RU2762360C1 - Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера и устройство для его реализации - Google Patents
Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера и устройство для его реализации Download PDFInfo
- Publication number
- RU2762360C1 RU2762360C1 RU2020128002A RU2020128002A RU2762360C1 RU 2762360 C1 RU2762360 C1 RU 2762360C1 RU 2020128002 A RU2020128002 A RU 2020128002A RU 2020128002 A RU2020128002 A RU 2020128002A RU 2762360 C1 RU2762360 C1 RU 2762360C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- coating
- biological marker
- transistor
- voltage
- biosensor
- Prior art date
Links
- 239000000090 biomarker Substances 0.000 title claims abstract description 71
- 238000001514 detection method Methods 0.000 title claims abstract description 43
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 37
- 238000000576 coating method Methods 0.000 claims abstract description 135
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 claims abstract description 133
- 239000002070 nanowire Substances 0.000 claims abstract description 34
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims abstract description 27
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 claims abstract description 22
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims abstract description 22
- 239000002773 nucleotide Substances 0.000 claims description 27
- 125000003729 nucleotide group Chemical group 0.000 claims description 27
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 claims description 25
- 102000004169 proteins and genes Human genes 0.000 claims description 25
- 238000007306 functionalization reaction Methods 0.000 claims description 24
- 239000003153 chemical reaction reagent Substances 0.000 claims description 21
- 150000007523 nucleic acids Chemical class 0.000 claims description 20
- 150000004756 silanes Chemical class 0.000 claims description 20
- 238000011898 label-free detection Methods 0.000 claims description 19
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 claims description 18
- 108020004707 nucleic acids Proteins 0.000 claims description 17
- 102000039446 nucleic acids Human genes 0.000 claims description 17
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims description 16
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 16
- 150000003384 small molecules Chemical class 0.000 claims description 16
- 239000003431 cross linking reagent Substances 0.000 claims description 15
- 238000004140 cleaning Methods 0.000 claims description 12
- 229920001222 biopolymer Polymers 0.000 claims description 11
- 239000003960 organic solvent Substances 0.000 claims description 10
- 230000007935 neutral effect Effects 0.000 claims description 7
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 claims description 5
- 230000009834 selective interaction Effects 0.000 claims description 5
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 5
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 claims description 4
- 239000007853 buffer solution Substances 0.000 claims description 3
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 claims 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 abstract description 18
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 7
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract description 2
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 24
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 17
- 108091032973 (ribonucleotides)n+m Proteins 0.000 description 14
- 239000012491 analyte Substances 0.000 description 14
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 13
- 108091034117 Oligonucleotide Proteins 0.000 description 12
- JLCPHMBAVCMARE-UHFFFAOYSA-N [3-[[3-[[3-[[3-[[3-[[3-[[3-[[3-[[3-[[3-[[3-[[5-(2-amino-6-oxo-1H-purin-9-yl)-3-[[3-[[3-[[3-[[3-[[3-[[5-(2-amino-6-oxo-1H-purin-9-yl)-3-[[5-(2-amino-6-oxo-1H-purin-9-yl)-3-hydroxyoxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxyoxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(5-methyl-2,4-dioxopyrimidin-1-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(6-aminopurin-9-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(6-aminopurin-9-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(6-aminopurin-9-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(6-aminopurin-9-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxyoxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(5-methyl-2,4-dioxopyrimidin-1-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(4-amino-2-oxopyrimidin-1-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(5-methyl-2,4-dioxopyrimidin-1-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(5-methyl-2,4-dioxopyrimidin-1-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(6-aminopurin-9-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(6-aminopurin-9-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(4-amino-2-oxopyrimidin-1-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(4-amino-2-oxopyrimidin-1-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(4-amino-2-oxopyrimidin-1-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(6-aminopurin-9-yl)oxolan-2-yl]methoxy-hydroxyphosphoryl]oxy-5-(4-amino-2-oxopyrimidin-1-yl)oxolan-2-yl]methyl [5-(6-aminopurin-9-yl)-2-(hydroxymethyl)oxolan-3-yl] hydrogen phosphate Polymers Cc1cn(C2CC(OP(O)(=O)OCC3OC(CC3OP(O)(=O)OCC3OC(CC3O)n3cnc4c3nc(N)[nH]c4=O)n3cnc4c3nc(N)[nH]c4=O)C(COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3COP(O)(=O)OC3CC(OC3CO)n3cnc4c(N)ncnc34)n3ccc(N)nc3=O)n3cnc4c(N)ncnc34)n3ccc(N)nc3=O)n3ccc(N)nc3=O)n3ccc(N)nc3=O)n3cnc4c(N)ncnc34)n3cnc4c(N)ncnc34)n3cc(C)c(=O)[nH]c3=O)n3cc(C)c(=O)[nH]c3=O)n3ccc(N)nc3=O)n3cc(C)c(=O)[nH]c3=O)n3cnc4c3nc(N)[nH]c4=O)n3cnc4c(N)ncnc34)n3cnc4c(N)ncnc34)n3cnc4c(N)ncnc34)n3cnc4c(N)ncnc34)O2)c(=O)[nH]c1=O JLCPHMBAVCMARE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 11
- 108020004414 DNA Proteins 0.000 description 10
- 238000000018 DNA microarray Methods 0.000 description 9
- YBJHBAHKTGYVGT-ZKWXMUAHSA-N (+)-Biotin Chemical compound N1C(=O)N[C@@H]2[C@H](CCCCC(=O)O)SC[C@@H]21 YBJHBAHKTGYVGT-ZKWXMUAHSA-N 0.000 description 8
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 7
- 230000008859 change Effects 0.000 description 7
- 238000009396 hybridization Methods 0.000 description 7
- 239000012212 insulator Substances 0.000 description 7
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 description 7
- 239000010703 silicon Substances 0.000 description 7
- 108091003079 Bovine Serum Albumin Proteins 0.000 description 6
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 6
- 229920002521 macromolecule Polymers 0.000 description 6
- 108090001008 Avidin Proteins 0.000 description 5
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 5
- 230000027455 binding Effects 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 5
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 5
- 239000003550 marker Substances 0.000 description 5
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 5
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 5
- 238000011895 specific detection Methods 0.000 description 5
- 229960002685 biotin Drugs 0.000 description 4
- 235000020958 biotin Nutrition 0.000 description 4
- 239000011616 biotin Substances 0.000 description 4
- 230000000295 complement effect Effects 0.000 description 4
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 4
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 4
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 4
- 239000002751 oligonucleotide probe Substances 0.000 description 4
- WEVYAHXRMPXWCK-UHFFFAOYSA-N Acetonitrile Chemical group CC#N WEVYAHXRMPXWCK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 239000008055 phosphate buffer solution Substances 0.000 description 3
- 238000003752 polymerase chain reaction Methods 0.000 description 3
- 230000008569 process Effects 0.000 description 3
- 238000001179 sorption measurement Methods 0.000 description 3
- 102000004190 Enzymes Human genes 0.000 description 2
- 108090000790 Enzymes Proteins 0.000 description 2
- LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N Ethanol Chemical compound CCO LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- ZRALSGWEFCBTJO-UHFFFAOYSA-N Guanidine Chemical compound NC(N)=N ZRALSGWEFCBTJO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 108020005187 Oligonucleotide Probes Proteins 0.000 description 2
- BLRPTPMANUNPDV-UHFFFAOYSA-N Silane Chemical compound [SiH4] BLRPTPMANUNPDV-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N Silicium dioxide Chemical compound O=[Si]=O VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 229940098773 bovine serum albumin Drugs 0.000 description 2
