우리는 초기 논의 코넬 대학에서 교수 폴 McEuen 고 감사합니다. 작업은 스타트 업 펀드 미시간 대학과 국립 과학 재단 (National Science Foundation) 확장 가능한 나노 제조 프로그램 (DMR-1120187)에 의해 제공에 의해 지원됩니다. 이 작품은 미시간 대학, 국립 과학 재단에 의해 후원 국가 나노 인프라 네트워크의 회원에 Lurie는의 나노 제조 시설을 사용했다.

1. 단일 벽 탄소 나노 튜브 성장을위한 촉매 패터닝 <ol><li> 500 nm의시 3 N 5백분의 4 nm의 그런가 2 필름 위에 성장 저압 화학 기상 증착 (CVD)과 실리콘 웨이퍼로 시작합니다. </li><li> 40 초 동안 4,000 rpm으로 다음 5 초 동안 500 rpm에서 포토 레지스트 (PR)의 코팅 층을 회전합니다. </li><li> 90 초 동안 115 ° C에서 웨이퍼를 굽는다. </li><li> 촉매 (그림 1)를위한 직사각형 구덩이에 포토 마스크를 사용하고 300 0.3 초 엠제이 / cm 2의 UV (365 nm의) 조도에서 웨이퍼를 노출합니다. 노출 된 후 90 초 동안 115 ° C에서 웨이퍼를 굽는다. </li></ol> 팁 : 다른 크기의 디자인 구덩이 SWNT 화학 기상 증착 (CVD) 성장 과정에서 다양성을 고려하여 5 미크론 × 5 미크론, 10 미크론 × 5 마이크론 등의 예를 들어. <ol start="5"><li> 70 초 부드럽게 과정을 통해 웨이퍼를 흔들어에 대한 개발자의 웨이퍼를 개발할 수 있습니다. </li><li> DI 물 공급과 웨이퍼를 씻어2 분 R 한 다음 질소 (N 2) 총을 불어 건조시킵니다. </li><li> 10 -6 torr의의 챔버 압력에서 전자빔 증발 챔버 및 예금 0.5 nm의 철 (철)로 개발 된 웨이퍼를 넣습니다. </li><li> 1.5 cm × 1.5 cm 작은 다이에 웨이퍼를 주사위. </li><li> 10 분 각각에 대해 따뜻한 아세톤과 이소 프로필 알코올 (IPA)에 침지에 의해 포토 레지스트를 제거합니다. 이 나노 튜브 성장을위한 직사각형 구덩이 철 촉매 뒤에 둡니다. </li></ol> 2. 탄소 나노 튜브의 CVD 성장 <ol><li> CVD 성장 용광로의 석영 관에 촉매 코팅 다이를 놓습니다. </li></ol> 팁 : 나노 튜브 성장을위한 스위트 스폿을 결정합니다. 성장은 우리로 (그림 2C)를위한 2 인치 X 2 인치 하류 지역에 균일. <ol start="2"><li> 포토 레지스트 잔류 물 (그림 2A)를 제거하는 한 시간 동안 880 ° C에서 공기 기판을 어닐링. 냉각 할 수 있습니다. </li><li> 아르와 실을 제거3 SLM (분당 표준 리터)에서 5 분 곤. </li><li> 아르곤 (그림 2B) 1 SLM의 흐름을 유지하면서 관의 중앙에 800 ° C로 가열을 진입로. </li><li> 즉, 철 철 산화물을 변환 촉매 입자를 줄이기 위해 5 분 유량 수소의 0.2 SLM합니다. </li><li> 단일 벽 탄소 나노 튜브를 성장하는 35 분 동안의 에틸렌 5.5 SCCM (분당 표준 입방 센티미터) (C 2 H 4) 소개합니다. 과정에서 0.2 SLM의 H 2 흐름을 유지합니다. 