Introduction
transistors à effet de champ Silicon nanofils (SNWFETs) présentent les avantages d'ultra-haute sensibilité et des réponses électriques directs à variation de charge de l'environnement. Dans SNWFETs de type n, par exemple, lorsqu'une molécule négative (ou positive) chargée se rapproche du nanofil de silicium (SNW), les transporteurs du SNW sont appauvris (ou accumulation). En conséquence, la conductivité de la SNWFET diminue (ou augmente) 1. Par conséquent, toute molécule chargée à proximité de la surface de SNW du dispositif de SNWFET peut être détectée. biomolécules vitales, y compris des enzymes, des protéines, des nucléotides, et de nombreuses molécules sur la surface des cellules sont des porteurs de charge et peuvent être surveillés à l'aide SNWFETs. Avec des modifications appropriées, en particulier immobilisant une sonde biomoléculaire sur le SNW, un SNWFET peut être développé dans un biocapteur sans étiquette.
Surveillance en utilisant des biomarqueurs est essentielle pour diagnostiquer les maladies. Comme on le voit dans le tableau 1, plusieurs études ont utilisé NWFEBiocapteurs basés sur T pour sans étiquette, ultra-haute sensibilité, et la détection en temps réel des différentes cibles biologiques, y compris un seul virus 2, l' adénosine triphosphate et kinase de liaison 3, des signaux neuronaux 4, des ions métalliques 5,6, des toxines bactériennes 7, 8 dopamine, ADN 9-11, ARN 12,13, enzymes et biomarqueurs du cancer 14-19, hormones humaines 20, et les cytokines 21,22. Ces études ont démontré que les biocapteurs basés NWFET représentent une plate-forme de détection efficace pour une large gamme d'espèces biologiques et chimiques dans une solution.
Dans les biocapteurs basés sur SNWFET, la sonde immobilisée sur la surface SNW du dispositif reconnaît un biotarget spécifique. Immobiliser un biosonde implique généralement une série d'étapes, et il est essentiel que chaque étape est correctement effectuée pour assurer le bon fonctionnement du biocapteur. Diverses techniques ont été mises au point pour l'analyse des scomposition urface, y compris la spectroscopie de photoélectrons X (XPS), ellipsométrie, mesure de l'angle de contact, microscopie à force atomique (AFM) et la microscopie électronique à balayage (MEB). Des méthodes telles que l'AFM et SEM fournissent des preuves directes de biosonde immobilisation sur le dispositif de nanofil, alors que les méthodes telles que XPS, ellipsométrie, et la mesure de l'angle de contact dépendent des expériences parallèles effectuées sur d'autres matériaux similaires. Dans ce rapport, nous décrivons la confirmation de chaque étape de modification à l'aide de deux méthodes indépendantes. XPS est utilisé pour examiner les concentrations d'atomes spécifiques sur des tranches de polysilicium, et les variations dans les propriétés électriques du dispositif sont mesurées directement pour confirmer la variation de charge sur la surface SNW. Nous employons l'ADN biocapteurs en utilisant SNWFETs polycristallins (de pSNWFETs) à titre d'exemple pour illustrer ce protocole. Immobilisant une sonde d'ADN sur la surface de SNW comporte trois étapes: la modification du groupe amine sur la surface d'hydroxyle native du SNW almodification de groupe hyde, et 5'-aminomodified l'immobilisation de la sonde d'ADN. A chaque étape de modification, l'appareil peut détecter directement la variation de la charge du groupe fonctionnel immobilisé sur la surface SNW, parce que les charges de surface provoquent des changements potentiels interfaciale locaux sur le diélectrique de grille qui modifient le courant de canal et de la conductance 1. Charges entourant la surface de SNW peut moduler électriquement les propriétés électriques du dispositif de pSNWFET; Par conséquent, les propriétés de surface du SNW jouent un rôle essentiel dans la détermination des caractéristiques électriques des dispositifs pSNWFET. Dans les modes opératoires rapportés, l'immobilisation d'un biosonde sur la surface SNW peut être directement déterminée et confirmée par une mesure électrique, et le dispositif est prêt pour des applications de biocapteurs.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
1. Fabrication et la conservation des dispositifs pSNWFET
- Fabrication de périphériques
Remarque: Le pSNWFET a été fabriqué en utilisant une technique latérale d'espacement comme indiqué précédemment 23,24.- Préparer la couche diélectrique de grille.
- Cap un oxyde de 100 nm d'épaisseur thermique (SiO 2) couche sur un substrat Si en utilisant le (gaz de procédé O 2 et H 2 à 980 ° C pendant 4 heures) processus d'oxydation par voie humide 25.
- Dépôt d' un nitrure de 50 nm d'épaisseur (Si 3 N 4) une couche en utilisant le dépôt chimique en phase vapeur basse pression (LPCVD) 25 à 980 ° C pendant 4 heures.
- Déposez 100 nm d'épaisseur orthosilicate de tétraéthyle (TEOS) couche en utilisant LPCVD 25 à 780 ° C pendant 4 heures.
- Effectuer la lithographie standard à l'aide d'un stepper I-ligne pour définir les structures d'oxyde factices.
- Enduire la surface de plaquette avec une couche de résine photosensible 830 nm d'épaisseur.
- jensert un photomasque motif défini dans le stepper I-line.
- Traiter l'exposition en utilisant le stepper I-line (longueur d'onde: 365 nm) à une force de 1,980 J à la température ambiante.
- Développer la plaquette dans un révélateur pendant 5 min.
