我々は早期に議論のためにコーネル大学の教授ポールMcEuenに感謝します。仕事はミシガン大学と国立科学財団スケーラブルナノ製造プログラム（DMR-1120187）によってスタートアップ資金提供によってサポートされています。この作品は、ミシガン大学、国立科学財団によって資金を供給国家ナノテクノロジー基盤ネットワークのメンバーでルーリーのナノファブリケーション施設を使用していました。

1。 SWNT成長のための触媒のパターニング<ol><li> 500nmでのSi 3 N 500分の4程度の SiO 2膜上に成長低圧化学蒸着（CVD）によるシリコンウェハで始まる。 </li><li> 5秒後、40秒間4,000 rpmで、500 rpmでフォトレジスト（PR）の層コートをスピン。 </li><li> 90秒間115℃でウェハを焼く。 </li><li>触媒のための長方形のピット（ 図1）とフォトマスクを使用して、0.3秒のために300 MJ / cm 2でUV（365 nm）の放射照度にウェハを公開します。露光後90秒間115℃でウェハを焼く。 </li></ol> ヒントサイズの異なるデザインピットがSWNT化学蒸着（CVD）成長プロセスのばらつきを考慮するために5ミクロン×5ミクロン、10ミクロン×5ミクロン等、例えば 。 <ol start="5"><li> 70秒優しくプロセスを通じてウェハを振るための現像剤中のウェハを開発する。 </li><li> DI WATEでウェハをすすぐその後2分間、rと窒素（N 2）銃でブロードライ。 </li><li> 10 -6トルのチャンバ圧力で電子ビーム蒸発器室及び預金0.5 nmの鉄（Fe）に開発されたウェハをロードします。 </li><li> 1.5センチメートル×1.5センチ小さいダイスにウェハをサイコロ。 </li><li> 10分間ずつ暖かくアセトン、イソプロパノール（IPA）に浸漬することによってフォトレジストを除去。これは、ナノチューブの成長のための長方形のピットのFe触媒の後ろに残します。 </li></ol> 2。カーボンナノチューブのCVD成長<ol><li> CVD成長炉の石英管に触媒コーティングされた金型を置きます。 </li></ol> ヒント：ナノチューブの成長のためのスイートスポットを決定します。成長は、私たちの炉（ 図2c）用2インチX 2インチの下流の領域の上に均一である。 <ol start="2"><li>フォトレジスト残渣（ 図2a）を除去するために一時間880℃で空気中の基板をアニール。クールダウンすることができます。 </li><li> Arでチャンバーをパージ3 SLM（標準リットル毎分）で5分間角形。 </li><li> 800炉を立ち上げる度管の中心にCを、アルゴンの1 SLM（図2b）の流れを維持しながら。 </li><li>触媒粒子を減少させる、すなわち鉄への酸化鉄を変換する5分間の水素の流れ0.2 ​​SLM。 </li><li>単層カーボンナノチューブを成長させる35分間のエチレン5.5 sccmの（分当たりの標準立方センチメートル）（C 2 H 4）を導入する。プロセス全体の0.2 SLMのH 2流れを維持。このレシピから得られた単層カーボンナノチューブの長さは、&gt; 20ミクロン（μm）である。 </li><li>炉が小さいアルゴン流量で室温まで冷却することができます。 </li></ol> 3。 SWNT FETトランジスタの製造<ol><li>カーボンナノチューブの電流-電圧（IV）特性評価のためにソース-ドレイン電極を画定するためのフォトマスク（ 図1）を設計する。 </li></ol> ヒント：遠くAPAR電極接触パッドを拡張ダイ上のT彼らもアクティブナノチューブ領域上にマイクロ流体スタンプを押した後に入れて引き続きアクセスするように。 <ol start="2"><li>連絡先の金属堆積のために領域を定義するための手順1.2 -1.6に従ってください。 </li><li>預金のTi / Auの10 -6トルで、電子ビーム蒸発器チャンバ内のソース·ドレインコンタクトの0.5 nm/50 nmである。 </li><li>金属リフトオフ用一晩アセトンにダイのままにしておきます。リフトオフ後、10分間IPAでダイを浸した後、N 2銃を使用してブロードライ。 </li><li> 10 -6トールでゲート誘電体のためのSiO 2を蒸発500nmの電子ビームのブランケット堆積を行う。 </li><li>ゲート電極を画定するためのフォトマスク（ 図1）を設計する。 </li><li>ゲート金属堆積のための領域を定義するための手順1.2から1.6に従ってください。 </li><li> e-ビーム蒸発器のトップゲート電極として50 nm/50程度のCr / Auから蒸発させる。金属リフトオフ用ステップ3.4に従ってください。 </li></ol> ヒント：強Oを高めるために厚いクロム層を使用して、fはトップゲートを停止した。ゲート寸法は、また、成功したサスペンションのために重要である。 <ol start="9"><li>毛布預金上部電極不動態化のために、SiO 2の薄層（20 nm）を。 </li><li>カーボンナノチューブチャネルにアクセスするためのSiO 2にトレンチを開くためのフォトマスク（ 図1）を設計する。遠くSWNTチャネルからソース、ドレイン、ゲート電極にアクセスするための領域を開放するために、同じマスクのデザインパッドエッチエリア。 </li><li> SiO のウェットエッチング用のトレンチを開くPRパターンにステップ1.2から1.6に従ってください。 </li><li>ウェットエッチングは、SiO 2を3分および30秒間1時20 BHF溶液を用いて蒸発させた。のSi 3 N 4は、BHFのさらなる浸透を防止するためにエッチング停止層を提供する。 </li></ol> ヒント：エッチング時間校正をお勧めします。 <ol start="13"><li>完全に脱イオン水で装置を洗浄した後、5分間IPAに浸し。 N 2銃を使用してブロードライ。デバイスセントructureは厚いクロム層のためにそのまま残ります。 </li></ol> 4。カーボンナノチューブ側壁の化学官能<ol><li> 6 mMのジメチルホルムアミド1 - pyrenebutanoic酸スクシンイミジルエステル（PBSE）（DMF）の溶液を準備します。 </li><li>室温で1時間のためにこのリンカ分子溶液中のSWNT FETダイをインキュベートする。 </li><li>徹底的に過剰の試薬を洗い流すために、DMF中のダイをすすいでください。デバイスをブロードライ。 </li><li>ビオチニル-3の20mg/mlのソリューション、SWNTのビオチン化のためのDI水の6 dioxaoctanediamine（ビオチンPEOアミンBPA）を準備します。 </li><li>徹底的にDI水でダイスをすすぎ、ブロードライした後18時間は、この溶液中のダイをインキュベートする。 BPAはPBSEリンカー分子に付着する。 </li><li>ストレプトアビジン結合のために7.2のpH PBS溶液中で1mg/mlのストレプトアビジンの溶液を調製します。 </li><li>静的な測定のために、完全にビオチン化SWNTを官能する20分間ストレプトアビジン溶液にダイをインキュベート。ソロughlyすすぎとダイを乾燥吹く。リアルタイム検出のために、第PDMS流路（ステップ6）をスタンプした後、ストレプトアビジン結合（ 図3）高イオン強度のバックグラウンドでストレプトアビジン溶液を流す。 </li></ol> 注意：我々は、スクイーズボトルを使用してダイの上調剤DI水（〜50ml）をすることによって、ダイをすすいでください。次に我々は、DI水を含む別のペトリ皿にダイスを移動し、1分間の周りダイスを移動させます。我々は2つ​​のステップ8-10回の合計を繰り返す。 5。流体室のためのポリジメチルシロキサン（PDMS）モールドの作製<ol><li>計量カップに、PDMSモノマーの重量9部を注ぎ、硬化剤1重量部を加え、十分に混合する二つ。 </li><li>ドガ25分間デシケーター内の混合。気泡が混合物を通して上昇し、残す。 </li></ol> ヒント：混合物が発泡を開始した場合は、チャンバーを排出し、それが少数のために落ち着くましょう再び脱までの秒。 <ol start="3"><li>ペトリ皿に新たなシリコンウエハーを置きます。上記ウェハ5mmのPDMS層を有するように、その上に脱気したPDMSの混合物を注ぐ。 </li><li> 1時間70℃のオーブンでペトリ皿°Cを置きます。 </li><li>シャーレを取り出し、それがクールダウンしましょう​​。 PDMSの矩形部分を切り出し、ピンセットを用いて、それを引っ張ってメスを使用してください。 </li></ol> ヒント：PDMS側に直接シリコンウエハと接触しては清潔で、非常にフラットです。この面では、SWNT FETダイと接触することになる。それを汚染しないように注意してください。 <ol start="6"><li>逆さまに長方形のダイを配置し、それを他に平らな側から生検パンチ（直径3mm）を使用して穴を開ける。これは、PDMS（図4a）の平らな面にはギザギザを保証しません。 </li><li> &lt;製造されたSWNT FETダイ（の活性領域の上に整列させることにより注意深くデバイスの上にPDMSチャンバを配置strong&gt;の図4a、b）に示す。ダイ上にスタンプを確保するために軽くタップします。漏れのないチャンバを提供するダイ平坦面ボンド。 </li></ol> ヒント：これは肉眼で行うか、十分な作業スペースと光学顕微鏡を用いてすることができます。 PDMSは（ダイおよび/またはPDMSスタンプがきれいでない場合、一般的に）うまくつかない場合は、結合を支援するために、PDMSに酸素プラズマ（20ワット、15秒）を行います。強力な接着には、このリードより高いプラズマパワーを使用して、しかし、我々はこのような場合にPDMSを除去しながら電極のリッピングを見てきました。 <ol start="8"><li>電気試験後とDI水でダイを浸漬し、軽くスタンプを持ち上げて次の化学的機能ステップの前にPDMSスタンプを削除します。 </li></ol> 6。マイクロ流体流路の準備<ol><li>きれいなシリコンウェハを取り、任意の水分を除去するために5分間200℃のホットプレート上に置きます。 </li><li> 500rpmでコートSU-8 2015スピン（100回転/秒の昇温速度）を5秒、300回転/秒の昇温速度で30秒間、1,250 rpmのために。これは、シリコンウエハ上に30μmの厚さのSU-8層を提供します。 </li><li>ソフトベーク95℃ウェハ℃で5分間。 </li><li> SWNTの領域の上に300μm幅の流路パターンを定義するためのフォトマスク（ 図4C）を設計。 </li></ol> ヒント：構造チャネル幅の崩壊を避けるために10:1の高さの比（この場合には30μm300μm以下）で十分です。 <ol start="5"><li> 365nmのUVフォトリソグラフィーを使用して0.9秒でUV露光時間で流路を画定する。 </li><li> 5分間95℃ダイ°Cを焼く投稿。 </li><li>穏やかに振盪を伴う5分間SU-8の開発中のパターンを開発する。 </li><li> IPAにウェハをすすぎ、N 2銃でブロードライ。 </li><li> PDMSの混合物を調製するために5.1から5.2の手順に従ってください。 </li><li>シラン化剤TRICの2-3ドロップと一緒にデシケータにSU-8鋳型とウエハーを置きhloro（3、3、3 - トリフルオロプロピル）ペトリ皿中のシラン。真空ポンプをオンには、ウエハ1時間真空中で座らせて。 </li><li>ウェハ上に脱気したPDMSの混合物を注ぎ、70℃のオーブンで1時間のために、C言語でそれを加熱する。 </li><li>メスを使用したPDMSモールド（SU-8の負の）カットします。 </li><li>逆さまにPDMSスタンプを配置し、流路の各端部に穴を開けるために生検パンチ（直径0.75mm）を用いた。ラフエッジ（ 図4e）を回避するために、他にフラット側（シリコンウエハと接触している側）から穴を開けるようにしてください。 </li><li>顕微鏡下で製造されたSWNT FETダイの活性領域の上に整列させることにより注意深くデバイスの上にPDMS流室を配置する。ダイ上にスタンプを確保するために軽くタップします。漏れのないチャンバを提供するダイ平坦面ボンド。 （ 図4（c）及び（d）） </li><li>穴にポリエチレンチューブを押して、流体のソースとドレインシリンジ（Fにもう一方の端を接続しますigure 4E）。 </li><li>チャネル（ 図6）を通る流体の制御された流れを維持するために、シリンジポンプシステムにシリンジを取り付けます。 </li></ol> 7。 DC電気的測定のセットアップ<ol><li> DAQカードの電圧ポートにFET SWNTのソースとゲートの接点を接続します。 </li><li>現在のプリアンプを通してDAQカードの入力ポートにドレイン接点を接続します。 </li><li> 、ソースコンタクトに30ミリボルト（MV）を適用し、ゲート電圧をスイープし、ドレイン（ 図5a）からの電流を記録します。 </li></ol> ヒント：溶液中の測定では、内のゲート電圧掃引パラメータを保つ| 0.7ボルト|ゲート金属電極と溶液との間の漏れとの反応を避けるために。 8。 AC電気的測定のセットアップ<ol><li>変調freque AMセットアップするロックイン周波数発生器の外部変調信号ポートにアンプから参照·アウト信号を接続NCY出力。 </li><li>バイアス·ティー（ 図5bと5cが ） を使用して、DAQカードから周波数発生器とDC電圧のAM変調されたRF出力ポートにFET SWNTのソースコンタクトを接続します。 </li><li> DAQカードの電圧ポートにゲートコンタクトを接続します。 </li><li>ナノチューブを通して交流電流を読むことをロックインアンプにドレインコンタクトを接続します。 DAQ入力ポートを流れる電流の振幅と位相をお読みください。 </li><li> 200キロヘルツ（kHz）の時に0ボルトとAM信号の周波数でDC電源電圧を保持します。 </li><li>ゲート電圧をスイープし、ドレインからの電流を測定します。 </li><li>異なる周波数でI ミ ​​ックス V Gスイープのための周波数を繰り返しステップ8.6を増やします。 </li></ol> 9。溶液中の電気測定（ノーフロー） <ol><li> 1のNaCl、10mMのNaClおよび5M NaClを原液から始まる100mMのNaCl塩溶液を準備します。 </li><li>ステップ3.13からSWNTデバイスを取る。ビオチンを取得するためのステップ4.1から4.5までを行うdはデバイス。 </li><li>デバイスの上にPDMSチャンバーを入れてステップ5に従ってください。 </li><li>ピペットを使用してDI水でチャンバーを埋める。 </li><li>異なる周波数に対する周波数ミキシング測定に手順8に従ってください。 </li><li>三つの異なる塩溶液1のNaCl、10mMのNaClおよび100mMのNaClのために9.4を繰り返します。 </li></ol> ヒント：新しいソリューションで複数回以前のソリューションを撤回した後、チャンバーをフラッシュするピペットを使用してください。常に高濃度溶液に低いから切り替える。 <ol start="7"><li>そっとピンセットでスタンプを持ち上げてPDMSスタンプを削除します。 </li><li>徹底的にDI水でデバイスをすすいでください。 </li><li> 4.6から4.7で説明したように、ストレプトアビジン結合を行う。 </li><li>手順9.3から9.6を繰り返します。 </li></ol> 10。溶液中の電気計測（リアルタイム·フロー） <ol><li> 5 M NaClを原液から始まる100mMのNaCl塩溶液を準備します。 </li><li>ステレオからSWNTデバイスを取るP 3.13。ビオチン化した装置を得るための手順4.1から4.5を実行します。 </li><li>ステップ6次のデバイス上のマイクロ流体流路を置き..撤退モード動作のためのマイクロ流体チャネルの一方の端に空のシリンジを接続します。もう一方の端に100mMのNaClの背景液でシリンジを取り付けます。 </li><li>ステップ8で説明するように電気的測定をセットアップします。周波数（f = 10 MHz）で、ゲート電圧バイアス（V = 0）を固定します。 </li><li>撤退モード（流量= 0.4ミリリットル時間-1）にシリンジポンプを起動し、時間とともに電流信号を監視します。ストレプトアビジン-ビオチン結合（ 図6）のために100mMのNaClとモニタ信号変化に1mg/mlのストレプトアビジンへのソリューションを切り替えます。 </li></ol>