이 조리법에서 얻은 단일 벽 탄소 나노 튜브의 길이는&gt; 20 미크론 (μm의)입니다. </li><li> 용광로는 작은 아르곤 흐름을 실온으로 냉각 할 수 있습니다. </li></ol> 3. SWNT FET 트랜지스터 제작 <ol><li> 탄소 나노 튜브의 전류 - 전압 (IV) 특성의 소스 - 드레인 전극을 정의하기위한 포토 마스크 (그림 1)을 디자인합니다. </li></ol> 팁 : 지금 APAR 전극 접촉 패드를 확장다이 t 그들은 심지어 활성 나노 튜브의 지역에 마이크로 유체 스탬프를 내려 놓고 후에 접근 남아 있도록. <ol start="2"><li> 연락처를 금속 증착 영역을 정의하는 단계 1.2 -1.6를 수행합니다. </li><li> 보증금 티 / 10 -6 torr를 전자 빔 증발기 챔버에서 소스 - 드레인 컨택 오 0.5 nm/50 뉴 멕시코. </li><li> 금속 이륙 하룻밤 아세톤에 다이를 남겨주세요. 이륙 후 10 분 동안 IPA에 다이를 찍어 한 후 건조하여 N 2 총을 날려. </li><li> 500 ㎚의 담요 증착은 전자빔 10 -6 torr를 게이트 유전체에 대한 그런가 2 증발 않습니다. </li><li> 게이트 전극을 정의하기위한 포토 마스크 (그림 1)을 디자인합니다. </li><li> 게이트 금속 증착 영역을 정의하는 단계 1.2-1.6를 수행합니다. </li><li> 전자 빔 증발기에서 최고 게이트 전극으로 50 nm/50 nm의 크롬 / AU 물을 증발시킬 것. 금속 이륙을 위해 3.4 단계를 따르십시오. </li></ol> 팁 : 힘 (을)를 높이기 위해 두꺼운 크롬 층을 사용F는 탑 게이트를 중단. 게이트 크기는 성공적인 서스펜션 중요하다. <ol start="9"><li> 담요 예금 최고 전극 보호막에 대한 그런가 2의 얇은 층 (20 nm의). </li><li> 탄소 나노 튜브 채널에 액세스 할 그런가 2 트렌치를 엽니 포토 마스크 (그림 1)을 디자인합니다. 디자인 패드 식각 같은 마스크 영역 SWNT 채널에서 멀리 소스, 드레인 및 게이트 전극에 액세스하기위한 영역을 엽니 다. </li><li> 그런가 2의 습식 식각을위한 트렌치를 열어 PR 패턴 단계 1.2-1.6를 수행합니다. </li><li> 습식 식각 그런가 2 3 분 30 초 1시 20분 BHF 용액을 사용하여 증발. SI 3 N 4 BHF의 추가 침투를 방지하기 위해 식각 정지 층을 제공합니다. </li></ol> 팁 : 에칭 시간 보정을 권장합니다. <ol start="13"><li> 철저 DI 물에 장치를 씻어 후 5 분 동안 IPA에 담근다. N 2 총을 사용하여 건조 불어. 장치 성ructure은 두꺼운 크롬 층으로 인해 그대로 유지됩니다. </li></ol> 4. 탄소 나노 튜브 측벽의 화학적 기능화 <ol><li> 6 개 mm 디메틸 포름 아미드에있는 1 pyrenebutanoic 산 석신 에스테르 (PBSE) (DMF) 용액을 준비합니다. </li><li> 실온에서 1 시간 동안이 링커 분자 용액에 SWNT FET 다이를 품어. </li><li> 철저하게 과잉 시약을 씻어 DMF의 주사위를 씻어. 