 한다.
상술한 바와 같이, 본 발명에 따른 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서 및 이의 제조방법은 자발적으로 양전하를 띠는 전도성 나노입자의 코팅에 의해 형성되는 DNA 기반 전도성 나노선과 상기 DNA 기반 전도성 나노선과 정전기적 인력에 의해 결합하는 단백질 검출 수용체를 포함하여 고감도로 질병 여부를 판단할 수 있는 효과가 있다.
도 1은 본 발명에 따른 DNA정렬단계(S100)에서 DNA를 정렬하는 순서를 보여주는 개념도.
도 2는 (a)는 포토레지스트 선폭이 100nm로 형성되었을 때, (b)는 포토레지스트 선폭이 10nm로 형성되었을 때, 단백질 검출 수용체(Biotin)과 표적물질(streptavidin)의 결합 정확도를 비교한 비교도.
도 3은 본 발명에 따른 DNA 기반 전도성 나노선 제조단계(S200)에 의해 나노선이 형성된 모습을 보여주는 개념도.
도 4는 본 발명에 따른 단백질 검출 수용체 고정단계(S300)에서 상기 DNA 기반 전도성 나노선에 단백질 검출 수용체가 고정된 모습을 보여주는 개념도.
도 5는 본 발명의 표적물질의 여부 및 농도에 따른 전기적인 특성 변화를 보여주는 일실시예.
10 : 기판
20 : 절연층
30 : 전극
31 : 소스(S)
32 : 드레인(D)
40 : 포토레지스트 패턴(PR)
50 : 나노물질흡착방지제
60 : 나노물질흡착제
70 : DNA 및 DNA를 포함하는 나노물질
100 : DNA-기반 전도성 나노선
101 : 양전하로 대전된 전도성 나노 입자
200 : 단백질 검출 수용체
300 : 표적 물질
본 발명의 구체적 특징 및 이점들은 이하에서 첨부도면을 참조하여 상세히 설명한다. 이에 앞서 본 발명에 관련된 기능 및 그 구성에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우에는 구체적인 설명을 생략하기로 한다.
본 발명은 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서 및 이의 제조방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는 자발적으로 양전하를 띠는 전도성 나노입자의 코팅에 의해 형성되는 DNA 기반 전도성 나노선과 상기 DNA 기반 전도성 나노선과 정전기적 인력에 의해 결합하는 단백질 검출 수용체를 포함하여 고감도로 질병 여부를 판단할 수 있는 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서 및 이의 제조방법에 관한 것이다.
본 발명에 따른 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법은 기판상에 DNA를 선택적으로 정렬하는 DNA 정렬단계(S100)와 정렬된 DNA 상에 양전하로 대전된 전도성 나노입자를 결합시켜 자발적 양전하를 띠는 DNA 기반 전도성 나노선을 제작하는 DNA 기반 전도성 나노선 제조단계(S200)와 상기 DNA 기반 전도성 나노선에 단백질 검출을 위한 수용체를 고정하는 단백질 검출 수용체 고정단계(S300)를 포함한다.
상기 DNA정렬단계(S100)는 기판상에 DNA를 선택적으로 정렬하는 단계로서, 기판상에 포토레지스트 패턴을 형성한 후 상기 포토레지스트 패턴의 선폭을 1 내지 10㎚로 제어하는 포토레지스트 층 형성 단계(S110)와, 상기 포토레지스트 층이 형성된 기판상의 포토레지스트 패턴 미형성 영역에 나노 물질이 흡착되는 것을 방지하기 위한 나노물질 흡착방지제를 코팅하는 나노물질 흡착방지제 코팅단계(S120)와, 기판상의 포토레지스트 패턴을 제거하고, 포토레지스트 패턴이 제거된 영역에 양전하로 대전된 나노물질 흡착제를 코팅하는 나노물질 흡착제 코팅단계(S130)와, 상기 나노물질 흡착제가 코팅된 기판상에 음전하를 갖는 DNA를 고정화하는 DNA 고정화단계(S140)를 포함한다.
