Biz erken tartışma için Cornell Üniversitesi&#39;nde Prof Paul McEuen teşekkür ederim. Çalışma başlangıç ​​fonu Michigan Üniversitesi ve Ulusal Bilim Vakfı Ölçeklenebilir nano üretim Programı (DMR-1.120.187) tarafından temin tarafından desteklenmektedir. Bu çalışma Michigan Üniversitesi, Ulusal Bilim Vakfı tarafından finanse edilen Ulusal Nanoteknoloji Altyapı Ağı üyesi de Lurie Nanofabrikasyon Tesis kullanılır.

1. SWNT Büyüme için Catalyst Desenlendirme <ol><li> 500 nm Si 3 N 4/500 nm SiO 2 filmi üstünde yetişen bir alçak basınç kimyasal buhar biriktirme (CVD) ile bir silikon yonga ile başlayın. </li><li> 40 sn için 4000 rpm daha sonra 5 saniye boyunca 500 rpm&#39;de ışığa (PR) bir kat bir kat Spin ve. </li><li> 90 saniye için 115 ° C &#39;de fırında gofret. </li><li> Katalizörler (Şekil 1) dikdörtgen çukurlar ile bir photomask kullanın ve 300 0.3 sn için mJ / cm 2 UV (365 nm) ışıma olarak gofret maruz. Maruz bırakıldıktan sonra 90 saniye için 115 ° C &#39;de fırında gofret. </li></ol> İpucu: farklı boyutlarda Tasarım çukurlar SWNT kimyasal buhar biriktirme (CVD) büyüme sürecinde değişkenliği açıklamak için 5 mikron x 5 mikron, 10 mikron x 5 mikron vb gibi. <ol start="5"><li> 70 sn hafifçe sürecinde gofret sallayarak için geliştirici gofret geliştirin. </li><li> DI Su sağlama ile gofret durulayın2 dakika süreyle r ve daha sonra bir azot (N 2) tabanca ile kuru darbe. </li><li> 10 -6 torr bir odası basınçta E-ışını buharlaştırma bölmesi ve mevduat 0.5 nm demir (Fe) içine gelişmiş gofret yükleyin. </li><li> 1.5 cm x 1.5 cm daha küçük kalıplar içine gofret zar. </li><li> Her biri 10 dakika için sıcak aseton ve isopropanol (IPA), daldırma ile ışığa çıkarın. Bu nanotüp büyüme için dikdörtgen çukurlarda Fe katalizör geride bırakır. </li></ol> 2. Karbon nanotüpler CVD Büyüme <ol><li> CVD büyüme fırın bölgesinin kuvars tüp içinde, katalizör kaplamalı kalıpların yerleştirin. </li></ol> İpucu: nanotüp büyüme için tatlı yerinde belirleyin. Büyüme bizim fırın (Şekil 2c) için 2inch x 2inch aşağı bir alan üzerinde tekdüze. <ol start="2"><li> Fotorezist Kalıntı (Şekil 2a) çıkarmak için bir saat boyunca 880 ° C&#39;de havada tabaka tavlama. Soğumasını bekleyin. </li><li> Ar ile odası temizleyin3 SLM (dakika başına standart litre) 5 dakika için gon. </li><li> Argon (Şekil 2b) 1 SLM arasında bir akış korurken, tüpün merkezinde 800 ° C fırın hızlandırılmasıdır. </li><li> Yani demir, demir oksit dönüştürmek katalizör parçacıkları azaltmak için 5 dakika boyunca akış, hidrojen 0.2 SLM. </li><li> SWNTs büyümek için 35 dakika boyunca, etilenin 5,5 sccm (dakika başına standart kübik santimetre) (C-2H 4) tanıtılması. Süreç boyunca 0.2 SLM bir H 2 akış sağlamak. Bu tarifi elde SWNTs uzunluğu&gt; 20 mikron (mikron) &#39;dir. </li><li> Fırının