여기서, 자기 그래핀 전계효과 트랜지스터 바이오센서는 화학기상증착 그래핀 필름을 유리기판에 전사하여 센싱 필름과 도전성 채널을 제작하여 제조하였다. 그래핀 필름에 1-pyrenebutanoic acid succinimidyl ester를 앵커로 고정하여 프로브 앱타머를 그래핀 필름에 고정시켜 자기적으로 표지된 상보적 단일 가닥 DNA를 캡처합니다. 우리의 실험은 주기적인 자기장 내에서 바이오센서 임피던스가 주기적인 진동을 나타내는 것으로 나타났으며, 그 진폭은 상보적인 DNA 농도와 상관관계가 있었습니다. 이 원리를 기반으로 자기 그래핀 전계 효과 트랜지스터를 사용하여 1pM의 검출 한계로 단일 가닥 DNA를 검출했습니다. 결과는 자기력이 DNA 가닥을 구부림으로써 그래핀 트랜지스터의 이중 전도성 층의 자기 나노비드/DNA 변조를 초래하는 모델을 사용하여 합리화되었습니다. 또한 주기적인 자기장을 도입하여 MGFET의 주기적인 임피던스 변화를 생성할 수 있으므로 샘플링 통합을 사용하여 외부 자기장의 주기 수를 늘려 신호 대 잡음비를 효율적으로 개선할 수 있습니다. 따라서 본 연구에서는 고감도의 DNA 검출을 위한 새로운 바이오센서를 제시했습니다. 감지 원리에 따라 이 시스템은 다른 생체 분자, 세포 등을 감지하는 잠재적 도구가 될 수도 있습니다.
DNA의 검출은 분자생물학 연구와 유전질환 진단에 매우 중요하다[1,2,3]. 현재까지 형광 바이오센서[4,5], 전기화학적 바이오센서[6,7,8,9], 전계효과 트랜지스터(FET) 바이오센서[10,11,12,13]를 포함하여 DNA 검출을 위한 다양한 바이오센서가 개발되었다. ], 후자는 높은 민감도와 특이도로 인해 광범위한 주목을 받았습니다. Kaisti et al. [12]는 펩타이드 핵산 프로브를 사용하여 표지되지 않은 단일 가닥 DNA를 검출하는 FET 바이오센서를 개발했습니다. Kim et al. [13] 표준 상보형 금속 산화물 반도체 기술을 기반으로 FET형 DNA 전하 센서를 제작했습니다.
높은 비표면적, 높은 전기 전도성 및 우수한 전자 이동성으로 인해 그래핀은 FET 바이오센서 제조에 이상적인 재료로 예고되었습니다[14,15,16]. Cai et al. [15]는 펩타이드 핵산 DNA 혼성화를 통한 DNA의 초고감도 검출을 위한 그래핀 FET(GFET) 바이오센서를 개발했습니다. 우리 그룹은 또한 DNA 혼성화 및 단일 염기 불일치의 결합 동역학 및 친화도를 결정하기 위해 다중 채널 GFET 바이오센서를 제안했습니다[16].
기존의 GFET에서 외부 게이트 전극 전기장은 그래핀 필름과 용액 전해질 사이의 계면에서 이중 전도층을 생성합니다[17,18,19]. GFET의 캡티브 모델[16]을 기반으로 게이트 전극은 전해질을 통해 이중 전도층을 충전 및 방전하여 GFET 전도도를 조절합니다. 따라서 GFET의 전도도는 외부 전기장의 강도와 전해질의 이온 농도와 관련이 있습니다.
연구 과정에서 GFET의 감도에 대한 연구가 fM 수준에 도달했음을 발견했습니다. 예를 들어, Ping et al. [20] 및 Zheng et al. [21]은 fM 수준에서 검출 한계가 있는 기존의 GFET 바이오센서를 보고했습니다. 그러나, 위의 문헌은 반도체 분석기 검출에 의해 매우 높은 감도를 달성하는데, 이는 비용이 많이 들고 실용상 불편하다. 또한 Ag/AgCl 전극은 일반적으로 외부 게이트 전극으로 사용되며 크기와 재사용 가능성으로 인해 집적 바이오센서 구축에 적합하지 않습니다.
