Wir danken Prof. Paul McEuen an der Cornell University für die frühe Diskussion. Die Arbeit wird durch den Start-up-Fonds bieten von der University of Michigan und der National Science Foundation Skalierbare Nanofertigung Program (DMR-1120187) unterstützt. Diese Arbeit verwendet die Lurie Nanofabrication Einrichtung an der Universität von Michigan, ein Mitglied der National Nanotechnology Infrastructure Netzwerk von der National Science Foundation finanziert.

1. Katalysator für Patterning SWNT Wachstum <ol><li> Beginnen mit einem Silizium-Wafer mit einer chemischen Niederdruck-Gasphasenabscheidung (CVD) 500 nm Si 3 N 4/500 nm SiO 2-Schicht auf der Oberseite gezüchtet. </li><li> Spin Mantel eine Schicht aus Fotolack (PR) bei 500 rpm für 5 Sekunden und dann 4.000 rpm für 40 sec. </li><li> Backen Sie den Wafer bei 115 ° C für 90 sec. </li><li> Verwenden Sie eine Photomaske mit rechteckigen Gruben für Katalysatoren (Abbildung 1) und setzen die Wafer in UV (365 nm) Bestrahlungsstärke von 300 mJ / cm 2 für 0,3 sek. Nach der Belichtung der Wafer backen bei 115 ° C für 90 sec. </li></ol> Tipp: Design-Box in verschiedenen Größen zB 5 micron x 5 micron, 10 micron x 5 Mikron usw. zu berücksichtigen, für die Variabilität in SWNT chemische Gasphasenabscheidung (CVD) Wachstumsprozess. <ol start="5"><li> Entwickeln Sie die Wafer in Entwickler für 70 sec leichtes Schütteln des Wafers durch den Prozess. </li><li> Spülen Sie den Wafer mit DI water für 2 min und dann blasen mit Stickstoff (N 2) gun trocken. </li><li> Laden des entwickelten Wafer in e-beam Verdampferkammer und Ablagerung 0,5 nm Eisen (Fe) bei einem Kammerdruck von 10 -6 Torr. </li><li> Würfeln Wafer in kleinere Matrizen 1,5 cm x 1,5 cm. </li><li> Entfernen Sie den Fotolack durch Eintauchen in warmem Aceton und Isopropanol (IPA) für jeweils 10 Minuten. Dies hinterlässt Fe-Katalysator in den rechteckigen Gruben für Nanoröhrchen Wachstum. </li></ol> 2. CVD Wachstum von Carbon Nanotubes <ol><li> Platzieren Sie die mit Katalysator beschichteten Werkzeugen im Quarzrohr des CVD Züchtungsofen. </li></ol> Tipp: Ermitteln sweet spot für Nanoröhrchen Wachstum. Das Wachstum ist auf einer Fläche von 2 Zoll x 2 Zoll hinter unseren Ofen (Abbildung 2c) einheitlich. <ol start="2"><li> Glühen des Substrats an der Luft bei 880 ° C für eine Stunde Photoresistrest (2a) zu entfernen. Abkühlen lassen. </li><li> Spülen Sie die Kammer mit Argon für 5 min bei 3 SLM (Standard-Liter pro Minute). </li><li> Rampe des Ofens auf 800 ° C in der Mitte des Rohres, während ein Strom von 1 SLM von Argon (Abbildung 2b). </li><li> Durchfluss 0,2 SLM von Wasserstoff für 5 min auf die Katalysator-Teilchen zu reduzieren, dh konvertieren Eisenoxid zu Eisen. </li><li> Führen 5,5 sccm (Standard-Kubikzentimeter pro Minute) von Ethylen (C 2 H 4) für 35 min auf SWNTs wachsen. Pflegen Sie eine H 2-Strom von 0,2 SLM während des gesamten Prozesses. Die Länge der SWNTs von diesem Rezept erhältlich ist&gt; 20 Mikrometer (um). </li><li> Lassen Sie den Ofen abkühlen auf Raumtemperatur mit einem kleinen Argonstrom. </li></ol> 3. SWNT FET Transistor Fabrication <ol><li> Entwerfen Sie eine Photomaske (Abbildung 1) zur Festlegung Source-Drain-Elektroden für die Strom-Spannungs (IV) Charakterisierung von Kohlenstoff-Nanoröhren. </li></ol> Tipp: Erweitern-Kontaktpunkten weit apart auf dem Chip, so dass sie zugänglich auch nach Absetzen einer mikrofluidischen Stempel auf der aktiven Nanoröhrchen Region bleiben. <ol start="2"><li> Folgen Sie den Schritten 1.2 -1.6 bis Fläche für Metallabscheidung definieren für Kontakte. </li><li> Kaution Ti / Au 0,5 nm/50 nm für Source-Drain-Kontakte in einer e-beam Verdampfer Kammer bei 10 -6 Torr. </li><li> Lassen Sie die Würfel in Aceton über Nacht für Metall Abheben. Nach dem Abheben, tauchen die Matrize in IPA für 10 min und dann föhnen mit N 2 gun. </li><li> Eine Decke Abscheidung von 500 nm e-beam Sie SiO2 für Gate-Dielektrikum verdampft bei 10 -6 Torr. </li><li> Entwerfen Sie eine Photomaske (Abbildung 1) für die Definition der Gate-Elektrode. </li><li> Befolgen Sie die Schritte 1.2-1.6 zu Region für Tor Metallabscheidung definieren. </li><li> Eindampfen 50 nm/50 nm Cr / Au als Top-Gate-Elektrode in e-beam Verdampfer. Folgen Sie Schritt für Metall 3,4 Abheben. </li></ol> Tipp: Verwenden Sie dicke Chromschicht Stärke o erhöhenf suspendiert Top-Gate. Tor Abmessungen sind auch entscheidend für eine erfolgreiche Suspension. <ol start="9"><li> Blanket Anzahlung eine dünne Schicht (20 nm) von SiO 2 für die obere Elektrode Passivierung. </li><li> Entwerfen Sie eine Photomaske (Abbildung 1), um einen Graben in SiO2 öffnen, um die Kohlenstoff-Nanoröhrchen-Kanal zugreifen. Design-Pad-Etch Bereich in der gleichen Maske zur Öffnung Region für den Zugriff auf Source-, Drain-und Gate-Elektroden weit weg von der SWNT-Kanal. </li><li> Folgen Sie den Schritten, um 1.2-1.6 Muster der PR zu öffnen, den Graben für Nassätzung SiO2. </li><li> Wet Etch das verdampfte SiO2 mit 1.20 BHF-Lösung für 3 min und 30 sek. Si 3 N 4 eine Ätzstoppschicht, um ein weiteres Eindringen von BHF