- 238000011161 development Methods 0.000 description 2
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 2
- 230000005669 field effect Effects 0.000 description 2
- 239000012634 fragment Substances 0.000 description 2
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 2
- 239000002346 layers by function Substances 0.000 description 2
- 229940124276 oligodeoxyribonucleotide Drugs 0.000 description 2
- 238000012216 screening Methods 0.000 description 2
- 229910000077 silane Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000002356 single layer Substances 0.000 description 2
- 230000009870 specific binding Effects 0.000 description 2
- NLXLAEXVIDQMFP-UHFFFAOYSA-N Ammonium chloride Substances [NH4+].[Cl-] NLXLAEXVIDQMFP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 208000035473 Communicable disease Diseases 0.000 description 1
- 102000053602 DNA Human genes 0.000 description 1
- 108700011259 MicroRNAs Proteins 0.000 description 1
- CHJJGSNFBQVOTG-UHFFFAOYSA-N N-methyl-guanidine Natural products CNC(N)=N CHJJGSNFBQVOTG-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 208000037273 Pathologic Processes Diseases 0.000 description 1
- 229920002873 Polyethylenimine Polymers 0.000 description 1
- 229910004298 SiO 2 Inorganic materials 0.000 description 1
- 241000700605 Viruses Species 0.000 description 1
- 239000007864 aqueous solution Substances 0.000 description 1
- 238000003556 assay Methods 0.000 description 1
- 230000001588 bifunctional effect Effects 0.000 description 1
- 239000013060 biological fluid Substances 0.000 description 1
- 238000010170 biological method Methods 0.000 description 1
- 238000009835 boiling Methods 0.000 description 1
- PFKFTWBEEFSNDU-UHFFFAOYSA-N carbonyldiimidazole Chemical compound C1=CN=CN1C(=O)N1C=CN=C1 PFKFTWBEEFSNDU-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000003759 clinical diagnosis Methods 0.000 description 1
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 description 1
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- SWSQBOPZIKWTGO-UHFFFAOYSA-N dimethylaminoamidine Natural products CN(C)C(N)=N SWSQBOPZIKWTGO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 1
- 150000002357 guanidines Chemical group 0.000 description 1
- 229940083094 guanine derivative acting on arteriolar smooth muscle Drugs 0.000 description 1
- 238000003018 immunoassay Methods 0.000 description 1
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
- 238000000707 layer-by-layer assembly Methods 0.000 description 1
- 239000003446 ligand Substances 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 229910021421 monocrystalline silicon Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000002086 nanomaterial Substances 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 230000009054 pathological process Effects 0.000 description 1
- 239000008363 phosphate buffer Substances 0.000 description 1
- 125000002467 phosphate group Chemical group [H]OP(=O)(O[H])O[*] 0.000 description 1
- 125000004437 phosphorous atom Chemical group 0.000 description 1
- 229910052698 phosphorus Inorganic materials 0.000 description 1
- -1 phosphoryl guanidine derivatives Chemical class 0.000 description 1
- 238000000053 physical method Methods 0.000 description 1
- 229920002851 polycationic polymer Polymers 0.000 description 1
- 108090000765 processed proteins & peptides Proteins 0.000 description 1
- 102000004196 processed proteins & peptides Human genes 0.000 description 1
- 238000004451 qualitative analysis Methods 0.000 description 1
- 238000004445 quantitative analysis Methods 0.000 description 1
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 1
- 229920002477 rna polymer Polymers 0.000 description 1
- 238000011896 sensitive detection Methods 0.000 description 1
- 230000001235 sensitizing effect Effects 0.000 description 1
- 239000000377 silicon dioxide Substances 0.000 description 1
- 235000012239 silicon dioxide Nutrition 0.000 description 1
- 239000002904 solvent Substances 0.000 description 1
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
- G01N27/02—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance
- G01N27/04—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating resistance
- G01N27/12—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating resistance of a solid body in dependence upon absorption of a fluid; of a solid body in dependence upon reaction with a fluid, for detecting components in the fluid
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
- G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
- G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
Landscapes
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Electrochemistry (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Food Science & Technology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Urology & Nephrology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
Abstract
Группа изобретений относится к области биотехнологии. Предложены устройство и способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера. Устройство содержит первый и второй источники питания постоянного напряжения, сенсорный элемент, блок измерения, блок управления, блок анализа, блок управления переключением транзисторными узлами, блок преобразования тока в напряжение, измеритель постоянного напряжения, датчик температурного режима. Сенсорный элемент состоит из транзисторного блока, где транзисторный блок включает затвор и транзисторный узел с нанопроволочным транзистором с нанесенным функционализирующим и биосенсорным покрытиями. Способ включает формирование зоны с нанесенными покрытиями нанопроволочным транзистором и референсным транзисторным узлом без биосенсорного покрытия, генерирование управляющих сигналов, преобразование постоянного тока в напряжение, регистрирование разности напряжения между транзисторный узлом и референсным транзисторным узлом, регистрирование зависимости измеряемого напряжения от времени, определение температурного режима транзисторного блока, формирование сигнала для блока управления с возможностью проведения измерений исследуемого биологического маркера. Изобретения обеспечивают повышение достоверности, чувствительности и специфичности детекции, повышение быстродействия. 2 н. и 22 з.п. ф-лы., 4 пр., 9 ил.
Description
Изобретение относится к области биофизики, биотехнологии, в части применения молекулярной диагностики с использованием биологических жидкостей (маркеров). Изобретение может быть использовано в разработке высокочувствительных биосенсоров различных биомолекулярных маркеров, в том числе социально-значимых заболеваний, а так же к технологии изготовления сенсорных структур на основе твердотельного полупроводника и функционального органического покрытия и может быть использовано при создании биосенсоров на основе полевых транзисторов или структур. Изобретение позволяет получать более достоверные, специфичные и селективные результаты при выявлении биологических маркеров с помощью сенсоров на основе КНИ-транзисторов в автоматическом режиме.
В заявляемом изобретении используются следующие термины:
КНИ-транзистор - транзистор, изготовленный по технологии «кремний на изоляторе»
КНИ-структура - структура кремний на изоляторе
ДНК - дезоксирибонуклеиновая кислота;
дц - двуцепочечная;
НК - нуклеиновая кислота (ДНК или РНК);
п.н. - пары нуклеотидов;
ПЦР - полимеразная цепная реакция;
РНК - рибонуклеиновая кислота;
ФГ- фосфорилгуанидиновая группа;
ФГ-олигонуклеотиды - производные олигонуклеотидов, содержащие одну или более фосфатных групп, в которых на атоме фосфора введен остаток гуанидина или замещенного гуанидина.
В настоящее время основными методами клинической диагностики инфекционных заболеваний человека являются иммуноанализ и полимеразная цепная реакция. Детекция нуклеиновых кислот востребована в различных областях молекулярной биологии, биомедицинской химии и медицины. Нуклеиновые кислоты могут являться биомаркерами определенных заболеваний. В качестве биомаркеров в последнее время все более часто используются микроРНК - малые регуляторные РНК молекулы, уровень которых напрямую может быть связан с патологическими процессами, происходящими в организме. Для детекции специфических последовательностей нуклеиновых кислот в настоящее время разработано большое количество разнообразных подходов. Созданы биосенсоры, чья работа основана на различных принципах. Одним из критериев по которому можно разделить все сенсоры является наличие специфических меток, которые позволяют детектировать целевые объекты, так называемые меточные и безметочные подходы. Для первых типов сенсоров необходимой стадией является введение меток в систему измерений необходимых для детекции, например, флуоресцентных, электрохимических, оптических и др.