- Effectuer le processus de gravure isotrope en utilisant une norme plasma à couplage inductif 25 aquafortiste avec le gaz de plasma HBr et Cl pendant 1 min.
- Déposer une couche de silicium amorphe de 100 nm d'épaisseur (α-Si) en utilisant 25 LPCVD.
- Effectuer une étape de recuit à 600 ° C dans N2 ambiante pendant 24 h pour transformer l'α-Si en une structure polycristalline.
- Ions Implant de phosphore par source / drain (S / D) dopage à basse énergie (5E 15 cm -2) 25.
- Effectuer la lithographie standard en utilisant le stepper I-line pour enlever la couche de poly-Si et former le nanofil de polysilicium (pSNW) 25.
Remarque: Répétez l'étape 1.1.3 pour implanter dopfourmis dans des endroits autres que les régions S / D avec élimination poly-Si et forment les canaux flanc Si d'une manière auto-alignée. - Effectuer le processus de passivation (couche d'oxyde TEOS de 200 nm d'épaisseur) en utilisant LPCVD à 780 ° C pendant 5 h 25.
- Effectuer la lithographie standard en utilisant le stepper I-line pour exposer les canaux de nanofils et tampons sous forme de test en utilisant le procédé humide en deux étapes à sec / gravure.
- Répétez l'étape 1.1.3.
- Effectuer le processus de gravure humide (DHF: HF / H 2 O pendant 1 min).
- Préparer la couche diélectrique de grille.
- préservation Wafer
- Sceller la plaquette dans un sac de rangement sous vide et le ranger dans une armoire électronique à sec (humidité relative <40% à la température ambiante).
2. Prétraitement de l'appareil
- Nettoyage de l' appareil
- Rincer l'appareil avec de l'acétone pure.
- Traitement par ultrasons (46 kHz, 80 W), le dispositif dans de l'acétone pure pendant 10 min. <li> Soniquez (46 kHz, 80 W), le dispositif dans de l'éthanol pur (99,5%) pendant 5 min.
- Séchez la surface de l'appareil avec de l'azote.
- Traiter l'appareil avec plasma O 2 à 18 W pendant 30 secondes.
3. Immobilisation de l'ADN sonde sur la surface de l'appareil
- La modification du groupe amine
- Immerger le dispositif dans un 2,0% (3-aminopropyl) triéthoxysilane (APTES) Solution / éthanol pendant 30 min.
- Laver l'appareil avec de l'éthanol à trois reprises, puis sonication (46 kHz, 80 W) le dispositif dans l'éthanol pendant 10 min.
- Faire chauffer l'appareil sur une plaque chaude à 120 ° C pendant 10 min pour créer des groupes amine sur armes nucléaires stratégiques.
- Modification du groupe Aldéhyde
- Immerger le dispositif dans 12,5% de glutaraldéhyde pendant 1 heure à la température ambiante pour créer des groupes aldéhyde sur la surface. Évitez l'exposition lumineuse.
- Laver l'esprit de l'appareilh 10 mM de tampon phosphate de sodium (Na-PB; pH 7,0) trois fois, puis séchez la surface de l'appareil avec de l'azote.
- Sonde d'ADN immobilisation
- Immerger le dispositif dans une solution contenant 1 uM sondes ADN durant la nuit.
- Immerger le dispositif dans un tampon Tris 10 mM (pH 8,0) avec 4,0 mM de NaBH3CN pendant 30 minutes pour bloquer les groupes aldéhyde non réagis.
- Laver l'appareil avec Na-PB (pH 7,0) à trois reprises, puis séchez la surface de l'appareil avec de l'azote.
4. Confirmation et analyse de modification de surface sur pSNWFET
- profil de pH après chaque étape de modification de surface
- Préparer 10 mM Na-PB de pH de 3,0 à 9,0.
- Préparer le phosphate de sodium 10 mM tribasique dodécahydraté (Na 3 PO 4) dans de l' eau déminéralisée (pH 11,60).
- Préparer 10 mM d' acide phosphorique (H 3 PO 4) dans de l' eau déminéralisée(PH 2,35).
- Placer l'électrode de pH dans 500 ml d'mM de Na 3 PO 4 du tampon 10, et mélanger cette solution avec différents volumes d'mM de H 3 PO 4 du tampon 10 en mesurant la valeur du pH pour obtenir des tampons ayant des pH de 3,0, 4,0, 5,0, 6,0 , 7,0, 8,0, et 9,0.
- la mesure de la conductance AC
Remarque: Le circuit de mesure comprenait un petit générateur de signal de courant alternatif et une Au microfil qui a servi de l'électrode de grille liquide.- Déterminer le liquide optimal tension de grille (V LG) pour la mesure 26 à chaque étape de modification (étapes 2.2, 3.1, 3.2 et 3.3).
Remarque: Les propriétés électriques du dispositif après quatre modifications de surface sur le SNW ont été mesurées comme décrit dans cette section. A l'étape 2.2, le pSNWFET non modifié contenant la couche d'oxyde natif est modifiée; l'étape 3.1 qu'implique la modification du dispositif avec le groupe amine de APTES; l'étape 3.2 implique une modification de la non chargéegroupe fonctionnel de glutaraldéhyde; et l'étape 3.3 implique une modification de la sonde d'ADN.- pour un contact direct avec le SNW: Livrer le mM Na-PB 10 (pH 7,0) de la solution à la surface de SNW en utilisant une pompe à seringue (5,0 ml / h débit).
- Mesurer en temps réel conductance du dispositif tout en balayant V LG 0,80 à 1,30 V.
