ЧУВСТВИТЕЛЬНЫЙ ЭЛЕМЕНТ БИОЛОГИЧЕСКОГО СЕНСОРА

Изобретение относится к чувствительным элементам на основе углеродных нанотрубок и может быть использовано для создания электрохимических сенсоров, устройств фотовольтаики на гибких подложках.

Известны устройства чувствительных элементов (ЧЭ) на основе углеродных нанотрубок (УНТ), которые включают в себя сетку УНТ, нанесенную из раствора водной или иной жидкой среды или выращенную химическим методом на поверхности диэлектрического материала (стекла или полимера) и иммобилизированные на поверхности нанотрубок химические соединения, чувствительные к биологическим агентам [1-4].

В конструкции сенсора [1] в качестве чувствительного элемента предложен полевой транзистор на основе углеродных нанотрубок на твердотельной подложке (SiO2, SiN, Al₂O₃, HfO₂). К нанотрубкам нековалентно присоединяются пептиды. Тем не менее использование твердотельной подложки ограничивает использование подобных сенсоров в устройствах персонального мониторинга состояния здоровья (на сегодняшний день тенденции разработки подобных устройств направлены на создание гибких устройств), кроме того, используется вариант нековалентной иммобилизации чувствительного биологического агента на поверхности нанотрубки.

В работе [2] в качестве чувствительного элемента также используется полевой транзистор на основе углеродных нанотрубок с нековалентно связанными с поверхностью нанотрубки аптамерами. Данная конструкция в виде полевого транзистора с дополнительным электродом является относительно сложной и имеет повышенную сложность исполнения в виде планарной структуры. Так же аналогично примеру [1] твердотельная подложка так же ограничивает применение такой конструкции в устройствах персонального мониторинга здоровья. Кроме того, опять же используется нековалентная иммобилация аптамеров, что выливается в малое число измерений одним сенсором.

В работе [3] в качестве чувствительного элемента используются золотые электроды с иммобилизированными на них аптамерами и противоэлектродом для измерения электрохимического потенциала на полимерной подложке. В такой конструкции, однако, ограничена гибкость устройства из-за металлических электродов, кроме того, площадь поверхности металлического электрода гораздо меньше, чем у сетки нанотрубок, что предполагает меньшее число чувствительных элементов на единицу площади сенсора, и, соответственно меньшую чувствительность.

В работе [4] используется сетка нанотрубок с иммобилизированными на них наночастицами с привязанными к ним биологически чувствительными агентами на SiO2 подложке. Данное устройство обладает повышенной сложностью в виде дополнительной иммобилизации золотых наночастиц на поверхности нанотрубок и в качестве подложки используется опять же твердотельная подложка.

Особенностями формирования ЧЭ в описанных устройствах являются приготовление стабильного коллоида, содержащего взвесь одиночных однослойных, а также метод иммобилизации чувствительных агентов (аптамеров) на поверхности углеродных нанотрубок. При этом стабильность коллоида и степень дисперсности определяют плотность формируемой сетки углеродных нанотрубок, а подбор концентраций химических реагентов - количество иммобилизуемых аптамеров. Методом подбора концентрации раствора УНТ возможно получить настолько разреженную сетку углеродных нанотрубок, что между электродами образуется единственный канал, по которому возможно протекание тока.

Вследствие малых размеров нанотрубок высокое влияние на формирование раствора и последующей ЧЭ оказывают силы взаимного притяжения между УНТ. С целью уменьшения влияния Ван-дер-ваальсового взаимодействия между нанотрубками используют различные методы их функционализации и модификации, как ковалентной, так и нековалентной. Одним из распространенных способов формирования стабильных коллоидов в воде является использование предварительно модифицированных (карбоксилированных) углеродных нанотрубок. При этом в органических растворителях карбоксилированные углеродные нанотрубки успешно разделяются на единичные ОСНТ или тонкие пучки. В зависимости от времени ультразвуковой обработки возможно добиться разделения пучков на отдельные однослойные нанотрубки.

Известен ЧЭ, описанный в [5], включающий сетку УНТ между контактами, синтезированную на SiO2 подложке методом химического осаждения из газовой фазы. В данной конструкции аптамеры иммобилизированы нековалентно с помощью дополнительного элемента (линкера).

Наиболее близким к изобретению является чувствительный элемент, описанный в [6] и представляющий собой сетку углеродных нанотрубок, ориентированную случайным образом. В данном чувствительном элементе имеется множество пересечений отдельных углеродных нанотрубок друг с другом, соответственно существует много путей протекания тока, что не позволяет добиться сверхвысокой чувствительности и селективности. Также в указанной работе для иммобилизации аптамеров использовалась методика нековалентного связывания через специальный линкер, тогда как для достижения лучших показателей чувствительности и возможности многократного использования требуется ковалентная иммобилизация биочувствительного материала (в частности, аптамеров).

Задачей предлагаемого изобретения является повышение селективности биосенсора и возможности его многократного использования за счет контролируемого формирования единственного канала проводимости и ковалентной иммобилизации аптамера на поверхности функционализированных карбоксильными группами углеродных нанотрубок.

Для создания сетки углеродных нанотрубок заданной геометрии на подложку наносится маска из непроницаемого для раствора углеродных нанотрубок материала и осаждается секта из раствора, находящегося в электрическом поле, используя эффект измеримого изменения сопротивления (импеданса) среды при замыкании цепи углеродными нанотрубками.

Для создания омического контакта между сеткой углеродных нанотрубок и измерительным оборудованием на поверхность сенсора наносится тонка золотая пленка через маску.