Все эти методы обладают рядом существенных недостатков: низкая чувствительность для иммунохроматографического анализа; необходимость в квалифицированных специалистах и дорогостоящем оборудовании; продолжительное время анализа; высокая вероятность возникновения ложноположительного результата в случае полимеразной цепной реакции. В связи с этим успешно развиваются новые высокочувствительные аналитические системы регистрации биомолекул, основанные на сочетании современных молекулярно-биологических и физических методов, обеспечивающих детекцию немеченых молекул (label free) (Dmitrienko E.V., Naumova O.V., Fomin В.I., Kupryushkin M.S., Volkova (Poryvaeva) A.V., Amirkhanov N.V., Semenov D.V., Pyshnaya I.A., Pyshnyi. Surface modification of SOI-FET sensors for label-free and specific detection of short RNA analyte // Nanomedicine (Lond). 2016 Aug;11(16):2073-2082. doi: 10.2217/nnm-2016-0071.).
Нанопроволочные, полевые со структурой кремний на изоляторе - КНИ-транзисторы - являются высокочувствительными сенсорными элементами, широко используемыми для качественного и количественного анализа биологических молекул и химических веществ. Принцип действия таких сенсорных элементов основан на модуляции проводимости нано(?и микро)проволоки при осаждении на ее поверхность заряженной частицы, либо экранировании заряда молекул раствора адсорбируемой частицей. При этом детектируемая частица действует как локальный виртуальный затвор. Если размер области обеднения, индуцированной адсорбируемой частицей, сопоставим с размерами нанопроволоки, то достигается чувствительность сенсорного элемента на уровне единичной частицы на проволоку. Это определяет требования к размерам нанопроволок, которые должны быть сопоставимы с пространственными размерами детектируемого объекта - от сотен до единиц нанометров (от вирусов до белков и фрагментов нуклеиновых кислот), для достижения максимальной чувствительности биосенсора.
Известно техническое решение, являющееся современным, технологичним и перспективным методом детекции биомолекулярных маркеров (O.V. Naumova, V.P. Popov, L.N. Safronov, B.I. Fomin, D.A. Nasimov, A.V. Latyshev, A.L. Aseev, Yu.D. Ivanov and A.I. Archakov, Ultra-Thin SOI Layer Nanostructuring and Nanowire Transistor Formation for FemtoMole Electronic Biosensors, ECS Transactions, 2009, т. 25, №10, стр. 83-87)). Способ использует наноразмерные кремниевые проволоки шириной от нескольких сотен нанометров до нескольких микрометров, расположенные на слое из диоксида кремния, толщиной 300-500 нм, «лежащего» на кремниевой подложке, так называемые КНИ-структуры (кремний на изоляторе). Заряды адсорбированных биомолекул при связывании их с поверхностью нанопроволоки индуцируют возникновение компенсирующих зарядов в полупроводнике, изменению его поверхностного потенциала и, как следствие, к изменению силы тока, проходящей через сенсорный элемент, которое фиксируется аналогово-цифровым преобразователем. Данное техническое решение продемонстрировано только в отношении белкового аналита, при этом отсутствуют данные о специфичности (избирательности) взаимодействия. В процессе измерения отсутствует одновременное измерение сигнала контрольных (референсных) и специфичных нанопроволок. В качестве специфического сигнала используют измерение тока, значения которого не превышают микроамперных значений, что накладывает дополнительные ограничения на аппаратную базу детекции сигнала. Вышеперечисленные аспекты приводят к ряду недостатков известного технического решения. Продемонстрированное выявление только белковой молекулы не дает представления о возможном использовании предложенного сенсора для детекции других аналитов, при этом не продемонстрирована избирательность выявления конкретного аналита, что может приводить к невозможности детекции конкретного аналита в присутствии молекул подобного строения (что необходимо для успешного применения биосенсора). Измерение тока в качестве специфического сигнала приводит к необходимости использования высокоточных приборов для детекции и приводит к понижению чувствительности и достоверности измерений. Отсутствие одновременного измерения сигналов контрольных (референсных) и специфичных нанопроволок в процессе измерения приводит к снижению достоверности анализа.
Известно техническое решение, представленное в устройстве регистрации макромолекул при медицинской диагностике (Патент РФ №168546, «Устройство регистрации макромолекул при медицинской диагностике», МПК G01N 33/53, G01N 33/50, опубликован 08.02.2017 г.). С помощью роботов-раскапывателей исключительно на рабочую поверхность биочипа ковалентно иммобилизуется монослой макромолекул маркеров заболевания. Формирование монослоя макромолекул маркеров заболевания на поверхности биочипа приводит к изменению проводимости нанопроволок биочипа, которая находится в зависимости от количества ковалентно иммобилизованных на поверхности биочипа макромолекул маркеров заболевания. При этом рабочая поверхность биочипа на основе нанопроволочной структуры кремний на изоляторе модифицирована слоем органофункционального силана, за счет которого иммобилизованы зондовые макромолекулы на рабочую поверхность биочипа.
Недостатком данного технического решения является ковалентная иммобилизация зондовых молекул осуществляется за счет органофункционального силана. При этом формировуется толстый слой (5-20 нм) на поверхности нанопроволочных сенсоров, что приводит к снижению чувствительности, достоверности и воспроизводимости анализа. Другой стороной этого являются необходимость контроля толщины данного покрытия путем контроля условий проведения реакции. Важным критерием при фиксации биомолекулярных зондов на поверхность биочипа на основе нанопроволочной структуры кремний на изоляторе является минимизация расстояния между поверхностью нанопроволоки и выявляемой молекулой, поскольку максимальное влияние на проводимость оказывает ближайшее окружение нанопроволоки. При использовании органофункциональных силанов возрастает вероятность экранирования зарядов молекулы маркера [Sorgenfrei S. Et al. Nano Lett. (2011), Stern E. et al. Nano Lett. (2007)]. Поскольку сенсор направлен на выявление биологических маркеров, исключить наличие низкомолекулярных ионов не представляется возможным, в связи с этим необходимо максимально приблизить к поверхности иммобилизованную молекулу и строго контролировать расстояние между поверхностью биочипа и анализируемой молекулой, которое непосредственно влияет на величину изменения проводимость нанопровлок биочипа, и следовательно, эффективность и чувствительность анализа.
Известно техническое решение, представленное в способе изготовления биосенсорной структуры (Патент РФ №2644979 «Способ изготовления биосенсорной структуры», МПК H01L51/40, опубликовано 15.02.2018 г.). Способ изготовления биосенсорной структуры включает модификацию полупроводникового электрохимического преобразователя для создания эффективного отрицательного электростатического заряда, а также послойную адсорбцию слоя поликатионных молекул полимера и слоя полианионных молекул фермента из водного раствора. При этом используют пластину монокристаллического кремния с электронным типом проводимости, а его модификацию проводят путем кипячения полупроводниковой пластины в перекисно-аммиачном растворе, а в процессе адсорбции молекул фермента, либо предварительно непосредственно перед процессом адсорбции, на поверхность структуры «n-Si/SiO-2/полиэтиленимин» осуществляют освещение структуры со стороны раствора с интенсивностью, достаточной для изменения плотности заряда поверхности полупроводниковой структуры за время адсорбции.