도 1은 본 발명에 따른 DNA정렬단계(S100)에서 DNA를 정렬하는 순서를 보여주는 개념도이다.
포토레지스트 층 형성 단계(S110)는 기판(10)상에 포토레지스트 패턴(40)을 형성한 후 상기 포토레지스트 패턴의 선폭을 나노단위로 제어하는 단계이다.
도 1(a)는 기판상에 포토레지스트 패턴을 형성한 것으로서, 마이크로미터 단위의 선폭은 플라즈마 다운 스트림 방식의 애싱 공정을 이용하여 도 1(b)에 도시된 바와 같이, 나노 단위의 선폭으로 조절된다.
상기 포토레지스트 패턴(40)을 형성하는 방법은 UV 리소그래피, X선 리소그래피, 전자빔 리소그래피, 이온빔 리소그래피 등을 이용할 수 있으며, 보다 바람직하게는, 정밀한 패턴 형성이 가능한 전자빔 리소그래피를 이용할 수 있다.
이때, 포토레지스트 패턴(40)은 단순한 선형에 한정되는 것이 아니라, 교차형 또는 격자모양의 패턴을 가질 수 있다.
상기 포토레지스트 패턴(40)의 선폭은 1 내지 10㎚의 나노 단위로 조절되는데, 상기 포토레지스트 패턴의 선폭이 1nm 미만이면, DNA가 흡착되기 위한 충분한 공간을 확보하지 못하여 결과적으로 DNA와 결합하는 나노 입자와 상기 나노 입자에 결합되는 단백질 검출 수용체를 고정시키기 힘들어 검출 대상물질의 확인 및 고감도의 검출을 기대하기 힘들다.
한편, 단백질 검출 수용체 및 검출 대상 물질은 후술될 DNA 기반 전도성 나노선 제조단계(S200)에서 형성되는 나노선의 표면에 결합되어야 하는데, 상기 포토레지스트 패턴(40)의 선폭이 10nm를 초과하면 나노물질 흡착제(60)의 형성 폭이 단백질 검출 수용체 및 검출 대상 물질의 크기보다 상대적으로 넓어 나노선의 표면에 결합되지 않고, 나노선이 형성되지 않은 나노물질 흡착제 도포 부위에 결합되어, 결과적으로 정확도가 떨어지는 문제점이 발생된다.
도 2 포토레지스트 패턴의 선폭에 따른 단백질 검출 수용체(Biotin)과 표적물질(streptavidin)의 결합 정확도를 비교한 것으로서, (a)는 포토레지스트 선폭이 100nm로 형성되었을 때, (b)는 포토레지스트 선폭이 10nm로 형성되었을 때이다.
예를 들어, 평균 입경 5nm 전도성 나노입자에 의해 나노선이 형성되고, 그 표면에 나노크기(평균입경 5nm)를 갖는 비오틴과 스트렙타바이딘이 결합하는 경우, 포토레지스트 선폭이 10nm 를 초과하여 형성되면 상대적으로 비오틴과 스트렙타바이딘의 크기보다 넓게 형성되어 나노선이 형성되지 않는 부분에 비오틴과 스트렙타바이딘이 부착되어 표적물질의 감지 및 감도가 저하될 수 밖에 없게 된다.
반면, 포토레지스트 패턴(40)의 선폭이 10nm 미만으로 형성될 경우, 비오틴의 불필요한 부착을 방지할 수 있어 표적물질의 검출 및 감도를 향상시킬 수 있게 되는 것이다.
선폭 조절은 플라즈마 다운 스트림 방식의 애싱 공정을 이용하여 수행되는데, 플라즈마를 이용한 애싱은 플라즈마 발생 장치를 이용하여 상기 포토레지스트 패턴(40)이 식각되는 방식으로서, 플라즈마 장치에 오랜 시간 노출될수록 상기 포토레지스트 패턴의 선폭이 좁아질 수 있다. 상기 포토레지스트 패턴의 선폭이 지나치게 좁아지다가 끊어지지 않도록 플라즈마를 이용한 애싱 공정은 초기 18 ~ 25nm의 선 폭을 기준으로 3 ~ 6분간 진행될 수 있다. 초기 선 폭에 따라 노출 시간은 변경될 수 있다.