verhindern. </li></ol> Tipp: Etch Zeit Kalibrierung wird empfohlen. <ol start="13"><li> Spülen Sie das Gerät in DI-Wasser, und dann tauchen sie in IPA für 5 min. Föhnen mit einer N2-Pistole. Das Gerät structure intakt bleibt wegen der dicken Chromschicht. </li></ol> 4. Chemische Funktionalisierung von Kohlenstoff-Nanoröhren Seitenwände <ol><li> Bereiten Sie eine Lösung von 6 mM 1-pyrenebutanoic Säure Succinimidylester (PBSE) in Dimethylformamid (DMF). </li><li> Inkubieren der SWNT FET Matrize in dieser Linker molekulare Lösung für 1 Stunde bei Raumtemperatur. </li><li> Spülen Sie die Düse in DMF abzuwaschen das überschüssige Reagenz. Föhnen Sie das Gerät. </li><li> Bereiten Sie eine Lösung von 20mg/ml biotinyl-3, 6-dioxaoctanediamine (Biotin PEO-Amin BPA) in DI-Wasser für Biotinylierung von einwandigen Nanoröhren. </li><li> Inkubieren Sie die Würfel in dieser Lösung für 18 Stunden nach der gründlich die Matrize in DI-Wasser und trocken blasen. BPA wird an der PBSE Linkermolekül. </li><li> Bereiten Sie eine Lösung von 1mg/ml Streptavidin in PBS pH 7.2 Lösung für Streptavidinbindung. </li><li> Für statische Messungen, bebrüten die Matrize in Streptavidin-Lösung für 20 min vollständig zu funktionalisieren die biotinylierten SWNT. Thoroughly spülen und föhnen die Matrize. Für Echtzeit-Erkennung, prägen das PDMS Strömungskanal (Schritt 6) und erst dann fließen die Streptavidin-Lösung in hoher Ionenstärke Hintergrund für Streptavidinbindung (Abbildung 3). </li></ol> Hinweis: Wir spülen die Matrize durch Abgabe DI-Wasser (~ 50 ml) über die Matrize mit einem Squeeze-Flasche. Dann bewegen wir die Düse zur anderen Petrischale mit DI-Wasser und bewegen Sie die Düse herum für 1 min. Wir wiederholen die zwei Stufen über insgesamt 8-10 mal. 5. Herstellung von Polydimethylsiloxan (PDMS) Mold für Fluid-Kammer <ol><li> In einer Waagschale, gießen 9 Gew.-Teile Monomer PDMS und fügen Sie 1 Gew.-Teil Härter und gründlich mischen die beiden. </li><li> Degas die Mischung in einem Exsikkator für 25 min. Die Blasen werden durch die Mischung steigen und verlassen. </li></ol> Tipp: Wenn die Mischung beginnt Schaumbildung verhindern, dass die Kammer und lassen Sie es sich niederzulassen für ein paarSekunden vor Entgasung wieder. <ol start="3"><li> Legen Sie einen neuen Silizium-Wafer in einer Petrischale. Gießen Sie die Mischung entgaste PDMS oben drauf eine Schicht PDMS von 5 mm oberhalb des Wafers haben. </li><li> Legen Sie die Petrischale in einem Ofen bei 70 ° C für 1 Stunde. </li><li> Entfernen Sie die Petrischale und abkühlen lassen. Mit einem Skalpell ausgeschnitten ein rechteckiges Stück von PDMS und ziehen Sie sie mit einer Pinzette. </li></ol> Tipp: Die PDMS Seite direkt in Kontakt mit dem Silizium-Wafer ist sauber und extrem flach. Diese Seite wird in Kontakt mit der SWNT FET sterben. Achten Sie darauf, es nicht zu verunreinigen. <ol start="6"><li> Legen Sie die rechteckige Form auf den Kopf und bohrt ein Loch in ihm mit einem Biopsiestanze (3 mm Durchmesser) von der flachen Seite auf die andere. Dies stellt sicher, keine Ecken und Kanten auf der flachen Seite des PDMS (Abb. 4a). </li><li> Legen Sie die PDMS Kammer auf der Oberseite des Gerätes sorgfältig durch, indem er sie auf der aktiven Fläche der hergestellten SWNT FET stirbt (&lt;strong&gt; 4a, b). Tippen Sie es sanft auf den Stempel auf dem Chip zu sichern. Die flache Seite verbindet der Düse, um eine dichte Kammer zu stellen. </li></ol> Hinweis: Dies kann mit dem bloßen Auge durchgeführt werden oder unter Verwendung eines optischen Mikroskops mit ausreichend Arbeitsraum. Wenn das PDMS nicht gut haften (in der Regel, wenn die Düse und / oder der PDMS-Stempel nicht sauber ist), die keine Sauerstoff-Plasma (20 Watt, 15 sec) auf PDMS, um die Bindung zu unterstützen. Mit Plasmaleistungen höher führt zu einer stärkeren Bindung, jedoch haben wir gesehen Rippen von Elektroden Entfernen des PDMS in diesem Fall. <ol start="8"><li> Entfernen Sie die PDMS-Stempel nach elektrischen Prüfung und vor dem nächsten Schritt chemische Funktionalisierung durch Eintauchen der Düse in DI-Wasser und leichtes Anheben der Stempel. </li></ol> 6. Herstellung von Mikrofluidik-Kanal <ol><li> Nehmen Sie ein sauberes Silizium-Wafer und legen Sie es auf einer Heizplatte bei 200 ° C für 5 min, um alle Feuchtigkeit zu entfernen. </li><li> Spin Mantel SU-8 2015 500 rpm(100 rpm / sec Rampe Rate) für 5 sec und dann 1.250 rpm für 30 sec bei 300 rpm / sec Rampe Rate. Daraus ergibt sich eine 30 um dicke SU-8-Schicht auf Silizium-Wafer. </li><li> Weichbacken der Wafer bei 95 ° C für 5 min. </li><li> Entwerfen Sie eine Photomaske (4c), um die 300 um breit Strömungskanalmuster auf der Oberseite des SWNT definieren. </li></ol> Tipp: Um Zusammenbruch der Struktur eine Kanalbreite vermeiden: Höhe-Verhältnis von 10:1 ist ausreichend (300 um: 30 um in diesem Fall). <ol start="5"><li> Mit 365-nm-UV-Photolithographie definieren den Strömungskanal mit einem UV-Belichtungszeit von 0,9 Sekunden. </li><li> Sende backen die Matrize bei 95 ° C für 5 min. </li><li> Entwickeln Sie die Muster in SU-8-Entwickler