Недостатками известного технического решения является использование поликатионных и полианионных слоев при фиксации биомолекул на поверхности сенсора, так как существенное влияние оказывает эффективный заряд поверхности нанопроволоки, и наличие большого количества зарядов на поверхности приводит к снижению отклика системы на формирование комплекса между иммобилизованным зондом и анализируемым маркером, что в результате приводит к снижению чувствительности и избирательности детекции.
Наиболее близким к предлагаемому изобретению является способ безметочного выявления коротких фрагментов РНК с помощью наноструктур кремний на изоляторе, представленный в статье (Dmitrienko E.V., Naumova O.V., Fomin В.I., Kupryushkin M.S., Volkova (Poryvaeva) A.V., Amirkhanov N.V., Semenov D.V., Pyshnaya I.A., Pyshnyi. Surface modification of SOI-FET sensors for label-free and specific detection of short RNA analyte // Nanomedicine (Lond). 2016 Aug;11(16):2073-2082. doi: 10.2217/nnm-2016-0071.) и выбранный в качестве прототипа. Способ включает модификацию нанопроволочного транзистора, присоединение олигонуклеотидных зондов, специфичных по отношению к коротким РНК-маркерам. Авторы демонстрируют преимущества использования короткого модифицирующего линкера на основе карбонилдиимидазола по сравнению со стандартным подходом, основанным на использовании модифицированного силана. Впервые показывают возможность использования незаряженных аналогов нуклеиновых кислот на основе фосфорилгуанидиновых производных в качестве специфичных зондов на поверхности КНИ-транзисторов. В предложенном техническом решении продемонстрировано выявление только коротких РНК аналитов. При этом не продемонстрирована возможность специфичного выявления правильных последовательностей РНК, в том числе с возможностью дискриминации однонуклеотидных несоответствий, что существенно ограничивает диагностический потенциал предложенного подхода. Кроме того, отсутствует одновременное измерение сигнала контрольных (референсных) и специфичных образцов. К недостатку предложенного технического решения относится измерение тока в качестве специфического сигнала, что накладывает дополнительные требования на установку и измеритель тока - высокое качество соединений и высокая чувствительность амперметра. В предложенном способе отсутствует автоматизация измерений, а также нет возможности задания всех параметров измерения. Перечисленные факторы приводят к снижению чувствительности и специфичности анализа, не позволяют проводить селективный анализ близких по строению соединений. Также все перечисленные технические решения не позволяют проводить параллельный анализ нескольких маркеров, что не позволяет рассматривать предложенные сенсоры в качестве мультиплексных диагностических платформ.
Перед авторами изобретения ставилась задача разработать способ и устройство для его реализации, позволяющее в автоматическом режиме проводить параллельную, безметочную, селективную и чувствительную детекцию одновременно нескольких биологических маркеров.
Поставленная задача решается тем, в способе автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера включающий подготовку сенсорного элемента посредством очистки и последовательной функционализации покрытием толщиной менее 100 нм и биосенсорным покрытием, с возможностью селективного взаимодействия с исследуемым биологическим маркером; подача постоянного напряжения, проведение измерений отклика транзисторного узла на наличие исследуемого биологического маркера, выявление биологического маркера, дополнительно формируют систему с зоной, содержащей хотя бы один нанопроволочный транзистор с нанесенным функционализирующим покрытием и биосенсорным покрытием и одного референсного транзисторного узла без нанесенного биосенсорного покрытия для контроля с возможностью измерения одновременно нескольких транзисторных узлов, генерируют управляющие сигналы первому источнику питания постоянного напряжения, второму источнику питания постоянного напряжения и блоку измерения для переключения между выбранным числом транзисторных узлов и с возможностью переключения между ними последовательно, преобразовывают постоянный ток в напряжение посредством блока преобразования тока в напряжение и определяют напряжение, зависимое от отклика транзисторного узла на исследуемый биологический маркер, регистрируют разность напряжения между хотя бы одним транзисторный узлом с нанесенным биосенсорным покрытием и хотя бы одним референсным транзисторным узлом без нанесенного биосенсорного покрытия, регистрируют зависимость измеряемого напряжения транзисторного узла с нанесенным биосенсорным покрытием и без нанесенного биосенсорного покрытия от времени, определяют температурный режим транзисторного блока, передают в блок анализа, далее формируют сигнал для блока управления с возможностью проведения измерений исследуемого биологического маркера, при этом функционализирующее покрытие выполняют с нейтральным зарядом и толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов без использования модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере, один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм, либо функционализирующее покрытие выполняют толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов с использованием модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм, далее биосенсорное покрытие выполняют в виде нейтрально- заряженных аналогов нуклеиновых кислот, либо биосенсорное покрытие выполняют в виде биополимера белковой природы, либо биосенсорное покрытие выполняют в виде биополимера нуклеотидной природы, либо биосенсорное покрытие выполняют в виде низкомолекулярноего соединения белковой природы либо биосенсорное покрытие представляет собой низкомолекулярное соединение нуклеотидной природы, при этом нейтрально-заряженное биосенсорное покрытие выполняют в виде низкомолекулярного соединения синтетических аналогов нуклеотидной природы, далее первый источник питания постоянного напряжения постоянного тока выполняют с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-100 В, далее второй источник питания постоянного напряжения постоянного тока выполняют с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-10 В, при этом выявление биологического маркера осуществляют в воде, либо биологического маркера осуществляют в буферном растворе с концентрацией ионов от 0.1 до 100 мМ.
Способ реализуется с помощью устройства для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера которое содержит корпус; первый источник питания постоянного напряжения; второй источник питания постоянного напряжения; сенсорный элемент, который состоит из транзисторного блока, который включает в себя затвор и хотя бы один транзисторный узел, каждый из которых состоит из хотя бы одного нанопроволочного транзистора, с нанесенными функционализирующим покрытием толщиной не более 100 нм и биосенсорным покрытием с возможностью селективного взаимодействия с исследуемым биологическим маркером, нанесенным на хотя бы один транзисторный узел; блок измерения; блок управления; блок анализа; блок управления переключением транзисторными узлами и оно дополнительно оснащено блоком преобразования тока в напряжение, которое выполнено преобразующим постоянный ток в напряжение и определяющим напряжение, зависимое от отклика транзисторного узла на исследуемый биологический маркер, и регистрирующим разность напряжения между хотя бы одним транзисторный узлом с нанесенным биосенсорным покрытием и хотя бы одним транзисторным узлом без нанесенного биосенсорного покрытия и измерителем постоянного напряжения, который выполнен регистрирующим напряжение, выдаваемое транзисторным узлом с нанесенным биосенсорным покрытием и без нанесенного биосенсорного покрытия, в зависимости от напряжения на затворе транзисторного узла и с возможностью изменения напряжения на затворе транзисторного узла во временном периоде, датчиком температурного режима выполненного определяющим температурный режим транзисторного блока и формирующим сигнал посредством блока анализа для блока управления с возможностью проведения измерений исследуемого биологического маркера и расположенным вблизи сенсорного элемента, а блок управления выполнен формирующим систему с зоной, содержащей хотя бы один нанопроволочный транзистор с нанесенным функционализирующим покрытием и биосенсорным покрытием и одного референсного транзисторного узла без нанесенного биосенсорного покрытия для контроля исследуемого биологического маркера и генерирующим управляющие сигналы первому источнику питания постоянного напряжения, второму источнику питания постоянного напряжения и блоку измерения для переключения между выбранным числом транзисторных узлов, с возможностью переключения ме>кду ними последовательно для получения зависимости напряжения, измеряемого блоком преобразования тока в напряжение от транзисторного узла с нанесенным биосенсорным покрытием и без нанесенного биосенсорного покрытия, от напряжения первого источника питания постоянного напряжения, второго источника питания постоянного напряжения и времени посредством блока управления переключением транзисторными узлами, при этом функционализирующее покрытие выполнено с нейтральным зарядом и толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов без использования модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере, один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм, либо функционализация покрытием выполнено толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов с использованием модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента столщиной функционализирующего слоя не более 100 нм, далее биосенсорное покрытие выполнено в виде нейтрально- заряженных аналогов нуклеиновых кислот, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде биополимера белковой природы, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде биополимера нуклеотидной природы, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединения белковой природы, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединение нуклеотидной природы либо биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединения синтетического аналога нуклеотидной природы, при этом первый источник питания постоянного напряжения постоянного выполнен с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-100 В, далее второй источник питания постоянного напряжения выполнен с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-10 В.