küçük bir argon akışı ile oda sıcaklığına soğumaya bırakın. </li></ol> 3. SWNT FET Transistör Fabrikasyon <ol><li> Karbon nanotüpler akım-gerilim (IV) karakterizasyonu için kaynak drenaj elektrotlar tanımlamak için bir photomask (Şekil 1) tasarlayın. </li></ol> İpucu: çok apar elektrot temas pedleri uzatınkalıp t bile aktif nanotüp bölgeye bir mikro-akışkan damga aşağı koyarak sonra erişilebilir kalır o kadar. <ol start="2"><li> Kişiler için metal birikimi için alanı tanımlamak için adımları 1.2 -1.6 izleyin. </li><li> Mevduat Ti / 10 -6 torr&#39;da bir e-ışını buharlaştırma bölmesi kaynak-drenaj kişiler için Au 0.5 nm/50 nm. </li><li> Metal fırlatmaya için gece boyunca aseton içinde kalıp bırakın. Fırlatmaya sonra, 10 dakika IPA kalıp daldırma ve sonra kuru kullanılarak N 2 tabanca darbe. </li><li> 500 nm bir battaniye birikimi E-ışın 10 -6 torr&#39;da kapı dielektrik için SiO 2 buharlaşmış yok. </li><li> Kapının elektrot tanımlamak için bir photomask (Şekil 1) tasarlayın. </li><li> Kapı metal birikimi için bölgeyi tanımlamak için adımları 1.2-1.6 izleyin. </li><li> E-ışını evaporatör en üst kapı elektrot olarak 50 nm/50 nm Cr / Au buharlaşır. Metal Kalkışa 3.4 adım izleyin. </li></ol> İpucu: gücü o artırmak için kalın krom tabaka kullanınf üst kapısı askıya aldı. Kapı boyutları da başarılı süspansiyon için kritik öneme sahiptir. <ol start="9"><li> Battaniye mevduat üst elektrot pasivasyon için SiO 2 ince bir tabaka (20 nm). </li><li> Karbon nanotüp kanal erişmek için SiO 2 bir hendek açmak için bir photomask (Şekil 1) tasarlayın. Tasarım pad-etch aynı maske alanı SWNT kanaldan uzak kaynak, drenaj ve kapı elektrotlar erişim için bölgeye açmak için. </li><li> SiO 2 ıslak aşındırma için hendek açmak için PR desene adımları 1.2-1.6 izleyin. </li><li> Islak aşındırma SiO 2 3 dk ve 30 sn için 01:20 BHF çözüm kullanarak uçuruldu. Si 3 N 4 BHF daha fazla nüfuz etmesini önlemek için bir aşındırma dur katmanı sağlar. </li></ol> İpucu: Asitli zaman ayarlama önerilir. <ol start="13"><li> Iyice DI su cihazı durulayın ve sonra 5 dakika boyunca IPA içinde daldırma. Bir N 2 tabancası kullanarak darbe kuru. Cihaz stkezlerinin kalın bir krom tabaka nedeniyle bozulmadan kalır. </li></ol> 4. Karbon Nanotube Yan duvarlar kimyasal fonksiyonlandırmalar <ol><li> 6 mM, dimetilformamid içinde 1-pyrenebutanoic asit süksinimidil ester (PBSE) (DMF) içinde bir çözeltisi hazırlandı. </li><li> Oda sıcaklığında 1 saat boyunca bu bağlayıcı çözelti içinde moleküler SWNT FET kalıp inkübe edin. </li><li> Iyice aşırı reaktif uzak yıkamak için DMF kalıp durulayın. Cihaz darbe-kuru. </li><li> Biotinil-3 bir 20mg/ml çözüm, SWNTs bir biyotinilasyon için DI suda 6-dioxaoctanediamine (biotin PEO amin-BPA) hazırlayın. </li><li> İyice DI suyla