나노물질 흡착방지제 코팅단계(S120)는 상기 포토레지스트 층이 형성된 기판 상의 포토레지스트 패턴 미형성 영역에 나노물질 흡착방지제(50)를 코팅하는 단계이다(도 1(c)에 도시).
여기서, '나노물질'이란 DNA 및 DNA를 포함하는 물질(70)을 의미한다.
상기 DNA를 포함하는 물질은 DNA를 포함하는 용액 및 분산액이 될 수 있다.
상기 나노물질 흡착방지제(50)는 포토레지스트 패턴(40)이 형성되지 않은 기판상의 영역에 나노물질, 즉, DNA 및 DNA를 포함하는 물질(70)이 흡착되지 않도록 도포 및 코팅되는 조성물로서, 구체적인 예로는 OTS(octadecyltrichlorosilane) 또는 DLC(diamond like carbon)를 사용할 수 있으나, 이에 한정하지 않는다.
상기 OTS는 액상코팅 방법으로 코팅하여 형성할 수 있으며, DLC는 메탄과 수소 가스를 이용한 RF(radio frequency) 플라즈마 강화 화학 기상법(PECVD)을 이용하여 형성할 수 있다.
나노물질 흡착제 코팅단계(S130)는 기판상의 포토레지스트 패턴(40)을 제거하고, 포토레지스트 패턴이 제거된 영역에 양전하로 대전된 나노물질 흡착제(60)를 코팅하는 단계이다(도 1(d)에 도시).
상기 나노물질 흡착제(60)는 양전하로 대전된 APS (amino propyl triethoxy silane)을 사용하는데, 이로써, 후술될 공정에서 음전하를 갖는 DNA 및 DNA를 포함하는 나노물질(70)을 정전기적 인력에 의한 결합이 이루어질 수 있게 된다.
DNA 고정화단계(S140)는 상기 나노물질 흡착제가 코팅된 기판상에 음전하를 갖는 DNA를 포함하는 나노물질(70)을 고정화하는 단계로서, 음전하를 갖는 DNA를 포함하는 나노물질(70)은 선공정에서 코팅된 양전하로 대전된 APS(amino propyl triethoxy silane)와 정전기적 인력에 의해 결합이 이루어지게 된다(도 1(e)에 도시).
이때, DNA 및 DNA를 포함하는 나노물질(70)을 기판상의 상기 나노물질 흡착제(60)가 코팅된 특정 위치에 선택적으로 위치시키거나 특정한 방향으로 정렬시키기 위하여, 나노물질 흡착제가 코팅된 기판을 비스듬하게 하여 DNA를 포함하는 용액을 흘려 DNA를 고정화하거나, 나노물질 흡착제가 코팅된 기판을 DNA를 포함하는 용액에 담갔다가 특정 방향으로 당겨 DNA를 포함하는 용액이 일정한 흐름을 갖도록 하여 DNA를 고정화하는 방법이 있을 수 있다.
나아가 단순한 선형이 아닌 교차형 또는 격자모양의 패턴에 나노물질을 흡착시키는 경우, 90° 회전된 다른 방향으로 기울이는 과정을 추가하거나 90° 회전된 다른 방향으로 당기는 과정을 추가할 수 있다.
이후, 나노물질 흡착제가 도포된 영역 이외에 흡착된 DNA 포함 용액 및 나노물질을 상기 기판상에 제거하기 위하여 기판을 세척하는 세척 공정이 수행될 수 있다.
도 3은 본 발명에 따른 DNA 기반 전도성 나노선 제조단계(S200)에 의해 나노선이 형성된 모습을 보여주는 개념도이다.
