CN103620406B - 适配体包覆的测量电极和参比电极以及用其进行生物标记物检测的方法 - Google Patents

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Abstract

一种用于通过检测电气性质的变化而鉴别特异性靶标分子或生物标记物的存在的装置，其包括测量传感器8，所述测量传感器8包含半导体传感器结构12，所述半导体传感器结构12能够与生物标记物轭合从而产生所述电气性质的变化，所述装置还包括电极***3、4，用于传导来自该装置的信号。根据本发明，还存在此类传感器9，其具有基本上相同的形式但其传感器结构14已经与所述生物标记物轭合，或者例如使用其它寡核苷酸链封端，以便作为内部参比。当生物样品例如唾液被施加到电极时，该参比物能够使所有环境效应而非生物标记物削弱。本发明提供了一种用于一个或多个生物标记的简单、廉价和准确的文本，其可以现场使用而不需复杂设备。

Description

适配体包覆的测量电极和参比电极以及用其进行生物标记物检测的方法
介绍
本发明涉及化学、有机和生物的分析物的检测。更具体地说，本发明涉及生物标记物检测并且与可靠检测液体样品中低浓度分子生物标记物的存在的装置有关。
这种检测的应用前景是通过生物标记物分子鉴别疾病。诊断慢性疾病(例如肺结核)的现有方法通常依赖于对取自患者的血液样品、尿样品或组织样品的复杂实验室测试。在肺结核(TB)的示例性情况下，普通的是使用“痰涂片”测试，其依赖于使用显微镜鉴别结核分枝杆菌，或者是使用结核菌素皮肤测试。
应了解，通常不可能在非常接近患者的情况下进行此类复杂测试，因此需要配备昂贵测试设备和高度训练有素人员的实验室网络。需要复杂的物流网络来将样品从患者测试中心运输至测试地，并且在延迟之后将结果递送回患者。
已知慢性疾病如肺结核在发展中国家是普遍的，在这些国家很难提供前述成功测试需要的条件。测试设备可能太过昂贵而在这些国家没有针对人口规模的有效的实验室网络，或者可能缺乏在所述实验室中工作的技术人员。样品在实验室和医疗点之间的运输可能很困难，并且即便在测试结果递送回医疗点后，可能在多达数周的间隔之后难以找到受感染患者，特别是在流动人口中。
不能充分的使用大多数先进的测试意味着在疾病流行国家肺结核检测程序依靠陈旧且不准确的方法，例如涂片显微镜检术、固体培养、胸部辐射照相术和皮肤测试。在上文提及的旧式肺结核测试的情况下，众所周知结核菌素皮肤测试存在不能区分肺结核的潜伏期和活性期的缺点。痰涂片测试仅在一半至四分之三的病例中是准确的，需要样品中大量的有机体以及能够区分结核分枝杆菌和其它分支杆菌的技术熟练的显微镜操作员。
与涉及集中实验室测试的已知技术相比，分子生物标记物提供了一种疾病检测的有吸引力的新方法。迅速发展的蛋白质组学领域表明，许多疾病可以通过测试体液如血浆、尿或唾液中分子生物标记物的存在来区分。
与肺结核的检测相关的一种生物标记物为新蝶呤，其为巨噬细胞(白血细胞）在被信号分子γ干扰素刺激后合成的分解代谢产物。已知新蝶呤的存在指示炎性免疫反应，并且导致产生新蝶呤的一种疾病为肺结核。其它巨噬细胞活化标记物是已知的，例如原降钙素，C-反应蛋白，可溶性细胞间黏附分子1，可溶性尿激酶型纤溶酶原激活物受体以及单核细胞CDIIc66。
与肺结核的检测相关的另一种生物标记物是凝血酶，其为作用于纤维蛋白原以产生纤维蛋白的凝血因子，所述纤维蛋白为涉及血液凝结的纤维性蛋白，其在罹患肺结核的患者中也以高水平出现。应了解，存在大范围的且范围不断增长的可用于疾病诊断的分子生物标记物，前述提及的两种生物标记物便是例子。其它例子为溶菌酶和烟酰胺腺嘌呤二核苷酸(NAD)。