yıkayın ve kalıbın darbe kuru sonra, 18 saat boyunca bu çözelti içinde kalıp inkübe edin. BPA PBSE bağlayıcı molekülü bağlanır. </li><li> Streptavidin bağlama için 7.2 pH PBS çözüm 1mg/ml streptavidin bir çözüm hazırlayın. </li><li> Statik ölçümleri için, tamamen biyotinlenmiş SWNT fonksiyonalize 20 dakika boyunca streptavidin ile çözelti içinde kalıp inkübe edin. Thoroughly durulayın ve kalıp darbe kuru. Gerçek zamanlı algılama için, ilk PDMS akış kanalı (adım 6) pul ve sonra streptavidin bağlama (Şekil 3) için yüksek iyonik gücü arka planda streptavidin çözüm akış. </li></ol> Not: Bu, bir plastik şişe ile kalıp üzerinde tevzi DI su (~ 50 mi) ile kalıp yıkayın. Sonra DI su içeren başka bir Petri kabı kalıp hareket ve 1 dakika etrafında kalıp hareket. Biz iki adım 8-10 kez toplam tekrarlayın. 5. Sıvı Odası için Polidimetilsiloksan hazırlanması (PDMS) Kalıp <ol><li> Bir tartım kabı, PDMS monomerin ağırlık olarak 9 birim dökün ve sertleştirme maddesinin, ağırlık olarak 1 kısım ve iyice iki karıştırın. </li><li> 25 dakika boyunca bir desikatör içinde gazını karışım. Kabarcıklar karışımı üzerinden yükselmeye ve bırakacaktır. </li></ol> İpucu: karışım köpük başlarsa, oda havalandırma ve birkaç için yerleşmek izintekrar gaz giderme önce saniye. <ol start="3"><li> Bir Petri kabındaki yeni bir silikon yonga yerleştirin. Gofret üzerinde 5 mm PDMS katmanı için bunun üstüne gazı alınmış PDMS karışımı dökün. </li><li> 1 saat boyunca 70 ° C&#39;deki bir fırında petri ° C&#39;ye yerleştirin. </li><li> Petri kabı çıkarın ve soğumaya bırakın. PDMS bir dikdörtgen parça kesip ve bir cımbız kullanarak dışarı çekmek için bir neşter kullanın. </li></ol> İpucu: doğrudan silikon yonga ile temas PDMS tarafı temiz ve son derece düz. Bu yan SWNT FET kalıp ile temas halinde olacaktır. Bu kontamine için dikkatli olun. <ol start="6"><li> Ters dikdörtgen kalıp yerleştirin ve diğer düz tarafı bir biyopsi yumruk (3 mm çapında) kullanarak bir delik açın. Bu PDMS (Şekil 4a) düz tarafında hiçbir çıkıntılar sağlar. </li><li> &lt;Fabrikasyon SWNT FET ölür (en aktif alan üstüne hizalayarak dikkatli bir cihazın üstüne PDMS odasına yerleştirinstrong&gt; Şekil 4a, b). Kalıp üzerinde damga sabitlemek için hafifçe dokunun. Bir sızıntı geçirmez oda sağlamak için kalıp için düz tarafı bağlar. </li></ol> İpucu: Bu çıplak gözle yapılan ya da yeterince çalışma alanı ile bir optik mikroskop kullanılarak edilebilir. PDMS de sopa (kalıp ve / veya PDMS damga temiz değil genel olarak ise) değilse, bağ yardımcı olmak için PDMS üzerine (20 watt, 15 sn) oksijen plazma yapmak. Güçlü bağ için bu yol daha yüksek plazma yetkileri kullanarak, ancak, bu durumda PDMS çıkarırken elektrot müthiş gördük. <ol start="8"><li> Elektrik test sonrasında ve DI suda kalıp daldırma ve