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	<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>

著者は、彼らが競合する経済的利益を持っていないことを宣言します。

カーボンナノチューブの成長だけでなく、炉の条件だけでなく、基板の清浄度に依存する。成長のための最適のガス流量、温度及び圧力は慎重に較正され、一旦、多かれ少なかれ安定している固定されなければならない。これらの条件が満たされていてもして、我々は、成長がパターン化された触媒領域、触媒と基質清浄の量に依存するがわかった。したがって、我々は成長のばらつきを考?...

帯電した分子がSWNTまたはNW電子センサに結合すると、それはどちらか寄付/電子を受け入れるか、またはローカルの静ゲートとして機能することができます。いずれの場合も、結合分子は、センサの測定されたDCコンダクタンスの変化をもたらす、SWNT又はNWチャネル内の電荷密度を変えることができる。 15-20分子の多種多様が正常な結合イベント時にナノセンサーのDC特性を研究することによって検出されている。電荷検出してい感知機構は、ラベルフリー検出21、フェムトモル感度22、及び電子が機能15を読み出す含む多くの利点を持っているにもかかわらず、それは、低イオン強度溶液に有効である。高イオン強度溶液において、DC検出は、イオンスクリーニング6-8によって妨げられる。帯電した表面は、表面近傍の電気二重層（EDL）を形成する溶液から対イオンを魅了しています。 EDLは、効果的にこれらの費用をオフに選別。 Tと彼溶液が増加するイオン強度、EDLが狭く及びスクリーニングが増大となる。この遮蔽効果は、デバイ長λDスクリーニングすることを特徴とする<img alt="式（1）" fo:src="/files/ftp_upload/50438/50438eq1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50438/50438eq1.jpg" /> 、ε媒体の誘電率であり、kはBはボルツマン定数、Tは温度であり、qは電子の電荷であり、cは電解液のイオン強度である。典型的な100mMの緩衝液については、λDは 1nm で程度で、表面電位が完全に数nmの距離で上映される。結果として、単層カーボンナノチューブまたはナノワイヤをもとにしてナノセンサのほとんどは、乾燥状態で20または低イオン強度溶液5,15,17,21-22（℃〜1nMのいずれかで動作する- 10mM）を、そうでない場合はサンプルは脱塩手順15,23を経る必要があります。ポイント·オブ·ケア診断装置は、限られた試料処理機能を備えた患者の生理学的に適切な部位にイオン強度で動作する必要がある。したがって、イオン遮蔽効果を緩和するPOCナノバイオセンサーの開発と実施のために重要である。 我々は、メガヘルツの周波数範囲においてSWNT系ナノセンサを操作することにより、イオン遮蔽効果を緩和する。プロトコルは詳細ナノセンシングプラットフォームと生体分子検出用高周波混合測定基づくSWNTトランジスタの製造ここで提供。単層カーボンナノチューブは、鉄触媒24でパターン化基板上に化学気相蒸着法によって成長させる。我々のSWNTトランジスタのために、我々は懸トップゲート25が 500nm高周波センサの応答性を高めるのに役立ち、また、コンパクトなMICRを可能ナノチューブの上に配置組み込むデバイスを密封するO流体室。 SWNTトランジスタは、バックグラウンドイオン遮蔽効果を克服するために、高周波ミキサ9-11として動作する。高い周波数では、溶液中の可動イオンは、EDLを形成すると変動する生体分子の双極子は、まだゲートSWNTは私たちの検知信号であるミキシング電流を生成することができる十分な時間がありません。周波数混合はFETナノチューブの非線形IV特性に起因し発生する。当社の検出技術は、充電ベースの検出とインピーダンス分光26-27の従来の技術とは異なります。まず、我々はむしろ、関連する費用よりも高い周波数で生体分子双極子を検出する。第二に、SWNTトランジスタの高い相互コンダクタンスは、検知信号用の内部ゲインを提供します。これは、高周波インピーダンス測定の場合のように外部増幅の必要性がなくなる。最近では、他のグループはまた、高BAで生体分子検出に対処してきたckground濃度23,28。しかし、これらの方法は、複雑な製造または受容体分子の慎重な化学工学を必要とする、より複雑である。当社の高周波SWNTセンサはシンプルなデザインを内蔵しナノチューブトランジスタの固有の周波数混合性を利用しています。そこで我々は、生理学的に適切な状態で直接機能するバイオセンサが望まれるリアルタイムのポイント·オブ·ケア検出のための新しいバイオセンシングプラットフォームを有望、イオン遮蔽効果を緩和することができる。