Технический эффект заявляемого технического решения заключается в повышении достоверности, чувствительности и специфичности детекции биологических маркеров, повышении быстродействия, в обеспечении возможности стандартизации проведения измерений и удобства проведения анализа, а также в расширении ассортимента устройств данного назначения.
Заявляемый способ автоматизации параллельной, безметочной детекции биологического маркера реализуется с помощью устройства, которое поясняется блок-схемой, представленной на фиг. 1, где 1 -корпус, 2 - первый источник питания постоянного напряжения, 3- второй источник питания постоянного напряжения, 4 - сенсорный элемент, 5 - транзисторный блок, 6 - затвор, 7 - транзисторый узел, 8 - нанопроволочный транзистор, 9 - исследуемый биологический маркер, 10- блок измерения, 11 - блок управления, 12 - блок анализа, 13 - блок преобразования тока в напряжение, 14 - измеритель постоянного напряжения, 15 - датчик температурного режима, 16 - блок управления переключения между транзисторными узлами.
На фиг .2 представлено строение а) немодифицированных олигодезоксирибонуклеотидов, б) ФГ-олигонуклеотидов и в) ПНК-олигонуклеотидов.
На фиг 3 представлена схема нанесения функционализирующего покрытия на основе использования модифицированных силанов и биосенсорного покрытия, где 17 - нанесение модифицированного силана (5% раствор в спирте), 2 часа; 18 - нанесение биосенсорного покрытия, 6 часов.осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов с использованием модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм, далее биосенсорное покрытие выполнено в виде нейтрально-заряженных аналогов нуклеиновых кислот, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде биополимера белковой природы, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде биополимера нуклеотидной природы, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединения белковой природы, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединение нуклеотидной природы либо биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединения синтетического аналога нуклеотидной природы, при этом первый источник напряжения постоянного тока выполнен с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-100 В, далее второй источник напряжения постоянного напряжения выполнен с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-10 В.
Технический эффект заявляемого технического решения заключается в повышении достоверности, чувствительности и специфичности детекции биологических маркеров, повышении быстродействия, в обеспечении возможности стандартизации проведения измерений и удобства проведения анализа, а так же в расширении ассортимента устройств данного назначения.
Заявляемый способ автоматизации параллельной, безметочной детекции биологического маркера реализуется с помощью устройства, которое поясняется блок-схемой, представленной на фиг. 1, где 1 -корпус, 2 - первый источник питания постоянного напряжения, 3 - второй источник питания постоянного напряжения, 4 - сенсорный элемент, 5 - транзисторный блок, 6 - затвор, 7 - транзисторый узел, 8 - нанопроволочный транзистор, 9 - исследуемый биологический маркер, 10 - блок измерения, 11 - блок управления, 12 - блок анализа, 13 - блок преобразования тока в напряжение, 14 - измеритель постоянного напряжения, 15 - датчик температурного режима, 16 - блок управления переключения между транзисторными узлами.
На фиг. 2 представлено строение а) немодифицированных олигодезоксирибонуклеотидов, б) ФГ-олигонуклеотидов и в) ПНК-олигонуклеотидов.
На фиг 3 представлена схема нанесения функционализирующего покрытия на основе использования модифицированных силанов и биосенсорного покрытия, где 17 - нанесение модифицированного силана (5% раствор в спирте), 2 часа; 18 - нанесение биосенсорного покрытия, 6 часов.
На фиг 4 представлена схема нанесения функционализирующего покрытия на основе использования бифункциональных реагентов и биосенсорного покрытия, где 19 - концентрация бифункционального реагента 10 мг/мл, растворитель ацетонитрилл, температура комнатная в течение 20 часов; 20 - буферный раствор рН 8,3, температура комнатная в течение 6 часов.
На фиг. 5 представлен стандартный вид сток-затворных характеристик транзисторов (3 мкм) с иммобилизованными ФГ-зондами до (а) и после (б) гибридизации с короткой ДНК-мишенью в концентрации 10"15 М.
На фиг. 6. представлен стандартный вид сток-затворных характеристик транзисторов (3 мкм) с иммобилизованными ФГ-зондами до (а) и после (б) гибридизации с протяженной РНК-мишенью в концентрации 10~15 М. (в) - отклик транзисторов при образовании гибридизационного комплекса с протяженной РНК- мишенью при напряжении на затворе 15 В.
На фиг. 7. представлено схематичное изображение сенсорной поверхности с зонами функционализированными полностью (выделено овалом) и частично (выделено прямоугольником) специфичными мишени ФГ-олигонуклеотидами (а) структура полностью комплементарного (I), (б) содержащего два мисматча (II) дуплекса зонд/мишень.
На фиг.8 представлена детекция однонуклеотидного несоответствия в составе маркера с использованием ФГ-олигонуклеотида как биосенсорного покрытия. Приведены сток-затворные характеристики КНИ-биосенсора (3 мкм), функционализированного с использованием ФГ-олигонуклеотидов до (светлая кривая) и после (темная кривая) гибридизации с РНК-мишенью в зависимости от зоны, (а) - контрольная зона, не содержащая ФГ-зонда, (б) - полностью комплементарный ФГ-зонд, (в) - зонд, содержащий два мисматча.
На фиг. 9 представлены сток-затворные характеристики КНИ-биосенсора (3 мкм), функционализированного с использованием биотина до (светлая кривая) и после (тесная кривая) связывания с белком: авидином - специфическое связываение, (а) и неспецифическим контрольным белком БСА (б). В - отклик микропроволочного транзистора (3 мкм) с иммобилизованным функциональным слоем (биотином) после связывания со специфическим белком авидином (темный столбец) и неспецифическим контрольным белком БСА (светлый столбец) в концентрации 10"12 М.
Заявляемый способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера основанный на использовании устройства для его реализации работает следующим образом. В корпусе 1 располагается сенсорный элемент 4 состоящий из транзисторного блока 5, который включает в себя затвор 6 и хотя бы один транзисторный узел 7, каждый из которых состоит из хотя бы одного нанопроволочного транзистора 8. На нанопроволочный транзистор 8 нанесено функционализирующее покрытие толщиной не более 100 нм и биосенсорное покрытие с возможностью селективного взаимодействия с исследуемым биологическим маркером 9. Одним из наиболее важных этапов изготовления физико- биологического сенсора, который получается за счет последовательного нанесения функционализирующего покрытия толщиной и биосенсорного покрытия, является функционализация поверхности кремния и последующая ковалентная или нековалентная иммобилизация на ней специфических биомолекулярных зондов (формирование сенсибилизирующего слоя). При этом следует учитывать особенности твердотельного носителя, представленного в виде нанопроволочного транзистора, а также метода выявления биомаркеров. Так, при разработке физико- биологического сенсора на основе электрофизической детекции и КНИ-структур большое значение имеет эффективный заряд поверхности нанопроволоки, поскольку наличие большого количества зарядов на поверхности может приводить к снижению отклика системы на формирование комплекса между иммобилизованным зондом и анализируемым маркером; расстояние между поверхностью проволоки и выявляемой молекулой, поскольку максимальное влияние на проводимость оказывает ближайшее окружение нанопроволоки в пределах длины экранирования Дебая; ионная сила раствора аналита, которая может экранировать заряды молекул- маркеров, связывающихся с функционализированной поверхностью биосенсора.