여기서, 전기장보다 자기장을 이용하여 GFET의 전도도를 조절하는 자기 GFET(Magnetic GFET, MGFET) 바이오센서가 개발되었다. 전도성 채널은 2개의 ITO(인듐 주석 산화물) 전극이 있는 유리 기판에 전사된 화학 기상 증착(CVD) 그래핀 필름을 사용하여 달성되었습니다. 그래핀 필름을 1-피렌부탄산 숙신이미딜 에스테르(PBASE)로 기능화하여 프로브 앱타머가 상보적인 자기 표지된 단일 가닥 DNA(cDNA)를 캡처하고 혼성화할 수 있도록 합니다. MGFET의 뒷면에 주기적인 자기장을 적용하여 주기적인 MGFET 전기 임피던스가 달성되었습니다. 또한 주기적 자기장에서 MGFET의 전기 임피던스 변동은 cDNA의 농도와 관련이 있습니다. MGFET 임피던스를 실시간으로 감지하기 위해 해당 실험실에서 만든 감지 장치가 구성되었습니다. 자기장이 MGFET와 직접 접촉하지 않기 때문에 여기에서 준비된 MGFET는 기존의 GFET 바이오센서보다 통합 및 적용이 더 쉽습니다. MGFET의 준비, 실험실에서 만든 감지 시스템의 구성 및 감지 원리가 모두 이 백서에 자세히 설명되어 있습니다.
ITO 전극이 있는 유리 기판은 Hua Nan Xiang Cheng Ltd.(중국)에서 구입했습니다. 프로브 앱타머, cDNA 및 불일치 DNA는 Sangon Biotech Inc.(Shanghai, China)에서 구입했습니다. 프로브 앱타머의 서열은 (5'-NH2 -TGG ACC CCC TCA TAA CGC CTC CTT TTC-FAM-3'), 상보적 DNA의 서열은 (5'-NH2) -GAA AAG GAG GCG TTA TGA GGG GGT CCA-3'), 완전히 일치하지 않는 DNA의 서열은 (5'-NH2 -TCC CCT TCT TAT GGC CTG TTT TTC AAC-3'), 단일 염기 불일치 DNA의 서열은 (5'-NH2 -GAA AAG GAG TCG TTA TGA GGG GGT CCA-3'). PBASE 및 디메틸 설폭사이드(DMSO)는 Sigma-Aldrich(Shanghai, China)에서 입수했습니다. 카르복실기로 변형된 자기 나노비드(MB)(10 mg/mL)는 Xianfeng Nano Material Technology Co., Ltd.(Nanjing, China)에서 입수했습니다. 1-에틸-3-(3-디메틸아미노프로필) 카르보디이미드 염산염, N-히드록시숙신이미드, 나트륨 도데실벤젠술포네이트(SDS) 및 나트륨 도데실 황산염 완충 식염수(PBS, P5368-10PAK, pH 7.4)는 Sigma-Aldrich(Shanghai)에서 구입했습니다. , 중국).
라만 현미경 시스템(SPEX-1403, SPEX)은 그래핀의 품질을 특성화하고 MGFET의 기능화를 검증하는 데 사용되었습니다. 형광 광도계(LS55, PerkinElmer)를 사용하여 자성 나노입자와 cDNA의 결합을 특성화했습니다. 실험실에서 만든 데이터 수집 시스템을 사용하여 MGFET의 임피던스를 실시간으로 기록했습니다.
20분 동안 초음파를 통해 균일하게 분산시킨 후, 카르복실기로 변형된 MB의 20μL 현탁액을 200μL의 1-에틸-3-(3-디메틸아미노프로필) 카보디이미드 염산염(2 mg/mL) 및 200μL의 N- 활성화된 MB를 얻기 위해 15분 동안 hydroxysuccinimide(2 mg/mL)를 사용합니다[22, 23]. 그런 다음, 20 μL의 cDNA 용액을 MBs 용액에 첨가하고 지속적으로 부드럽게 흔들면서 실온에서 2 시간 동안 인큐베이션했습니다. 그런 다음 MB를 통해 cDNA 샘플을 풍부하게 하기 위해 자기장이 도입되었습니다. 자기 나노비드/DNA(MB/cDNA) 접합체를 PBS로 3회 세척하고 향후 사용을 위해 PBS에 분산시켰습니다.
