Ringraziamo il Prof. Paolo McEuen alla Cornell University per la discussione iniziale. Il lavoro è supportato dal fondo iniziale fornire dall&#39;Università del Michigan e la National Science Foundation Programma di nanofabbricazione scalabile (DMR-1.120.187). Questo lavoro ha utilizzato il Lurie Nanofabrication Facility presso Università del Michigan, un membro della National Nanotechnology Network Infrastructure finanziato dalla National Science Foundation.

1. Patterning catalizzatore per la crescita SWNT <ol><li> Inizia con un wafer di silicio con una pressione di deposizione di vapore chimico basso (CVD), cresciuto a 500 nm Si 3 N 4/500 nm SiO 2 pellicola sulla parte superiore. </li><li> Spin cappotto uno strato di fotoresist (PR) a 500 rpm per 5 sec e poi 4.000 rpm per 40 sec. </li><li> Cuocere il wafer a 115 ° C per 90 sec. </li><li> Utilizzare un photomask con box rettangolari per catalizzatori (Figura 1) ed esporre il wafer in UV (365 nm), irradianza di 300 mJ / cm 2 per 0,3 sec. Dopo l&#39;esposizione cuocere il wafer a 115 ° C per 90 sec. </li></ol> Tip: Design pozzi di diverse dimensioni per esempio 5 micron x 5 micron, 10 micron x 5 micron ecc per tenere conto della variabilità dei SWNT deposizione di vapore chimico (CVD) processo di crescita. <ol start="5"><li> Sviluppare il wafer in sviluppo per 70 sec scuotendo delicatamente il wafer attraverso il processo. </li><li> Sciacquare il wafer con DI acqur per 2 minuti e poi asciugare con un azoto (N 2) pistola. </li><li> Caricare il wafer sviluppato in e-beam evaporatore camera di deposito e 0,5 nm di ferro (Fe) ad una pressione della camera di 10 -6 torr. </li><li> Tagliare a dadini il wafer in matrici più piccole 1,5 centimetri x 1,5 cm. </li><li> Rimuovere il photoresist per immersione in acetone caldo e isopropanolo (IPA) per 10 minuti ciascuno. Questo lascia dietro Fe catalizzatore nei box rettangolari per la crescita di nanotubi. </li></ol> 2. CVD Crescita di nanotubi di carbonio <ol><li> Mettere gli stampi rivestite di catalizzatore nel tubo di quarzo della crescita fornace CVD. </li></ol> Suggerimento: Determinare punto debole per la crescita di nanotubi. La crescita è uniforme su una superficie di 2 pollici x 2 pollici a valle per il nostro forno (Figura 2 quater). <ol start="2"><li> Anneal il substrato in aria a 880 ° C per un&#39;ora per rimuovere il residuo photoresist (Figura 2a). Lasciar raffreddare. </li><li> Spurgare la camera con Argon per 5 minuti a 3 SLM (litri standard al minuto). </li><li> Rampa fino il forno a 800 ° C al centro del tubo, mantenendo un flusso di 1 SLM di argon (Figura 2b). </li><li> 0,2 SLM flusso di idrogeno per 5 min a ridurre le particelle di catalizzatore cioè convertire ossido di ferro al ferro. </li><li> Introdurre 5,5 SCCM (centimetro cubo standard per minuto) di etilene (C 2 H 4) per 35 min a crescere SWNTs. Mantenere un H 2 flusso di 0,2 SLM durante tutto il processo. La lunghezza del SWNTs ottenuta da questa ricetta è&gt; 20 micron (um). </li><li> Lasciare che il forno si raffreddi fino a temperatura ambiente con un piccolo flusso di argon. </li></ol> 3. SWNT FET transistor Fabrication <ol><li> Progettare un photomask (Figura 1) per la definizione di elettrodi di source-drain di corrente-tensione (IV) caratterizzazione di nanotubi di carbonio. </li></ol> Consiglio: Amplia elettrodo di contatto pad lontano APARt sul dado in modo che rimangano accessibili anche dopo aver messo giù un timbro micro-fluidica sulla regione nanotubo attivo. <ol start="2"><li> Seguire i passaggi da 1.2 -1.6 per definire un&#39;area di deposizione del metallo per i contatti. </li><li> Cassetta di Ti / Au 0,5 nm/50 nm per contatti source-drain in una camera di evaporatore a fascio elettronico a 10 -6 torr. </li><li> Lasciare lo stampo in acetone durante la notte per la partenza in metallo. Dopo il decollo, immergete lo stampo in IPA per 10 minuti e quindi asciugare con N 2 