Функционализирующее покрытие с нейтральным зарядом и толщиной не более 100 нм формируется последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов с или без использования модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере 1 (один) остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм. А биосенсорное покрытие может быть выполнено в виде нейтрально-заряженных аналогов нуклеиновых кислот, представлять собой биополимер белковой природы либо нуклеотидной природы, либо низкомолекулярное соединение белковой природы либо низкомолекулярное соединение нуклеотидной природы либо низкомолекулярное соединение синтетических аналогов нуклеотидной природы. На подготовленный нанопроволочный транзистор 8 наносят исследуемый биологический маркер 9 и подается напряжение от первого источника питания постоянного напряжения 2 и второго источника постоянного напряжения 3. Блока управления 11 позволяет изменять напряжение первого источника питания постоянного напряжения 2 в диапазоне 0-10 В и второго источника постоянного напряжения 3 в диапазоне 0-100 В.
Устройство дополнительно оснащено блоком преобразования тока в напряжение 13, преобразующим постоянный ток в напряжение, зависимое от отклика транзисторного узла 7 на исследуемый биологический маркер 9, и регистрирующим разность напряжения между хотя бы одним транзисторный узлом 7 с нанесенным биосенсорным покрытием и хотя бы одним транзисторным узлом 7 без нанесенного биосенсорного покрытия и измерителем постоянного напряжения 14, регистрирующим напряжение, выдаваемое транзисторным узлом 7, в зависимости от напряжения на затворе 6 транзисторного узла 7 и с возможностью изменения напряжения на затворе 6 транзисторного узла 7 во временном периоде. Блок преобразования тока в напряжение 13 позволяет повысить точность и достоверность измерения сигнала выдаваемого транзисторным узлом 7, за счет высоких значений напряжения измеряемых обычным измерителем постоянного напряжения, что приводит к отсутствию необходимости использования высокоточных измерителей тока через транзисторный узел 7 использованных в прототипах.
Так же заявляемое устройство оснащено датчиком температурного режима 15 который определяет температурный режим транзисторного блока 5 и формирует сигнал посредством блока анализа 12 для блока управления 11 с возможностью проведения измерений исследуемого биологического маркера. Изменения температурного режима позволяет повысить селективность работы устройства за счет разрушения неспецифических взаимодействий при повышении температуры, при сохранности специфических. Датчик температурного режима 15 располагают вблизи сенсорного элемента 4.
Для осуществления автоматизации параллельной детекции исследуемого биологического маркера 9 блок управления 11 формирует систему с зоной, содержащей хотя бы один нанопроволочный транзистор 8 с нанесенным функционализирующим покрытием и биосенсорным покрытием и одного референсного транзисторного узла без нанесенного биосенсорного покрытия для контроля и генерирующим управляющие сигналы первому источнику питания постоянного напряжения 2, второму источнику питания постоянного напряжения 3 и блоку измерения 10 для переключения между выбранным числом транзисторных узлов 7, с помощью блока управления переключением транзисторными узлами 16, с возможностью переключения между ними последовательно для получения зависимости напряжения, измеряемого блоком преобразования тока в напряжение 13, получаемого от транзисторного узла 7, в зависимости от напряжения первого источника питания постоянного напряжения 2, второго источника питания постоянного напряжения 3 и времени. За счет этого переключения достигается возможность измерения напряжения от различных транзисторных узлов со скоростью, при которой сигнал от специфического взаимодействия между биосенсорным покрытием и исследуемым биологическим маркером не претерпевает значительных изменений. При этом изменение напряжения на затворе 6 транзисторного узла 7 происходит от самого факта взаимодействия между биосенсорным покрытием и исследуемым биологическим маркером и не требует введения дополнительной системы детекции данного взаимодействия.
Таким образом, разработана универсальная платформа для детекции широкого спектра биологически-активных соединений, в том числе нуклеиновых кислот, пептидов/белков, низкомолекулярных соединений.
Достичь заявленного технического эффекта позволяет совокупность факторов.
• Измерение напряжения в качестве сигнала биосенсора, позволяет снизить требования к аппаратной базе биосенсора и приводит к повышению достоверности анализа.
• Одновременное измерения сигнала от контрольных (референсных) и специфичных транзисторов приводит к повышению достоверности анализа.
• Автоматизация переключения измерений между транзисторными узлами позволяет проводить одновременное измерение со всех узлов, что приводит к увеличению скорости анализа и достоверности результатов
• Реализована возможность одновременного нанесения различных специфических зондовых молекул, что позволяет проводить многопараметрические исследования, в том числе молекул различной природы (нуклеиновые кислоты, белки).
• Уникальный подход конструирования специфических зондов на основе незаряженных производных нуклеиновых кислот, с учетом термодинамических параметров связывания их с аналитом, приводит к снижению фонового заряда вокруг транзистора и к повышению чувствительности и специфичности разработанного биосенсорного устройства. Существенным преимуществом разработанного сенсора с предложенной структурой специфических зондов является возможность проведения процедуры анализа нуклеиновых кислот в бессолевых условиях, что приводит к существенному повышению отношения сигнал/шум и, следовательно, повышает чувствительность анализа.
Предложенный способ позволяет получить экспоненциальную зависимость проводимости кремниевой нанопроволоки от электрического заряда на ее поверхности, таким образом, повысить соотношение сигнал/шум и получить чувствительность детекции биомолекулярных маркеров до 10"14 - 10"15 М.
Изобретение подробнее проиллюстрировано ниже следующими примерами конкретного выполнения, которые не ограничивают объем изобретения. Многочисленные варианты осуществления изобретения в объеме формулы изобретения, которые вытекают из примеров, должны быть очевидны специалистам в данной области техники на основе вышеприведенного описания и последующих примеров.
Пример 1.
Для демонстрации применения ФГ олигонуклеотидов как специфичных зондов при выявлении коротких (до 40 нуклеотидов) последовательностей нуклеиновых кислот (фиг. 2. структура и сравнение ФГ с ДНК и ПНК), поверхность КНИ-транзисторов функционализировали в двух вариантах функционализирующего покрытия, с использованием модифицированных силанов (фиг. 3) или бифункциональных реагентов (фиг. 4). Иммобилизацию ФГ-олигонуклеотидных зондов проводили в диапазоне концентраций 10-6 Μ - 10-9 Μ. Выявление короткого ДНК-аналита (до 40 нуклеотидов) проводили в диапазоне концентраций 10-6 Μ - 10-15 Μ в воде или низкосолевом 10 мМ фосфатном буферном растворе. Приведены стандартные кривые сток-затворных характеристик транзисторов до и после гибридизации с коротким ДНК-аналитом (фиг. 5). Продемонстрирована чувствительность на уровне 10-15 М.
Пример 2.
