Наноэлектроника лит-ра / dragunov

а

Рис. 3.12. Детекция в реальном времени белка с помощью НП биосенсора:

а – схематическая иллюстрация: слева НП с биотин-моди- фицированной поверхностью; справа присоединение стрептовидина к поверхности. Si НП сенсор и связка стрепто- видин-биотин изображены в масштабном соотношении близком к реальным. (Описание рис. 3.12, б, в, г, д – даны

в тексте)

соответствует добавлению в раствор всего 25 рМ (пикамоль). Наименьшая концентрация, зафиксированная в этих экспериментах, была 10 рМ, и в этом случае реакция на СПВ была практически немедленной после добавления его в раствор.

Описанные эксперименты непротиворечиво говорят о том, что кремниевые нанопрволочные биосенсоры могут служить для использования в качестве высокочувствительных, работающих в

111

масштабе реального времени определителей наличия белков в растворе на уровне единиц молекул.

Совершенно не случайно возникло замечание о сравнительных размерах белков и нанопроволочки.

На рис. 3.13 приведены сравнительные размеры объектов, которые предполагается исследовать с помощью НП биосенсоров. Хорошо видно, что большинство из них сравнимо с размерами НП. Это значит, что иногда на поверхности прибора и не может разместиться большое количество исследуемых белков, вирусов и прочее, просто из-за их больших размеров по сравнению с размером сенсора. Отсюда вытекают высокие требования к чувствительности создаваемых нанобиосенсоров.

Рис. 3.13. Приблизительные размеры объектов детекции нанобиосенсорами

Отметим, что чувствительностью сенсора называется отноше-

ние сигнала (ΔG, V) к концентрации аналита, которая вызвала это изменение.

Очевидно, надо ввести еще параметр, называемый пределом обна-

ружения (dection limit). Практически это минимальное количество

вещества (молекул, вирусов и т.д.), которое может быть обнаружено и измерено.

Из рис. 3.13 видим, что в случае исследования вирусов достаточно иметь НП длиной в 100 нм. Если же мы хотим получить высокую чувствительность при исследовании белков или ДНК, то лучше иметь НП меньших размеров.

Так как вирусы являются одним из наиболее распространенных причин возникновения болезней, большое внимание уделяется созданию чувствительных нанобиосенсоров для их селективного обнаружения. Усилия направлены на то, чтобы довести чувствительность таких приборов до возможности детекции единичного вируса не только для медицинских целей, но и для предотвращения терактов и раннего предупреждения попыток развязать биологическую войну.

112

верхности НП, (рис. 3.14 (точка 1 на графике) вызывает изменение проводимости – отсоединение (точка 3) – возвращение к нулевой линии. Присоединение ОДНОГО вируса из раствора (50 вирус/μЛитр) на НП модифицированную антителом гриппа вызывает изменение проводимости на 10…20 наноСименс (точки 2 и 5 на графике).

Итак, при указанном взаимодействии уверенно наблюдалось изменение проводимости, происходящее при присоединении и отсоединении к поверхности НП исследуемого вируса. Так как вирус был помечен флуоресцентной меткой, то момент присоединения вируса контролировался одновременным с измерением проводимости на-

блюдением в оптическом микроскопе (рис. 3.14, б). Хорошо видно, что пока вирус диффундирует вблизи НП – проводимость не меняется и только присоединение вируса (снимки 2 и 5) приводит к резкому изменению проводимости. Как только вирус отсоединялся, проводимость сразу возвращалась к исходной величине.

Критичным для использования высокочувствительных сенсоров в биологии и медицине является селективность, т.е способность отличать один тип вируса от другого.

В качестве примера приведем исследование на селективность системы из трех НП МДПТ [22], где поверхность НП1 модифицировалась антителом гриппа-А, НП3 – антителом аденомовируса и НП2, пассивированная этанолом, служила контрольным сенсором с немодифицированной поверхностью.

На эту систему сначала воздействовали раствором с аденомовирусом (стрелка 1 на графике рис. 3.15, б), затем вирусом гриппа, стрелка 3 – раствор без аналитов, и в момент 4 в раствор вводилась смесь 1:1 исследуемых патогенных возбудителей болезни.

Из рис. 3.15 хорошо видно также, что воздействие аденомовируса, который имеет в этом эксперименте отрицательный заряд [16], вызывает положительное изменение кондактанса р-Si НП-3. Причем на НП1 и НП2 сигнала не наблюдается.