还应了解，不同生物标记物的表达可以根据疾病的阶段而变化。例如，新蝶呤水平根据诊断时疾病的程度而增加，并且它们在治疗期间和之后降低。新蝶呤水平的随后增加与复发相关。因此，持续的纵向定量测量具有更大诊断用途。
其它生物标记物可以在痰中的微生物标记物中、尿中的微生物标记物中、肺结核特异性T-细胞功能和其它巨噬细胞活性化标记物中被鉴别。使用例如γ-干扰素、或新蝶呤还可以预测再活化风险的指示以及肺结核潜伏感染的根除。生物标记物可以例如用于通过监控多功能T-细胞来判断疫苗功效。
通过测量由蛋白质组学(蛋白质的大规模研究)、代谢组学(特异性细胞过程留下的化学指纹图谱的研究)和转录组学(基因转录中所用mRNA的研究)产生的多个参数，通过组合与肺结核相关的非特异性生物标记物的集合，可以实现增加的测试特异性和预测值。
鉴别生物标记物的一种方式是通过使用DNA状分子，例如WO2007/001401(Dupont/Boussard等)中所示，其中使用碳纳米管上的寡核苷酸。适配体为合成的寡核苷酸(一种短核酸聚合物)、配位体或肽，其可以使用例如针对多种靶标的指数富集的配体进化（SELEX）方法而被分离或生成，所述靶标例如小有机模件、毒素、细菌蛋白质和病毒蛋白质、病毒感染细胞、癌细胞和致病生物。适配体具有确定的形状，并且与各自的具有亲合性和特异性的靶标上的功能位点结合，所述亲合性和特异性通常超过更广泛发展的抗体试剂的亲合性和特异性。核苷酸适配体容易通过半自动完全体外方法分离，免除对动物实验的需要。其它特性允许它们最小化，使得它们可以通过合成化学的途径以克级制备。它们容易与允许生成双功能物种的其它核苷酸序列连结。适配体的化学功能化以允许直接固定和检测不再重要。有可能合成功能化的适配体以与上文讨论的指示疾病的生物标记物中的一种例如凝血酶或新蝶呤相结合。
为了使适配体暴露于可能含有靶标分子的溶液，需要将它们结合到或“安装在”合适的基底上。为检测结合事件，有利的是该基底是导电或半导电的，以及其具有大比表面积。一种有前途的基底为碳纳米管。
已知碳纳米管是碳的同素异形体，具有圆柱形结构。可以使用共价或非共价方法将适配体连接到纳米管。例如，可能使用化合物例如蒽将化学“足部”结构连接至适配体分子的非生物标记物特异性端，所述化学“足部”结构随后将与碳纳米管的表面接触，使其被包覆上生物标记物特异性适配体层。特别地，当碳纳米管具有半导电性能时，当碳纳米管被适配体包覆并随后被暴露于包覆适配体所结合的分析物时，可通过电子方式检测到大量结合事件以及适配体包覆的碳纳米线或纳米管的导电性的变化，例如通过在高频交流电下检测导电性、电容量、阻抗、或电感的变化。此类适配体结合事件也可以影响金属纳米管的导电性。
如上述段落所述的此类适配体包覆的碳纳米管可以在场效应晶体管的整个栅极上应用，实际上形成通道。专利号为7,854,826的美国专利(So等人/韩国化工科技研究院)中讨论了具有源极、漏极和背栅极接点，具有由适配体包覆的碳纳米管链制成的通道域的碳纳米管场效应晶体管（CNT-FET）。
虽然此类检测器是有前途的，但它们的准确性和灵敏度有变化倾向。这是由于个体变化、电解质浓度变化、温度摆动、几何形状和其它因素。
应了解，含有所关注的生物标记物的体液的化学特性会发生变化；在不同个体之间，会发现体液中电解质和其它分子如蛋白质和酶的不同浓度。在没有控制这些乱真效应的方法的情况下，对生物标记物的存在的辨别可能是不可靠的。