für 5 min durch leichtes Schütteln begleitet. </li><li> Spülen Sie den Wafer in IPA und blasen mit N2-Pistole trocken. </li><li> Befolgen Sie die Schritte 5.1-5.2 einen PDMS-Gemisch herzustellen. </li><li> Setzen Sie den Wafer mit SU-8 Form in einem Exsikkator zusammen mit einem 2-3 Tropfen Silanisierungsmittel trichloro (3, 3, 3-Trifluorpropyl) silan in einer Petrischale. Schalten Sie die Vakuumpumpe lassen die Wafer im Vakuum sitzen für 1 Stunde. </li><li> Gießen Sie die Mischung entgaste PDMS auf den Wafer und erhitzen Sie es in einem Ofen bei 70 ° C für 1 Stunde. </li><li> Schneiden Sie die PDMS-Form (Negativ des SU-8) mit einem Skalpell. </li><li> Platzieren der PDMS-Stempel auf den Kopf und mit einem Biopsiestanze (0,75 mm Durchmesser), um ein Loch an jedem Ende des Strömungskanals zu bohren. Achten Sie darauf, um das Loch von der flachen Seite (die Seite in Kontakt mit dem Silizium-Wafer) zu bohren, um auf der anderen Ecken und Kanten (Abbildung 4e) zu vermeiden. </li><li> Legen Sie die PDMS Fließkammer auf der Oberseite des Gerätes sorgfältig durch Ausrichten es auf der aktiven Fläche der hergestellten SWNT FET stirbt unter dem Mikroskop. Tippen Sie es sanft auf den Stempel auf dem Chip zu sichern. Die flache Seite verbindet der Düse, um eine dichte Kammer zu stellen. (4c und 4d) </li><li> Schieben Sie einen Schlauch aus Polyethylen in die Löcher und das andere Ende an einem Fluid Source-und Drain-Spritze (Fild 4e). </li><li> Die Spritze eine Spritzenpumpe System, um eine kontrollierte Strömung des Fluids durch den Kanal (6) zu halten. </li></ol> 7. DC Elektrischer Messaufbau <ol><li> Schließen Sie die Quelle und Gate-Kontakte von SWNT FET Spannung Ports einer Messkarte. </li><li> Verbinden Sie den Drain-Kontakt zu Eingangsport Messkarte durch einen Strom-Vorverstärker. </li><li> Bewerben 30 Millivolt (mV) auf Source-Kontakt, fegen die Gate-Spannung und notieren Sie die aktuellen aus dem Abfluss (Abb. 5a). </li></ol> Tipp: Für Messungen in Lösung halten Gate-Spannung Sweep-Parameter innerhalb | 0,7 Volt | um ein Auslaufen und Reaktion zwischen dem Gate-Metall-Elektrode und Lösung zu vermeiden. 8. AC Elektrische Messaufbau <ol><li> Schließen Sie das Ref-out-Signal von Lock-in-Verstärker an die externe Modulation Signal-Anschluss Frequenz-Generator, um das Setup AM moduliert frequency Ausgang. </li><li> Verbinden Source-Kontakt des SWNT FET mit dem AM-modulierten HF-Ausgang des Frequenz-Generator und Gleichspannung von Messkarte mit einem Bias-Tee (Abbildung 5b und 5c). </li><li> Verbinden Gatekontakt an Spannung Hafen von Messkarte. </li><li> Verbinden der Drain-Kontakt an einen Lock-In-Verstärker, um den Wechselstrom durch die Nanoröhre lesen. Lesen Sie die Amplitude und Phase des Stroms durch die DAQ Eingangs-Ports. </li><li> Halten Quelle Gleichspannung auf 0 Volt und AM-Frequenz bei 200 Kilohertz (kHz). </li><li> Fegen der Gate-Spannung und den Strom messen von dem Drain. </li><li> Frequenz erhöhen und wiederholen Sie Schritt 8.6 für I-Mix-V g Sweeps bei unterschiedlichen Frequenzen. </li></ol> 9. Elektrische Messungen in Lösung (No Flow) <ol><li> Bereiten 1 mM NaCl, 10 mM NaCl und 100 mM NaCl Salzlösungen ab 5M NaCl-Stammlösung. </li><li> Nehmen Sie das Gerät vom Schritt SWNT 3.13. Führen Sie die Schritte 4.1-4.5 einen biotinylieren erhaltend-Gerät. </li><li> Führen Sie Schritt 5, um ein PDMS Kammer auf der Oberseite des Gerätes gelegt. </li><li> Füllen Sie die Kammer mit DI-Wasser mit einer Pipette. </li><li> Folgen Sie Schritt 8 für Frequenzmischung Messungen für verschiedene Frequenzen. </li><li> Wiederholen 9,4 für die drei verschiedenen Salzlösungen 1 mM NaCl, 10 mM NaCl und 100 mM NaCl. </li></ol> Tipp: Verwenden Sie Pipette zur vorherigen Lösung zurückziehen und dann spülen Sie die Kammer mehrmals mit der neuen Lösung. Immer von der niedrigen zur hohen Konzentration wechseln Lösungen. <ol start="7"><li> Entfernen Sie die PDMS-Stempel durch leichtes Anheben der Stempel mit einer Pinzette. </li><li> Spülen Sie das Gerät mit DI-Wasser. </li><li> Führen Sie Streptavidinbindung wie in 4,6-4,7. </li><li> Wiederholen Sie die Schritte 9,3-9,6. </li></ol> 10. Elektrische Meßtechnik in Lösung (Real Time Flow) <ol><li> Bereiten 100 mM NaCl-Salzlösung ab 5 M NaCl-Stammlösung. </li><li> Nehmen Sie das Gerät vom SWNT step 3.13. Führen Sie die Schritte 4.1-4.5 einen biotinylierten Gerät zu erhalten. </li><li> Setzen Sie den mikrofluidischen Strömungskanal auf dem Gerät nach Schritt 6 .. Schließen Sie eine leere Spritze mit einem Ende des mikrofluidischen Kanal für die Rücknahme-Betrieb. Am anderen Ende befestigt eine Spritze mit Hintergrund Lösung von 100 mM NaCl. </li><li> Richten Sie den elektrischen Messung, wie in Schritt 8 fort. Befestigen der Frequenz (f = 10 MHz) und die Gate-Vorspannung (V = 0). </li><li> Starten Spritzenpumpe in Abzug Modus (Durchfluss = 0,4 ml Stunde -1) und überwachen die aktuelle Signalquelle mit der Zeit. Schalten Sie die Lösung 1mg/ml Streptavidin in 100 mM NaCl und Monitor Signaländerung für Streptavidin-Biotin-Bindung (Abbildung 6). </li></ol>