- Effectuer une mesure de conductivité en utilisant la technique de verrouillage 27 à la température ambiante.
- Convertir les signaux de courant alternatif en un signal de tension alternative en utilisant un préamplificateur de courant à faible bruit.
- Recueillir des données sur la conductance (G) lors de l' augmentation V LG 0,80 à 1,30 V (intervalle = 0,02 V).
- Déterminer le LG V optimale ( la plus sensible V LG) du dispositif 26.
- Tracer les courbes GV LG de l' étape 4.1.2.1.2.3 pour obtenir l'équation de la courbe.
- Differentiate l'équation, et de calculer les valeurs de chaque point de V LG.
- Diviser la valeur de l' étape 4.1.2.1.3.2 par G, et de déterminer la valeur optimale V LG en fonction du nombre maximal.
- Mesurer la conductance en temps réel du profil du pH à chaque étape de la modification de surface.
- Effectuer une mesure de conductivité en utilisant la technique de verrouillage 27 à la température ambiante.
- Convertir le signal de courant alternatif en signaux de tension à courant alternatif en utilisant un préamplificateur de courant à faible bruit.
- Réglez le V optimal LG pour chaque étape de modification de surface (étape 2.2: V LG = 1.02, étape 3.1: V LG = 0,98, l' étape 3.2: V LG = 0,98, et l' étape 3.3: V LG = 1.0).
- Livrer la solution 10 mM Na-PB avec des valeurs de pH de 3,0 à 9,0 à la surface de SNW (débit: 5,0 ml / h), Et recueillir les données sur la conductance à une tension de drain de 0,01 V.
- Déterminer le liquide optimal tension de grille (V LG) pour la mesure 26 à chaque étape de modification (étapes 2.2, 3.1, 3.2 et 3.3).
- Préparer 10 mM Na-PB de pH de 3,0 à 9,0.
- Mesure des propriétés électriques (courbe I D V BG) du dispositif dans 10 mM de Na-PB (pH 7,0) après chaque étape de modification de la surface (étapes 2.2, 3.1, 3.2 et 3.3).
Remarque: Les propriétés électriques du dispositif après quatre modifications de surface sur le SNW ont été mesurés: à l'étape 2.2, le pSNWFET non modifié contenant la couche d'oxyde natif est modifiée; l'étape 3.1 consiste à modifier le dispositif avec le groupe amine de APTES; l'étape 3.2 comporte la modification avec le groupe fonctionnel non chargé de glutaraldéhyde; et l'étape 3.3 entraîne la modification de la sonde d'ADN.- Livrer le mM Na-PB 10 (pH 7,0) solution à la surface de SNW (étapes 2.2, 3.1, 3.2 et 3.3) en utilisant une pompe seringue (débit: 5,0 ml / h) pour un contact direct avec le SNW.
- Mesurer la I D
- Sélectionnez le mode "nMOSFET".
- Sélectionnez "I D - V BG" modules.
Note: I D est le courant drain / source, et V BG est la tension de grille arrière. - Définir une tension de polarisation constante (V D = 0,5 V) tout en balayant le potentiel de grille (V BG) -1 à 3,0 V (intervalle = 0,2 V).
- Cliquez sur l'icône Run pour obtenir I D - courbes V BG.
5. ADN Biosensing
Remarque: Dans une expérience typique, la I D - V courbe B de G est déterminé trois fois pour faire en sorte qu'aucune autre variation est observed.
- Détermination de la valeur de référence
- Livrer la solution 10 mM Na-PB (pH 7,0) à la surface de SNW sonde immobilisée d'ADN pendant 10 minutes en utilisant une pompe seringue (débit: 5,0 ml / h), puis incuber le SNW pendant 30 min.
- Mesurer la I D du dispositif (répétez l' étape 4.2.2).
- Sentant d'hybridation ADN / ADN
- Charge 22:00 cible complémentaire d'ADN sur la surface de SNW d'ADN sonde immobilisée pendant 10 minutes en utilisant une pompe seringue (débit: 5,0 ml / h), puis incuber le SNW pendant 30 min.
- Livrer la solution 10 mM Na-PB (pH 7,0) sur la surface de SNW pendant 10 minutes en utilisant une pompe seringue (débit: 5,0 ml / h) pour laver l'ADN cible non liée loin.
- Répétez l' étape 4.2.2 pour mesurer la I D du dispositif.
- Réitérer le signal d'hybridation ADN / ADN.
- Charge 1 nM d'ADN de récupération sur til ADN sonde immobilisée surface SNW pendant 10 minutes en utilisant une pompe seringue (débit: 5,0 ml / h), puis incuber le SNW pendant 30 min.
- Livrer la solution 10 mM Na-PB (pH 7,0) sur la surface de SNW pendant 10 minutes en utilisant une pompe seringue (débit: 5,0 ml / h).
- Répétez l' étape 4.2.2 pour mesurer la I D du dispositif.
- contrôle négatif
- Charger 100 pM ADN non complémentaire sur la surface de SNW d'ADN sonde immobilisée pendant 10 minutes en utilisant une pompe seringue (débit: 5,0 ml / h), puis incuber le SNW pendant 30 min.
- Livrer la solution 10 mM Na-PB (pH 7,0) sur la surface de SNW pendant 10 minutes en utilisant une pompe seringue (débit: 5,0 ml / h).