Для демонстрации применения ФГ олигонуклеотидов как специфичных зондов при выявлении протяженных (более 500 нуклеотидов) последовательностей нуклеиновых кислот, поверхность КНИ-транзисторов функционализировали в двух вариантах функционализирующего покрытия, с использованием модифицированных силанов (фиг. 3) или бифункциональных реагентов (фиг. 4). Иммобилизацию ФГ-олигонуклеотидных зондов проводили в диапазоне концентраций 10-6 Μ - 10-9 Μ. Выявление протяженного РНК-аналита (более 500 нуклеотидов) проводили в диапазоне концентраций 10-9 Μ - 10-19 Μ в воде или низкосолевом 10 мМ фосфатном буферном растворе. Приведены стандартные кривые сток-затворных характеристик транзисторов до и после гибридизации с коротким ДНК-аналитом и отклик транзисторов при напряжении 15 В (фиг. 6). Продемонстрирована чувствительность на уровне 10-19 М.
Пример 3.
Для демонстрации применения ФГ-олигонуклеотидов как специфичных зондов при специфичном выявлении однонуклеотидных несоответствий в последовательностях нуклеиновых кислот (рисунок 7, рисунок 8) с помощью транзисторного биосенсора, поверхность КНИ-транзисторов функционализировали в двух вариантах функционализирующего покрытия, с использованием модифицированных силанов (фиг. 3) или бифункциональных реагентов (фиг. 4). Иммобилизацию ФГ-олигонуклеотидных зондов проводили в диапазоне концентраций 10-6 Μ - 10-9 Μ. Использовали как полностью комплементарный ФГ-зонд (I), так и содержащий два нуклеотидных несоответствия (схема нанесения зондов на КНИ-транзисторы представлена на фиг. 7). Выявление специфического ДНК-аналита проводили в диапазоне концентраций 10-6 Μ - 10-15 Μ в воде или низкосолевом 10 мМ фосфатном буферном растворе. Приведены стандартные сток-затворные характеристики КНИ-биосенсора (3 мкм), функционализированного с использованием ФГ-олигонуклеотидов до (синяя кривая) и после (красная кривая) гибридизации с РНК-мишенью в зависимости от зоны. А - контрольная зона, не содержащая ФГ-зонда, Б - полностью комплементарный ФГ-зонд, В - зонд, содержащий два мисматча (фиг. 8). Продемонстрирована возможность высокоспецифического выявления нуклеиновых кислот.
Пример 4.
Для демонстрации применения разработанного КНИ-биосенсора для специфичного выявления белкового аналита в качестве биосенсорного покрытия использовали низкомолекулярный специфический к ряду белков лиганд биотин. Показано в двух вариантах функционализирующего покрытия, с использованием модифицированных силанов или бифункциональных реагентов. Взаимодействие с белковыми молекулами проводили в 10 мМ фосфатном буфере в диапазоне концентраций 10-6 Μ - 10-12 М. В качестве специфического белкового аналита использован белок авидин, в качестве контрольного неспецифического белка использовали близкий по массе и размеру белок бычий сывороточный альбумин (БСА). Приведены стандартные кривые сток-затворных характеристик транзисторов до и после связывания со специфическим белком авидином (специфическое связываение, А) и неспецифическим контрольным белком БСА (Б). В - отклик микропроволочного транзистора (3 мкм) с иммобилизованным функциональным слоем (биотином) после связывания со специфическим белком авидином (красный столбец) и неспецифическим контрольным белком БСА (синий столбец) (фиг. 9).
Показано, что максимальная чувствительность и отклик системы продемонстрирован для протяженных полианионных молекул нуклеиновых кислот, что соответствует структуре КНИ-биосенсору, чувствительной к изменению заряда в ближайшем окружении транзистора. Однако успешное выявление продемонстрировано для различных типов рассмотренных, включая короткие ДНК-аналиты и белковые молекулы.
Claims (24)
1. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера, содержащее корпус; первый источник питания постоянного напряжения; второй источник питания постоянного напряжения; сенсорный элемент, который состоит из транзисторного блока, который включает в себя затвор и хотя бы один транзисторный узел, каждый из которых состоит из хотя бы одного нанопроволочного транзистора, с нанесенными функционализирующим покрытием толщиной не более 100 нм и биосенсорным покрытием с возможностью селективного взаимодействия с исследуемым биологическим маркером, нанесенным на хотя бы один транзисторный узел; блок измерения; блок управления; блок анализа; блок управления переключением транзисторными узлами, отличающееся тем, что оно дополнительно оснащено блоком преобразования тока в напряжение, который выполнен преобразующим постоянный ток в напряжение, определяющим напряжение, зависимое от отклика транзисторного узла на исследуемый биологический маркер, и регистрирующим разность напряжения между хотя бы одним транзисторный узлом с нанесенным биосенсорным покрытием и хотя бы одним транзисторным узлом без нанесенного биосенсорного покрытия; измерителем постоянного напряжения, который выполнен регистрирующим напряжение, выдаваемое транзисторным узлом с нанесенным биосенсорным покрытием и без нанесенного биосенсорного покрытия, в зависимости от напряжения на затворе транзисторного узла и с возможностью изменения напряжения на затворе транзисторного узла во временном периоде; датчиком температурного режима выполненного определяющим температурный режим транзисторного блока и формирующим сигнал посредством блока анализа для блока управления с возможностью проведения измерений исследуемого биологического маркера и расположенным вблизи сенсорного элемента, а блок управления выполнен формирующим систему с зоной, содержащей хотя бы один нанопроволочный транзистор с нанесенным функционализирующим покрытием и биосенсорным покрытием и одного референсного транзисторного узла без нанесенного биосенсорного покрытия для контроля исследуемого биологического маркера и генерирующим управляющие сигналы первому источнику питания постоянного напряжения, второму источнику питания постоянного напряжения и блоку измерения для переключения между выбранным числом транзисторных узлов, с возможностью переключения между ними последовательно для получения зависимости напряжения, измеряемого блоком преобразования тока в напряжение от транзисторного узла с нанесенным биосенсорным покрытием и без нанесенного биосенсорного покрытия, от напряжения первого источника питания постоянного напряжения, второго источника питания постоянного напряжения и времени посредством блока управления переключением транзисторными узлами.
2. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что функционализирующее покрытие выполнено с нейтральным зарядом и толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов без использования модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм.
3. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что функционализация покрытием выполнено толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов с использованием модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм.
4. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что биосенсорное покрытие выполнено в виде нейтрально-заряженных аналогов нуклеиновых кислот.
5. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что биосенсорное покрытие выполнено в виде биополимера белковой природы.
6. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что биосенсорное покрытие выполнено в виде биополимера нуклеотидной природы.
7. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединения белковой природы.
8. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединение нуклеотидной природы.
9. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что что биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединения синтетического аналога нуклеотидной природы.
10. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что первый источник питания постоянного напряжения выполнен с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-100 В.
11. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что второй источник питания постоянного напряжения выполнен с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-10 В.
12. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера с использованием устройства по любому из пп.1-11, включающий подготовку сенсорного элемента посредством очистки и последовательной функционализации покрытием толщиной менее 100 нм и биосенсорным покрытием, с возможностью селективного взаимодействия с исследуемым биологическим маркером; подача постоянного напряжения, проведение измерений отклика транзисторного узла на наличие исследуемого биологического маркера, выявление биологического маркера, отличающийся тем, что дополнительно формируют систему с зоной, содержащей хотя бы один нанопроволочный транзистор с нанесенным функционализирующим покрытием и биосенсорным покрытием и одного референсного транзисторного узла без нанесенного биосенсорного покрытия для контроля с возможностью измерения одновременно нескольких транзисторных узлов, генерируют управляющие сигналы первому источнику питания постоянного напряжения, второму источнику питания постоянного напряжения и блоку измерения для переключения между выбранным числом транзисторных узлов и с возможностью переключения между ними последовательно, преобразовывают постоянный ток в напряжение посредством блока преобразования тока в напряжение и определяют напряжение, зависимое от отклика транзисторного узла на исследуемый биологический маркер, регистрируют разность напряжения между хотя бы одним транзисторный узлом с нанесенным биосенсорным покрытием и хотя бы одним референсным транзисторным узлом без нанесенного биосенсорного покрытия, регистрируют зависимость измеряемого напряжения транзисторного узла с нанесенным биосенсорным покрытием и без нанесенного биосенсорного покрытия от времени, определяют температурный режим транзисторного блока, передают в блок анализа, далее формируют сигнал для блока управления с возможностью проведения измерений исследуемого биологического маркера.
13. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что функционализирующее покрытие выполняют с нейтральным зарядом и толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов без использования модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм.
14. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что функционализирующее покрытие выполняют толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов с использованием модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм.
15. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что биосенсорное покрытие выполняют в виде нейтрально-заряженных аналогов нуклеиновых кислот.
16. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что биосенсорное покрытие выполняют в виде биополимера белковой природы.
17. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что биосенсорное покрытие выполняют в виде биополимера нуклеотидной природы.
18. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что биосенсорное покрытие выполняют в виде низкомолекулярноего соединения белковой природы.
19. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что биосенсорное покрытие представляет собой низкомолекулярное соединение нуклеотидной природы.
20. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что нейтрально-заряженное биосенсорное покрытие выполняют в виде низкомолекулярного соединения синтетических аналогов нуклеотидной природы.
21. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что первый источник питания постоянного напряжения выполняют с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-100 В.
22. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что второй источник питания постоянного напряжения выполняют с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-10 В.
23. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что выявление биологического маркера осуществляют в воде.
24. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что выявление биологического маркера осуществляют в буферном растворе с концентрацией ионов от 0.1 до 100 мМ.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2020128002A RU2762360C1 (ru) | 2020-08-20 | 2020-08-20 | Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера и устройство для его реализации |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2020128002A RU2762360C1 (ru) | 2020-08-20 | 2020-08-20 | Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера и устройство для его реализации |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2762360C1 true RU2762360C1 (ru) | 2021-12-20 |
Family
ID=79175409
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2020128002A RU2762360C1 (ru) | 2020-08-20 | 2020-08-20 | Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера и устройство для его реализации |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2762360C1 (ru) |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20160178569A1 (en) * | 2014-12-18 | 2016-06-23 | Edico Genome Corporation | Chemically-Sensitive Field Effect Transistor |
| RU178180U1 (ru) * | 2017-12-14 | 2018-03-26 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт физики полупроводников им. А.В. Ржанова Сибирского отделения Российской академии наук | Картридж для проведения высокоспецифичной детекции биомаркеров на кварцевом резонаторе |
| RU184943U1 (ru) * | 2018-04-09 | 2018-11-15 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт физики полупроводников им. А.В. Ржанова Сибирского отделения Российской академии наук | Устройство для проведения высокоспецифичной детекции биомаркеров на кварцевом резонаторе |
| RU2696114C2 (ru) * | 2017-12-27 | 2019-07-31 | Общество с ограниченной ответственностью "ПостгенТех" (ООО "ПостгенТех") | Способ диагностики рака молочной железы и рака яичников |
-
2020
- 2020-08-20 RU RU2020128002A patent/RU2762360C1/ru active
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20160178569A1 (en) * | 2014-12-18 | 2016-06-23 | Edico Genome Corporation | Chemically-Sensitive Field Effect Transistor |
| RU178180U1 (ru) * | 2017-12-14 | 2018-03-26 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт физики полупроводников им. А.В. Ржанова Сибирского отделения Российской академии наук | Картридж для проведения высокоспецифичной детекции биомаркеров на кварцевом резонаторе |
| RU2696114C2 (ru) * | 2017-12-27 | 2019-07-31 | Общество с ограниченной ответственностью "ПостгенТех" (ООО "ПостгенТех") | Способ диагностики рака молочной железы и рака яичников |
| RU184943U1 (ru) * | 2018-04-09 | 2018-11-15 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт физики полупроводников им. А.В. Ржанова Сибирского отделения Российской академии наук | Устройство для проведения высокоспецифичной детекции биомаркеров на кварцевом резонаторе |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| Dmitrienko E.V. et al, Surface modification of SOI-FET sensors for label-free and specific detection of short RNA analyte // Nanomedicine (Lond). 2016 Aug; 11(16):2073-2082. doi: 10.2217/nnm-2016-0071. * |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US11940410B2 (en) | Functionalized nanopipette biosensor | |
| US20250327141A1 (en) | Co-binder assisted assay methods | |
| Erdem et al. | Novel hybridization indicator methylene blue for the electrochemical detection of short DNA sequences related to the hepatitis B virus | |
| Eivazzadeh-Keihan et al. | Recent advances on nanomaterial based electrochemical and optical aptasensors for detection of cancer biomarkers | |
| JP3182515B2 (ja) | 改良されたルミネセンス検定のための装置 | |
| US6130044A (en) | Surfaces for biological reactions, process for preparing them and process for their use | |
| JP6309516B2 (ja) | 生体分子の相互作用を調節するために電極表面近傍でｐＨ／イオン濃度勾配を発生させる方法 | |
| US6682648B1 (en) | Electrochemical reporter system for detecting analytical immunoassay and molecular biology procedures | |
| US20030119208A1 (en) | Electrochemical immunosensor and kit and method for detecting biochemical anylyte using the sensor | |
| WO2005008450A2 (en) | Method and apparatus for nanogap device and array | |
| JP2002533698A (ja) | 特異的結合の形成を検出するためのアフィニティセンサー及びその使用 | |
| HK1216441A1 (zh) | 诊断结核病的方法 | |
| Berdat et al. | DNA biosensor using fluorescence microscopy and impedance spectroscopy | |
| US6458600B1 (en) | Method for producing laterally organized structures on supporting surfaces | |
| EP1003905A1 (en) | Electrochemical reporter system for detecting analytical immunoassay and molecular biology procedures | |
| Díaz‐González et al. | Diagnostics using multiplexed electrochemical readout devices | |
| RU2762360C1 (ru) | Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера и устройство для его реализации | |
| US20050069905A1 (en) | Detection of molecular binding events | |
| US7615343B2 (en) | Electrical readout of the binding of analyte molecules to probe molecules | |
| KR100731913B1 (ko) | 생체분자 검출용 나노하이브리드 입자의 제조방법, 나노하이브리드 입자를 이용한 생체분자 검출기, 생체분자 검출 방법 및 생체분자 검출용 분석장치 | |
| RU2841951C1 (ru) | Способ получения сенсорного покрытия биосенсора со структурой кремний на изоляторе для выявления нуклеиновых кислот | |
| Kumpf et al. | Biomolecular interaction analysis under electrophoretic flow conditions | |
| CN101093220A (zh) | 基于磁颗粒和微电极的体外检测方法、试剂盒及仪器 | |
| JP2001013103A (ja) | 走査型電気化学顕微鏡による試料核酸断片の検出方法および定量方法 | |
| Oueslati et al. | Rapid and Sensitive Point of Care Detection of MRSA gDNA by Nanoelectrokinetic Sensors |