hafifçe damga kaldırarak sonraki kimyasal işlevsellik adım önce PDMS damga çıkarın. </li></ol> 6. Mikroakışkan akış kanalının hazırlanması <ol><li> Temiz bir silikon yonga almak ve herhangi bir nemi çıkarmak için 5 dakika boyunca 200 ° C sıcak plaka üzerine yerleştirin. </li><li> 500 rpm kat SU-8 2.015 Spin(100 devir / sn rampa oranı) daha sonra 5 saniye ve 300 devir / sn rampa oranı az 30 saniye için 1250 rpm için. Bu silikon yonga üzerinde 30 mikron kalınlığında SU-8 katmanı sağlar. </li><li> Yumuşak fırında 95 gofret ° C 5 dakika boyunca. </li><li> SWNT alan üzerine 300 mikron genişliğinde akış kanalı deseni tanımlamak için bir photomask (Şekil 4c) tasarlayın. </li></ol> İpucu: yapısı bir kanal genişliği çöküşü önlemek için: 10:1 yükseklik oranı (: bu durumda 30 mikron 300 mikron) yeterlidir. <ol start="5"><li> 365-nm UV fotolitografi kullanarak 0.9 saniye bir UV ışınlarına maruz kalma süresi ile akış kanalı tanımlar. </li><li> 5 dakika boyunca 95 ° C kalıp fırında var. </li><li> Nazik sallayarak eşlik 5 dakika SU-8 geliştirici model geliştirmek. </li><li> IPA gofret durulayın ve N 2 tabanca ile kuru darbe. </li><li> Bir PDMS karışımı hazırlamak için adımları 5.1-5.2 izleyin. </li><li> Silanizing ajan mide bir 2-3 damla ile birlikte desikatöre SU-8 kalıp ile gofret yerleştirinKloro (3, 3, 3-trifluoropropil) bir Petri kabındaki silan. Vakum pompası açın gofret 1 saat vakum bekletin. </li><li> Gofret üzerine gazı alınmış PDMS karışımı dökün ve sonra 1 saat boyunca 70 ° C sıcaklıkta bir fırın içinde ısı. </li><li> Bir neşter kullanılarak PDMS kalıp (SU-8 negatif) kesin. </li><li> Ters PDMS damga yerleştirin ve akış kanalının her iki ucunda bir delik açmak için bir biyopsi yumruk (0.75 mm çapında) kullanarak. Çıkıntılar (Şekil 4e) önlemek için diğer düz tarafı (silikon yonga ile temas tarafı) delik emin olun. </li><li> Mikroskop altında fabrikasyon SWNT FET kalıpların aktif alanının üstüne hizalayarak dikkatli bir cihazın üstüne PDMS akış odasına yerleştirin. Kalıp üzerinde damga sabitlemek için hafifçe dokunun. Bir sızıntı geçirmez oda sağlamak için kalıp için düz tarafı bağlar. (Şekil 4c ve 4d) </li><li> Deliklere bir polietilen boru itme ve bir sıvı kaynağı ve drenaj şırınga (F diğer ucunuŞEKIL 4e). </li><li> Kanal (Şekil 6) aracılığıyla sıvı kontrollü bir akış sağlamak için bir şırınga pompası sistemi için şırınga takın. </li></ol> 7. DC Elektrik Ölçüm Kurulumu <ol><li> Kaynak ve bir DAQ kartı gerilim limanlarına FET SWNT kapısı kişileri bağlayın. </li><li> Güncel bir pre-amplifikatör ile DAQ kartı giriş portuna drenaj temas bağlayın. </li><li> , Kaynak kişiye 30 milivolt (mV) uygulayın geçit gerilimi süpürme ve boşaltma (Şekil 5a) Geçerli kaydedin. </li></ol> İpucu: çözüm ölçümleri için, içinde geçit