- Répétez l' étape 4.2.2 pour mesurer la I D du dispositif.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Diverses SNWFETs ont été rapportés pour servir de transducteurs de biocapteurs (tableau 1). SNWFETs monocristallin (sSNWFETs) et pSNWFETs présentent des propriétés électriques comparables à celles des transducteurs dans des solutions aqueuses, et les deux ont été signalés à avoir de nombreuses applications de biocapteurs. Une caractéristique avantageuse du dispositif de pSNWFET utilisé dans cette étude est la procédure simple et la fabrication à faible coût. La figure 1a montre les principales étapes de fabrication de la pSNWFET. Une image optique d'une filière à partir de la tranche de 6 pouces (figure 1b) et les images SEM (figure 1c) d'un seul dispositif (deux armes nucléaires stratégiques, environ 100 nm de largeur et 1,6 mm de longueur) ont été obtenus.
La figure 2a illustre la procédure de sonde d'ADN immobilisation sur la surface SNW. Chaque étape de modification a été confirmée par XPS (Figure 2b (figure 2c, d) sont présentés à divers stades de modification de la surface de SNW. Pour la pSNWFET non modifié contenant la couche d'oxyde natif sur la surface de SNW, les groupes hydroxyle (-OH) ont été ionisés pour former des groupes chargés (-O -) avec des valeurs croissantes de pH (ligne noire). La diminution de la conductance à un pH de 6,0 à 9,0 indique que la constante de dissociation acide (pK a) , le groupe hydroxyle peut être réglée à environ 7,0. Conductance est susceptible d' augmenter à un pH de 3,0 à 6,0 en raison de l'augmentation de la force ionique, ce qui affecte les caractéristiques du dispositif 1. Après la modification APTES, la réponse à la conductance du dispositif APTES modifié a montré une forte variation (ligne rouge). Le groupe amine (pK a = 4.0) de APTES peut être protoné à un pH faible pour produire une charge positive 28. Ainsi, la conductance SNW a diminué avec des changements discrets dans des valeurs de pHde 3,0 à 9,0. Après la SNW a été modifié avec le glutaraldéhyde, la réponse a été relativement stable pour la conductance à un pH allant de 3,0 à 9,0 (ligne bleue). Ceci peut être attribué au groupe fonctionnel non chargé qui est insensible aux changements dans les milieux de pH. Enfin, après que la sonde d'ADN chargé négativement a été immobilisé, la conductance a légèrement diminué avec une augmentation des valeurs de pH (ligne verte).
Le changement dans les propriétés électriques du dispositif (figure 2e) avec différentes modifications confirme le changement dans la surface de SNW. Dans ces expériences, la courbe I D -V G du pSNWFET non modifié a été utilisé comme la ligne de base (ligne noire). Après la SNW a été immergé dans l' APTES, la courbe I D -V G du dispositif décalé vers la gauche (augmentation du courant) en raison de la charge positive sur les caus de surface SNWed par le groupe amino sur APTES (noir à la ligne rouge). Après la conjugaison de glutaraldéhyde au dispositif APTES modifié, -V G courbe I D décalée vers la droite en raison de la formation de liaisons imide. Le courant a diminué parce que l'amine chargée positivement a été converti en imide charge neutre (rouge à la ligne bleue). Enfin, la sonde d'ADN 5'-amnimodified a été introduit pour se lier au dispositif APTES glutaraldéhyde modifié. Le squelette sucre-phosphate de l' ADN a causé la courbe I D -V G de passer à l'extrême droite (bleu à la ligne verte), ce qui est cohérent avec l'effet des ions négatifs sur type n FET.
La détection d'hybridation ADN / ADN sur le pSNWFET est représenté sur la figure 3. La sonde, la cible, la récupération, et des séquences d'ADN non complémentaires conçus pour détecter le virus de la grippe aviaire (AIV) 29,30 tableau 2. La courbe I D -V G du pSNWFET sonde modifié l' ADN obtenu dans 10 mM de Na-PB (pH 7,0) a été utilisé comme la ligne de base (noir). Par la suite, l'ADN de la cible 10 de pM a été présenté à hybrider avec la sonde d'ADN immobilisé sur la surface SNW, et une nette diminution dans le courant de drain du dispositif a été observé (ligne rouge). La diminution D I dans le type n SNWFET impliquait une charge négative accrue (causée par l'épine dorsale de phosphate) sur la surface SNW. L' ADN a été conçue pour la récupération rehybridize avec l'ADN cible et de libérer la sonde d'ADN 31. Si l'ADN de récupération est bien conçu, la réaction favorise thermodynamiquement la réhybridation de la cible de récupération de l' ADN duplex, parce que plusieurs nucléotides complémentaires sont disponibles entre ces deux brins d'ADN (tableau 1) que celles entre la sonde et l' ADN cible. Ajout de 1 'ADN de récupération nM (ligne bleue) A confirmé en outre que la réponse électrique de l'ADN cible est due à l'hybridation de l'ADN sonde-cible et on élimine la sonde d'ADN, qui est réutilisable pour des expériences ultérieures. Comme témoin négatif, l' ADN non complémentaire [AIV ADN cible sous - type H5] (100 uM) a également été injecté et mélangé avec la sonde d'ADN, et la courbe I D -V G est resté inchangé. La sonde d'ADN immobilisé sur la pSNWFET est insensible à l'ADN non complémentaire. Seul l' ADN cible provoque un changement notable dans la I D - courbe G V. I D - courbe G V revient à la ligne de base après l' incubation avec l'ADN de récupération.