MGFET의 준비는 아래에 자세히 설명되어 있습니다. 먼저, 앞서 설명한 것처럼 CVD 그래핀 필름을 두 ITO 전극(그림 1a) 사이의 전도성 채널로 유리판에 전사했습니다[18, 19]. 둘째, DMSO에 용해된 PBASE(10 mM)를 실온에서 12 시간 동안 MGFET에 주입하고 π-π 적층을 통해 그래핀과 완전히 반응하도록 하였다(그림 1b). 그런 다음 MGFET를 DMSO 및 PBS로 연속적으로 세척하여 미반응 PBASE를 제거했습니다. 셋째, 2 μM의 프로브 앱타머를 MGFET에 도입하고 실온에서 4 시간 동안 PBASE와 함께 인큐베이션하여 프로브 앱타머가 PBASE와 충분히 반응할 수 있도록 합니다(그림 1c). 그런 다음 MGFET를 각각 0.2% SDS로 3회 세척하여 결합되지 않은 프로브 앱타머를 제거했습니다.
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MGFET의 기능화 및 감지 원리. 아 화학기상증착법으로 성장한 그래핀 필름. ㄴ PBASE에 의한 그래핀의 기능화. ㄷ PBASE를 통한 프로브 압타머 고정. d 프로브 앱타머와 cDNA의 혼성화. 이 감지 장치 사진
CVD 방법으로 생성된 그래핀 필름을 두 ITO 전극 사이의 전도성 채널로 유리 기판에 전사했습니다(그림 1a). 전사된 그래핀 필름은 라만 스펙트럼으로 특성화되었습니다(그림 2). 그래핀의 세 가지 특징적인 피크의 출현은 그래핀 필름이 유리 기판에 성공적으로 전사되었음을 보여줍니다[24, 25]. 2D 밴드와 G 밴드 사이의 강도 비율(I2D /IG )는 전사된 그래핀이 다층 필름임을 나타내었다[26]. 또한, D 밴드와 G 밴드 사이의 강도 비율(ID /IG )가 작아 결함 밀도가 매우 낮음을 나타냅니다.
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라만 스펙트럼
관능기가 없기 때문에 CVD 그래핀 필름에서 앱타머 사슬을 수정하기가 어려웠습니다. 따라서 방향족 pyrenyl 그룹을 기반으로 PBASE는 링커로 π-π 적층을 통해 그래 핀 필름에서 변형되었습니다. PBASE의 다른 쪽 끝에서 PBASE의 succinimide 부분은 5'-NH2에 결합될 수 있습니다. -N-하이드록시숙신이미드(NHS) 가교 반응을 기반으로 하는 표지된 프로브 앱타머(그림 1c). 그래핀 필름에 대한 프로브 앱타머의 결합을 평가하기 위해 프로브 앱타머의 3'-말단을 FAM 형광단(서열:5'-NH2 -TGG ACC CCC TCA TAA CGC CTC CTT TTC-FAM-3'). 앱타머 도입 직후 형광 강도가 분명히 향상되어 그래핀 표면에서 성공적인 변형을 나타냅니다(그림 3). 프로브 앱타머 농도를 높이면 형광 강도가 증가하여 일정한 값에 도달하므로 약 2 μM에서 MGFET의 프로브 앱타머 포화를 나타냅니다. 따라서 후속 실험은 2 μM의 프로브 앱타머 농도에서 수행되었습니다.
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프로브 앱타머에 의한 MGFET 변형의 특성화. 오차 막대는 5개의 독립적인 분석의 표준 편차를 나타냅니다.