gerilimi süpürme parametre tutmak | 0,7 volt | kaçak ve kapı metal elektrot ve çözüm arasındaki reaksiyon önlemek için. 8. AC Elektrik Ölçüm Kurulumu <ol><li> Kurulum frekans jeneratörü harici modülasyon sinyali bağlantı noktasına amplifikatör kilit-in Ref-out sinyalini modüle frekanslı AMNCY çıktı. </li><li> Bir önyargı tee (Şekil 5b ve 5c) kullanarak DAQ kartından frekans jeneratörü ve DC gerilim AM-modüle RF çıkış portuna FET SWNT kaynağı temas bağlayın. </li><li> DAQ kartı gerilim bağlantı noktasına kapı temas bağlayın. </li><li> Nanotüp ile AC akım okumak için bir kilit-amplifikatör için tahliye temas bağlayın. DAQ giriş bağlantı noktaları üzerinden genlik ve akım faz okuyun. </li><li> 200 kilohertz (kHz) de 0 volt ve AM sinyal frekansta kaynağı DC gerilim tutun. </li><li> Kapı voltajı, süpürme ve drenaj gelen akım ölçer. </li><li> Farklı frekanslarda I mix-V g temizleyicileri için frekans ve tekrar adım 8.6 artırın. </li></ol> 9. Çözüm Elektrik Ölçümleri (Akış Yok) <ol><li> 1 mM NaCI, 10 mM NaCl ve 5M NaCI stok çözeltisi, başlangıç, 100 mM NaCl çözümleri hazırlayın. </li><li> Adım 3.13 gelen SWNT cihazı alın. Bir biotinylate elde etmek için adımlar 4.1-4.5 yapınızd cihaz. </li><li> Cihazın üstüne bir PDMS odasına koymak için 5 adım izleyin. </li><li> Bir pipet kullanarak DI su ile oda doldurun. </li><li> Farklı frekanslar için frekans karıştırma ölçümleri için 8 adım izleyin. </li><li> Üç farklı tuz çözeltileri, 1 mM NaCI, 10 mM NaCl ve 100 mM NaCI, 9.4 tekrarlayın. </li></ol> İpucu: Önceki çözüm geri ve daha sonra yeni bir çözüm ile oda birden çok kez temizlemek için pipet kullanın. Her zaman yüksek konsantrasyon çözümler için düşük geçiş. <ol start="7"><li> Hafifçe bir cımbız ile damga kaldırarak PDMS damga çıkarın. </li><li> Iyice DI su ile cihazı durulayın. </li><li> 4.6-4.7 açıklandığı üzere streptavidin bağlayıcı yapınız. </li><li> Adımları 9.3-9.6 tekrarlayın. </li></ol> 10. Çözüm Elektrik Ölçüm (Gerçek Zamanlı Akış) <ol><li> 5 M NaCI stok çözeltisi, başlangıç ​​100 mM NaCl çözeltisi hazırlayın. </li><li> Ste gelen SWNT cihazı alıns 3.13. Bir biotinlenmiş cihazı elde etmek için adımlar 4.1-4.5 yapınız. </li><li> Adım 6 aşağıdaki cihaz üzerindeki mikro-akışkan akış kanalı yerleştirin .. Çekilmesi modunda çalışması için mikro-akışkan kanalın bir ucuna boş bir şırınga bağlayın. Diğer ucunda, 100 mM NaCI solüsyonu ile bir arka şırınga takmak. </li><li> 8. adımda ayrıntılı olarak elektrik ölçüm ayarlayın. Frekans (f = 10 MHz) düzeltmek ve kapı gerilim önyargı (V = 0). </li><li> Çekme modunda şırınga pompası Başlangıç ​​(akış oranı = 0.4 ml saat -1) ve zamanla akım sinyali izlemek. 100 mM NaCl ve streptavidin-biotin bağlayıcı (Şekil 6) Monitör sinyal değişiklik 1mg/ml streptavidin çözüm geçin. </li></ol>