Figure 1. Préparation du dispositif de pSNWFET. (A) Schéma de fabri dispositifcation. (I) 6 pouces tranche de silicium a été couvert par une couche d'oxyde thermique 100 nm d'épaisseur. Ensuite, le nitrure de 50 nm d'épaisseur et des couches de TEOS 100 nm d'épaisseur ont été déposées comme matières de départ en utilisant LPCVD. (Ii) une structure factice TEOS a été définie et formée par lithographie classique; deux couches d'isolant (oxyde et de nitrure) ont servi de diélectrique de grille. (Iii) une couche de α-Si 100-n d'épaisseur a été déposée par LPCVD, et le recuit est ensuite effectuée pour transformer l'α-Si en silicium polycristallin. (Iv) S / D dopage a ensuite été réalisée par implantation d'ions phosphore. (V) Si la paroi latérale des canaux ont été formés d'une manière auto-alignée en utilisant la lithographie standard. (Vi) Vue de dessus de la structure de l'appareil fabriqué avec pSNW. (B) Les images optiques d'une puce pSNWFET biocapteur. (C) d'image SEM d'un dispositif de pSNWFET seul. S'il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.
Figure 2. La modification de surface et de validation sur pSNWFET. (A) Schéma de surface fonctionnalisation de l' ADN et hybridation ADN / ADN. (B) les spectres XPS de C1s, O1s et des signaux N1s à partir de la tranche de silicium (profondeur d' échantillonnage = 7,5 nm), lorsque la modification de la surface progressive séquentielle de la sonde d'ADN immobilisée a été réalisée. spectres à haute résolution ont été obtenus, et la résolution globale de l'énergie a été réglée à 0,1 eV. (C) de la courbe en temps réel à diverses valeurs de pH à chaque étape de la modification de la surface; 10 mM de Na-PB a été injecté dans l'ordre suivant: pH 7,0 → pH 6,0 → pH 5,0 → pH 4,0 → pH 3,0 → pH 4,0 → pH 5,0 → pH 6,0 → pH 7,0 → pH 8,0 → pH 9,0 → pH 8,0 → pH 7,0 . (D) moyen conductance aux valeurs de pH de 3,0 à 9,0 avec 10 mM de Na-PB après chaque étape de modification de surface. (E) les propriétés électriques (I D - V BG courbes) du pSNWFET à chaque étape de modification de surface. S'il vous plaît cliquer ici pour voir une version plus grande de cette figure.
Figure 3. ADN biocapteurs sur pSNWFET. Les courbes I D -V G de la pSNWFET sonde d' ADN modifié ont été obtenus dans 10 mM de Na-PB (pH 7) (ligne noire). La courbe I D -V G après l' hybridation de la sonde et l' ADN cible (ligne rouge) a été obtenu par l' introduction d' 22:00 ADN cible et le lavage avec 10 mM Na-PB (pH 7). La sonde d'ADN (ligne bleue) a été récupéré en ajoutant 1 'ADN de récupération nM pour éliminer l'ADN cible. Non complémentaire ADN a été utilisé comme témoin négatif dans cette expérience (ligne verte).
| Bio-cible | Sensibilité | Cristalline | Type | Référence |
| pH | unique | p | 35 | |
| Mucoviscidose AF508 | 3 bases suppression | unique | p | 9 |
| la grippe A | virus unique | unique | p | 2 |
| ATP détection | 13h00 | unique | p | 3 |
| télomérase | 10 cellules Hela | unique | p | 14 |
| PSA / CEA / mucine-1 | <1,4 / 2/5 pg / ml | unique | n / p | 14 |
| signal neuronal | unique | n / p | 4 | |
| Ca 2+ | 100 nm | unique | n | 5 |
| toxine bactérienne (SEB) | 10 fM | poly | p | 7 |
| dopamine | 1 fM | poly | n | 8 |
| Troponine-T | 1 fg / ml | unique | n | 19 |
| Facteur de croissance vasculaire endothélial | 1,04 / 0,104 nM | unique | n / p | 18 |
| BRAF V599E | 1-base-mismatch | unique | n | 11 |
| 1 fM | poly | n | dix | |
| Avidine / streptavidine | 1,48 nM / 167 fM | poly | n | 37 |
| Ca 2+ / Troponine I | 1 uM / 7 nM | unique | p | 6 |
| Dengue de sérotype 2 ARN | <10 fM | unique | n | 12 |
| CaM la Protéine Kinase | lysat cellulaire exprimée | unique | p | 16 |
| Métalloprotéinase-2 matricielle | 100 fM | unique | p | 15 |
| MicroARN (miR-21 / miR-205) | 1 zeptomole (environ 600 exemplaires) | unique | p | 13 |
| Facteur de croissance vasculaire endothélial | 1,25 pg / ml | poly | n | |
| thyroïde humaine hormone stimulant | 12h11 | unique | n | 20 |
| protéine apolipoprotéine A II | 6,7 pg / ml | poly | n | 17 |
| Interleukines 8 / facteur de nécrose tumorale α | 10 fg / ml | unique | n | 22 |
Tableau 1. Liste partielle des biotargets examinée à l' aide des dispositifs de SNWFET.
