[1]Изобретение относится к чувствительным элементам на основе углеродных нанотрубок и может быть использовано для создания электрохимических сенсоров, устройств фотовольтаики на гибких подложках.
[2]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].
[3]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.
[4]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.
[5]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.
[6]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.
[7]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.
[8]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.
[9]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).
[10]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).
[11]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.
[12]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.
[13]Для создания омического контакта между сеткой углеродных нанотрубок и измерительным оборудованием на поверхность сенсора наносится тонка золотая пленка через маску.
[14]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.
[15]Для электрической изоляции подводящих электродов используется изоляция в виде полимерной пленки толщиной 25 мкм.
[16]Для ограничения области экспонирования и исключения возможности замыкания подводящих электродов в изоляции формируется круглое окно диаметром 2 мм.
[17]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.
[18]Изобретение иллюстрируется графическими материалами, где изображено:
[19]Фиг 1. Схема биологического сенсора в разрезе, где:
[20]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.
[21]Фиг. 2-3D изображение биологического сенсора с чувствительным элементом на основе аптамер-модифицированных углеродных нанотрубок.
[22]Фиг. 3 - Модель аптамера, связанного с углеродной нанотрубкой, где: 301 - углеродная нанотрубка, 302 - карбоксильная группа, 403 - аптамер.
[23]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.
[24]Если концентрация УНТ превышает степень перколяции, то сетка является проводящей.
[25]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.
[26]Пример конкретного исполнения.
[27]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.
[28]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.
[29]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.
[30]Предложенная конструкция устройства обеспечивает ковалентную иммобилизация при сохранении чувствительности по сравнению с прототипом, что обеспечивает решение задачи.
[32]1. Патент США 8716029.
[33]2. Патент США7854826 - прототип.
[34]3. Патент США 20080156646.
[35]4. Патент США 20140255952.
[36]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
[37]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.