DNA 기반 전도성 나노선 제조단계(S200)는 정렬된 DNA(70) 상에 양전하로 대전된 전도성 나노입자(101)를 결합시켜 자발적 양전하를 띠는 DNA 기반 전도성 나노선(100)을 제작하는 단계이다.
전도성 나노입자는 금속, 반도체, 자성, 폴리머 입자 및 이들의 조합으로 이루어지는 입자일 수 있으며, 구체적인 예로는, 금(Au), 은(Ag), 백금(Pt), 알루미늄(Al), 구리(Cu), 팔라듐(Pd), 티타늄(Ti) 등이 사용될 수 있으나, 이에 한정하지 않는다.
보다 바람직하게는, 금(Au) 나노입자를 사용하는데, 금 나노입자는 표면에 다양한 유기 분자들과 강한 결합을 형성할 수 있으며, 생체 물질(올리고뉴클레오티드 및 단백질 등)이 본래의 구조를 유지할 수 있는 높은 생리적인 염 농도에서도 안정한 결합 상태를 유지할 수 있는 특징으로 가진다. 이로써, 보다 뛰어난 감도를 가지며, 빠르고 용이한 분석을 가능케 하며 높은 재현성을 나타낼 수 있다.
상기 전도성 나노입자의 크기는 1 내지 50nm로 형성될 수 있으며, 상기 크기 범위에서 단백질 검출 수용체와의 결합성이 우수하고, 고감도의 센싱이 가능하다.
한편, 상기 전도성 나노입자는 양전하로 대전된 것을 사용하는데, 이로써, 음전하를 갖는 DNA와 정전기적 인력에 의해 결합이 가능하게 된다.
상기 양전하로 대전된 전도성 나노입자는 아민기에 의해서 자발적으로 기능화된 것을 사용할 수 있는데, 아민기의 도입으로 단백질 검출 물질과의 친화도 및 정전기적 인력을 향상시킬 수 있게 된다.
상기 아민기의 표면 도입은 아민기를 포함하는 용액에 침지하거나 용액을 코팅하는 액상 코팅법을 이용하거나, 질소(N2) 플라즈마 처리를 통해 수행될 수 있으며, 이에 한정하지 않는다.
아민기를 포함하는 화합물은 한정하지 않지만, 보다 바람직하게는, 아민기를 함유하는 실란 커플링제, 티올기와 아민기를 갖는 화합물을 사용할 수 있다.
아민기를 함유하는 실란 커플링제의 구체적인 예로는, 3-아미노프로필메틸디에톡시실란, 3-아미노프로필트리에톡시실란, 3-(2-아미노에틸)아미노프로필트리메톡시실란, 3-아닐리노프로필트리메톡시실란, N-페닐-3-아미노프로필트리메톡시실란 및 이들의 조합으로 이루어지는 어느 하나 이상을 포함하는 화합물일 수 있으나 이에 한정하지 않는다.
티올기와 아민기를 갖는 화합물의 구체적인 예로는, 2-아미노에탄 티올하이드로클로라이드, 4-아미노티올페놀, 6-아미노-1-헥산티올하이드로클로라이드 및 이들의 조합으로 이루어지는 화합물 중 어느 하나를 사용할 수 있으나, 이에 한정하지 않는다.
상기 아민기를 포함하는 화합물은 용매에 혼합되어 용액의 형태로 나노입자와 반응할 수 있으며, 나노입자를 아민기를 포함하는 용액에서 소정 온도(20 내지 150 ℃), 소정 시간(2시간 내지 48시간) 동안 침지 및 반응시킬 수 있다.
상기 방법을 통해 전도성 나노입자의 표면에 자발적으로 자기 조립 단분자막(Self Assembled Monolayer, SAM)이 형성되어 단백질 검출 물질과의 친화도 및 정전기적 인력을 향상시킬 수 있게 된다.
도 4는 본 발명에 따른 단백질 검출 수용체 고정단계(S300)에서 상기 DNA 기반 전도성 나노선에 단백질 검출 수용체가 고정된 모습을 보여주는 개념도이다.