장치를 타격 - 건조. </li><li> biotinyl-3 20mg/ml 솔루션, 단일 벽 탄소 나노 튜브의 biotinylation을위한 DI 물에 6 dioxaoctanediamine (비오틴 PEO 아민 BPA)를 준비합니다. </li><li> 철저 DI 물에 주사위를 세척하고 건조 폭파 된 후 18 시간 동안이 솔루션의 다이를 품어. BPA는 PBSE 링커 분자에 연결됩니다. </li><li> 스트렙 바인딩 7.2 pH를 PBS 용액에 1mg/ml의 스트렙 타비 딘의 솔루션을 준비합니다. </li><li> 정적 측정을 위해, 완전히 바이오틴 단일 벽 탄소 나노 튜브를 기능화하기 위해 20 분 동안 스트렙 타비 딘 용액에 다이를 품어. 토로ughly 씻어 주사위를 건조 불어. 실시간 감지를 들어, 첫 번째 PDMS 흐름 채널 (6 단계) 도장 후 스트렙 바인딩 (그림 3) 높은 이온 강도의 배경 스트렙 타비 딘 용액 흐름. </li></ol> 참고 : 우리는 스퀴즈 병을 사용하여 다이에 분배 DI 워터 (~ 50 ml)에 의해 주사위를 씻어. 그렇다면 우리는 DI 물을 포함하는 다른 페트리 접시에 다이를 이동하고 1 분 동안 주위에 주사위를 이동합니다. 우리는 두 단계 8 ~ 10 시간의 합계를 반복합니다. 5. 유체 챔버를위한 폴리 디메틸 실록산의 준비 (PDMS)는 몰드 <ol><li> 계량 컵, PDMS 단량체 중량 9 부품을 넣고 경화제 1 중량 부를 추가하고 철저하게 두 가지를 혼합. </li><li> 25 분 데시 케이 터 드가 혼합. 거품이 혼합물을 상승 떠날 것입니다. </li></ol> 팁 : 혼합물이 거품이 시작되면 챔버를 배출하고 몇 가지에 대한 정착하자다시 탈기되기까지의 시간 (초). <ol start="3"><li> 페트리 접시의 새로운 실리콘 웨이퍼를 놓습니다. 웨이퍼 위에 5mm의 PDMS 층을 가지고 그 위에 탈기 PDMS 혼합물을 부어. </li><li> 1 시간 70 오븐에 페트리 접시 ° C를 놓습니다. </li><li> 페트리 접시를 제거하고 식혀 보자. PDMS의 사각형 조각을 잘라 핀셋을 사용하여 그것을 밖으로 끌어 메스를 사용합니다. </li></ol> 팁 : 직접 실리콘 웨이퍼와 접촉 PDMS면이 깨끗하고 매우 평면이다. 이면은 SWNT FET 다이에 접촉 될 것이다. 그것을 오염되지 않도록주의해야합니다. <ol start="6"><li> 거꾸로 직사각형의 다이를 배치하고 다른 평평한면에서 생검 펀치 (3 mm 직경)를 사용하여에 구멍을 뚫습니다. 이 PDMS (그림 4A)의 평평한 측에 거친 가장자리를 보장하지 않습니다. </li><li> &lt;제작 SWNT FET 다이 (의 활성 영역의 맨 위에 정렬하여 조심스럽게 장치의 상단에 PDMS 챔버를 배치강해&gt; 그림 4A, B). 다이 스탬프를 확보하기 위해 부드럽게 누릅니다. 누설 챔버를 제공하는 다이 평평한면 채권. </li></ol> 팁 :이 육안으로 수행하거나 충분한 작업 공간을 광학 현미경을 사용 할 수 있습니다. PDMS 잘 스틱 (다이 및 / 또는 PDMS 스탬프가 깨끗하지 일반적 경우)하지 않는 경우, 결합을 지원하기 위해 PDMS에 (20w, 15 초) 산소 플라즈마를 않습니다. 강한 결합이 리드보다 높은 플라즈마 파워를 사용하는, 그러나, 우리는 이러한 경우에 PDMS를 제거하는 동안 전극 추출 보았다. <ol start="8"><li> 전기 테스트 후 DI 물에 주사위를 찍기 부드럽게 스탬프를 들어 올려 옆에 화학 작용 단계 전에 PDMS 스탬프를 제거합니다. </li></ol> 6. 