pistola. </li><li> Do una deposizione coperta di 500 nm e-beam evaporato SiO 2 per dielettrico di gate a 10 -6 torr. </li><li> Progettare una fotomaschera (Figura 1) per la definizione di gate. </li><li> Seguire i passaggi 1,2-1,6 per definire regione per cancello deposizione del metallo. </li><li> Far evaporare 50 nm/50 nm Cr / Au come l&#39;elettrodo superiore cancello in evaporatore a fascio elettronico. Seguire il punto 3.4 per la partenza in metallo. </li></ol> Suggerimento: Utilizzare strato di cromo di spessore per aumentare la forza of sospeso cancello superiore. Dimensioni del cancello sono anche fondamentali per la sospensione di successo. <ol start="9"><li> Deposito di un sottile strato (20 nm) di SiO 2 per parte superiore dell&#39;elettrodo passivazione Blanket. </li><li> Progettare un photomask (Figura 1) per aprire una trincea in SiO 2 per accedere al canale di nanotubi di carbonio. Progettazione dell&#39;area pad-etch nella stessa maschera di aprire regione per l&#39;accesso source, drain e elettrodi di gate lontano dal canale SWNT. </li><li> Seguire i passaggi 1,2-1,6 per modello il PR di aprire la trincea per wet etch di SiO 2. </li><li> Wet etch il evaporato SiO 2 utilizzando 01:20 soluzione BHF per 3 min e 30 sec. Si 3 N 4 fornisce un livello di stop etch per evitare l&#39;ulteriore penetrazione di BHF. </li></ol> Suggerimento: calibrazione dell&#39;ora Etch viene consigliato. <ol start="13"><li> Sciacquare accuratamente il dispositivo in acqua deionizzata, e poi immergerlo in IPA per 5 min. Asciugare con un N 2 pistola. La st dispositivoructure rimane intatto a causa dello strato di cromo di spessore. </li></ol> 4. Funzionalizzazione chimica di Sidewalls nanotubi di carbonio <ol><li> Preparare una soluzione di 6 mm di acido 1-pyrenebutanoic succinimidyl estere (PbSe) in dimetilformammide (DMF). </li><li> Incubare la matrice FET SWNT in questa soluzione molecolare linker per 1 ora a temperatura ambiente. </li><li> Sciacquare a fondo il dado in DMF per lavare via il reagente in eccesso. Blow-asciugare il dispositivo. </li><li> Preparare una soluzione 20mg/ml di Biotinyl-3, 6-dioxaoctanediamine (biotina PEO ammina-BPA) in acqua deionizzata per biotinilazione di SWNT. </li><li> Incubare il dado in questa soluzione per 18 ore dopo di che sciacquare lo stampo in acqua deionizzata ed asciugare. BPA attribuisce al linker molecola PbSe. </li><li> Preparare una soluzione di streptavidina 1mg/ml a 7.2 pH soluzione di PBS per streptavidina vincolante. </li><li> Per le misurazioni statiche, incubare il dado in soluzione streptavidina per 20 min a funzionalizzare completamente il SWNT biotinilato. Thoroughly risciacquare e asciugare lo stampo. Per il rilevamento in tempo reale, il canale di flusso timbro PDMS (passaggio 6) e poi fluire la soluzione di streptavidina in fondo elevato forza ionica per streptavidina vincolante (Figura 3). </li></ol> Nota: Sciacquare il dado di erogazione di acqua deionizzata (~ 50 ml) sopra il dado usando una bottiglia a spruzzo. Poi ci spostiamo il dado per un altro piatto di Petri contenente acqua deionizzata e spostiamo il dado in giro per 1 min. Ripetiamo le due fasi per un totale di 8-10 volte. 5. Preparazione di Polidimetilsilossano (PDMS) Stampo per Fluid Camera <ol><li> In una tazza di pesatura, versare 9 parti in peso di PDMS monomero e aggiungere 1 parte in peso di induritore e mescolare i due. </li><li> Degas la miscela in un essiccatore per 25 min. Le bolle salirà attraverso la miscela e lasciare. </li></ol> Suggerimento: Se la miscela inizia la formazione di schiuma, ventilare la camera e lasciare riposare per qualchesecondi prima di degassamento di nuovo. <ol start="3"><li> Posizionare un nuovo wafer di silicio in una capsula di Petri. Versare il composto degassato PDMS su di essa per avere uno strato di PDMS 5 mm sopra il wafer. </li><li> Porre la capsula di Petri in un forno a 70 ° C per 1 ora. </li><li> Rimuovere