<ol>
	<li>Dekker, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Carbon+nanotubes+as+molecular+quantum+wires.">Carbon nanotubes as molecular quantum wires.</a> Phys. Today. 52, 22-28 (1999).</li><li>McEuen, P. L., Fuhrer, M. S., Park, H. K. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Single-walled+carbon+nanotube+electronics.">Single-walled carbon nanotube electronics.</a> IEEE Transactions on Nanotechnology. 1, 78-85 (2002).</li><li>Duan, X. F., Huang, Y., Cui, Y., Wang, J. F., Lieber, C. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Indium+phosphide+nanowires+as+building+blocks+for+nanoscale+electronic+and+optoelectronic+devices.">Indium phosphide nanowires as building blocks for nanoscale electronic and optoelectronic devices.</a> Nature. 409, 66-69 (2001).</li><li>Cui, Y., Zhong, Z. H., Wang, D. L., Wang, W. U., Lieber, C. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=High+performance+silicon+nanowire+field+effect+transistors.">High performance silicon nanowire field effect transistors.</a> Nano Letters. 3, 149-152 (2003).</li><li>Heller, I., Janssens, A. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Identifying+the+mechanism+of+biosensing+with+carbon+nanotube+transistors.">Identifying the mechanism of biosensing with carbon nanotube transistors.</a> Nano Letters. 8, 591-595 (2008).</li><li>Stern, E., Wagner, R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Importance+of+the+debye+screening+length+on+nanowire+field+effect+transistor+sensors.">Importance of the debye screening length on nanowire field effect transistor sensors.</a> Nano Letters. 7, 3405-3409 (2007).</li><li>Zhang, G. J., Zhang, G., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=DNA+sensing+by+silicon+nanowire:+Charge+layer+distance+dependence.">DNA sensing by silicon nanowire: Charge layer distance dependence.</a> Nano Letters. 8, 1066-1070 (2008).</li><li>Sorgenfrei, S., Chiu, C. -. y., Johnston, M., Nuckolls, C., Shepard, K. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Debye+Screening+in+Single-Molecule+Carbon+Nanotube+Field-Effect+Sensors.">Debye Screening in Single-Molecule Carbon Nanotube Field-Effect Sensors.</a> Nano Letters. 11, 3739-3743 (2011).</li><li>Appenzeller, J., Frank, D. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Frequency+dependent+characterization+of+transport+properties+in+carbon+nanotube+transistors.">Frequency dependent characterization of transport properties in carbon nanotube transistors.</a> Applied Physics Letters. 84, 1771-1773 (2004).</li><li>Rosenblatt, S., Lin, H., Sazonova, V., Tiwari, S., McEuen, P. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Mixing+at+50+GHz+using+a+single-walled+carbon+nanotube+transistor.">Mixing at 50 GHz using a single-walled carbon nanotube transistor.</a> Applied Physics Letters. 87, (2005).</li><li>Kulkarni, G. S., Zhong, Z. H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Detection+beyond+the+Debye+Screening+Length+in+a+High-Frequency+Nanoelectronic+Biosensor.">Detection beyond the Debye Screening Length in a High-Frequency Nanoelectronic Biosensor.</a> Nano Letters. 12, 719-723 (2012).</li><li>Sazonova, V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=.">.</a> A Tunable Carbon Nanotube Resonator. , (2006).</li><li>Chen, R. J., Zhang, Y. G., Wang, D. W., Dai, H. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Noncovalent+sidewall+functionalization+of+single-walled+carbon+nanotubes+for+protein+immobilization.">Noncovalent sidewall functionalization of single-walled carbon nanotubes for protein immobilization.</a> Journal of the American Chemical Society. 123, 3838-3839 (2001).</li><li>Duffy, D. C., McDonald, J. C., Schueller, O. J. A., Whitesides, G. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Rapid+prototyping+of+microfluidic+systems+in+poly(dimethylsiloxane.">Rapid prototyping of microfluidic systems in poly(dimethylsiloxane.</a> Analytical Chemistry. 70, 4974-4984 (1998).</li><li>Zheng, G. F., Patolsky, F., Cui, Y., Wang, W. U., Lieber, C. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Multiplexed+electrical+detection+of+cancer+markers+with+nanowire+sensor+arrays.">Multiplexed electrical detection of cancer markers with nanowire sensor arrays.</a> Nature Biotechnology. 23, 1294-1301 (2005).</li><li>Star, A., Han, T. R., Gabriel, J. C. P., Bradley, K., Gruner, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Interaction+of+aromatic+compounds+with+carbon+nanotubes:+Correlation+to+the+Hammett+parameter+of+the+substituent+and+measured+carbon+nanotube+FET+response.">Interaction of aromatic compounds with carbon nanotubes: Correlation to the Hammett parameter of the substituent and measured carbon nanotube FET response.</a> Nano Letters. 3, 1421-1423 (2003).</li><li>Besteman, K., Lee, J. O., Wiertz, F. G. M., Heering, H. A., Dekker, C. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Enzyme-coated+carbon+nanotubes+as+single-molecule+biosensors.">Enzyme-coated carbon nanotubes as single-molecule biosensors.</a> Nano Letters. 3, 727-730 (2003).</li><li>Snow, E. S., Perkins, F. K., Houser, E. J., Badescu, S. C., Reinecke, T. L. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Chemical+detection+with+a+single-walled+carbon+nanotube+capacitor.">Chemical detection with a single-walled carbon nanotube capacitor.</a> Science. 307, 1942-1945 (2005).</li><li>Kong, J., Franklin, N. R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Nanotube+molecular+wires+as+chemical+sensors.">Nanotube molecular wires as chemical sensors.</a> Science. 287, 622-625 (2000).</li><li>Star, A., Tu, E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Label-free+detection+of+DNA+hybridization+using+carbon+nanotube+network+field-effect+transistors.">Label-free detection of DNA hybridization using carbon nanotube network field-effect transistors.</a> Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America. 103, 921-926 (2006).</li><li>Patolsky, F., Zheng, G. F., Lieber, C. M. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Nanowire-based+biosensors.">Nanowire-based biosensors.</a> Analytical Chemistry. 78, 4260-4269 (2006).</li><li>Stern, E., Klemic, J. F., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Label-free+immunodetection+with+CMOS-compatible+semiconducting+nanowires.">Label-free immunodetection with CMOS-compatible semiconducting nanowires.</a> Nature. 445, 519-522 (2007).</li><li>Krivitsky, V., Hsiung, L. -. C., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Nanowires+Forest-Based+On-Chip+Biomolecular+Filtering,+Separation+and+Preconcentration+Devices:+Nanowires+Do+it+All.">Nanowires Forest-Based On-Chip Biomolecular Filtering, Separation and Preconcentration Devices: Nanowires Do it All.</a> Nano Letters. 12, 4748-4756 (2012).</li><li>Kong, J., Soh, H. T., Cassell, A. M., Quate, C. F., Dai, H. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Synthesis+of+individual+single-walled+carbon+nanotubes+on+patterned+silicon+wafers.">Synthesis of individual single-walled carbon nanotubes on patterned silicon wafers.</a> Nature. 395, 878-881 (1998).</li><li>Liu, G., Velasco, J., Bao, W. Z., Lau, C. N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Fabrication+of+graphene+p-n-p+junctions+with+contactless+top+gates.">Fabrication of graphene p-n-p junctions with contactless top gates.</a> Applied Physics Letters. 92, (2008).</li><li>Katz, E., Willner, I. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Probing+biomolecular+interactions+at+conductive+and+semiconductive+surfaces+by+impedance+spectroscopy:+Routes+to+impedimetric+immunosensors,+DNA-Sensors,+and+enzyme+biosensors.">Probing biomolecular interactions at conductive and semiconductive surfaces by impedance spectroscopy: Routes to impedimetric immunosensors, DNA-Sensors, and enzyme biosensors.</a> Electroanalysis. 15, 913-947 (2003).</li><li>K'Owino, I. O., Sadik, O. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Impedance+spectroscopy:+A+powerful+tool+for+rapid+biomolecular+screening+and+cell+culture+monitoring.">Impedance spectroscopy: A powerful tool for rapid biomolecular screening and cell culture monitoring.</a> Electroanalysis. 17, 2101-2113 (2005).</li><li>Elnathan, R., Kwiat, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Biorecognition+Layer+Engineering:+Overcoming+Screening+Limitations+of+Nanowire-Based+FET+Devices.">Biorecognition Layer Engineering: Overcoming Screening Limitations of Nanowire-Based FET Devices.</a> Nano Letters. 12, 5245-5254 (2012).</li></ol>