理想的是增加该类型传感器的可靠性，特别是提供一种生物标记物检测器，其可以在先前所述的困难背景下使用以廉价方式和不需要熟练实验室人员存在的方法提供快速且可靠的疾病检测。
发明内容
根据本发明，提供了一种如权利要求1所述的装置和一种如权利要求26所述的方法。
本发明使用参比***降低假生物标记物检测事件的可能性。本发明的实施方案使用适配体包覆的导电或半导电的基体或支撑物，如碳纳米管的阵列或沉积物，或片状结构如石墨烯，或半导电DNA或其它“纳米线”来形成传感器结构，以及本质上相同但被“封端”的第二传感器结构，即，例如通过预先包覆靶标分子或轭合或结合到靶标分子，或通过与互补DNA链轭合，或通过成为少量碱基不同的突变型，来防止该适配体识别靶标分子。除此之外，轭合的例子可以包括将适配体序列标准光交联至其靶标，或保持该适配体链上的保护性互补寡糖；也可使用防止结合的适配体序列变体。在存在与适配体结合的靶标分子或诊断生物标记物的情况下，电子被转移并且支撑物的导电性发生变化。半导电基体可以说充当了场效应晶体管或碳纳米管场效应晶体管（CNT-FET）的通道。这个变化可以通过合适的电子电路检测，所述电子电路可以嵌入该装置，连接到电极***。随后通过比较“活的(live)”传感器与预先轭合的(参比)传感器来获取读数。因为所述成对的两个传感器处于相同分子环境下，即位于相同的测量空间，诸如由液体样品中的电解质产生的其它变化被抵消。
优选适配体作为合理特异性和廉价形式的靶标分子检测器，但设想了其它生物标记物接受分子或结构，甚至例如抗体或肽（peptide）适配体，前提是结合过程产生足够的电信号。
通常希望同时测量多个生物标记物，因为生物标记物的这种总效果可以更准确地指示慢性病如肺结核的存在；因此，在一些实施方案中，该检测器具有多个这种传感器对并且可以被容易地用于同时并可靠地检测多个生物标记物。
更具体地说，每个生物标记物接受检测器也被设置邻近于例如生物标记物饱和检测器。这种参比检测器与生物标记物检测器相同，重要差异在于，参比电极使用已经与其靶标结合的适配体，例如通过光交联、使用非结合序列变体或通过保持碱基配对的互补链，使得它们被“封端”以确保它们在诊断测试期间不反应。也就是说，该适配体与靶标分子或生物物种预先结合。除该差异之外，以与分析活性生物标记物检测器同样的方式，分析参比检测器在导电性、电容量等方面的变化。这样做的目的在于，多个生物标记物检测器（例如数目为五个），每个都具有阳性分析物检测事件的内部参比，承受影响整个检测器的相同乱真效应（spuriouseffects）。以此方式，提供了'对照'比较，以便能够消除由于个体或取样条件之间的可变性所导致的乱真一阶效应，从而校准各个生物标记物的检测。
存在各种用适配体包覆支撑物的方法。作为使用由生物标记物特异性适配体包覆的碳纳米管(或石墨烯)方案的一种替代方案，可能首先用适配体对DNA链（纯用作支撑物）功能化，随后围绕碳纳米管基底缠绕该功能化的DNA链(或者可以先缠绕该链再将该链功能化)。可以使用点击化学将生物标记物特异性适配体和封端适配体连接到DNA群组。另一种可能是通过链霉亲和素-生物素联接将适配体连接至纳米管，其中这些元素中的一种被功能化到适配体上，另一种元素通过共价或非共价键连接到纳米管。或者，可以用适配体和封端适配体直接包覆金属化的DNA纳米线。另一种替代方案可以使用由适配体或封端适配体包覆的导电聚合物。