la capsula di Petri e lasciare raffreddare. Utilizzare un bisturi per tagliare un pezzo rettangolare di PDMS e tirarlo fuori con una pinzetta. </li></ol> Tip: Il lato PDMS direttamente a contatto con il wafer di silicio è pulito ed estremamente piatta. Questo lato sarà in contatto con lo stampo FET SWNT. Fare attenzione a non contaminarlo. <ol start="6"><li> Posizionare la matrice rettangolare capovolto e praticare un foro in esso utilizzando un punzone biopsia (diametro 3 mm) dal lato piatto all&#39;altro. In questo modo nessun bordi grezzi sul lato piatto di PDMS (figura 4a). </li><li> Posizionare la camera di PDMS sulla parte superiore del dispositivo con attenzione allineandola sopra l&#39;area attiva delle matrici FET SWNT fabbricato (&lt;strong&gt; Figura 4a, b). Toccare delicatamente al sicuro il timbro sul dado. Le obbligazioni laterali piane allo stampo per fornire una camera a tenuta. </li></ol> Tip: Questo può essere fatto con l&#39;occhio nudo o utilizzando un microscopio ottico con sufficiente spazio di lavoro. Se il PDMS non aderisce bene (in genere se la matrice e / o il timbro PDMS non è pulito), do plasma di ossigeno (20 watt, 15 sec) on PDMS per assistere incollaggio. Utilizzando i poteri plasmatici superiori a questo porta al forte legame, tuttavia, abbiamo visto lo strappo di elettrodi durante la rimozione del PDMS in tal caso. <ol start="8"><li> Rimuovere il timbro PDMS dopo test elettrici e prima del prossimo funzionalizzazione chimica passo immergendo lo stampo in acqua deionizzata e sollevando delicatamente il timbro. </li></ol> 6. Preparazione di Microfluidic Canale di flusso <ol><li> Prendete un wafer di silicio pulito e posizionarlo sul piatto caldo a 200 ° C per 5 minuti per rimuovere l&#39;umidità. </li><li> Spin cappotto SU-8 2015 500 min(100 rpm / sec velocità di rampa) per 5 sec e poi 1.250 rpm per 30 sec a 300 giri / sec velocità di rampa. Questo dà un micron di spessore SU-8 strato 30 su wafer di silicio. </li><li> Morbido cuocere il wafer a 95 ° C per 5 min. </li><li> Progettare un photomask (Figura 4c) per definire il micron di larghezza modello canale 300 di flusso sulla parte superiore dell&#39;area di SWNT. </li></ol> Suggerimento: per evitare il collasso della struttura di una larghezza di canale: rapporto di altezza di 10:1 è sufficiente (300 micron: 30 micron, in questo caso). <ol start="5"><li> Utilizzando 365-nm fotolitografia UV definire il canale di flusso con un tempo di esposizione ai raggi UV di 0.9 sec. </li><li> Posta cuocere il dado a 95 ° C per 5 min. </li><li> Sviluppare il modello in SU 8-sviluppatore per 5 min accompagnato da un leggero scuotimento. </li><li> Sciacquare il wafer in IPA ed asciugare con N 2 pistola. </li><li> Seguire i passaggi 5,1-5,2 per preparare una miscela PDMS. </li><li> Posizionare la cialda con SU-8 stampo in un essiccatore con un 2-3 goccia di silanizzante agente trichloro (3, 3, 3-trifluoropropyl) silano in una capsula di Petri. Accendere la pompa del vuoto lasciato il wafer sedere nel vuoto per 1 ora. </li><li> Versare il composto degassato PDMS sul wafer e riscaldare in un forno a 70 ° C per 1 ora. </li><li> Tagliare lo stampo PDMS (negativo di SU-8) con un bisturi. </li><li> Inserire il timbro PDMS capovolto e con un punzone biopsia (0.75 mm di diametro) per praticare un foro ad ogni estremità del canale di flusso. Assicurarsi di eseguire il foro dal lato piatto (il lato a contatto con il wafer di silicio) all&#39;altro per evitare bordi grezzi (Figura 4e). </li><li> Posizionare la camera di flusso PDMS sulla parte superiore del dispositivo con attenzione allineandola sopra dell&#39;area attiva degli stampi FET SWNT fabbricati sotto un microscopio. Toccare delicatamente per fissare il timbro sul dado. Le obbligazioni laterali piane allo stampo per fornire una camera a tenuta. (Figura 4c e 4d) </li><li> Spingere un tubo in polietilene nei fori e collegare l&#39;altra