미세 유체 흐름 채널의 준비 <ol><li> 깨끗한 실리콘 웨이퍼를 가지고있는 수분을 제거하기 위하여 5 분 동안 200 ° C에서 뜨거운 접시에 놓습니다. </li><li> 500 rpm으로 코트 SU-8 2015 회전(100 RPM / 초 램프 속도) 후 5 초, 300 분당 회전 수 / 초 램프 속도로 30 초 동안 1,250 rpm으로합니다. 이 실리콘 웨이퍼에 30 μm의 두께의 SU-8 층을 제공합니다. </li><li> 부드러운 빵을 95에서 웨이퍼 ° C 5 분. </li><li> SWNT 영역의 상단에 300 μm의 폭 넓은 교류 수로 패턴을 정의하는 포토 마스크 (그림 4C)를 디자인합니다. </li></ol> 팁 : 구조 채널 폭의 붕괴를 방지하려면 : 10:1 높이 비율 (이 경우 30 μm의 300 μm의) 충분합니다. <ol start="5"><li> 365 nm의 자외선 리소그래피를 사용하면 0.9 초 UV 노출 시간이 흐름 채널을 정의합니다. </li><li> 5 분 95 다이 ° C를 구워 게시 할 수 있습니다. </li><li> 부드러운 흔들림과 함께 5 분 SU-8 개발자의 패턴을 개발합니다. </li><li> IPA에 웨이퍼를 씻어 N 2 총을 불어 건조시킵니다. </li><li> PDMS 혼합물을 제조하는 단계 5.1-5.2를 수행합니다. </li><li> silanizing 에이전트 TRIC의 2 ~ 3 방울과 함께 데시 케이 터 SU-8 몰드로 웨이퍼를 배치hloro (3, 3, 3 trifluoropropyl) 페트리 접시에 실란. 진공 펌프를 켜고는 웨이퍼 1 시간 동안 진공에 앉아 보자. </li><li> 웨이퍼에 가스가 제거 된 PDMS 혼합물을 붓고 1 시간 동안 70 ° C에서 오븐에 가열한다. </li><li> 메스를 사용하여 PDMS 금형 (SU-8 음) 잘라. </li><li> 거꾸로 PDMS 스탬프를 배치하고 유동 채널의 양쪽 끝에 구멍을 드릴 생검 펀치 (0.75 mm 직경)를 사용하여. 거친 가장자리를 (그림 4E)을 방지하기 위해 다른 평평한면 (실리콘 웨이퍼와 접촉하는면)에 구멍을 뚫을 수 있는지 확인하십시오. </li><li> 현미경 제작 된 SWNT FET 다이의 활성 영역의 맨 위에 정렬하여 조심스럽게 장치의 상단에 PDMS 유량 용기를 놓습니다. 다이 스탬프를 확보하기 위해 부드럽게 누릅니다. 누설 챔버를 제공하는 다이 평평한면 채권. (그림 4C와 4D) </li><li> 구멍에 폴리에틸렌 관을 누르고 유체 소스와 드레인 주사기 (F에 다른 쪽 끝을 연결합니다igure 4E). </li><li> 채널 (그림 6)를 통해 유체의 제어 흐름을 유지하기 위해 주사기 펌프 시스템에 주사기를 연결합니다. </li></ol> 7. DC 전기 측정 설정 <ol><li> 소스와 DAQ 카드의 전압 포트 FET SWNT의 게이트 연락처를 연결합니다. </li><li> 현재 프리 앰프를 통해 DAQ 카드의 입력 포트에 드레인 접점을 연결합니다. </li><li> 소스 연락하는 30 밀리 볼트 (MV)을 적용 게이트 전압을 청소 및 드레인 (그림 5a)에서 전류를 기록한다. </li></ol> 팁 : 솔루션의 측정을 위해, 내 게이트 전압 스윕 매개 변수를 유지 | 0.7 볼트 | 누설 게이트 금속 전극과 용액 사이의 반응을 방지 할 수 있습니다. 8. AC 전기 측정 