如先前所提到的，靶标生物标记物与其特异性适配体的结合会导致电极间的小但可检测的电特性变化。例如，如果需要，可以通过使电极成为碳纳米管场效应晶体管（CNT-FET）的源极-漏极端来放大该信号。在样品被施加到多个生物标记物特异性检测器及其相应的参比之后，询问CNT-FET以确定其电气特性的变化。这种测量可以采取使用直流电源的简单的导电性测试的形式，或采取在某些频率下或频率范围内的更复杂的阻抗测定的形式。对多个参比检测器应用相同的测试，使得从真性生物标记物浓度测量中消除“活的”检测器上存在的乱真背景效应。
在一种构造中，CNT-FET的金源极和漏极接点设置为硅基底上的蚀刻叉指图案，并且适配体包覆的碳纳米管覆盖顶部形成一种通道或半导体桥。当使用具有导电性混合物的碳纳米管时，优选该叉指图案的间隔大于个体纳米管的长度，以防止电极被充当杂质的一根金属纳米管短接。
另一种可选的检测设置使用聚合物基底，金电极对以棋盘格图案布置，并且适配体包覆的碳纳米管覆盖该叉指图案。如已知的，可能有许多变化；在所有情况下，使用成对的传感器结构以及合适的电路，以提供参比过的结果。
为进行所述测量过程并且自动获得上文讨论的测量值，提供与CNT-FET阵列接合的电路，所述电路包括例如开关、信号源、放大器、模拟到数字转换器和微处理器。
为确保存在测量之前有足够测试生物流体例如痰、尿、血液等存在于传感器头上，设置逻辑电路以提供嵌入式自测试能力。在初始活化后，记录各检测器的参比电极的导电性的变化，并且与已知范围比较，以确保有足够的液体被施加到检测器，以及确保随后的测量值是有效的。该电路在所有轨道上进行干式导电性测量以验证***的完整性。在例如唾液或其它生物流体施加到检测器之后，核实导电性的变化以确保其在预定义的水平以上。放大电路用于确保电信号的动态范围对于各传感器元件是合适的。对于某些流体，在合适的缓冲剂中预处理后进行选择性过滤，例如以去除细胞污染物。
为了满足所述的对于可以由最低程度训练的人员操作的廉价、快速的医疗点诊断传感器的需求，先前讨论的检测基底和电路的整个设置可以安装在模制主体内部，所述模制主体例如像已知的数字照相机存储器卡。传感器阵列被容纳在浅槽内以允许体液的样品与适配体包覆的CNT-FET阵列接触。可拆卸密封膜覆盖检测器的活性区域以防止污染物进入。设想的是，使用多种可用的数据连接器和协议之一，主体模制件的一侧或一端将检测电路连接到移动手持装置例如智能电话。在另一个实施方案中，传感器模制件被***溶液中作为“量杆”以测量其它体液例如尿。因为检测器的小尺寸，由插口给予的机械支撑应该以稳定方式握持检测卡。
应了解，由检测器产生的结果可以被下载到智能电话或其它手持装置上以供收集、显示或分析。另外，可以通过任何可及的商品无线电传输设备和智能电话内含有的TCP/IP堆栈将数据转发到集中服务器。
附图说明
为更好理解本发明，将通过举例的方式并参照附图显示其如何付诸实施，其中∶
图1是具有含有基底、传感器和可密封膜的模制主体的实施方案的侧视图；
图2是参比电极和传感器电极的设置布局的平面图；
图3是具有位于基底上的五个参比-传感器电极对的实施方案的平面图；
图4提供示例性适配体连接到碳纳米管主干的方式的端视图和平面示意图；
图5示出DNA主干上适配体-生物标记物设置的三个不同实施方案；
图6示出施加到参比电极和传感器电极的DNA主干的封端和未封端生物标记物的不同设置；
图7示出使用点击化学形成功能化碳纳米管（CNTs）的一系列步骤；
图8示出一种连接到传感器的控制***，用于进一步处理结果并且传递信息进出处理构件；
图9示出单壁碳纳米管的原子力显微图，已经使用单链鲱鱼***将所述单壁碳纳米管分散在基底上并干燥。
图10a示出用于测量纳米管网络的电气性能的叉指电极的示意图，包括那些经适当功能化以检测靶标分析物的电极。