<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

ユニークな電子特性と単層カーボンナノチューブ（SWNT）と半導体ナノワイヤの高い表面積対体積比（NW）は1-4は、それらの高感度バイオセンサーのための良好な候補にする。荷電分子は、例えばセンサ表面に結合すると、そのDCコンダクタンスの変化をもたらす、センサ内のキャリア密度を変化させる5。しかしながら、イオン溶液に帯電した表面は、電気二重層（EDL）を形成し、溶液からの対イオンを引き付ける。このEDLを効果的に電荷をオフにスクリーニングし、そして生理学的に適切な条件で約100ミリモル（mM）を、特徴的な電荷スクリーニング長（デバイ長さ）はメートル（nm）未満である。このように、高イオン強度溶液中で、電荷系（DC）の検出は、基本的に6-8の妨げとなっている。 我々は、炭素nanotを操作することにより、高い周波数ではなく、分子の双極子の電荷を検出することにより、電荷スクリーニング影響を克服高周波ミキサ9-11として宇部電界効果トランジスタ。高い周波数では、AC駆動力はもはや溶液抗力に打ち勝つことができない、溶液中のイオンは、EDLを形成するのに十分な時間がない。さらに、周波数ミキシング技術は、私たちはイオンスクリーニングを克服するのに十分に高い周波数で動作することを可能にし、まだ低い周波数11-12で感知信号を検出する。また、SWNTトランジスタの高い相互コンダクタンスは、外部の信号増幅器が不要に検知信号用の内部ゲインを提供します。 ここでは、（b）は、デバイス上チャンバ14（c）は、マイクロ流体（PDMS）、ポリジメチルシロキサンを設計し、スタンプ、ナノチューブ13に生体分子を官能化し、（d）は、（）SWNTトランジスタを作製するためのプロトコルを記述異なるイオン強度溶液11における高周波センシングを行う。

懸トップゲートを有するトランジスタSWNTの走査型電子顕微鏡画像は、 図7aに示されている。ゲート寸法は、サスペンション25のために重要である。現在の設計寸法（長さ×幅×厚さ= 25ミクロン×1ミクロン×100 nm）である。ゲート電極は、50nm Cr/50 nmのAuから構成され、厚さのクロム層が浮遊構造へより多くの強さを追加します。懸架構造は、上部ゲートとドレイン（ ?...

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

我々は、デバイス作製およびカーボンナノチューブ系高周波バイオセンサーの測定プロトコルを説明する。高周波センシング技術は、基本イオン（デバイ）遮蔽効果を緩和し、ナノチューブバイオセンサーは、従来の電子バイオセンサが失敗し、高イオン強度溶液で動作することを可能にする。当社の技術は、ポイントオブケア（POC）生理学的に適切な状態で動作する電子バイオセンサーのためのユニークなプラットフォームを提供します。

高イオン強度ソリューションで感知するためのカーボンナノチューブ高周波ナノエレクトロニクスバイオセンサーの作製

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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Research

JoVE Journal

Bioengineering

18.1K ビュー.  University of Michigan - Ann Arbor. 我々は、デバイス作製およびカーボンナノチューブ系高周波バイオセンサーの測定プロトコルを説明する。高周波センシング技術は、基本イオン（デバイ）遮蔽効果を緩和し、ナノチューブバイオセンサーは、従来の電子バイオセンサが失敗し、高イオン強度溶液で動作することを可能にする。当社の技術は、ポイントオブケア（POC）生理学的に適切な?...

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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.

核酸、タンパク質と低分子のReagentless検出用電気化学DNAバイオセンサーの作製

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. ...

生物工学

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.

多重経皮電気化学センシングのための中空マイクロニードルベースの​​センサ

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.

抗生物質耐性ブドウ球菌の細菌の検出のためのバイオセンサー

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.

液晶ナノ粒子キャリアにおける疎水性貨物カプセル化の標的細胞膜配達

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.

ドライ フィルムのレジストを用いた電気化学マイクロ流体バイオ プラットフォーム: デバイス作製、チップの試金の準備、およびシステム操作

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.

プライマリのグリア細胞の in Vitro Neuroinflammation のモデリングのための三次元ハイドロゲル文化を改善

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.

自発的な形成と小胞体のボトムアップ モデル人工脂質ナノチューブ ネットワークの転位

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.

グライダーキネシン運動性アッセイを用いた多成分脂質ナノチューブネットワークの構築

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.

高濃度単一分子顕微鏡のためのゼロモード導波ガイドの作製

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.

ハイスループットマイクロ流体装置を用いた動的環境条件の生成

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