설정 <ol><li> 설정하는 주파수 발생기의 외부 변조 신호 포트 증폭기 잠금 출발 참조 아웃 신호를 연결 변조 된 freque를 오전NCY 출력. </li><li> 바이어스 티 (그림 5b 및 5c)를 사용하여 DAQ 카드에서 주파수 발생기와 직류 전압의 AM-변조 된 RF 출력 포트에 FET SWNT의 소스 접촉을 연결합니다. </li><li> DAQ 카드의 전압 포트 게이트 접촉을 연결합니다. </li><li> 나노 튜브를 통해 AC 전류를 읽을 잠금 앰프에 드레인 접점을 연결합니다. DAQ 입력 포트를 통해 진폭과 전류의 위상을 읽습니다. </li><li> 200 킬로 헤르츠 (kHz에서)에서 0 볼트와 AM 신호 주파수에서 원본 DC 전압을 누릅니다. </li><li> 게이트 전압을 청소 및 드레인의 전류를 측정한다. </li><li> 서로 다른 주파수에서 I 믹스-V G 스윕에 대한 주파수 단계를 반복 8.6 증가한다. </li></ol> 9. 솔루션의 전기적 측정 (없음 흐름) <ol><li> 1 mM의 NaCl을, 10 MM NaCl을하고 5M NaCl을 원액부터 100 mM의 NaCl을 소금 솔루션을 준비합니다. </li><li> 단계 3.13에서 SWNT 장치를 가져 가라. biotinylate를 얻기 위해 단계 4.1-4.5를 수행D 장치. </li><li> 장치의 맨 위에 PDMS 챔버를 넣어 5 단계를 따르십시오. </li><li> 피펫을 사용하여 DI 물과 챔버를 채우십시오. </li><li> 다른 주파수에 대한 주파수를 혼합 측정을위한 8 단계를 따르십시오. </li><li> 세 가지 다른 소금 용액 1 ㎜의 NaCl, 10 MM NaCl을 100 mM의 NaCl을 9.4 단계를 반복합니다. </li></ol> 팁 : 이전 솔루션을 철회하고 새로운 솔루션과 챔버를 여러 번 세척하는 피펫을 사용합니다. 항상 높은 농도 솔루션 낮은에서 전환합니다. <ol start="7"><li> 부드럽게 트위터에 스탬프를 올려 PDMS 스탬프를 제거합니다. </li><li> 철저 DI 물과 장치를 헹구십시오. </li><li> 4.6-4.7에 설명 된대로 스트렙 바인딩을 수행합니다. </li><li> 단계 9.3-9.6를 반복합니다. </li></ol> 10. 솔루션의 전기적 측정 (실시간 흐름) <ol><li> 5 M NaCl을 원액부터 100 mM의 NaCl을 염 용액을 준비합니다. </li><li> 인트에서 SWNT 장치를 선택P 3.13. 바이오틴 장치를 획득하는 단계 4.1-4.5를 수행합니다. </li><li> 6 단계에 따라 장치의 마이크로 유체 흐름 채널을 배치 .. 금단 모드 동작을위한 마이크로 유체 채널의 한쪽 끝을 빈 주사기를 연결합니다. 다른 쪽 끝에서 100 mM의 NaCl을 배경 용액을 주사기를 연결합니다. </li><li> 8 단계에서 설명 된대로 전기 측정을 설정합니다. 주파수 (f = 10 MHz의) 고정 게이트 전압 바이어스 (V = 0). </li><li> 금단 모드에서 주사기 펌프를 시작합니다 (유량 = 0.4 ML 시간 -1)와 시간 전류 신호를 모니터링합니다. 100 mM의 염화나트륨과 스트렙 타비 딘 - 비오틴 결합 (그림 6)에 대한 모니터 신호 변화 1mg/ml의 스트렙 타비 딘에 대한 해결책을 전환합니다. </li></ol>