图11示出纳米管网络的电极电流随栅极电压的变化，所述纳米管网络是由鲱鱼***DNA包裹的纳米管的沉积形成的。
图12示出由纳米管-(GT)10复合物的沉积制备的纳米管装置的电气特性。
图13示出“保护”和“无保护”装置的装置电流(右轴，暗线)和绝对装置电流(左轴，明线)随栅极电压的变化，其中所述适配体针对溶菌酶；
图14示出具有脱保护(GT)10凝血酶适配体的实施方案的装置特性；
图15示出如同图14但保护基留在原位的装置的特性；
图16a示出由所制备的参比电极(由受保护(GT)10凝血酶适配体功能化的纳米管)得到的结果，而图16b示出脱保护结果；
图17a示出由所制备的参比电极(由受保护(GT)10凝血酶适配体功能化的纳米管)得到的结果；图17b示出脱保护等效物。
具体实施方式
如图1中示意性图示，体现本发明的生物标记物检测装置50被安装在的主体模制件1内部。基底2被连接到主体模制件1的内部，多个平面接点或电极3、4被应用于基底的顶侧以形成传感器8、9。可以形成浅槽6以包围基底的接触区域，以在开始测试时将流体引导至接触区域，并且使得在流体量很小的情况下能够使流体在检测过程期间保持在该接触区域上。使用弱胶黏剂将可移除聚合物密封条7连接到主体模制件的顶面，以提供针对空气和水分的阻挡密封，以便防止基底的接触区域过早暴露于污染物或通过氧化或水解而降解。
图2的平面图中更详细示出基底2上电极的设置。基底2可以由硅组成，优选地具有300nm厚度的二氧化硅涂层。针对各传感器8、9，通过交替沉积和蚀刻形成电极3、4，以在100nm厚的金层下面留下由20nm厚的铬粘附层形成的平行叉指接点。一般而言，线性轨道间隔10-50μm并且交替连接至电极接点30、31。这些接点可标记为“源极”和“漏极”，尽管严格地说，在大多数实施方案中，该装置并非真正的场效应晶体管（FET）。叉指电极在也许二十或三十对中交替(该附图为示意性并仅示出几对)，提供也许300μm的总宽度，和相应高度(附图中)。末端10、11分别收集来自叉指电极3、4的电流。各传感器的电极对可以彼此极为接近地放置，如间隔500-1000μm。
能够与所关注的靶标生物标记物轭合的导电或半导电传感器结构12被涂覆到第一对叉指接点3、4上，形成所谓“测量”传感器。将基本上相同性质但已经与被测量传感器靶向的生物标记物轭合的其它传感器结构14应用于第二对叉指接点9，形成所谓参比传感器。当与随后所述的合适电子电路接合时，这对测量传感器和参比传感器一起形成检测对16，用于所关注的一种生物标记物。
能够与靶标生物标记物轭合的传感器结构12包含由特异性适配体功能化的碳纳米管，所述特异性适配体是通过用一层碳纳米管包覆基底2并因此包覆叉指接点3、4而生成。该适配体例如可以为长度短(如约40个核苷酸)的DNA或RNA，或肽片段。在基底2为硅的情况下，将薄绝缘层应用于电极，并且形成具有末端、通道、和栅极的背栅极碳纳米管“FET”，所述末端可以标记源极和漏极，所述通道由碳纳米管形成，所述栅极由硅中掺杂层形成。如果由背栅极放大不是必需的，则该栅极不需要存在。
在使用半导电纳米管的网络作为传感器结构的实施方案中，电极的间距设计应该确保，即便半导电纳米管的样品含有导电的纳米管杂质，在统计上，不太可能存在桥接所述电极、短接所述传感器的导电纳米管路径。如果轨道相隔10-50μm，则碳纳米管（CNTs）可大约1-10μm长。它们的结构和功能稍后更详细描述。