MB 및 MB/cDNA 접합체의 형태는 투과 전자 현미경(TEM)으로 특성화되었습니다(그림 4a, b). MB의 입자 크기 분포는 약 7 nm의 평균 입자 크기를 나타냅니다(그림 4c). cDNA에 대한 바이오센싱에서 감도와 정확성을 보장하기 위해 cDNA를 완전히 포착하기 위해서는 MB가 cDNA에 대해 과도해야 합니다. 4 mg/mL 농도의 MB는 여기에서 사용된 cDNA 샘플에 대한 결합을 보장하기 위해 활성화되었습니다. FAM에 의한 cDNA 라벨링을 통해 형광 강도를 활용하여 커플링 효율을 특성화하고 cDNA 농도를 최적화했습니다(그림 4d). 실제로, 상층액의 형광 강도는 MB를 cDNA 용액에 도입한 후 분명히 감소했으며, 이는 cDNA가 MB에 의해 포획되고 농축되었음을 나타냅니다. MB에 의한 cDNA의 성공적인 포획은 10 nM의 cDNA 농도에서 상층액의 형광 강도가 PBS의 형광 강도와 동일하다는 관찰에 의해 확인되었으며, 이는 모든 cDNA가 MB에 의해 포획되고 농축되었음을 나타냅니다(그림 4d). ).
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MB/cDNA 커플링의 특성화. 아 MB의 TEM. ㄴ MB/cDNA 접합체의 TEM. ㄷ MB의 입자 크기 분포. d MB/cDNA(FAM) 커플링의 특성화. 오차 막대는 5개의 독립적인 분석의 표준 편차를 나타냅니다.
MB/cDNA 접합체를 10분 동안 MGFET에 추가하여 프로브 앱타머와의 완전한 cDNA 혼성화를 허용했습니다. 프로브 앱타머는 변형된 아미노기가 없이는 MB와 결합할 수 없기 때문에 PBS로 MGFET를 3회 세척하여 과잉 MB를 제거할 수 있습니다. 따라서 MGFET에는 MB/cDNA 접합체만 남았습니다(그림 1d). MGFET에 주기적인 자기장을 적용하기 위해 영구 자석을 회전 모터에 장착했습니다(그림 1e). 실험실에서 만든 감지 장치를 사용하여 MGFET의 임피던스 변동을 기록했습니다.
MGFET의 임피던스는 백 게이트인 자기장에 의해 변조되었으므로 자기장 강도 매개변수를 최적화하기 위해 자기장 강도와 MGFET의 임피던스 사이의 상관 관계를 조사했습니다(그림 5). 일반적으로 그래핀과 전해질 사이에 형성된 이중 전도층은 외부 전기장에 의해 변조되어 GFET의 전도도를 조절한다고 믿어집니다[19, 27, 28]. MGFET에서 MB와 자기장 사이의 자기력을 통해 MB/cDNA 접합체와 그래핀 필름 사이의 거리를 기계적으로 제어함으로써 MGFET의 이중 전도층을 변조하였다[29, 30]. MGFET 바이오센서 임피던스는 MB/cDNA 사슬을 탄성이 있는 얇은 막대로 취함으로써 설명될 수 있는 3단계에서 자기장 강도가 증가함에 따라 변했습니다[31]. 이 작업에서는 100mT 미만의 자기장 강도에서 첫 번째 단계가 발생했습니다. DNA 사슬의 탄성 가는 막대 모델에 기초하여 자기장의 힘이 DNA 가닥의 방사상 지지력보다 작기 때문에 자기장의 힘으로 인해 DNA 가닥이 구부러지기 어렵습니다. 따라서 MGFET는 자기장에 민감하지 않습니다. 자기장 강도가 100~200mT인 두 번째 단계에서 자기장 강도는 DNA 탄성 얇은 막대의 방사상 지지력을 극복하기에 충분하여 MB/cDNA의 빠른 굽힘 및 그 후 민감한 반응을 초래합니다. 자기장에 MGFET. 마지막으로 자기장 강도가 220mT 이상인 세 번째 단계에서 DNA 탄성 막대의 굽힘이 한계에 도달합니다. 따라서 MGFET는 자기장의 변화에 반응하지 않아 그림 5b와 같이 MGFET의 임피던스가 안정됩니다.
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MGFET의 임피던스에 대한 자기장 강도의 영향. 아 시간 영역에서 다양한 자기장 강도에서 MGFET의 임피던스. ㄴ MGFET의 임피던스와 자기장의 세기 사이의 관계. 오차 막대는 5개의 독립적인 분석의 표준 편차를 나타냅니다.