Die Autoren erklären, dass sie keine finanziellen Interessen haben.

Das Wachstum von Kohlenstoffnanoröhren hängt nicht nur von Ofenbedingungen sondern auch Substrat Sauberkeit. Die optimale Gas-Durchfluss, Temperatur und Druck für Wachstum müssen sorgfältig kalibriert und einmal fixiert sie sind mehr oder weniger stabil. Auch bei Erfüllung dieser Bedingungen, fanden wir, dass das Wachstum hängt von der strukturierten Katalysator Bereich, Menge an Katalysator und Substrat Sauberkeit. Daher haben wir mehrere Katalysator Grube Größen zur Berücksichtigung der Variabilität des Wac...

Wenn ein geladenes Molekül zu einem SWNT oder NW elektronischen Sensor bindet, kann es entweder spenden / Elektronen aufnehmen oder fungieren als lokale elektrostatische Tor. In jedem Fall kann das gebundene Molekül die Ladungsdichte im SWNT oder NW Kanal zu ändern, was zu einer Änderung der gemessenen DC Leitfähigkeit des Sensors. Eine große Vielfalt von Molekülen 15-20 wurden erfolgreich durch das Studium DC Eigenschaften der Nanosensoren während solche Bindung Ereignisse erkannt. Obwohl Charge-Erkennung basiert Fühlmechanismus hat viele Vorteile, einschließlich Label-Detektion 21, Femto-Mol-Empfindlichkeit 22 und elektronischen Auslesen Fähigkeit 15; es ist nur wirksam in niedriger Ionenstärke Lösungen. In hoher Ionenstärke Lösungen, DC Erkennung durch ionische Screening 6-8 behindert. Einer geladenen Oberfläche zieht Gegenionen aus der Lösung, die einen elektrischen Doppelschicht (EDL) nahe der Oberfläche bildet. Die EDL effektiv abschirmt diese Gebühren. Wie ter Ionenstärke der Lösung erhöht, wird die EDL schmaler und die Abschirmung erhöht. Dieses Screening-Effekt wird durch die Debye-Screening Länge λ D gekennzeichnet, <img alt="Gleichung 1" fo:src="/files/ftp_upload/50438/50438eq1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50438/50438eq1.jpg" /> , Wobei ε die Dielektrizitätskonstante des Mediums ist, k B die Boltzmann-Konstante, T die Temperatur ist, q die Elektronenladung ist, und c die Ionenstärke der Elektrolytlösung. Für eine typische 100 mM Pufferlösung ist λ D etwa 1 nm und das Oberflächenpotential vollständig in einem Abstand von wenigen nm abgeschirmt werden. Als Ergebnis arbeiten die meisten nanoelektronischer Sensoren SWNTs oder Nanodrähte basierend entweder im trockenen Zustand 20 oder in geringer Ionenstärke Lösungen 5,15,17,21-22 (c ~ 1 nM- 10 mm), da sonst die Probe muss unterziehen Entsalzung Schritte 15,23. Point-of-Care-Diagnostik-Geräte müssen in physiologisch relevanten Ionenstärken bei Patienten vor Ort arbeiten mit begrenzten Stichprobe Verarbeitungskapazität. Daher ist mildernde ionischen abschirmende Wirkung kritisch für die Entwicklung und Umsetzung von POC nanoelektronische Biosensoren. Wir begegnen der ionischen Abschirmwirkung durch Betätigen SWNT basierte Nanoelektronik Sensor Megahertz-Frequenzbereich. Das Protokoll hier zur Verfügung gestellten Informationen die Herstellung eines SWNT Transistor basierend nanoelektronische Sensing Plattform und Hochfrequenz-Messung Mischen für Biomolekulare Erkennung. Die einwandigen Kohlenstoff-Nanoröhren durch chemische Gasphasenabscheidung auf Substraten mit Fe Katalysatoren 24 gemustert gewachsen. Für unsere SWNT-Transistoren beziehen wir ein suspendierter Top-Gate 25 gelegt 500 nm über der Nanoröhrchen, die Verbesserung der Hochfrequenz-Sensor Reaktion hilft und ermöglicht eine kompakte micro-Fluidkammer, um die Vorrichtung abzudichten. Die SWNT Transistoren als Hochfrequenzmischer 9-11 betrieben, um die Hintergrund-Screening ionische Effekte zu überwinden. Bei hohen Frequenzen haben die mobilen Ionen in der Lösung nicht genügend Zeit, um die EDL zu bilden, und die schwankenden molekularbiologische Dipole kann immer noch das Tor SWNT eine Vermischung Strom, der unsere Messsignal zu erzeugen. Frequenzumsetzer entsteht durch die nichtlineare IV Eigenschaften einer Nanoröhre FET. Unsere Erkennung Technik unterscheidet sich von den herkömmlichen Techniken zur Verfügung basierte Erkennung und Impedanzspektroskopie 26-27. Erstens erkennen wir molekularbiologische Dipole bei hohen Frequenzen eher als die zugehörigen Kosten. Zweitens stellt die hohe Transkonduktanz SWNT-Transistor eine interne Verstärkung des Meßsignals. Dies vermeidet die Notwendigkeit für externe Verstärkung als bei hoher Frequenz Impedanzmessungen. In jüngster Zeit haben auch andere Gruppen molekularbiologische Nachweis in hoher ba angesprochenckground Konzentrationen 23,28. Allerdings sind diese Methoden mehr beteiligt, die komplexe Herstellung oder vorsichtig Chemieingenieurwesen der Rezeptor-Moleküle. Unsere Hochfrequenz SWNT Sensor verfügt über eine einfachere Konstruktion und nutzt die inhärente Frequenzmischung Eigenschaft einer Nanoröhrchen-Transistor. Wir sind in der Lage, die ionischen Screening Auswirkungen zu mildern, so verspricht eine neue Biosensor-Plattform für Echtzeit-Point-of-care-Erkennung, wo Biosensoren funktionieren direkt in physiologisch relevanten Bedingungen sind erwünscht.

<table border="1">
	<tbody>
		<tr>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>REAGENTS</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>Reagents which were provided within Lurie Nanofabrication Facility (University of Michigan) are marked as LNF in the catalogue column. Chemicals which require protective equipment (gloves, safety goggles, face mask, apron) and/or fume hood are denoted with PPE in comments section.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Silicon wafers (P-type, &lt;100&gt;, 500-550 &mu;m thick)</td>
			<td>Silicon Valley Microelectronics</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>SPR 220 3.0</td>
			<td>Dow (Rohm and Haas)</td>
			<td>Megaposit SPR</td>
			<td>PPE</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>AZ 300MIF</td>
			<td>AZ Electronic Material Corporation</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>PPE</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Acetone</td>
			<td>J T Baker</td>
			<td>9005-05</td>
			<td>PPE</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Isopropanol (IPA)</td>
			<td>J T Baker</td>
			<td>9079-05</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Buffered Hydrofluoric Acid</td>
			<td>Transene</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>PPE</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>1-Pyrene Butanoic Acid, succinimidyl ester</td>
			<td>Molecular Probes</td>
			<td>P130</td>
			<td>PPE</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Biotin PEO Amine</td>
			<td>Thermo Scientific</td>
			<td>EZ- Link PEG2 Biotin, # 21346</td>
			<td>PPE</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Streptavidin</td>
			<td>Invitrogen</td>
			<td>S 888</td>
			<td>PPE</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Dimethylformamide</td>
			<td>MP Biomedicals</td>
			<td>0219514791</td>
			<td>PPE</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Polydimethylsiloxane Elastomer Base and Curing Agent</td>
			<td>Dow Corning</td>
			<td>Sylgard 184 Elastomer Kit</td>
			<td>PPE</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>SU-8 2015</td>
			<td>Microchem</td>
			<td>Y111064</td>
			<td>PPE</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>SU-8 Developer</td>
			<td>Microchem</td>
			<td>Y020100</td>
			<td>PPE</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Silanizing agent</td>
			<td>Sigma Aldrich</td>
			<td>452807</td>
			<td>PPE</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Hydrogen</td>
			<td>Purity Plus</td>
			<td>LNF</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Ethylene</td>
			<td>Purity Plus</td>
			<td>LNF</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Argon</td>
			<td>Purity Plus</td>
			<td>LNF</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Phosphate Buffer Saline System</td>
			<td>Sigma Aldrich</td>
			<td>PBS1</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>EQUIPMENT</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>Equipment provided by Lurie Nanofabrication Facility (University of Michigan) is denoted as LNF in Catalogue column.</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>GCA 200 Autostepper</td>
			<td>GCA</td>
			<td>LNF</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Low Pressure Chemical Vapor Deposition Tool</td>
			<td>Tempress</td>
			<td>LNF</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>e-beam Evaporator</td>
			<td>Enerjet</td>
			<td>LNF</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>CNT growth Furnace</td>
			<td>First Nano</td>
			<td>Easy Tube 3000 (LNF)</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Photomasks</td>
			<td>Nanofilm</td>
			<td>LNF</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Petri dish (150mm)</td>
			<td>&nbsp;</td>
			<td>LNF</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Desiccator</td>
			<td>Bel-Art</td>
			<td>F420100000</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Biopsy Punch</td>
			<td>Ted Pella</td>
			<td>15071/78</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Scalpel</td>
			<td>Ted Pella</td>
			<td>548</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Polyethylene Tubing PE-50</td>
			<td>VWR</td>
			<td>20903-414</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Syringe Pump</td>
			<td>New Era Pump Systems</td>
			<td>NE-1000</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Syringe</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>BD Safety-Lok Syringes</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Syringe Needles</td>
			<td>Fisher Scientific</td>
			<td>14-821-13A</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>DAQ card</td>
			<td>National Instruments</td>
			<td>779111-01</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>GPIB connector</td>
			<td>National Instruments</td>
			<td>778032-51</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Lock-in Amplifier</td>
			<td>Stanford Research Systems</td>
			<td>SR 830</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Frequency Generator</td>
			<td>HP Agilent</td>
			<td>8648B, 9kHz -2GHz</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Bias Tee</td>
			<td>Picosecond</td>
			<td>5575A-104</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>Current Preamplifier</td>
			<td>DL Instruments, LLC</td>
			<td>DL 1211</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>BNC cables</td>
			<td>Allied Electronics</td>
			<td>665-xxxx</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
		<tr>
			<td>SMA cables</td>
			<td>Sentro Tech Corp</td>
			<td>SCF65141</td>
			<td>&nbsp;</td>
		</tr>
	</tbody>
</table>

fabrication of carbon nanotube high-frequency nanoelectronic biosensor for sensing in high ionic strength solutions