由叉指电极限定的间隔实际上在两个电极之间形成十分宽的通道。从各叉指对的电极的所收的集信号被馈送至合适的电路（未示出）。此处，将来自封端传感器9的信号与暴露或“测量”传感器8比较。尽管可以预期信号的绝对水平随着状况漂移或变化，但差异(或比率，或其它比较)提供了可靠读数。因为两个传感器靠近在一起，所以它们同等地受它们环境的影响。
对于某些应用，通常必需的是同时检测生物标记物的集合（例如通常称为疾病的生物印记或“指纹”）以改进正确检测事件的可能性。图3示出生物标记物检测器的平面图，所述生物标记物检测器与图2中的类似，但具有线性设置的五个检测对，并且每个检测对的测量传感器8和参比传感器9位于共同的基底2上，它们的叉指电极被非常示意性地示出；应了解，可以根据所关注的生物标记物的精确集合来部署更大或更小数量的检测对，其随装置的应用意图而变化。检测对的线性阵列在此处与延伸的浅槽6a相符合，以确保流体样品可以被恰当地容纳在检测对的阵列上。
一般说来，生物标记物指示例如一种疾病，但并非100%特异性。然而，通过获得合适的生物标记物集合的定量读数，可以实现良好的可信度。例如，可以使用四个生物标记物识别肺结核（TB）：新蝶呤，其指示细胞内的炎性过程和氧化应激；原降钙素，其区分细菌性疾病与病毒性疾病；脂***甘露聚糖(LAM)，其易于区分潜伏TB和活性TB；以及C反应蛋白(CRP)，其也易于与炎性过程和氧化应激相关。参见Tuberculosis4,Biomarkersanddiagnosticsfortuberculosis:progress,needs,andtranslationintopractice;RobertSWallis,MadhukarPai,DickMenzies,TMarkDoherty,GerhardWalzl,MarkDPerkins,AlimuddinZumlat.PublishedOnlineMay19,2010;DOI:10.1016/S0140-6736(10)60359-5:（肺结核4、用于肺结核的生物标记物和诊断学：进展、需求以及实践转化；RobertSWallis,MadhukarPai,DickMenzies,TMarkDoherty,GerhardWalzl,MarkDPerkins,AlimuddinZumlat；2010年5月19日在线公开；DOI：10.1016/S0140-6736(10)60359-5:）
http://www.mossmanassociates.com/TB%20Biomarker%20report%20Lancet_2010.pdf.
如图3中所示的装置可以呈现单一读数的结果。
作为这种多重个体测量-和-参比***的可替代方案，多重参比***可以按常规模式模板化，用于单一测量和参比结果。
当其被制作在塑料基底上时，可替代轨道布局可以被用于检测区域，并且接触区域由以网格模式布置的若干平行轨道对形成。在这种实施方案中，接点可以由通过喷墨印刷方法施加的沉积的金、银或碳形成。叉指轨道可以为直的或弯曲的或旋绕的。
为制造形成半导体传感器结构12的背栅极或顶栅极场效应晶体管（FET），必须用功能化的通道材料涂覆源极接点和漏极接点(间隔大约10μm)之间的通道域，所述功能化通道材料优选是碳纳米管（CNTs），特别是SW(单壁)CNTs，并且优选主要是半导电的，尽管这样更昂贵。实现这一目的的一个简单方式是用SWCNTs的溶剂悬浮液涂覆所述电极。
在一种示例性技术中，用β-环糊精(β-CD)改性SWCNTs，其不需要长时间加热、过滤和洗涤CNTs,长时间加热、过滤和洗涤可能导致损坏。用超声处理将SWCNT分散在β-CD溶液中，通常形成2mg/mL的悬浮液。随后将悬浮液的等分试样施加到基底2的槽6中的接触区域。为确保功能化的SWCNTs12、14在叉指接点3、4上的对齐尽可能均匀，可以在等分试样蒸发时在基底2的接触区域上施加电场，但主要要求在于纳米管被均匀分布。