Для обеспечения лучших параметров чувствительности и селективности предпочтительно использовать ковалентную иммобилизацию аптамеров на поверхности нанотрубки. Для ковалентной иммобилизации аптамеров на функциональных группах -СООН применяется связка 1-Этил-3-(3-диметиламинопропил) карбодиимид (EDC) и N-Гидроксисукцинимид (NHS), при этом иммобилизация происходит в несколько стадий. Для создания предлагаемого ЧЭ, в отличии от вышеуказанных работ, используется одностадийный процесс иммобилизации аптамеров на кУНТ с помощью раствора EDC в дистиллированной воде.

Для электрической изоляции подводящих электродов используется изоляция в виде полимерной пленки толщиной 25 мкм.

Для ограничения области экспонирования и исключения возможности замыкания подводящих электродов в изоляции формируется круглое окно диаметром 2 мм.

Для обеспечения простой интеграции в устройства персонального мониторинга состояния здоровья или в другие электронные устройства геометрия подводящих золотых электродов и подложки выполнена таким образом, чтобы обеспечивать электрический контакт со стандартными разъемами для гибких шлейфов типа OMRON XF2J.

Изобретение иллюстрируется графическими материалами, где изображено:

Фиг 1. Схема биологического сенсора в разрезе, где:

1 - полимерная подложка, 2 - подводящие электроды, 3 - сетка углеродных нанотрубок, покрытая функциональными группами -СООН, 4 - область сетки УНТ с иммобилизированными аптамерами, 5 - защитная полимерная пленка, 6 - «окно» для экспонирования в защитной пленке.

Фиг. 2-3D изображение биологического сенсора с чувствительным элементом на основе аптамер-модифицированных углеродных нанотрубок.

Фиг. 3 - Модель аптамера, связанного с углеродной нанотрубкой, где: 301 - углеродная нанотрубка, 302 - карбоксильная группа, 403 - аптамер.

Фиг. 4 - Схематическое изображение сетки углеродных нанотрубок с концентрацией, близкой к перколяционному порогу, между контактами, где: 1 - полимерная подложка, 2 - подводящие электроды, 3 - сетка углеродных нанотрубок, покрытая функциональными группами -СООН.

Если концентрация УНТ превышает степень перколяции, то сетка является проводящей.

Для формирования проводящего канала, состоящего из единственной одиночной нанотрубки используется переменное или постоянное электрическое поле между электродами, формирующими контакт к ЧЭ. В случае переменного электрического поля, его амплитуда лежит в пределах 0.1-30 В в зависимости от расстояния между электродами. Частота переменного электрического поля составляет от 10 до 1000 кГц в зависимости от типа (длины) используемых нанотрубок. В случае постоянного поля напряжение между электродами составляет 10-50 В также в зависимости от типа используемых нанотрубок. При этом для формирования канала необходимо создавать исходный раствор с диапазоном концентраций от 0,001 до 0,1 мг/л. При указанном диапазоне концентраций, в зависимости от типа используемых нанотрубок, при изменении импеданса между контактами приложенное напряжение отключается, а раствор принудительно удаляется с подложки. Изменение импеданса (в случае постоянного приложенного напряжения - сопротивления) происходит в случае замыкания сетки нанотрубок и появления проводимости. В условиях указанных концентраций нанотрубок в исходном растворе такое замыкание происходит в случае формирования канала из единственной нанотрубки.

Пример конкретного исполнения.

Первоначально определялась зависимость сопротивления слоя углеродных нанотрубок на полимерной подложке от объема капли и числа итераций осаждения. Для нанесения использовался раствор углеродных нанотрубок (0,5 мг/мл) в диметилацетамиде. На подложку предварительно наносилась маска с заданным паттерном электродов куда в дальнейшем наносился раствор углеродных нанотрубок. Объем капли раствора наносимой на поверхность пленки полиэтиленнафталата (ПЭН) варьировался от 5 до 12 мкл в каждую ячейку паттерна. После каждого нанесения производился отжиг подложки при температуре 110°C. Атомно-силовая микроскопия (АСМ) выявила формирование сетки углеродных нанотрубок толщиной 5 нм. Измерения проводимости показали, что в этом концентрация нанотрубок на поверхности чуть превышает порог перколяции.

Далее поверх сетки углеродных нанотрубок формировались металлические контакты. На подложку наносилась дополнительная маска под контакты. Далее подложка помещалась в магнетрон и производилось напыление 150 мкм пленки золота. После формирования золотых контактов производилась резка подложки на отдельные сенсорные структуры и нанесение на них защитной полимерной пленки с окном для экспонирования биологических жидкостей методом ламинирования.

Далее производилась процедура ковалентной иммобилизации аптамеров на поверхности. Процедура иммобилизации аптамера включает в себя подготовку 5 мкМ раствора EDC и 0,5 мкМаптамера в дистиллированной воде. Далее в окно для экспонирования наносится указанный раствор объемом 2 мкл и выдерживается 24 часа во влажной атмосфере.

Предложенная конструкция устройства обеспечивает ковалентную иммобилизация при сохранении чувствительности по сравнению с прототипом, что обеспечивает решение задачи.

Источники информации

1. Патент США 8716029.

2. Патент США7854826 - прототип.

3. Патент США 20080156646.

4. Патент США 20140255952.

5. Hye-Mi So, Keehoon Won, Yong Hwan Kim et. al. Single-Walled Carbon Nanotube Biosensors Using Aptamers as Molecular Recognition Elements. J. AM. CHEM. SOC. 2005, 127, 11906-11907

6. К.Ф. Ахмадишина, И.И. Бобринецкий, И.А. Комаров и др. Быстродействующие биологические сенсоры на основе однослойных углеродных нанотрубок, модифицированных специфичными аптамерами. Известия вузов. Электроника, 2015, т. 20, 2, с. 137-143 - прототип.