Необходимо отметить, что знак заряда, привносимого на поверхность сенсора аналитом, зависит от рН раствора. Это связано с тем, что, как и при исследовании детекции стрептовадина (см. рис. 3.12), вирус (или белок и т.д.) может либо протонизироваться, либо, наоборот, – депротонизироваться, в зависимости от величины рН раствора. Отсюда и различный знак изменения проводимости одного и того же полупроводникового сенсора при взаимодействии с одинаковыми объектами. Кроме того, ясно, что этот знак зависит и от типа проводимости кремния.

114

а

б

Рис. 3.15. Роль модификации поверхности в организации селективного детектирования специфических вирусов:

а – схема детектирования вирусов различной природы системой НП детекторов с различной модификацией поверхности; б – изменение проводимости 3х НП с различной модификацией

от времени

Когда же на прибор подавался раствор с вирусом гриппа, то это вызывало изменение проводимости только на НП1. Наконец, при воздействии смеси аналитов прибор показывал факт присоединения и отсоединения вирусов на НП1 и НП3, т.е. на сенсорах с соответствующей модификацией поверхности.

Сверхмалая концентрация вирусов в растворах позволяет авторам снова утверждать, что прибор реагирует на ОДИНОЧНЫЕ ВИРУСЫ.

115

Специалистам в области кремниевой микроэлектроники легко понять, что описанный эксперимент позволяет распространить этот принцип на создание матричного избирательного биосенсора, способного производить анализ в медицинской диагностике. Причем анализ быстрый, точный и сигнализирующий о наличии болезнетворных организмов в исчезающе малых концентрациях. Подобные матрицы по технологии ничем особым не будут отличаться от матричных логических элементов или матриц памяти. Обязательным только будет являться формирование каналов транзистора с «нанопроволочным сечением». Это и будет обеспечивать, как показано выше, высокую чувствительность. Но для этого биологам (медицинским работникам) надо суметь проводить иммобилизацию отдельных ячеек матрицы нужными рецепторами, например, антителами, обеспечивающими высокую селективность.

Необходимо отметить, что идеология такого устройства была хорошо подготовлена при разработке БИОЧИПОВ [33, 34]. Биочип представляет собой матрицу, состоящую из сотен (тысяч) ячеек. Иногда биочип расшифровывают так: «организованное размещение молекул на специальном носителе-платформе» [34]. В качестве «платформы (подложки) используют пластик, стекло, а в последнее время – кремний. Это и позволило разработчикам, по аналогии с электронными чипами, назвать эти приборы биочипами.

Размеры ячеек биочипов за десяток лет их существования уменьшились от 1 см2 до 1 мкм2. Применяя при использовании подложки из кремния мощный аппарат планарной технологии микроэлектроники, можно на биочипе расположить несколько миллионов молекул. Кроме того, были разработаны методы закрепления молекул-зондов (рецепторов) на малых площадях. Для этого использовались различные клеящие гели и «припаивание» лучом сфокусированного лазера. Но практически все методы идентификации и диагностики базировались на использовании флуоресцентных или радиоактивных меток.

По мере развития технологии полупроводниковых нанобиосенсоров началось конструирование матриц на основе НП МДПТ с использованием КНИ [22].

Основные принципы такой разработки приведены на рис. 3.16. Авторы этой публикации предлагают в определенных точках мат-

рицы на поверхности каналов МДПТ закрепить различные антитела различных вирусов (в данном случае 9 вариантов).

116

Рис. 3.16. Схематическая иллюстрация, для объяснения принципа построения селективной матрицы нанобиосенсоров [22]

Закрепление часто производится на промежуточные золотые электроды.

Если затем на эту систему воздействовать раствором, содержащим вирус № 4, только антитело на ячейке № 4 примет заряд, который изменит проводимость транзистора. Обычная система считывания с матрицы передаст на компьютер сигнал о наличии в растворе именно вируса № 4. Совершенно очевидно, что, воздействуя на систему раствором, содержащим несколько разных типов вирусов, можно быстро поставить диагноз при медицинском исследовании, предотвратить биологический теракт и т.д.

Одним из наиболее важных применений сначала биочипов, а затем полупроводниковых биосенсоров является также быстрое определение нуклеотидной последовательности дезоксирибонуклеиновой кислоты (ДНК) в исследуемой пробе. Хорошо известно, что генетический код человека хранится в двойной спирали ДНК, образованной двумя полимерными цепями (рис. 3.17, а). Каждая цепь – это последовательность четырех нуклеиновых кислот: гуанина (G), аденина (А), тимина (Т) и цитозина (С). Последовательность одной цепи однозначно определяется другой. В каждой ячейке НП МДПТ матрицы закреплен отрезок одной спирали с последовательностью из нескольких нуклеиновых кислот (олигонуклеотид – ОГН). Длина у всех ОГН одинакова, а последовательность разная.