다양한 MB/cDNA 접합체 농도에 따른 MGFET 임피던스의 변화를 240mT의 고정 자기장 강도에서 측정하여 cDNA 검출 가능성과 감도를 결정했습니다.
각 cDNA 농도에서 MGFET 임피던스는 실시간으로 기록되었습니다(그림 6a). MGFET 뒷면에 영구자석을 장착하면 임피던스가 급격히 증가합니다. 반대로 주기적인 자기장을 인가하면 임피던스의 주기적인 변화가 관찰되었다. 이 임피던스 주기성을 기반으로 샘플 통합 알고리즘(SIA)을 사용하여 MGFET의 신호 대 잡음비를 높였습니다. 자기장을 가하지 않은 기간이 T0인 경우 자기장이 인가된 기간은 TM (그림 6a), SIA는 다음 단계로 설명될 수 있습니다. (1) T0 동안 , 노이즈에 의해 생성된 모든 데이터 포인트는 0으로 정규화되었습니다. (2) 각 TM 동안 얻은 데이터 포인트 기간을 샘플링하여 순서대로 평균했습니다. 4주기에 걸친 SIA 처리 후 MGFET의 주기적인 임피던스 변화는 그림 6b와 같이 얻어졌습니다. 이론적으로 충분히 긴 샘플링 시간을 사용하면 MGFET의 신호 대 잡음비가 효과적으로 향상될 수 있습니다.
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아 cDNA 농도가 다른 임피던스 변동의 시간 영역. ㄴ cDNA 농도에 따른 MGFET의 임피던스 변화
MGFET의 임피던스 변화는 cDNA 농도와 양의 상관관계가 있었습니다(그림 6b). MGFET의 임피던스 변화와 cDNA 농도 간의 상관관계를 평가했습니다(그림 7). 이 작업에서 MGFET 바이오센서의 높은 감도는 주로 다음 두 가지 측면을 기반으로 합니다. 첫째, MB/cDNA 접합체의 기계적 움직임이 DNA 단독의 경우에 비해 이중 전도층에 대한 변조 효과를 향상시킬 수 있고, 둘째, 주기적인 자기장을 인가하여 MGFET의 주기적인 임피던스 변화를 생성할 수 있기 때문에 샘플링 적분 원리에 기초하여 자기장이 있는 MGFET 임피던스만 샘플링 및 적분하여 노이즈를 줄였습니다. 따라서 외부 자기장의 주기 수를 늘리면 시스템 신호 대 잡음비가 크게 최적화될 수 있습니다.
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MGFET의 임피던스와 타겟 DNA 농도의 관계. 오차 막대는 5개의 독립적인 분석의 표준 편차를 나타냅니다.
MGFET의 특이성은 완전히 일치하지 않는 DNA 사슬과 단일 염기가 일치하지 않는 DNA 사슬을 포함하여 두 개의 서로 다른 표적 DNA 서열을 감지하여 평가되었습니다. 위에서 설명한 절차와 유사하게 완전히 일치하지 않는 DNA(서열:5'-NH2 -TCC CCT TCT TAT GGC CTG TTT TTC AAC-3') 및 단일 염기 불일치 DNA(서열:5'-NH2 -GAA AAG GAG TCG TTA TGA GGG GGT CCA-3') 각각 MB에 결합되었습니다. PBS 용액에 녹인 미스매치 MB/DNA를 MGFET 바이오센서에 10분 동안 첨가하여 앱타머와 충분히 반응시켰다. MGFET를 PBS로 3회 세척하여 불일치 DNA를 제거했습니다. 완전히 일치하지 않는 DNA 사슬의 경우 MB/DNA의 접합체가 앱타머와 혼성화할 수 없기 때문에 거의 모든 MB/DNA 접합체가 제거되었습니다. 따라서 완전히 일치하지 않는 MB/DNA의 추가는 그림 8과 같이 그래핀의 전도도에 거의 영향을 미치지 않으며 이는 바이오 센서의 높은 선택성을 나타냅니다. 또한, 우리는 그림 7과 같이 단일 염기 불일치 DNA 사슬을 통해 바이오센서의 선택성을 조사했습니다. 단일 염기 불일치 사슬에 대한 MGFET 임피던스 변화는 상보 가닥보다 약간 낮고 각각의 특정 농도에 대한 비상보적 표적 가닥. 따라서 이 작업에서 단일 염기 불일치 가닥을 감지할 수 있습니다. 앱타머와 상보적 DNA 사슬은 모두 주로 바이오센서의 선택성을 결정하는 상용 제품이지만 MGFET와 그 검출 시스템은 DNA 검출에 대한 높은 감도에 기여하기도 했습니다.