Suhiro等人（"Fabricationofacarbon-nanotube-basedgassensorusingdielectrophoresisanditsapplicationforammoniadetectionbyimpedancespectroscopy",J.PhysD:Appl.Phys.36(2003)L109-L114）（“利用介电泳制造碳纳米管基气体传感器及其通过阻抗谱检测氨的应用”，物理学期刊D：应用物理学，36（2003）L109-L114）提供了另一种根据介电电泳在电极之间准确沉积碳纳米管的示例性技术。在该方法中，对悬浮于乙醇中的多壁CNTs进行超声处理。在玻璃基底上制作的叉指铬电极阵列由硅树脂橡胶隔离物包围以形成密封腔室。碳纳米管悬浮液在电极上连续循环，其同时被100kHz、10Vpk-pk交流电压激发，产生桥接电极指之间间隙的多壁碳纳米管。应了解，可采用其它方法在电极之间沉积碳纳米管。
在将功能化的碳纳米管12、14施加至接触区域之后，对它们进行“聚乙二醇化”处理。聚乙二醇化是本领域技术人员已知的方法，通过该方法聚乙二醇(PEG)链被连接到蛋白质，从而增加蛋白质的分子质量。然而，在本申请中，聚乙二醇被直接沉积到碳纳米管的表面上，覆盖未用适配体或DNA链功能化的纳米管的区域。该处理的意图为确保对功能化适配体非特异性的蛋白质无法结合至传感器的任何非功能化部分而将额外乱真效应引入到测量中。这样的效果为当暴露于含有多种多样的蛋白质物种的流体样品时，提高功能化的纳米管的敏感性。基底1和/或槽6也可被处理使其表面聚乙二醇化以防止可能干扰测量过程的物种的吸收。典型的PEG处理在传感器的表面上留下2到3nm厚的层。该过程可以在纳米管沉积之后在基底表面进行，或者在纳米管被涂覆到接点上之前在溶液中进行。
应了解，除了SWCNT涂覆层被施加到所述接点之外，检测对16的测量电极19和参比电极20的制作细节是相同的。因此，测量和参比电极的制作可以同时进行，直至后期SWCNT涂覆。此时，施加两个单独的SWCNT溶液，掩蔽参比传感器，将第一溶液施加至测量传感器19的电极，掩蔽测量传感器，将第二溶液施加至参比传感器20。所述溶液的不同在于，施加到测量电极19的第一溶液中悬浮的碳纳米管是由能够结合至靶标生物标记物的适配体功能化的。施加到参比电极的第二溶液中所含的碳纳米管是用已被靶标生物标记物饱和(预先结合、轭合或封端)的适配体功能化的。
在操作中，装置是这样的，在基底的一个具有电极4的区域上设置封端传感器结构14，在基底的另一个具有电极3的区域上设置未封端或裸露的传感器结构12。通过浸渍或滴加分析物例如流体，使该装置暴露于待测量溶液。电解质和其它成分可能导致传感器结构12、14的导电性的变化，但这对两者是相同的。只有结合事件导致差异变化。通过装置的合适电路分析所得信号。测试可以运行一设定时间，例如30秒，最后自动读数，以便提供电解质中浓度的测量。
如果分析物是维埃克斯（VX）或类似物，也可以在空气或非生物***中检测靶标分析物(成因分子)。
典型的检测事件包括测量掺杂（doping），例如碳纳米管表面上的固定适配体与靶标生物标记物之间的结合事件中发生的空穴或电子转移。由结合事件导致的大量此类掺杂事件(例如电子转移)将调制该“CNT-FET”中的源极-漏极电流，该效应可以被所施加的栅极电压进一步影响。