estremità ad una sorgente di fluido e la siringa scarico (F4e igura). </li><li> Attaccare la siringa ad un sistema di pompa siringa per mantenere un flusso controllato di fluido attraverso il canale (Figura 6). </li></ol> 7. DC Setup misurazione elettrica <ol><li> Collegare la fonte e contatti di gate di SWNT FET ai porti di tensione di una scheda DAQ. </li><li> Collegare il contatto di scarico alla porta di ingresso della scheda DAQ attraverso una corrente di pre-amplificatore. </li><li> Applicare 30 millivolt (mV) a contatto di source, spazzare la tensione di gate e registrare la corrente dal drain (figura 5a). </li></ol> Suggerimento: Per misure in soluzione, tenere parametro spazzata tensione gate all&#39;interno | 0,7 volt | per evitare perdite e reazione tra l&#39;elettrodo di gate metallici e soluzione. 8. AC Setup misurazione elettrica <ol><li> Collegare il segnale di Ref-out da amplificatore lock-in alla porta esterna del segnale di modulazione del generatore di frequenza per impostare AM freque modulatoUscita ncy. </li><li> Collegare il contatto fonte di SWNT FET per la porta di uscita RF AM-modulata di generatore di frequenza e di tensione continua da scheda DAQ utilizzando un tee bias (Figura 5b e 5c). </li><li> Collegare il contatto porta a porta tensione della scheda DAQ. </li><li> Collegare il contatto di drain di un amplificatore lock-in per leggere la corrente alternata attraverso il nanotubo. Leggere l&#39;ampiezza e la fase della corrente attraverso le porte di ingresso DAQ. </li><li> Tenere sorgente di tensione DC a 0 volt e la frequenza del segnale AM ​​a 200 kilohertz (kHz). </li><li> Spazzare la tensione di gate e misurare la corrente dallo scarico. </li><li> Aumentare la frequenza e ripetere il punto 8.6 per I mix-V g spazza a frequenze diverse. </li></ol> 9. Misure elettriche in soluzione (Nessun flusso) <ol><li> Preparare 1 mM NaCl, 10 mM NaCl e 100 mm soluzioni saline NaCl a partire da 5M NaCl soluzione madre. </li><li> Prendete il dispositivo SWNT dal punto 3.13. Eseguire passaggi 4,1-4,5 per ottenere un biotinylatedispositivo d. </li><li> Eseguire il passaggio 5 per mettere una camera di PDMS sulla parte superiore del dispositivo. </li><li> Riempire la camera con acqua deionizzata con una pipetta. </li><li> Seguite il passaggio 8 per le misure di frequenza di miscelazione per diverse frequenze. </li><li> Ripetere 9.4 per le tre differenti soluzioni saline 1 mM NaCl, 10 mM NaCl e 100 mM NaCl. </li></ol> Suggerimento: Utilizzare pipetta per aspirare la soluzione precedente e poi lavare la camera più volte con la nuova soluzione. Spegnere sempre dal basso verso soluzioni ad alta concentrazione. <ol start="7"><li> Rimuovere il timbro PDMS sollevando delicatamente il timbro con una pinzetta. </li><li> Sciacquare accuratamente il dispositivo con acqua deionizzata. </li><li> Effettuare streptavidina vincolante come spiegato in 4,6-4,7. </li><li> Ripetere i passaggi 9,3-9,6. </li></ol> 10. Misurazione elettrica in soluzione (Real Time Flow) <ol><li> Preparare una soluzione di sale NaCl 100 mM a partire dal 5 M NaCl soluzione stock. </li><li> Prendete il dispositivo SWNT da step 3.13. Eseguire passaggi 4,1-4,5 per ottenere un dispositivo biotinilato. </li><li> Posizionare il canale di flusso di micro-fluidico sul dispositivo seguendo passo 6 .. Collegare una siringa vuota ad una estremità del canale micro-fluidico per la modalità di ritiro. All&#39;altra estremità allegare una siringa con soluzione di 100 mM NaCl sfondo. </li><li> Impostare la misura elettrica come descritto al punto 8. Fissare la frequenza (f = 10 MHz) e cancello tensione di polarizzazione (V = 0). </li><li> Avviare pompa a siringa in prelievo (portata = 0,4 ml -1 ora) e monitorare il segnale di corrente con il tempo. Passare la soluzione di streptavidina 1mg/ml in 100 mM NaCl e cambiamento di segnale monitor per streptavidina-biotina binding (Figura 6). </li></ol>