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MGFET의 임피던스와 완전히 일치하지 않는 DNA 농도 간의 관계. 오차 막대는 5개의 독립적인 분석의 표준 편차를 나타냅니다.
여기에서는 cDNA를 검출하기 위해 그래핀 및 자성 나노입자를 기반으로 하는 MGFET 바이오센서를 제시하였다. MGFET에서 자성 나노입자는 cDNA 서열의 끝에 수정되었습니다. MB와 자기장 사이의 자기력을 통해 MB/cDNA 접합체와 그래핀 필름 사이의 거리를 기계적으로 제어함으로써 MGFET의 이중 전도층을 변조하였다. 또한 특정 DNA 가닥의 경우 MGFET의 임피던스가 DNA 가닥의 응력을 반영하고, 이는 차례로 DNA 가닥의 굽힘을 반영한다는 결론을 내릴 수도 있습니다(삽입, 그림 5b). 따라서 현재의 MGFET는 DNA 사슬의 기계적 매개변수 연구에 사용될 가능성이 있습니다. 따라서 MGFET는 cDNA 검출을 위한 바이오센서로서 기능할 뿐만 아니라 잠재적으로 DNA 사슬의 기계적 매개변수를 검출할 수도 있습니다.
이 연구 동안 생성되거나 분석된 모든 데이터는 기사에 포함됩니다.
상보적인 자기 표지된 단일 가닥 DNA
화학 기상 증착
디메틸설폭사이드
전계 효과 트랜지스터
그래핀 전계 효과 트랜지스터
자기 나노비드
자기 그래핀 전계 효과 트랜지스터
N-히드록시숙신이미드
1-피렌부탄산 숙신이미딜 에스테르
나트륨 도데실 설페이트 인산염 완충 식염수
나트륨 도데실벤젠설포네이트
샘플 통합 알고리즘
투과전자현미경
인듐 주석 산화물
나노물질
초록 패혈증은 심각한 미생물 감염에 대한 물리적 반응과 관련된 극단적인 상태이며 치명적이고 생명을 위협하는 문제를 일으킵니다. 패혈증은 염증을 유발하고 의료 응급 상황으로 이어지는 감염과 싸우기 위해 면역 체계와 함께 혈류로 화학 물질이 방출되는 동안 생성됩니다. 탄광 비산회에서 복합 세로형 제올라이트와 산화철 나노복합체를 추출하고 패혈증 공격을 식별하기 위해 정전용량 바이오센서의 표면 특성을 개선하는 데 활용했습니다. 항-인터루킨-3(항-IL-3) 항체는 패혈증 바이오마커 IL-3와 상호작용하기 위해 아민 링커를 통해 제올라이트
초록 본 논문에서는 전금속 메타물질 기반의 테라헤르츠(THz) 바이오센서를 이론적으로 조사하고 실험적으로 검증한다. 이 THz 메타물질 바이오센서는 레이저 드릴링 기술을 통해 제조된 스테인리스 스틸 소재를 사용합니다. 시뮬레이션 결과에 따르면 이 메타물질 센서의 최대 굴절률 감도와 성능 지수는 각각 294.95GHz/RIU 및 4.03입니다. 그런 다음 이 바이오센서의 유효성을 평가하기 위한 검출 물질로 소 혈청 알부민을 선택했습니다. 실험 결과에 따르면 감지 감도는 72.81GHz/(ng/mm2 ) 검출 한계는 0.035mg/m