| oligonucleotides | Séquence |
| ADN sonde AIV H1 5'-aminomodified | 5'-NH 2 -C 6 -CACACTCTGTCAACCTAC-3 ' |
| ADN cible AIV H1 | 5'-CCATTGTGACTGTCCTCAAGTAGGTTGACAGAGTGTG-3 ' |
| ADN de récupération AIV H1 | CACACTCTGTCAACCTACTTGAGGACAGTCACAATGG 5'-3 ' |
| ADN non complémentaire (AIV H5 de l'ADN cible) | TGATAACCAATGCAGATTTG 5'-3 ' |
Tableau 2. Séquences d'oligonucléotides synthétiques.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Commercialiser le haut vers le bas et la fabrication de bas en haut des approches pour sSNWFETs est considéré comme difficile en raison de son coût 32,33, SNW contrôle de position 34,35, et sa faible production échelle 36. En revanche, la fabrication pSNWFETs est simple et peu coûteuse 37. Grâce à l'approche descendante et une combinaison avec la technique de formation paroi latérale d'espacement (Figure 1), la taille de la SNW peut être contrôlée en ajustant la durée de la gravure par plasma réactif. Les procédures de préparation des nanofils de pSNWFET illustré sur la figure 1a peut être facilement adapté à des installations commerciales à semi - conducteurs. Par conséquent, pSNWFETs présentent plusieurs avantages, y compris l'efficacité des coûts, une technique de construction simple, et un procédé de fabrication CMOS-compatible et peuvent donc être appliquées dans les biocapteurs.
Contrairement à la fabrication du dispositif à semi-conducteur, un procédé bien défini dans Commercial installations, l'immobilisation du biosonde sur le dispositif peuvent varier pour chaque application spécifique. L'immobilisation de la sonde d'ADN sur la surface SNW est illustrée sur la figure 2a par exemple. D'autres bioprobes, tels que des anticorps, des aptamères et des enzymes peuvent aussi être immobilisés sur la surface SNW pour détecter des cibles différentes. Les étapes suivantes sont essentielles pour immobiliser avec succès la sonde d'ADN. Dans notre protocole, le dispositif de pSNWFET comme préfabriqué est nettoyée et traitée avec un plasma d'oxygène, puis immergée dans une solution / éthanol APTES pour créer des groupes amine sur les armes nucléaires stratégiques. Ensuite, le dispositif est immergé dans une solution de glutaraldéhyde pour créer des groupes aldéhyde sur la surface. Ces groupes sont ensuite conjugués à la sonde d'ADN 5'-aminomodified. conjonctions en plusieurs étapes entre des molécules d'agent de reticulation et de l'biosonde ont été nécessaires pour transformer le dispositif semi-conducteur à un biocapteur. Ainsi, il est essentiel de veiller à ce que chaque étape est réussie. A chaque étape,de l'ADN sonde immobilisation, XPS a été utilisé pour analyser et confirmer la composition et la chimie de la surface. Les concentrations atomiques du carbone, de l' oxygène et de l' azote ont été déterminés sur la base des analyses XPS des pics respectifs, comme représenté sur la figure 2b. Après addition de la sonde d'ADN, les changements les plus notables ont été une augmentation des concentrations de carbone et d'azote. Une tendance croissante a été observée dans les concentrations de carbone et de l'azote à chaque étape de la procédure d'immobilisation de la sonde d'ADN. La concentration en oxygène a diminué au cours de la procédure parce que le groupe hydroxyle est devenu natif couvert par modification de surface. Ces résultats ont révélé que la sonde d'ADN est immobilisée, ce qui est cohérent avec la variation des propriétés électriques, comme le montre la figure 2c, d et e. Les procédures mentionnées ci-dessus sont utiles pour le dépannage en cas de modification de surface sans succès. Toutefois, ils sont généralement effectués sur un séparé wafer revêtue d'un matériau similaire à celui de la surface de nanofil. une preuve directe de changements dans les propriétés électriques du dispositif de modification est nécessaire pour confirmer le résultat d'une modification de surface sur le dispositif, tel que décrit dans les paragraphes suivants.
Une des méthodes les plus fréquemment utilisées pour surveiller directement les changements dans la surface du dispositif FET est pH de détection, comme le montre la figure 2d et d. Différentes modifications de surface donnent lieu à une variation de la charge sur la surface de SNW, ce qui affecte considérablement le potentiel de la pSNWFET de surface dans des environnements différents. Nous avons utilisé des solutions tampons de pH à large spectre pour détecter des changements de la conductance correspondant aux groupes fonctionnels sur la surface de SNW. Du point de vue mécanique, l'augmentation de la conductance à l'évolution du pH (augmentation des ions hydrogène) est compatible avec l'augmentation de la charge de surface positive, qui "tourne sur" le transistor FET de type n à travers la accumulatisur des électrons. Les réponses électriques en temps réel à la conductance du pSNWFET peuvent être mesurés dans des solutions tampons à des valeurs de pH variant de 3,0 à 9,0. Les méthodes décrites dans le présent rapport sont utiles pour examiner si un capteur à semi-conducteurs est prêt pour l'application de biocapteurs.