Die einzigartigen elektronischen Eigenschaften und eine hohe Oberflächen-zu-Volumen-Verhältnisse von einwandigen Kohlenstoff-Nanoröhren (SWNT) und Halbleiter-Nanodrähten (NW) 1-4 machen sie gute Kandidaten für hohe Empfindlichkeit Biosensoren. Wenn ein geladenes Molekül solchen Sensors Oberfläche bindet, verändert sie die Ladungsträgerdichte 5 in den Sensor, was zu Änderungen in der Leitfähigkeit DC. Jedoch in einer ionischen Lösung eine geladene Oberfläche zieht auch Gegenionen aus der Lösung, Bilden einer elektrischen Doppelschicht (EDL). Das EDL effektiv abschirmt die Ladung, und in physiologisch relevanten Bedingungen ~ 100 Millimol (mM), die charakteristische Ladung Abschirmlänge (Debye-Länge) ist weniger als ein Nanometer (nm). So in hoher Ionenstärke Lösungen, wird die Ladung auf (DC)-Erkennung fundamental 6-8 behindert. Wir überwinden Ladung Screening-Effekte durch den Nachweis molekularer Dipole anstatt Gebühren bei hoher Frequenz, durch Betätigen Kohlenstoff NanotUbe Feldeffekttransistoren Hochfrequenzmischer 9-11. Bei hohen Frequenzen kann die AC Antriebskraft nicht mehr überwinden Lösung Drag und die Ionen in der Lösung nicht über genügend Zeit, um die EDL zu bilden. Ferner ermöglicht Frequenz Mischtechnik uns bei Frequenzen hoch genug, um ionische Screening überwinden betreiben, und doch erkennt die Messsignale bei niedrigeren Frequenzen 11-12. Außerdem stellt der hohe Transkonduktanz SWNT-Transistoren eine interne Verstärkung für das Messsignal, das die Notwendigkeit für externe Signalverstärker vermeidet. Hier beschreiben wir das Protokoll auf (a) herzustellen SWNT Transistoren, (b) Funktionalisierung von Biomolekülen an das Nanoröhrchen 13, (c) entwerfen und stempeln eine Polydimethylsiloxan (PDMS) mikrofluidischen Kammer 14 auf das Gerät, und (d) Durchführung hochfrequente Abtastung in verschiedenen Ionenstärke Lösungen 11.

Ein Rasterelektronenmikroskop-Aufnahme von SWNT Transistor mit einer Bewährungsstrafe Top-Gate ist in Abbildung 7a gezeigt. Die Gate-Dimensionen sind entscheidend für die Aufhängung 25. Der gegenwärtige Entwurf Abmessungen (Länge x Breite x Dicke = 25 um x 1 x um 100 nm). Die Gate-Elektrode besteht aus 50 nm Cr/50 nm Au; eine dicke Chromschicht fügt mehr Kraft ausgesetzt Struktur. Die frei hängende Struktur wird durch die Abwesenheit von Leckstrom zwischen Top-Gate-und Drain (A...

Watch this Scientific Journal Video about Fabrication of Carbon Nanotube High-Frequency Nanoelectronic Biosensor for Sensing in High Ionic Strength Solutions at JoVE.com

Fabrication of Carbon Nanotube High-Frequency Nanoelectronic Biosensor for Sensing in High Ionic Strength Solutions

Wir beschreiben die Herstellung von Vorrichtungen und Messprotokoll für Kohlenstoff-Nanoröhrchen basierenden Hochfrequenz Biosensoren. Die Hochfrequenz-Sensortechnik mildert die grundlegenden ionische (Debye) Screening-Effekt und ermöglicht Nanoröhrchen Biosensor in hoher Ionenstärke Lösungen, bei denen herkömmliche elektronische Biosensoren nicht betrieben werden. Unsere Technologie bietet eine einzigartige Plattform für die Point-of-Care (POC) elektronischen Biosensoren, die in physiologisch relevanten Bedingungen.

Herstellung von Kohlenstoff-Nanoröhrchen Hochfrequenztechnik Nanoelectronic Biosensor für Sensing in hoher Ionenstärke Lösungen

The unique electronic properties and high surface-to-volume ratios of single-walled carbon nanotubes (SWNT) and semiconductor nanowires (NW) 1-4 make them ...

fabrication-carbon-nanotube-high-frequency-nanoelectronic-biosensor

Research

JoVE Journal

Bioengineering

18.1K Aufrufe.  University of Michigan - Ann Arbor. Wir beschreiben die Herstellung von Vorrichtungen und Messprotokoll für Kohlenstoff-Nanoröhrchen basierenden Hochfrequenz Biosensoren. Die Hochfrequenz-Sensortechnik mildert die grundlegenden ionische (Debye) Screening-Effekt und ermöglicht Nanoröhrchen Biosensor in hoher Ionenstärke Lösungen, bei denen herkömmliche elektronische Biosensoren nicht betrieben werden. Unsere Technologie bietet eine einzigartige Plattform für die Point-of-Care (POC) elektronischen Bio...

Serie: Fabrication of Carbon Nanotube High-Frequency Nanoelectronic Biosensor for Sensing in High Ionic Strength Solutions

Fabrication of Electrochemical-DNA Biosensors for the Reagentless Detection of Nucleic Acids, Proteins and Small Molecules

As medicine is currently practiced, doctors send specimens to a central laboratory for testing and thus must wait hours or days to 
receive the results. Many patients would be better served by rapid, bedside tests. To this end our laboratory and others have developed a versatile, reagentless 
biosensor platform that supports the quantitative, reagentless, electrochemical detection of nucleic acids (DNA, RNA), proteins (including antibodies) and small 
molecules analytes directly in unprocessed clinical and environmental samples. In this video, we demonstrate the preparation and use of several biosensors in this 
"E-DNA" class. In particular, we fabricate and demonstrate sensors for the detection of a target DNA sequence in a polymerase chain reaction mixture, an HIV-specific antibody and the drug cocaine. The preparation procedure requires only three hours of hands-on effort followed by an overnight incubation, and their use requires only minutes.

"E-DNA" sensors, reagentless, electrochemical biosensors that perform well even when challenged directly in blood and other complex matrices, have been adapted to the detection of a wide range of nucleic acid, protein and small molecule analytes. Here we present a general procedure for the fabrication and use of such sensors.

Herstellung von elektrochemischen DNA Biosensoren für die Reagenzienfreier Nachweis von Nukleinsäuren, Proteinen und kleinen Molekülen

As medicine is currently practiced, doctors send specimens to a central laboratory for testing and thus must wait hours or days to 
receive the results. ...

Forschung

Biotechnik

Hollow Microneedle-based Sensor for Multiplexed Transdermal Electrochemical Sensing

The development of a minimally invasive multiplexed monitoring system for rapid analysis of biologically-relevant molecules could offer individuals suffering from chronic medical conditions facile assessment of their immediate physiological state. Furthermore, it could serve as a research tool for analysis of complex, multifactorial medical conditions. In order for such a multianalyte sensor to be realized, it must be minimally invasive, sampling of interstitial fluid must occur without pain or harm to the user, and analysis must be rapid as well as selective.
Initially developed for pain-free drug delivery, microneedles have been used to deliver vaccines and pharmacologic agents (e.g., insulin) through the skin.1-2 Since these devices access the interstitial space, microneedles that are integrated with microelectrodes can be used as transdermal electrochemical sensors. Selective detection of glucose, glutamate, lactate, hydrogen peroxide, and ascorbic acid has been demonstrated using integrated microneedle-electrode devices with carbon fibers, modified carbon pastes, and platinum-coated polymer microneedles serving as transducing elements.3-7,8
This microneedle sensor technology has enabled a novel and sophisticated analytical approach for in situ and simultaneous detection of multiple analytes. Multiplexing offers the possibility of monitoring complex microenvironments, which are otherwise difficult to characterize in a rapid and minimally invasive manner. For example, this technology could be utilized for simultaneous monitoring of extracellular levels of, glucose, lactate and pH,9 which are important metabolic indicators of disease states7,10-14 (e.g., cancer proliferation) and exercise-induced acidosis.15

This article details the construction of a multiplexed microneedle-based sensor. The device is being developed for in situ sampling and electrochemical analysis of multiple analytes in a rapid and selective manner. We envision clinical medicine and biomedical research uses for these microneedle-based sensors.