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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>

Gli autori dichiarano di non avere interessi finanziari in competizione.

La crescita di nanotubi di carbonio dipende non solo dalle condizioni di forni ma anche substrato pulizia. L&#39;ottimale della portata del gas, temperatura e pressione per la crescita devono calibrata attentamente e quando fissati sono più o meno stabile. Anche con l&#39;essere soddisfatte queste condizioni, abbiamo scoperto che la crescita dipende dalla zona catalizzatore fantasia, quantità di catalizzatore e substrato pulizia. Quindi, abbiamo incorporato più dimensioni pit catalizzatore per tenere conto della vari...

Quando una molecola carica si lega ad un sensore elettronico o SWNT NW, può sia donare / accettare elettroni o agire come un cancello elettrostatico locale. In entrambi i casi, la molecola legata può alterare la densità di carica nella SWNT o canale NW, portando ad un cambiamento della conduttanza CC misurata del sensore. Una grande varietà di molecole 15-20 aver rilevato con successo studiando caratteristiche CC dei nanosensori durante tali eventi di legame. Anche se la carica di rilevamento basato meccanismo di rilevamento ha molti vantaggi tra cui la rilevazione di etichette-free 21, sensibilità femto-molare 22, e leggere elettroniche fuori la capacità di 15, ma è efficace solo in soluzioni a bassa forza ionica. In soluzioni ad alta forza ionica, rilevamento DC è ostacolato dallo screening ionica 6-8. Una superficie carica attrae controioni dalla soluzione che forma un doppio strato elettrico (EDL) vicino alla superficie. L&#39;EDL scherma efficacemente da queste accuse. Come tegli forza ionica della soluzione aumenta, l&#39;EDL diventa lo screening aumenta stretto e. Questo effetto di schermatura è caratterizzata dal Debye screening di lunghezza λ D, <img alt="Equazione 1" fo:src="/files/ftp_upload/50438/50438eq1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50438/50438eq1.jpg" /> , Dove ε è la costante dielettrica del materiale, k B è la costante di Boltzmann, T è la temperatura, q è la carica dell&#39;elettrone, e C è la forza ionica della soluzione elettrolitica. Per una tipica soluzione tampone 100 mM, λ D è di circa 1 nm e il potenziale superficiale sarà completamente proiettato ad una distanza di pochi nm. Come risultato, la maggior parte dei sensori nanoelettroniche basato su SWNTs o NWs funzionare sia in stato secco 20 o in soluzioni a bassa forza ionica 5,15,17,21-22 (c ~ 1 nM- 10 mm), altrimenti il campione deve essere sottoposto a misure dissalazione 15,23. Dispositivi diagnostici point-of-care bisogno di operare in fisiologicamente rilevanti punti di forza ionica al sito paziente con capacità di elaborazione campione limitato. Quindi, attenuante effetto schermante ionico è fondamentale per lo sviluppo e l&#39;attuazione del POC nanoelettronici biosensori. Abbiamo mitigare l&#39;effetto di schermatura ionico operando SWNT sensore nanoelettronica basata in gamma di frequenza megahertz. Il protocollo qui fornite dettagli la fabbricazione di un transistore SWNT basata nanoelettronico piattaforma rilevamento e misura miscelazione ad alta frequenza per il rilevamento biomolecolare. I nanotubi di carbonio a parete singola sono coltivate da deposizione di vapore chimico su substrati a motivi geometrici con catalizzatori Fe 24. Per i nostri transistor SWNT, incorporiamo un sospeso alto cancello 25 posizionato a 500 nm sopra il nanotubo, che aiuta a migliorare la risposta del sensore ad alta frequenza e permette anche di una micr compattocamera di o-fluidico