La figure 2e illustre une méthode pratique pour déterminer le résultat de la modification de surface par une mesure directe des propriétés électriques du dispositif. Les changements dans I D - courbes G V représentées sur la figure 2e sont conformes à chaque étape de la sonde d'ADN immobilisation sur la surface SNW. Selon les résultats, pSNWFETs peuvent être directement utilisés pour confirmer la procédure à chaque étape de biosonde immobilisation. Ce résultat indique également que le pSNWFET modifié est préparé pour l'application de biodétection. Ces procédures sont particulièrement utiles lorsque le procedur d'immobilisationes sont bien établies. La fonction d'un biocapteur basé sur pSNWFET a été examinée en détectant AIV ADN sous - type H1 , par exemple , (figure 3). En utilisant l'ADN de la sonde et la cible est adapté pour illustrer le développement d'un nouveau biocapteur en raison de la stabilité des molécules d'ADN et des techniques disponibles pour obtenir facilement la séquence d'ADN souhaitée. Outre l'utilisation de l'ADN non complémentaire en tant que témoin négatif, nous avons démontré l'hybridation d'ADN sur la pSNWFET avec un système de récupération. Ceci est particulièrement utile quand un nouveau système ou appareil est utilisé pour des expériences de biocapteurs. De nombreuses étapes sont impliquées dans le processus de fabrication du dispositif à l'application de biocapteurs. Chaque étape affecte le résultat final. En outre, des résultats faussement positifs ou faussement négatifs sont généralement obtenus dans des expériences biocapteurs en raison de la complexité de l'environnement de biocapteurs. Ainsi, des expériences contrôlées sont critiques, et le système de récupération démontré dans cette étude peut grandement facilliter l'identification des facteurs inattendus qui interfèrent avec les résultats expérimentaux.
Les principales limites actuellement utilisées pour Biocapteur à-pSNWFET sont la disponibilité du dispositif de pSNWFET et l'appareillage utilisé pour la mesure. Cependant, ces deux limitations peuvent être facilement surmontées dans un proche avenir. De nombreux types de SNWFETs ont été rapportés dans la littérature. Le pSNWFET démontré dans cette étude est déjà en cours de fabrication en utilisant le procédé de semi-conducteurs standard et peut être produit en masse avec seulement des ajustements mineurs au processus de fabrication de plaquettes commerciales. L'instrumentation utilisée pour la mesure dans cette étude était un analyseur de puce semi-conductrice standard. Cela implique que, avec un circuit intégré approprié installé sur l'appareil, l'instrumentation portable peut être conçu et fabriqué en utilisant la technologie électronique actuelle.
En conclusion, nous décrivons la procédure complète de l'ADN de détection sur un pSNWFET. Étant donné que le Immobprocédure de ilization affecte fortement la capacité d'un biocapteur pour détecter efficacement les biomolécules, ce protocole fournit une confirmation étape par étape de biosonde immobilisation et l'état de préparation du dispositif pour les applications ADN de biodétection. Des procédures similaires peuvent être adaptées de ce rapport pour de nombreuses applications de biodétection similaires, pour lesquels des ajustements sont nécessaires. Ce rapport décrit également les protocoles de confirmation et le dépannage de l'immobilisation des Bioprobe et périphériques modifications de surface. La demande pour les différents biocapteurs augmente. Les méthodes décrites dans ce rapport sont une référence appropriée pour la préparation et le développement de biocapteurs à semi-conducteurs.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Acetone | ECHO | AH-3102 | |
| (3-Amonopropyl)triethoxysilane (APTES), ≥98% | Sigma-Aldrich | A3648 | Danger |
| Ethanol, anhydrous, 99.5% | ECHO | 484000203108A-72EC | |
| Glutaraldehyde solution (GA), 50% | Sigma-Aldrich | G7651 | Avoid light |
| Sodium cyanoborohydride, ≥95.0% | Fluka | 71435 | Danger and deliquescent |
| Sodium phosphate tribasic dodecahydrate, ≥98% | Sigma | 04277 | |
| Phosphoric acid, ≥99.0% | Fluka | 79622 | Deliquescent |
| Photoresist (iP3650) | Tokyo Ohka Kogyo Co., LTD | THMR-iP3650 HP | |
| Synthetic oligonucleotides, HPLC purified | Protech Technology | ||
| Tris(hydroxymethyl)aminomethane (Tris), ≥99.8% | USB | 75825 | |
| Keithley 2636 System SourceMeter | Keithley | ||
| SR830 DSP Lock-In Amplifier | Stanford Research Systems | ||
| SR570 Low-noise Current Preamplifier | Stanford Research Systems | ||
| Ni PXI Express | National Instruments |
References
- Lin, C. H., et al. Surface composition and interactions of mobile charges with immobilized molecules on polycrystalline silicon nanowires. Sensor Actuat B-Chem 211. 211, 7-16 (2015).
- Patolsky, F., et al. Electrical detection of single viruses. P Natl Acad Sci USA. 101, 14017-14022 (2004).
- Wang, W. U., Chen, C., Lin, K. H., Fang, Y., Lieber, C. M. Label-free detection of small-molecule-protein interactions by using nanowire nanosensors. P Natl Acad Sci USA. 102, 3208-3212 (2005).
- Patolsky, F., et al. Detection, stimulation, and inhibition of neuronal signals with high-density nanowire transistor arrays. Science. 313, 1100-1104 (2006).
- Bi, X., et al. Development of electrochemical calcium sensors by using silicon nanowires modified with phosphotyrosine. Biosens Bioelectron. 23, 1442-1448 (2008).
- Lin, T. W., et al. Label-free detection of protein-protein interactions using a calmodulin-modified nanowire transistor. P Natl Acad Sci USA. 107, 1047-1052 (2010).
- Mishra, N. N., et al. Ultra-sensitive detection of bacterial toxin with silicon nanowire transistor. Lab on a chip. 8, 868-871 (2008).
- Lin, C. H., et al. Ultrasensitive detection of dopamine using a polysilicon nanowire field-effect transistor. Chem Commun. , 5749-5751 (2008).
- Hahm, J., Lieber, C. M. Direct ultrasensitive electrical detection of DNA and DNA sequence variations using nanowire nanosensors. Nano Lett. 4, 51-54 (2004).