Hohle Mikronadel-basierten Sensor für Multiplex Transdermale elektrochemische Nachweis

The development of a minimally invasive multiplexed monitoring system for rapid analysis of biologically-relevant molecules could offer individuals ...

Biosensor for Detection of Antibiotic Resistant Staphylococcus Bacteria

A structurally transformed lytic bacteriophage having a broad host range of Staphylococcus aureus strains and a penicillin-binding protein (PBP 2a) antibody conjugated latex beads have been utilized to create a biosensor designed for discrimination of methicillin resistant (MRSA) and sensitive (MSSA) S. aureus species 1,2. The lytic phages have been converted into phage spheroids by contact with water-chloroform interface. Phage spheroid monolayers have been moved onto a biosensor surface by Langmuir-Blodgett (LB) technique 3. The created biosensors have been examined by a quartz crystal microbalance with dissipation tracking (QCM-D) to evaluate bacteria-phage interactions. Bacteria-spheroid interactions led to reduced resonance frequency and a rise in dissipation energy for both MRSA and MSSA strains. After the bacterial binding, these sensors have been further exposed to the penicillin-binding protein antibody latex beads. Sensors analyzed with MRSA responded to PBP 2a antibody beads; although sensors inspected with MSSA gave no response. This experimental distinction determines an unambiguous discrimination between methicillin resistant and sensitive S. aureus strains. Equally bound and unbound bacteriophages suppress bacterial growth on surfaces and in water suspensions. Once lytic phages are changed into spheroids, they retain their strong lytic activity and show high bacterial capture capability. The phage and phage spheroids can be utilized for testing and sterilization of antibiotic resistant microorganisms. Other applications may include use in bacteriophage therapy and antimicrobial surfaces.

Lytic phage biosensors and antibody beads are able to discriminate between methicillin resistant (MRSA) and sensitive staphylococcus bacteria. The phages were immobilized by a Langmuir-Blodgett method onto a surface of a quartz crystal microbalance sensor and worked as broad range staphylococcus probes. Antibody beads recognize MRSA.

Biosensor zum Nachweis von Antibiotika-resistenten Staphylococcus Bakterien

A structurally transformed lytic bacteriophage having a broad host range of Staphylococcus aureus strains and a penicillin-binding protein (PBP 2a) ...

Targeted Plasma Membrane Delivery of a Hydrophobic Cargo Encapsulated in a Liquid Crystal Nanoparticle Carrier

The controlled delivery of drug/imaging agents to cells is critical for the development of therapeutics and for the study of cellular signaling processes. Recently, nanoparticles (NPs) have shown significant promise in the development of such delivery systems. Here, a liquid crystal NP (LCNP)-based delivery system has been employed for the controlled delivery of a water-insoluble dye, 3,3&#8242;-dioctadecyloxacarbocyanine perchlorate (DiO), from within the NP core to the hydrophobic region of a plasma membrane bilayer. During the synthesis of the NPs, the dye was efficiently incorporated into the hydrophobic LCNP core, as confirmed by multiple spectroscopic analyses. Conjugation of a PEGylated cholesterol derivative to the NP surface (DiO-LCNP-PEG-Chol) enabled the binding of the dye-loaded NPs to the plasma membrane in HEK 293T/17 cells. Time-resolved laser scanning confocal microscopy and F&#246;rster resonance energy transfer (FRET) imaging confirmed the passive efflux of DiO from the LCNP core and its insertion into the plasma membrane bilayer. Finally, the delivery of DiO as a LCNP-PEG-Chol attenuated the cytotoxicity of DiO; the NP form of DiO exhibited ~30-40% less toxicity compared to DiOfree delivered from bulk solution. This approach demonstrates the utility of the LCNP platform as an efficient modality for the membrane-specific delivery and modulation of hydrophobic molecular cargos.

A liquid crystal nanoparticle (LCNP) nanocarrier is exploited as a vehicle for the controlled delivery of a hydrophobic cargo to the plasma membrane of living cells.

Gezielte Plasma Membrane Lieferung eines Hydrophobic Transport Encapsulated in einem Liquid Crystal Nanoparticle Träger

The controlled delivery of drug/imaging agents to cells is critical for the development of therapeutics and for the study of cellular signaling processes. ...

Dry Film Photoresist-based Electrochemical Microfluidic Biosensor Platform: Device Fabrication, On-chip Assay Preparation, and System Operation

In recent years, biomarker diagnostics became an indispensable tool for the diagnosis of human disease, especially for the point-of-care diagnostics. An easy-to-use and low-cost sensor platform is highly desired to measure various types of analytes (e.g., biomarkers, hormones, and drugs) quantitatively and specifically. For this reason, dry film photoresist technology - enabling cheap, facile, and high-throughput fabrication - was used to manufacture the microfluidic biosensor presented here. Depending on the bioassay used afterwards, the versatile platform is capable of detecting various types of biomolecules. For the fabrication of the device, platinum electrodes are structured on a flexible polyimide (PI) foil in the only clean-room process step. The PI foil serves as a substrate for the electrodes, which are insulated with an epoxy-based photoresist. The microfluidic channel is subsequently generated by the development and lamination of dry film photoresist (DFR) foils onto the PI wafer. By using a hydrophobic stopping barrier in the channel, the channel is separated into two specific areas: an immobilization section for the enzyme-linked assay and an electrochemical measurement cell for the amperometric signal readout.
The on-chip bioassay immobilization is performed by the adsorption of the biomolecules to the channel surface. The glucose oxidase enzyme is used as a transducer for electrochemical signal generation. In the presence of the substrate, glucose, hydrogen peroxide is produced, which is detected at the platinum working electrode. The stop-flow technique is applied to obtain signal amplification along with rapid detection. Different biomolecules can quantitatively be measured by means of the introduced microfluidic system, giving an indication of different types of diseases, or, in regard to therapeutic drug monitoring, facilitating a personalized therapy.

A microfluidic biosensor platform was designed and fabricated using low-cost dry film photoresist technology for the rapid and sensitive quantification of various analytes. This single-use system allows for the electrochemical readout of on-chip-immobilized enzyme-linked assays by means of the stop-flow technique.

Trockenen Film Photoresist-basierte elektrochemische mikrofluidischen Biosensor Plattform: Gerät Fertigung, On-Chip-Test Vorbereitung und Systembetrieb

In recent years, biomarker diagnostics became an indispensable tool for the diagnosis of human disease, especially for the point-of-care diagnostics. An ...

Improved 3D Hydrogel Cultures of Primary Glial Cells for In Vitro Modelling of Neuroinflammation

In the central nervous system, numerous acute injuries and neurodegenerative disorders, as well as implanted devices or biomaterials engineered to enhance function result in the same outcome: excess inflammation leads to gliosis, cytotoxicity, and/or formation of a glial scar that collectively exacerbate injury or prevent healthy recovery. With the intent of creating a system to model glial scar formation and study inflammatory processes, we have generated a 3D cell scaffold capable of housing primary cultured glial cells: microglia that regulate the foreign body response and initiate the inflammatory event, astrocytes that respond to form a fibrous scar, and oligodendrocytes that are typically vulnerable to inflammatory injury. The present work provides a detailed step-by-step method for the fabrication, culture, and microscopic characterization of a hyaluronic acid-based 3D hydrogel scaffold with encapsulated rat brain-derived glial cells. Further, protocols for characterization of cell encapsulation and the hydrogel scaffold by confocal immunofluorescence and scanning electron microscopy are demonstrated, as well as the capacity to modify the scaffold with bioactive substrates, with incorporation of a commercial basal lamina mixture to improved cell integration.