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

Yazarlar hiçbir rakip mali çıkarlarının olmadığını beyan ederim.

Karbon nanotüpler büyüme fırın koşulları aynı zamanda yüzey temizlik sadece bağlıdır. Büyüme için en uygun gaz akış hızı, sıcaklık ve basınç dikkatle kalibre ve bir kez az ya da çok istikrarlı sabit zorunda. Bu koşullar karşılanmaktadır olsa bile, o büyüme desenli katalizör alanı, katalizör ve yüzey temizlik miktarına bağlıdır bulundu. Bu nedenle, büyüme değişkenliği açıklamak için birden fazla katalizör çukur boyutları dahil. Bir bir saat yüksek sıcaklık adım yüzey...

Bir ücret molekül bir SWNT veya KB elektronik sensör bağlandığında, ya bağış / elektronları kabul eden ya da yerel bir elektrostatik kapı olarak hareket edebilir. Her iki durumda da, bağlama molekülü sensörün ölçüm DC iletkenlik bir değişime yol açan, SWNT veya KB kanal yük yoğunluğu değiştirebilir. 15-20 moleküllerin büyük bir çeşitlilik başarılı gibi bağlayıcı olaylar sırasında nanosensors DC özelliklerini inceleyerek tespit edilmiştir. Şarj algılama tabanlı algılama mekanizması etiket-ücretsiz algılama 21, Femto-molar duyarlılık 22, ve elektronik yeteneği 15 okuma da dahil olmak üzere pek çok avantajı olmasına rağmen, bu sadece düşük iyonik gücü çözümleri etkilidir. Yüksek iyonik güç çözümleri, DC algılama iyonik tarama 6-8 tarafından engellenmektedir. Bir ücret yüzey yüzeye yakın bir elektriksel çift tabaka (EDL) oluşturan çözümünden karşı iyonları çekiyor. EDL etkili bu ücretleri kapalı ekranlarında. T gibiçözüm artar o iyonik gücü, EDL dar ve tarama artar hale gelir. Bu tarama etkisi, Debye tarama uzunluğu λ D ile karakterize edilir <img alt="Denklem 1" fo:src="/files/ftp_upload/50438/50438eq1highres.jpg" src="/files/ftp_upload/50438/50438eq1.jpg" /> , Ε medyanın dielektrik geçirgenlik olduğu, k B Boltzmann sabiti, T sıcaklık olduğunu, q elektron ücret ve c elektrolit çözeltisinin iyonik gücü. Tipik bir 100 mM tampon çözelti için, λ D 1 nm civarındadır ve yüzey potansiyeli tamamen birkaç nm mesafede izleyicilerle buluşacak. Sonuç olarak, SWNTs veya NWS göre nanoelektronik sensörler en 5,15,17,21-22 (c ~ 1 nM kuru halde 20 veya düşük iyonik güçlü Çözeltilerin ya yapmaktadır- 10 mM), aksi takdirde örnek tuzsuzlaştırma adımları 15,23 geçmesi gerekiyor. Point-of-bakım teşhis cihazları sınırlı örnek işleme yeteneği ile hasta yerinde fizyolojik ilgili iyonik güçlü faaliyet gerekir. Bu nedenle, hafifletici iyonik tarama etkisi POC nanoelektronik biyosensör geliştirilmesi ve uygulanması için çok önemlidir. Biz megahertz frekans aralığında SWNT tabanlı nanoelektronik sensörü çalıştırarak iyonik tarama etkisini azaltmak. Protokol ayrıntıları nanoelektronik algılama platformu ve biyomoleküler tespiti için yüksek frekanslı karıştırma ölçüm dayalı bir SWNT transistörün üretim burada sağlanan. Tek duvarlı karbon nanotüpler Fe katalizörler 24 ile desenli yüzeyler üzerinde kimyasal buhar biriktirme tarafından yetiştirilmektedir. Bizim SWNT transistörler için, bir asma üst geçit 25 yüksek frekans sensörü yanıtı arttırmak yardımcı olur nanotüp, yukarıda 500 nm yerleştirilir ve aynı zamanda kompakt bir MICR sağlar dahilo-akışkan odası cihazı mühür. SWNT transistörler arka iyonik tarama etkilerini aşmak için yüksek frekans karıştırıcı 9-11 olarak işletilmektedir. Yüksek frekanslarda, çözüm mobil iyonları EDL oluşturmak için yeterli zaman ve dalgalanan biyomoleküler dipollerin yok olabilir hala kapı bizim algılama sinyali bir karıştırma akım, oluşturmak için SWNT. Karıştırma sıklığı FET bir nanotüp doğrusal olmayan IV özellikleri nedeniyle ortaya çıkar. Bizim algılama tekniği ücret tabanlı algılama ve empedans spektroskopisi 26-27 geleneksel teknikleri farklıdır. Öncelikle, yerine ilgili ücretleri daha yüksek frekansta biyomoleküler dipoller algılar. İkinci olarak, SWNT transistörün iletkenliği yüksek bir algılama sinyali için dahili bir kazanç temin etmektedir. Bu, yüksek frekans empedans ölçümleri durumunda olduğu gibi, harici amplifikasyon için duyulan ihtiyacı ortadan kaldırır. Son zamanlarda, diğer gruplar da yüksek ba biyomoleküler algılama ele varckground konsantrasyonları 23,28. Ancak, bu yöntemler karmaşık fabrikasyon veya reseptör moleküllerin dikkatli kimya mühendisliği gerektiren, daha karmaşık bulunmaktadır. Bizim yüksek frekans SWNT sensör daha basit bir tasarıma sahiptir ve bir nanotüp transistörün doğal frekans karıştırma özelliğini kullanır. Böylece fizyolojik ilgili durumda doğrudan işleyen biyosensör istenen gerçek zamanlı noktası bakım tespiti için yeni bir Biyoalgılayıcı platformu umut verici, iyonik tarama etkilerini azaltmak mümkün.