- Lin, C. H., et al. Poly-silicon nanowire field-effect transistor for ultrasensitive and label-free detection of pathogenic avian influenza DNA. Biosens Bioelectron. 24, 3019-3024 (2009).
- Wu, C. C., et al. Label-free biosensing of a gene mutation using a silicon nanowire field-effect transistor. Biosens Bioelectron. 25, 820-825 (2009).
- Zhang, G. -J., et al. Silicon nanowire biosensor for highly sensitive and rapid detection of Dengue virus. Sensor Actuat B-Chem. 146, 138-144 (2010).
- Lu, N., et al. CMOS-compatible silicon nanowire field-effect transistors for ultrasensitive and label-free microRNAs sensing. Small. 10, 2022-2028 (2014).
- Zheng, G., Patolsky, F., Cui, Y., Wang, W. U., Lieber, C. M. Multiplexed electrical detection of cancer markers with nanowire sensor arrays. Nat Biotechnol. 23, 1294-1301 (2005).
- Choi, J. H., Kim, H., Choi, J. H., Choi, J. W., Oh, B. K. Signal enhancement of silicon nanowire-based biosensor for detection of matrix metalloproteinase-2 using DNA-Au nanoparticle complexes. ACS Appl Mater Interfaces. 5, 12023-12028 (2013).
- Lin, T. Y., et al. Improved silicon nanowire field-effect transistors for fast protein-protein interaction screening. Lab Chip. 13, 676-684 (2013).
- Chen, H. C., et al. A sensitive and selective magnetic graphene composite-modified polycrystalline-silicon nanowire field-effect transistor for bladder cancer diagnosis. Biosens Bioelectron. 66, 198-207 (2015).
- Lee, H. S., Kim, K. S., Kim, C. J., Hahn, S. K., Jo, M. H. Electrical detection of VEGFs for cancer diagnoses using anti-vascular endotherial growth factor aptamer-modified Si nanowire FETs. Biosens Bioelectron. 24, 1801-1805 (2009).
- Chua, J. H., Chee, R. E., Agarwal, A., Wong, S. M., Zhang, G. J. Label-free electrical detection of cardiac biomarker with complementary metal-oxide semiconductor-compatible silicon nanowire sensor arrays. Anal Chem. 81, 6266-6271 (2009).
- Lu, N., et al. Label-free and rapid electrical detection of hTSH with CMOS-compatible silicon nanowire transistor arrays. ACS Appl Mater Interfaces. 6, 20378-20384 (2014).
- Chen, H. C., et al. Magnetic-composite-modified polycrystalline silicon nanowire field-effect transistor for vascular endothelial growth factor detection and cancer diagnosis. Anal Chem. 86, 9443-9450 (2014).
- Zhang, Y. L., et al. Silicon Nanowire Biosensor for Highly Sensitive and Multiplexed Detection of Oral Squamous Cell Carcinoma Biomarkers in Saliva. Anal Sci. 31, 73-78 (2015).
- Lin, H. C., et al. A simple and low-cost method to fabricate TFTs with poly-Si nanowire channel. Ieee Electr Device L. 26, 643-645 (2005).
- Lin, H. C., Lee, M. H., Su, C. J., Shen, S. W. Fabrication and characterization of nanowire transistors with solid-phase crystallized poly-Si channels. Ieee T Electron Dev. 53, 2471-2477 (2006).
- Doering, R., Nishi, Y. Handbook of semiconductor manufacturing technology. , 2nd, CRC Press. (2008).
- Lu, M. P., Hsiao, C. Y., Lai, W. T., Yang, Y. S. Probing the sensitivity of nanowire-based biosensors using liquid-gating. Nanotechnology. 21 (425505), (2010).
- Gaspar, J., et al. Digital lock in amplifier: study, design and development with a digital signal processor. Microprocess Microsy. 28, 157-162 (2004).
- Vezenov, D. V., Noy, A., Rozsnyai, L. F., Lieber, C. M. Force titrations and ionization state sensitive imaging of functional groups in aqueous solutions by chemical force microscopy. J Am Chem Soc. 119, 2006-2015 (1997).
- Townsend, M. B., et al. Experimental evaluation of the FluChip diagnostic microarray for influenza virus surveillance. J Clin Microbiol. 44, 2863-2871 (2006).
- Wang, L. C., et al. Simultaneous detection and differentiation of Newcastle disease and avian influenza viruses using oligonucleotide microarrays. Vet Microbiol. 127, 217-226 (2008).
- Lin, C. -H., et al. Recovery Based Nanowire Field-Effect Transistor Detection of Pathogenic Avian Influenza DNA. Jpn J Appl Phys. 51 (02BL02), (2012).
- Lee, K. N., et al. Well controlled assembly of silicon nanowires by nanowire transfer method. Nanotechnology. 18 (445302), (2007).
- Li, Z., et al. Sequence-specific label-free DNA sensors based on silicon nanowires. Nano Lett. 4, 245-247 (2004).
- McAlpine, M. C., et al. High-performance nanowire electronics and photonics on glass and plastic substrates. Nano Lett. 3, 1531-1535 (2003).
- Cui, Y., Wei, Q., Park, H., Lieber, C. M. Nanowire nanosensors for highly sensitive and selective detection of biological and chemical species. Science. 293, 1289-1292 (2001).
- Patolsky, F., Zheng, G., Lieber, C. M. Nanowire-based biosensors. Anal Chem. 78, 4260-4269 (2006).
- Hsiao, C. Y., et al. Novel poly-silicon nanowire field effect transistor for biosensing application. Biosens Bioelectron. 24, 1223-1229 (2009).