단백질 검출 수용체 고정단계(S300)는 단백질 검출 수용체(200)를 포함하는 용액을 소정시간 동안 DNA 기반 전도성 나노선에 가하여 단백질 검출 수용체를 DNA 기반 전도성 나노선(100)에 고정할 수 있다.
예를 들어, 단백질 검출 수용체(200)로서 비오틴(biotin-N-hydroxysuccinimide ester)을 DNA 기반 전도성 나노선 표면에 고정하는 경우, DNA 기반 전도성 나노선(100) 표면에 10 ~ 20mM 비오틴 용액에 10 ~ 30분 동안 반응시키고, DMF(N,N-Dimethylformamide) 완충용액과 증류수(D.I. Water)에 각각 2분 이내로 적용하여 비오틴을 고정할 수 있다.
단백질 검출 수용체(receptor)는 표적 물질(검출 대상 물질)과 특이적으로 결합할 수 있는 물질로서, 상기 결합을 통해 표적 물질의 존재를 확인할 수 있게 된다.
상기 단백질 검출 수용체(200)는 당업계에서 통상적으로 사용되는 물질로서 제한은 없으나, 질병의 진단 및 예방을 위한 항원, 항체, 효소, 펩타이드, 폴리펩타이드 등의 단백질일 수 있다. 보다 상세하게는, 비오틴, ANTI-AFP(α-fetoprotein), ANTI-PIVKA(Protein Induced by Vitamin K absense)-Ⅱ 중 어느 하나 이상일 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서는 단백질뿐만 아니라, PNA(peptide nucleic acid), LNA (locked nucleic acid) 및 RNA 등을 검출 수용체로 적용할 수 있다.
본 발명의 '표적물질'은 상기 단백질 검출 수용체와 특이적인 결합 및 반응을 하는 것이라면 한정하지 않으며, 항원, 항체, 효소, 펩타이드, 폴리펩타이드 등의 단백질을 포함할 수 있다.
구체적인 예로는, 상술된 비오틴, ANTI-AFP(α-fetoprotein), ANTI-PIVKA(Protein Induced by Vitamin K absense)-Ⅱ이 단백질 검출 수용체로 사용될 경우, 각각 이와 특이적인 결합을 하는 스트렙타이비딘, AFP, PIVKA-Ⅱ이 표적물질(300)이 된다.
상기 표적물질(300)은 단백질 이외에 검출 수용체와 특이적 결합을 하는 것이라면 한정하지 않으며, PNA, LNA, RNA, DNA, 박테리아 및 바이러스 등을 포함할 수 있다.
상기 표적물질(300)은 상술된 것 이외에, 아비딘(avidin), 뉴트라비딘(neutravidin), 렉틴(lectin), 셀렉틴(selectin), 프로테인 A, 프로테인 G, 압타머(aptamer), 종양마커(tumor marker), 형광분자(Cy5, Cy3, FAM, 또는 FITC) 및 이들의 조합으로부터 선택된 어느 하나 이상을 포함할 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서의 제조방법은 제조된 DNA-기반 전도성 나노선과 전기적으로 접촉하는 소스 전극과 상기 소스 전극과 이격되어 배치되는 드레인 전극을 연결하는 전극 형성단계를 더 포함할 수 있다.
상기 전극 형성단계는 DNA정렬단계(S100) 의 선공정 또는 후공정에서 수행되어질 수 있다.
본 발명에 따른 바이오 센서에 사용되는 기판(10)은 Si 웨이퍼 및 SiO2가 증착된 웨이퍼, 유리기판 및 투명 전도성 산화막이 코팅된 유리기판, 폴리머 등 플렉시블한 유기기판, 금속 등을 모두 사용할 수 있다.
도 3에 도시된 바와 같이, 상기 기판(10)과 전극(30) 사이에 전기적인 격리를 위한 절연층(20)을 추가로 포함할 수 있는데, 상기 절연층(20)은 기판 위에 배치되고 소스 전극(31), 드레인 전극(32), DNA-기반 전도성 나노선(100) 아래에 위치된다. 상기 기판으로서 비전도성 기판이 사용된 경우에는 절연층은 생략될 수 있다.