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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>

저자는 그들이 더 경쟁 재정적 이익이 없다는 것을 선언합니다.

탄소 나노 튜브의 성장은 용광로 조건뿐만 아니라 기판 청결뿐만 아니라 따라 달라집니다. 성장을위한 최적의 가스 유량, 온도, 압력은 신중하게 보정하고 일단 그들이 더 많거나 적은 안정적인 고정해야합니다. 이러한 조건이 충족되고도 함께, 우리는 성장 패턴 촉매 영역 촉매와 기판 청결의 양에 따라 달라집니다 있습니다. 따라서, 우리는 성장 변화에 대한 계정에 여러 촉매 구덩이 크기를 포...

충전 된 분자가 단일 벽 탄소 나노 튜브 또는 NW 전자 센서에 바인딩 할 때, 그것은 하나 기증 / 전자를 받아들이거나 지역 정전 게이트 역할을 할 수 있습니다. 두 경우 모두, 바인딩 분자 센서의 측정 DC 전도성의 변화로 이어지는, SWNT 또는 NW 채널 전하 밀도를 변경할 수 있습니다. 15-20 분자의 큰 다양성이 성공적으로 바인딩 이벤트 기간 동안 나노 센서의 DC 특성을 연구하여 발견되었다. 충전 감지 기반 감지 메커니즘은 레이블 무료 탐지 21 펨토 몰 감도 22, 전자는 기능 15를 읽을 등 많은 이점이있다하더라도, 그것은 단지 낮은 이온 강도 솔루션에 효과적입니다. 높은 이온 강도 솔루션, DC 검출은 이온 검사 6-8에 의해 방해된다. 충전 된 표면은 표면 근처에 전기 이중층 (EDL)를 형성하는 솔루션에서 카운터 이온을 끈다. EDL은 효과적으로 비용을 상영. T와 같은솔루션 증가 그는 이온 강도, EDL은 좁고 심사 증가됩니다. 이 검사 결과는 검사의 Debye 길이 λ D에 의해 특징입니다 <img alt="식 1" fo:src="/files/ftp_upload/50438/50438eq1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50438/50438eq1.jpg" /> , ε는 미디어의 유전체 유전율이고, K B는 볼츠만 상수, T는 온도이다, Q는 전자 전하, 그리고 C는 전해질 용액의 이온 강도이다. 일반적으로 100 밀리미터 완충 용액의 경우, λ D 1 nm의 주위 및 표면 전위는 완전히 몇 나노 미터의 거리에서 상영 될 것입니다. 그 결과로, 단일 벽 탄소 나노 튜브 또는 나노 와이어를 기반으로 나노 센서의 대부분은 5,15,17,21-22 (c ~ 1 nM의 건조 상태 20 또는 낮은 이온 강도 솔루션의 하나 운영- 10 MM), 그렇지 않으면 샘플 탈염 단계 15,23를 받아야합니다. 점의 배려 진단 장치는 제한된 샘플 처리 능력과 환자의 사이트에서 생리학 관련 이온 강도에서 작동해야합니다. 따라서 완화 이온 선별 효과는 POC 나노 바이오 센서의 개발 및 구현을위한 중요합니다. 우리는 메가 헤르츠 주파수 범위에서 단일 벽 탄소 나노 튜브 기반의 나노 센서를 작동하여 이온 선별 효과를 완화. 프로토콜은 자세한 나노 센싱 플랫폼과 생명 탐지를위한 고주파 혼합 측정을 기반으로 단일 벽 탄소 나노 튜브 트랜지스터의 제조 여기서 제공. 단일 벽 탄소 나노 튜브는 철 촉매 24과 패턴 기판 위에 화학 기상 증착법에 의해 성장하고 있습니다. 우리의 단일 벽 탄소 나노 튜브 트랜지스터를 들어, 우리는 일시 중단 된 높은 게이트 25 고주파 센서의 응답을 향상하는 데 도움이 나노 튜브 위에 500 nm의 배치 또한 컴팩트 MICR 수 있습니다 통합오 - 유체 챔버 장치를 밀봉하는. 단일 벽 탄소 나노 튜브 트랜지스터 배경 이온 선별 효과를 극복하기 위해 높은 주파수 믹서 9-11로 운영됩니다. 높은 주파수에서 솔루션 모바일 이온은 EDL을 형성 할 수있는 충분한 시간과 변동 생명 쌍극자가없는 수 여전히 게이트 우리의 감지 신호 혼합 전류를 생성하는 SWNT. 혼합 주파수는 FET 나노 튜브의 비선형 IV 특성으로 인해 발생합니다. 우리 탐지 기술은 비용 기반의 탐지 및 임피던스 분광 26-27 종래의 기술과는 다릅니다. 첫째, 우리는 오히려 관련 비용보다 높은 주파수에서 생명 쌍극자를 감지합니다. 둘째, 단일 벽 탄소 나노 튜브 트랜지스터의 높은 컨덕턴스는 감지 신호에 대한 내부 이득을 제공한다. 이 고주파 임피던스 측정의 경우와 같은 외부 증폭에 대한 필요성을 미연에 방지. 최근, 다른 그룹은 높은 바에서 생명 감지를 해결했다ckground 농도 23,28. 그러나, 이러한 방법은 복잡한 제조 또는 수용체 분자의주의 화학 공학을 필요로하는 더 참여하고 있습니다. 우리의 높은 주파수 SWNT 센서는 간단한 설계를 통합하고 나노 튜브 트랜지스터의 고유 주파수 혼합 속성을 사용합니다. 따라서 우리는 생리학 관련 조건에서 직접 작동하는 바이오 센서가 필요한 순간​​ 점의 배려 검출을위한 새로운 바이오 센싱 플랫폼을 약속 이온 심사 영향을 완화 할 수 있습니다.