<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

Eşsiz elektronik özellikleri ve tek duvarlı karbon nanotüpler (SWNT) ve yarı iletken nanotellerin yüksek yüzey-hacim oranları (KB) 1-4 bunları yüksek hassasiyet biyosensör için iyi bir aday olun. Dolu bir molekül, bir sensör yüzeyine bağlandığı zaman, kendi DC iletkenlikteki değişikliği ile sonuçlanan, sensör taşıyıcı yoğunluğu 5 değiştirir. Bununla birlikte, iyonik bir solüsyon içinde bir yüklü yüzey, aynı zamanda, bir elektriksel çift katman (EDS) oluşturan çözelti, bir karşı-iyonları çeker. Bu EDL etkili şarj kapalı perdeler, ve fizyolojik ilgili koşullarda ~ 100 milimolar (mM), karakteristik şarj tarama uzunluğu (Debye uzunluğu) bir nanometre (nm) daha azdır. Bu nedenle, yüksek iyonik güç çözümleri, şarj tabanlı (DC) algılama temelde 6-8 engellemektedir. Biz karbon nanot çalıştırarak, yüksek frekansta moleküler dipol yerine ücretleri tespit ederek şarj tarama etkilerini aşmakyüksek frekans karıştırıcılar 9-11 olarak ube alan etkili transistörler. Yüksek frekanslarda, AC sürücü güç artık çözüm sürükle üstesinden gelebilir ve çözüm iyonları EDL oluşturmak için yeterli zamanımız yok. Ayrıca, frekans karıştırma tekniği bize iyonik tarama üstesinden gelmek için yeterince yüksek frekanslarda çalışmasını sağlar, ve henüz düşük frekanslarda 11-12 de algılama sinyalleri algılar. Ayrıca, SWNT transistörlerin yüksek iletkenliği harici sinyal amplifikatörü için duyulan ihtiyacı ortadan kaldırır algılama sinyali için bir iç kazanç temin etmektedir. Burada, (a) SWNT transistörler, (b) (c) tasarım ve cihaz üzerine bir poli-dimetilsiloksan (PDMS) mikro-akışkan odası 14 damga, nanotüp 13 biyomoleküllerin işlerlik ve imal protokol açıklar (d) farklı iyonik gücü çözümleri 11 yüksek frekans algılama yürütmek.