Improved 3D Hydrogel Cultures of Primary Glial Cells for In Vitro Modelling of Neuroinflammation

Herein, we present a protocol for the 3D culture of rat brain-derived glia cells, including astrocytes, microglia, and oligodendrocytes. We demonstrate primary cell culture, methacrylated hyaluronic acid (HAMA) hydrogel synthesis, HAMAphoto-polymerization and cell encapsulation, and sample processing for confocal and scanning electron microscopic imaging.

3D Hydrogel Kulturen von primären Gliazellen für In-vitro- Modellierung von Neuroinflammation verbessert

In the central nervous system, numerous acute injuries and neurodegenerative disorders, as well as implanted devices or biomaterials engineered to enhance ...

Spontaneous Formation and Rearrangement of Artificial Lipid Nanotube Networks as a Bottom-Up Model for Endoplasmic Reticulum

We present a convenient method to form a bottom-up structural organelle model for the endoplasmic reticulum (ER). The model consists of highly dense lipidic nanotubes that are, in terms of morphology and dynamics, reminiscent of ER. The networks are derived from phospholipid double bilayer membrane patches adhering to a transparent Al2O3 substrate. The adhesion is mediated by Ca2+ in the ambient buffer. Subsequent depletion of Ca2+ by means of BAPTA/EDTA causes retraction of the membrane, resulting in spontaneous lipid nanotube network formation. The method only comprises phospholipids and microfabricated surfaces for simple formation of an ER model and does not require the addition of proteins or chemical energy (e.g., GTP or ATP). In contrast to the 3D morphology of the cellular endoplasmic reticulum, the model is two-dimensional (albeit the nanotube dimensions, geometry, structure, and dynamics are maintained). This unique in vitro ER model consists of only a few components, is easy to construct, and can be observed under a light microscope. The resulting structure can be further decorated for additional functionality, such as the addition of ER-associated proteins or particles to study transport phenomena among the tubes. The artificial networks described here are suitable structural models for the cellular ER, whose unique characteristic morphology has been shown to be related to its biological function, whereas details regarding formation of the tubular domain and rearrangements within are still not completely understood. We note that this method uses Al2O3 thin-film-coated microscopy coverslips, which are commercially available but require special orders. Therefore, it is advisable to have access to a microfabrication facility for preparation.

Solid-supported, protein-free, double phospholipid bilayer membranes (DLBM) can be transformed into complex and dynamic lipid nanotube networks and can serve as 2D bottom-up models of the endoplasmic reticulum.

Spontane Bildung und Neuordnung der künstlichen Lipid Nanotube Netze als Bottom-Up-Modell für endoplasmatische Retikulum

We present a convenient method to form a bottom-up structural organelle model for the endoplasmic reticulum (ER). The model consists of highly dense ...

Fabricating Multi-Component Lipid Nanotube Networks Using the Gliding Kinesin Motility Assay

Lipid nanotube (LNT) networks represent an in vitro model system for studying molecular transport and lipid biophysics with relevance to the ubiquitous lipid tubules found in eukaryotic cells. However, in vivo LNTs are highly non-equilibrium structures that require chemical energy and molecular motors to be assembled, maintained, and reorganized. Furthermore, the composition of in vivo LNTs is complex, comprising of multiple different lipid species. Typical methods to extrude LNTs are both time- and labor-intensive, and they require optical tweezers, microbeads, and micropipettes to forcibly pull nanotubes from giant lipid vesicles. Presented here is a protocol for the gliding motility assay (GMA), in which large scale LNT networks are rapidly generated from giant unilamellar vesicles (GUVs) using kinesin-powered microtubule motility. Using this method, LNT networks are formed from a wide array of lipid formulations that mimic the complexity of biological LNTs, making them increasingly useful for in vitro studies of lipid biophysics and membrane-associated transport. Additionally, this method is capable of reliably producing LNT networks in a short time (&#60;30 min) using commonly used laboratory equipment. LNT network characteristics such as length, width, and lipid partitioning are also tunable by altering the lipid composition of the GUVs used for fabricating the networks.

This protocol describes a process for fabricating lipid nanotube networks using gliding kinesin motility in conjunction with giant unilamellar lipid vesicles.

Herstellung von Mehrkomponenten-Lipid-Nanoröhrchen-Netzwerken unter Verwendung des Gliding Kinesin Motility Assays

Lipid nanotube (LNT) networks represent an in vitro model system for studying molecular transport and lipid biophysics with relevance to the ubiquitous ...

Fabrication of Zero Mode Waveguides for High Concentration Single Molecule Microscopy

In single molecule fluorescence enzymology, background fluorescence from labeled substrates in solution often limits fluorophore concentration to pico- to nanomolar ranges, several orders of magnitude less than many physiological ligand concentrations. Optical nanostructures called zero mode waveguides (ZMWs), which are 100&#8722;200 nm in diameter apertures fabricated in a thin conducting metal such as aluminum or gold, allow imaging of individual molecules at micromolar concentrations of fluorophores by confining visible light excitation to zeptoliter effective volumes. However, the need for expensive and specialized nanofabrication equipment has precluded the widespread use of ZMWs. Typically, nanostructures such as ZMWs are obtained by direct writing using electron beam lithography, which is sequential and slow. Here, colloidal, or nanosphere, lithography is used as an alternative strategy to create nanometer-scale masks for waveguide fabrication. This report describes the approach in detail, with practical considerations for each phase. The method allows thousands of aluminum or gold ZMWs to be made in parallel, with final waveguide diameters and depths of 100&#8722;200 nm. Only common lab equipment and a thermal evaporator for metal deposition are required. By making ZMWs more accessible to the biochemical community, this method can facilitate the study of molecular processes at cellular concentrations and rates.

Described here is a nanosphere lithography method for parallel fabrication of zero mode waveguides, which are arrays of nanoapertures in a metal-clad glass microscopy coverslip for single molecule imaging at nano- to micromolar concentrations of fluorophores. The method takes advantage of colloidal crystal self-assembly to create a waveguide template.

Herstellung von Zero Mode Waveguides für die hochkonzentrierte Einzelmolekülmikroskopie

In single molecule fluorescence enzymology, background fluorescence from labeled substrates in solution often limits fluorophore concentration to pico- to ...

Generation of Dynamical Environmental Conditions using a High-Throughput Microfluidic Device

Mimicking in vivo environmental conditions is crucial for in vitro studies on complex life machinery. However, current techniques targeting live cells and organs are either highly expensive, like robotics, or lack nanoliter volume and millisecond time accuracy in liquid manipulation. We herein present the design and fabrication of a microfluidic system, which consists of 1,500 culture units, an array of enhanced peristaltic pumps and an on-site mixing modulus. To demonstrate the capacities of the microfluidic device, neural stem cell (NSC) spheres are maintained in the proposed system. We observed that when the NSC sphere is exposed to CXCL in day 1 and EGF in day 2, the round-shaped conformation is well maintained. Variation in the input order of 6 drugs causes morphological changes to the NSC sphere and the expression level representative marker for NSC stemness (i.e., Hes5 and Dcx). These results indicate that dynamic and complex environmental conditions have great effects on NSC differentiation and self-renewal, and the proposed microfluidic device is a suitable platform for high throughput studies on the complex life machinery.

We present a microfluidic system for high throughput studies on complex life machinery, which consists of 1500 culture units, an array of enhanced peristaltic pumps and an on-site mixing modulus. The microfluidic chip allows for the analysis of the highly complex and dynamic micro-environmental conditions in vivo.

Erzeugung dynamischer Umgebungsbedingungen mit einem hochdurchsatzstarken mikrofluidischen Gerät

Mimicking in vivo environmental conditions is crucial for in vitro studies on complex life machinery. However, current techniques targeting live cells and ...