117

Рис. 3.17. Двойная спираль ДНК (а); схема действия биосенсорной матрицы ДНК [35] (б)

Закрепление этих отрезков в различных ячейках матрицы аналогично иммобилизации поверхности биосенсоров для белков и вирусов. Точки прикрепления определены золотыми электродами, соединенными с затворами МДПТ. Разные точки на матрице соответствуют различным ДНКпоследовательностям. Отрезки ДНК на матрице представляют собой систему, называемую «система зондов (probe)-ДНК».

ДНК, которую нужно исследовать, также режется на кусочки и в соответствующем растворе подается на поверхность матрицы. Если в растворе имеется ОГН, комплементарный закрепленному на матрице, он связывается с зондом – происходит так называемая гибридизация. Когда два отрезка цепи объединяются в спираль, между этими комплементарными нуклеиновыми основаниями образуются водородные связи, удерживающие их вместе. Утверждается, что именно на способности комплементарных оснований образовывать химические связи и основан принцип действия биосенсоров ДНК. После присоединения на поверхности соответствующей ячейки МДПТ изменится заряд – изменится ток в канале транзистора [35].

Работы, использующие описанный принцип, множатся с каждым днем [36–40, 22], что свидетельствует об актуальности развития данного направления в биологии, медицине и, конечно, в наноэлектронике.

118

3.6.Снабжение энергией автономных наносенсорных беспроволочных приборов и «нанобиороботов»

Дальнейшее развитие полупроводниковой наносенсорики многие разработчики видят в соединении наносесоров в одном устройстве с системой наноэлектронной обработки данных и беспроводной их передачей потребителю. Это необходимо и для дистанционного химического анализа атмосферы, воды и состава воздуха на предприятиях. Особое значение приобретает эта задача и для медицины.

Понятно, что микроэлектроника (наноэлектроника) может это полностью обеспечить на основе существующей КМОП технологии. Далее такие приборы, формирующие информацию о здоровье человека, планируется объединить с «нанороботами». Предполагается, что приборы с таким названием будут, например, осуществлять адресную доставку лекарств к больным клеткам, позволяя попадать медикаментам только в больные органы. Иначе говоря, в будущем должны быть созданы «транспортные средства» для лекарств внутри организма человека. Возможно, что «нанороботам» будут поручены и локальные операции, осуществляемые по команде врача микромеханическими (наномеханическими) системами (МЕМС).

Несмотря на то, что многое из перечисленного сейчас еще находится на этапе проектирования и экспериментального моделирования, одновременно ученые пытаются создать устройства будущего автономного питания подобных приборов. Это связано не только с ограниченным сроком службы нанобатарей, но и с тем, что они обычно состоят из токсичных материалов, присутствие которых нежелательно в организме человека.

Очень интересным примером такой разработки будущего автономного питания является работа [41]. В ней рассматривается возможность преобразования в электрическую энергию энергии движения человеческого тела: сокращения мышц, гидравлической энергии от потока крови, сокращения стенок кровеносных сосудов и т.д.

Для этих целей авторы предлагают использовать ансамбли нанопроволок ZnO, выращенных методом пар – жидкость – твердое тело

(рис. 3.18).

119

а

Рис. 3.18. Рост нанопроволок ZnO:

а – золотые островки Au на поверхности подложки (кремний, сапфир, стекло); б – схема роста ZnO-нанопроволок; в – внешний вид ансамбля нанопроволок [41]

Физический принцип генерации объединяет полупроводниковые и пьезосвойства ZnO при формировании барьера Шоттки между ZnO и платиной. Потенциальную возможность генерации электрических импульсов оценивали с помощью отклонения отдельной нанопроволочки платиновым зондом атомно-силового микроскопа, где одновременно формировался барьер Шоттки между ZnO и платиной (рис. 3.19, а).

Когда зонд приходит в соприкосновении с НП, он, изгибая ее, растягивает одну ее сторону (правую на рис. 3.19, б) и сжимает противоположную (левую на рис. 3.19, б). В соответствии с пьезоэлектрическими свойствами ZnO на противоположных концах НП возникают заряды. Причем в соответствии с законами поляризации пьезоэлектрика эти заряды имеют разные знаки для сжатой стороны НП и для растянутой. При этом барьер Шоттки, который образуется между Pt зондом и нанопроволокой, сначала включен в запорном направлении и сохраняет эти заряды (ВАХ на вставке рис. 3.19, б).

При переходе зонда к стороне НП, заряженной отрицательно, диод Шоттки (Ш-диод) включается в прямом направлении, и возникшее напряжение, которое за короткий период до отключения зонда можно

120