<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

독특한 전자 특성과 단일 벽 탄소 나노 튜브 (SWNT) 및 반도체 나노 와이어의 높은 표면 대 부피 비율은 (NW) 1-4 그들에게 고감도 바이오 센서에 대한 좋은 후보를합니다. 충전 된 분자가 같은 센서 표면에 바인딩 할 때, 그것의 DC 전도성의 변화의 결과로, 센서 캐리어 밀도 5 변경합니다. 그러나 이온 용액에 청구 표면은 전기 이중층 (EDL)를 형성 솔루션에서 카운터 이온을 끈다. 이 EDL 효과적으로 충전을 화면 및 생리학 관련 조건 ~ 100 밀리몰 (MM), 특성 담당 검사 길이 (Debye에 길이) 나노 미터 (nm의) 미만이다. 따라서, 높은 이온 강도 솔루션, 충전 기반 (DC) 검출은 근본적으로 6-8을 방해합니다. 우리는 탄소 nanot을 운영하여, 높은 주파수에서 분자 쌍극자보다는 요금을 감지하여 충전 선별 효과를 극복고주파 믹서 9-11과 같은 우베 전계 효과 트랜지스터. 높은 주파수에서 AC 드라이브 힘은 더 이상 용액 저항을 극복 할 수 없으며 솔루션 이온은 EDL을 형성하는 데 충분한 시간을 가지고 있지 않습니다. 또한, 주파수 혼합 기술은 우리가 이온 심사를 극복 할만큼 충분히 높은 주파수에서 작동 할 수 있으며, 아직 낮은 주파수 11-12에서 감지 신호를 감지합니다. 또한, 단일 벽 탄소 나노 튜브 트랜지스터의 높은 컨덕턴스 외부 신호 증폭기의 필요성을 미연에 방지 센싱 신호에 대한 내부 이득을 제공한다. 여기, 우리는 () 단일 벽 탄소 나노 튜브 트랜지스터, (B) (C) 설계 및 장치에 폴리 디메틸 실록산 (PDMS) 마이크로 유체 챔버 (14)를 스탬프 나노 튜브 13 생체 분자를 기능화 등을 조작하는 프로토콜을 설명 (D) 다른 이온 강도 해결책 11에서 높은 주파수 감지를 수행합니다.

중단 탑 게이트와 단일 벽 탄소 나노 튜브 트랜지스터의 주사 전자 현미경 이미지는 그림 7A에 표시됩니다. 게이트 크기는 정지 25 일에 대한 중요합니다. 현재 디자인 치수 (x 가로 x 두께 = 25 μm의 X 1 ㎛ × 100 nm의 길이)입니다. 게이트 전극은 50 nm의 Cr/50 뉴 멕시코의 Au 구성되어 두꺼운 크롬 층은 중단 구조에 힘을 더 추가합니다. 중단 된 구조는 탑 게이트와 드레인 (그림...

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

우리는 제조 장치 및 탄소 나노 튜브 기반의 고주파 바이오 센서를위한 측정 프로토콜을 설명합니다. 높은 주파수 감지 기술은 근본적인 이온 (의 Debye) 선별 효과를 완화하고 기존의 전자 바이오 센서가 실패 높은 이온 강도 솔루션을 운영 할 나노 튜브 바이오 센서 수 있습니다. 우리의 기술은 점의 배려 (POC) 생리학 관련 조건에서 작동하는 전자 바이오 센서의 고유 한 플랫폼을 제공합니다.

높은 이온 강도 솔루션에 감지하기위한 탄소 나노 튜브 고주파 나노 바이오 센서의 제작

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

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

Research

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Bioengineering

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비디오: 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.

핵산, 단백질과 작은 분자의 Reagentless 감지를위한 전기 -의 DNA Biosensors의 제작

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. ...

연구

생체공학

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.

다중 Transdermal 전기 감지를위한 빈 Microneedle 기반 센서

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.

항생제 내성 황색 포도상 구균 박테리아의 검출을위한 바이오 센서

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.

액정 나노 입자 캐리어의 소수성화물 캡슐화의 대상 플라즈마 멤브레인 배달

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.

드라이 필름 포토 레지스트 기반 전기 화학 미세 바이오 센서 플랫폼: 장치 제작, 온 칩 시험 준비 및 시스템 운영

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.

생체 외에서 Neuroinflammation의 모델링에 대 한 기본 Glial 세포의 3 차원 하이드로 겔 문화 개선

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.

자발적인 형성 및 바인딩과 그물에 대 한 상향식 모델로 인공 지질 나노튜브 네트워크의 재배치

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.

글라이딩 키네신 운동성 분석을 이용한 다성분 지질 나노튜브 네트워크 제작

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.

고농도 단일 분자 현미경 검사용 제로 모드 파도가이드 제조

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.

고처리량 미세 유체 장치를 사용하여 동적 환경 조건의 생성

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