per sigillare il dispositivo. I transistor SWNT sono gestiti come miscelatori ad alta frequenza 9-11 per superare gli effetti di sfondo di screening ionici. Alle alte frequenze, gli ioni mobili in soluzione non hanno tempo sufficiente a formare l&#39;EDL ed i dipoli biomolecolari fluttuanti può ancora il cancello SWNT per generare una corrente di miscelazione, che è il nostro segnale di rilevamento. La frequenza di miscelazione si pone a causa delle caratteristiche IV non lineare di un nanotubo FET. Nostra tecnica di rilevazione differenzia dalle tecniche convenzionali di rilevamento basato carica e spettroscopia di impedenza 26-27. In primo luogo, si rileva dipoli biomolecolari ad alta frequenza, piuttosto che costi associati. In secondo luogo, l&#39;elevata transconduttanza del transistore SWNT fornisce un guadagno interno per il segnale di rilevamento. Questo evita la necessità di amplificazione esterna come nel caso delle misure di impedenza ad alta frequenza. Recentemente, altri gruppi hanno affrontato anche il rilevamento biomolecolare in alta baconcentrazioni SFONDO 23,28. Tuttavia, questi metodi sono più coinvolti, che richiedono la fabbricazione complessi o un&#39;attenta ingegneria chimica delle molecole recettoriali. Nostro sensore SWNT ad alta frequenza comprende un disegno semplice e utilizza la frequenza di miscelazione proprietà intrinseca di un transistor nanotubo. Siamo in grado di mitigare gli effetti di screening ionici, promettendo così una nuova piattaforma di biosensori per il rilevamento in tempo reale point-of-care, dove sono desiderati biosensori funzionanti direttamente in condizione fisiologicamente rilevanti.

<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

Le proprietà elettroniche uniche e coefficienti elevati superficie-volume di nanotubi di carbonio a parete singola (SWNT) e nanofili semiconduttori (NO) 1-4 li rendono ottimi candidati per biosensori ad alta sensibilità. Quando una molecola carica lega a una tale superficie del sensore, altera la densità trasportatore 5 nel sensore, causando cambiamenti nella sua conduttanza DC. Tuttavia, in una soluzione ionica una superficie carica attrae anche contro-ioni dalla soluzione, formando un doppio strato elettrico (EDL). Questo EDL scherma efficacemente fuori la carica, e in condizioni fisiologicamente rilevanti ~ 100 millimolare (MM), la caratteristica lunghezza di screening di carica (lunghezza di Debye) è inferiore a un nanometro (nm). Così, in soluzioni ad alta forza ionica, rilevamento basato carica (CC) è fondamentalmente ostacolata 6-8. Superiamo effetti di screening carica rilevando dipoli molecolari piuttosto che oneri ad alta frequenza, operando carbonio Nanotube effetto di campo come mixer ad alta frequenza 9-11. Alle alte frequenze, la forza di azionamento AC non può più superare la soluzione di trascinamento e gli ioni in soluzione non hanno il tempo sufficiente a formare l&#39;EDL. Inoltre, la frequenza di tecnica di miscelazione ci consente di operare a frequenze abbastanza alte per superare lo screening ionica, e tuttavia di rilevare i segnali di rilevamento a frequenze più basse 11-12. Inoltre, l&#39;elevata transconduttanza dei transistori SWNT fornisce un guadagno interno per il segnale di lettura, che evita la necessità di amplificatore di segnale esterno. Qui, descriviamo il protocollo da (a) fabbricare transistor SWNT, (b) funzionalizzare biomolecole per il nanotubo 13, (c) progettare e timbrare un poli-dimetilsilossano (PDMS) camera di micro-fluidica 14 sul dispositivo, e (d) svolgere sensing ad alta frequenza in diverse soluzioni resistenza ionica 11.