Askıya alınmış bir üst geçit ile SWNT transistörün bir tarama elektron mikroskop görüntüsü, Şekil 7a&#39;da gösterilmiştir. Kapı boyutları süspansiyon 25 için kritik öneme sahiptir. Mevcut tasarım boyutları (x genişlik x kalınlık = 25 mikron x 1 mikron x 100 nm uzunluk) bulunmaktadır. Kapı elektrot 50 nm Cr/50 nm Au oluşur kalın bir krom tabakası askıya yapısına daha fazla güç katıyor. Askıya yapısı üst kapı ve drenaj (Şekil 7b) aras?...

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

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

Biz cihaz imalat ve karbon nanotüp tabanlı yüksek frekans biyosensörler için ölçü protokol açıklar. Yüksek frekans algılama tekniği temel iyonik (Debye) tarama etkisi azaltır ve geleneksel elektronik biyosensörler başarısız yüksek iyonik gücü çözümleri ameliyat olmak için nanotüp biyosensör sağlar. Teknolojimiz noktası bakım (POC) fizyolojik gerekli koşulların faaliyet gösteren elektronik biyosensör için benzersiz bir platform sağlar.

Yüksek İyonik Güç Çözümleri Algılama için karbon Nanotube Yüksek Frekans nanoelektronik Biyosensör Fabrikasyon

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

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

Research

JoVE Journal

Bioengineering

18.1K Görüntüleme.  University of Michigan - Ann Arbor. Biz cihaz imalat ve karbon nanotüp tabanlı yüksek frekans biyosensörler için ölçü protokol açıklar. Yüksek frekans algılama tekniği temel iyonik (Debye) tarama etkisi azaltır ve geleneksel elektronik biyosensörler başarısız yüksek iyonik gücü çözümleri ameliyat olmak için nanotüp biyosensör sağlar. Teknolojimiz noktası bakım (POC) fizyolojik gerekli koşulların faaliyet gösteren elektronik biyosensör için benzersiz bir platform sağlar.

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.

Nükleik Asitler, Proteinler ve Küçük Moleküller Reagentless Algılama Elektrokimyasal DNA Biyosensörler Fabrikasyon

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. ...

Biyomühendislik

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.

Multiplexed Transdermal Elektrokimyasal Algılama Hollow microneedle tabanlı Sensör

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.

Antibiyotik Dirençli Stafilokok bakteri tespiti için biyosensör

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.

Sıvı Kristal Nanopartikül Carrier bir Hidrofobik Kargo Encapsulated, hedeflenen Plazma Zarı Teslimat

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.

Kuru zar elektrokimyasal mikrosıvısal Biyoalgılayıcı fotorezist tabanlı Platform: Cihaz imalat, On-chip tahlil hazırlama ve sistemin çalışması

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.

Geliştirilmiş 3D hidrojel Neuroinflammation Vitro modelleme için birincil gliyal hücreler kültürleri

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.

Kendiliğinden oluşumu ve endoplazmik retikulum için aşağıdan yukarıya Model olarak yapay Lipid nanotüp ağların düzenlenmesi

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.

Kayan Kinesin Motilite Testi Kullanılarak Çok Bileşenli Lipid Nanotüp Ağlarının Üretilmesi

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.

Yüksek Konsantrasyonlı Tek Moleküllü Mikroskopi için Sıfır Mod Dalga Kılavuzlarının İmalatı

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.

Yüksek Verimli Mikroakışkan Cihaz Kullanarak Dinamik ÇevreSel Koşulların Üretilmesi

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