절연층(20)은 SiO2, Al2O3, Ta2O5, ZrO2, HfO2, TiO2 등을 포함하는 다양한 종류의 산화막과 SiON, Si3N4등을 포함하는 다양한 종류의 질화막 또는 HfSiON, HfSiOx 등을 포함하는 다양한 종류의 Hf 계열의 절연막 등이 사용될 수 있으며, 상기한 예시 이외에도 다양한 다른 물질들이 사용될 수 있다.
본 발명에 의한 바이오 센서를 사용하여 단백질을 검출하는 방법은 다음과 같다.
표적물질 포함하는 시료를 바이오 센서에 접촉시키면 표적물질(검출 대상 물질)이 단백질 검출 수용체에 특이적인 결합을 하게 되어 전극을 통해 검출되는 전류의 세기, 저항 등의 전기적인 신호가 변화하게 된다. 전류 세기의 변화는 표적물질의 여부 및 농도에 따라 변화하게 되며, 이를 통해 표적물질의 여부 및 농도를 검출 및 파악할 수 있게 되는 것이다.
도 5는 본 발명의 표적물질의 여부 및 농도에 따른 전기적인 특성 변화를 보여주는 일실시예이다.
아민기가 도입된 금 나노입자를 이용하여 DNA-기반 전도성 나노선을 형성하고, 단백질 검출 수용체로서 비오틴을 준비하고, 표적물질로서 농도가 다른(0pM, 1fM, 0.1fM, 10pM) 스트렙타아비딘 시료를 가하였다.
그 결과, 비오틴과 스트렙타아비딘의 결합에 의해서 저항과 전류의 변화가 발생됨을 명확하게 확인할 수 있었다.
또한, 표적물질의 농도에 따른 전류의 변화 또한 관찰할 수 있었다.
이를 통해 본 발명에 따른 바이오센서는 펨토(fM), 피코(pM)단위의 저농도에서도 전기적인 변화 특성을 감지할 수 있는 고감도로 정확한 생물학적 표적물질을 감지할 수 있음을 확인할 수 있었다.
이하, 본 발명은 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서를 제공한다.
본 발명의 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서는 기판, 상기 기판상에 서로 이격되어 배치된 소스 전극과 드레인 전극, 상기 소스 전극과 드레인 전극과 전기적으로 접촉하며, 자발적으로 양전하를 띠는 전도성 나노입자의 코팅에 의해 형성되는 DNA 기반 전도성 나노선, 상기 DNA 기반 전도성 나노선과 정전기적 인력에 의해 결합하는 단백질 검출 수용체를 포함하여 고감도로 질병 여부를 판단할 수 있는 것을 특징으로 한다.
본 발명의 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서는 상술된 본 발명의 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법에 의해 제조되는 바, 이에 관한 상세한 설명은 생략하도록 한다.
이러한 DNA-기반 전도성 나노선은 정전기적 인력을 이용하여 다양하게 제작될 수 있는 나노단위의 복합 나노 구조이며, 이는 신호 증폭을 통한 센서, 나노 배선 및 전자 회로의 개발 등 다양한 용도로 개발될 수 있다.
이상과 같이 본 발명은 첨부된 도면을 참조하여 바람직한 실시예를 중심으로 설명하였지만 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명의 특허청구범위에 기재된 기술적 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 또는 변형하여 실시할 수 있다. 따라서 본 발명의 범주는 이러한 많은 변형의 예들을 포함하도록 기술된 청구범위에 의해서 해석되어야 한다.

Claims (13)

  1. DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법에 있어서,
    기판상에 DNA를 선택적으로 정렬하는 DNA 정렬단계(S100)와;
    정렬된 DNA 상에 양전하로 대전된 전도성 나노입자를 결합시켜 자발적 양전하를 띠는 DNA 기반 전도성 나노선을 제작하는 DNA 기반 전도성 나노선 제조단계(S200)와;
    상기 DNA 기반 전도성 나노선에 단백질 검출을 위한 수용체를 고정하는 단백질 검출 수용체 고정단계(S300)를 포함하는 것을 특징으로 하는
    DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법.