Un microscopio elettronico a scansione immagine di transistor SWNT con un cancello alto sospesa è mostrato in Figura 7a. Le misure della porta sono critici per sospensione 25. Le attuali dimensioni di design sono (lunghezza x larghezza x spessore = 25 micron x 1 micron x 100 nm). L&#39;elettrodo di gate è costituito da 50 nm Cr/50 nm di Au; uno strato di spessore cromo aggiunge più forza per struttura sospesa. La struttura sospesa è confermata dalla mancanza di corrente tra top gate e dra...

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

Descriviamo la fabbricazione del dispositivo e il protocollo di misura per la base di nanotubi di biosensori ad alta frequenza di carbonio. La tecnica di rilevamento ad alta frequenza riduce la ionica (Debye) effetto fondamentale di screening e permette di nanotubi biosensore per essere utilizzato in soluzioni ad alta forza ionica dove biosensori elettronici convenzionali non riescono. La nostra tecnologia fornisce una piattaforma unica per il point-of-care (POC) biosensori elettronici operanti in condizioni fisiologicamente rilevanti.

Fabbricazione di Nanotubi di carbonio ad alta frequenza Nanoelectronic biosensore per la rilevazione in alta forza ionica Solutions

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

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JoVE Journal

Bioengineering

18.1K Views.  University of Michigan - Ann Arbor. Descriviamo la fabbricazione del dispositivo e il protocollo di misura per la base di nanotubi di biosensori ad alta frequenza di carbonio. La tecnica di rilevamento ad alta frequenza riduce la ionica (Debye) effetto fondamentale di screening e permette di nanotubi biosensore per essere utilizzato in soluzioni ad alta forza ionica dove biosensori elettronici convenzionali non riescono. La nostra tecnologia fornisce una piattaforma unica per il point-of-care (POC) biosenso...

Video: 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.

Fabbricazione di elettrochimica-DNA biosensori per il rilevamento Reagentless di acidi nucleici, proteine ​​e piccole molecole

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. ...

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Bioingegneria

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.

Hollow microago-based sensore per Multiplexed transdermico elettrochimica Sensing

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.

Biosensori per il rilevamento di antibiotici batteri di stafilococco resistenti

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.

Targeted membrana plasmatica di consegna di un idrofobo Cargo incapsulato in un cristallo nanoparticelle Carrier Liquid

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.

Film secco basati su Photoresist biosensore elettrochimico Microfluidic Platform: Fabbricazione di dispositivi, saggio su chip preparazione e funzionamento del sistema

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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.

Migliorata 3D idrogel culture di cellule gliali primari In Vitro modellazione del Neuroinflammation

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.

Formazione spontanea e riorganizzazione delle reti di Nanotube del lipido artificiale come un modello Bottom-Up per il reticolo endoplasmico

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.

Fabbricazione di reti di nanotubi lipidici multicomponenti utilizzando il test di motilità di Kinesin gliding

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.

Fabbricazione di guide d'onda in modalità zero per microscopia ad alta concentrazione a singola molecola

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.

Generazione di condizioni ambientali dinamiche utilizzando un dispositivo microfluidico ad alta produttività

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