  2. 제 1항에 있어서,
    상기 DNA정렬단계(S100)는
    기판상에 포토레지스트 패턴을 형성한 후 상기 포토레지스트 패턴의 선폭을 1 내지 10㎚로 제어하는 포토레지스트 층 형성 단계(S110)와;
    상기 포토레지스트 층이 형성된 기판 상의 포토레지스트 패턴 미형성 영역에 나노 물질이 흡착되는 것을 방지하기 위한 나노물질 흡착방지제를 코팅하는 나노물질 흡착방지제 코팅단계(S120)와;
    기판상의 포토레지스트 패턴을 제거하고, 포토레지스트 패턴이 제거된 영역에 양전하로 대전된 나노물질 흡착제를 코팅하는 나노물질 흡착제 코팅단계(S130)와;
    상기 나노물질 흡착제가 코팅된 기판상에 음전하를 갖는 DNA를 고정화하는 DNA 고정화단계(S140)를 포함하는 것을 특징으로 하는
    DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법.
  3. 제 2항에 있어서,
    상기 포토레지스트 층 형성 단계(S110)에서
    선폭을 제어하는 방법은 플라즈마 다운 스트림 방식의 애싱 공정을 이용하는 것을 특징으로 하는
    DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법.
  4. 제 2항에 있어서,
    상기 나노물질 흡착방지제 코팅단계(S120)에서
    나노물질 흡착방지제는 OTS(octadecyltrichlorosilane) 또는 DLC(diamond like carbon)인 것을 특징으로 하는
    DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법.
  5. 제 2항에 있어서,
    상기 나노물질 흡착제 코팅단계(S130)는
    나노물질 흡착제는 양전하로 대전된 APS(aminopropyltriethoxysilane)인 것을 특징으로 하는
    DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법.
  6. 제 2항에 있어서,
    상기 DNA 고정화단계(S140)는
    나노물질 흡착제가 코팅된 기판을 비스듬하게 하여 DNA를 포함하는 용액을 흘려 DNA를 고정화하는 것을 특징으로 하는
    DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법.
  7. 제 2항에 있어서,
    상기 DNA 고정화단계(S140)는
    나노물질 흡착제가 코팅된 기판을 DNA를 포함하는 용액에 담갔다가 꺼내어 DNA를 고정화하는 것을 특징으로 하는
    DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법.
  8. 제 1항에 있어서,
    상기 DNA-기반 나노선 형성단계(S200)에서
    정렬된 DNA와 양전하로 대전된 전도성 나노입자는 정전기적 인력에 의해 결합되는 것을 특징으로 하는
    DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법.
  9. 제 1항에 있어서,
    상기 양전하로 대전된 전도성 나노입자는
    아민기에 의해서 자발적으로 기능화된 것을 특징으로 하는
    DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법.
  10. 제 1항에 있어서,
    상기 양전하로 대전된 전도성 나노입자는
    금속, 반도체, 자성, 폴리머 입자 중 어느 하나 이상인 것을 특징으로 하는
    DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법.
  11. 제 1항 있어서,
    상기 바이오 센서는
    상기 DNA-기반 전도성 나노선과 전기적으로 접촉하는 소스 전극과 상기 소스 전극과 이격되어 배치되는 드레인 전극을 연결하는 전극 형성단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는
    DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법.
  12. 제 1항에 있어서,
    상기 단백질 검출 수용체는
    비오틴(Biotin), Anti-AFP, Anti-PIVKA-II 중 어느 하나인 것을 특징으로 하는
    DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서의 제조방법.
  13. 제 1항 내지 제 13항 중 어느 한 항의 제조방법으로 제조된 DNA-기반 전도성 나노선을 이용한 바이오 센서.
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