该装置还可以以辐射监控的方式充当时间平均传感器；也就是说，其保持在适当位置并且保持与可用靶标轭合，并且仅在时间平均值轭合（其可能与浓度相关）高于某个值时显示信号，或其随时间积分以测量大于阈值的暴露。
如关于图3以及先前在描述中所提及的，具有传感器对的阵列的装置将检测生物标记物的集合，其中每个生物标记物对应于一检测对。例如，能够检测五个生物标记物的检测器由具有一排26五个检测对的基底2组成。对于靶向五个生物标记物的装置，将施加十个单独的SWCNT包覆物，第一组的五个包覆物代表被施加到测量电极的“活的”包覆的SWCNTs，第二组包覆物涉及被施加到参比电极的封端适配体包覆的SWCNTs。
如上文提及，为了检测特异性分子，碳纳米管基质首先需要被“功能化”。完成此举的一种方式是，通过生物标记物特异性适配体非共价连接至纳米管外壁而使单壁碳纳米管(SWCNT)被直接功能化。
优选地，使用对碳纳米管具有高亲合性的物质例如蒽或单链DNA支撑链(其充当“足部”)，将适配体固定在碳纳米管的表面上。碳纳米管随后被功能化至该适配体靶向的生物标记物。高度示意性的图4提供了碳纳米管27的轴视图和平面图，所述碳纳米管27具有一般功能化的适配体28，该适配体28使用蒽29固定在碳纳米管的外壁上。然而，应了解，用于纳米管功能化的许多方法是本领域已知的，例如羧化继以酯化作用，或如下文所述的点击化学。应注意，附图是示意性的，实际上CNT会比暗示的长很多，而适配体特别不太可能为球形。
典型的碳纳米管可能为1000nm长，直径1.25nm，并且该适配体和蒽的各自有效直径为3nm和0.4nm。在这些假设下，四个功能化的适配体可以连接到SWCNT的圆周，并且330个沿长度，导致估计为每个SWCNT总计1320个功能化的适配体。
在功能化碳纳米管的第二类型方法中，通过“点击”化学改性单链DNA以支撑适配体，如图5所示。该链随后围绕单壁碳纳米管缠绕。
“点击化学”描述官能团之间的反应，其产生稳定联接，具有与其它官能团的最小热交叉反应性，反应至完成，不含明显量的副产物，并且在温和的反应条件下进行。
点击化学示例可以应用于核苷酸的改性，并且已知其可以用于用荧光染料、糖或肽标记寡核苷酸；用于环化DNA；以及用于将寡核苷酸连接至DNA。
在优选实施方案中，该连接由多核苷酸足部组成，优选为(GT)n的交替GT序列，其中GT重复的数量n为5至50，最优选n=10。GT序列包括侧挂炔烃官能团，叠氮化物改性的适配体可以通过“点击”化学被连接到所述侧挂炔烃官能团上。最优选地，适配体被连接到足部结构的中间，形成T型接合以确保与纳米管良好接触。
或者，在没有媒介DNA缠绕碳纳米管的情况下，可以利用“点击”化学使用适配体直接功能化该碳纳米管。
优选地，在适配体被连接到多核苷酸足部或直接连接到CNT上的情况下，适配体在化学轭合期间受到互补分子如DNA链保护。一旦轭合完成，则去除保护分子。这种方法降低在化学作用期间不期望发生的适配体识别部分的功能化，并且降低不期望发生的适配体吸附到纳米管上的可能性。保护序列充分互补该适配体，以确保在功能化期间的足够结合，使得适配体受保护但可能含有错配部分以便降低复合物的熔点以允许容易去除。还可在去除过程期间使用尿素或pH变化以降低所需温度。
为了使纳米管的表面饱和以防止靶标适配体的非特异性结合，可以引入过量的(GT)n。
图5示出围绕SWCNT或MWCNT、或其它导电介质缠绕的DNA链。图示由“点击”化学连接到DNA主干的适配体的三种可选设置。在(a)中，生物标记物特异性适配体轭合至DNA链中的每个腺嘌呤、胞嘧啶、鸟嘌呤或胸腺嘧啶碱基。在(b)中，适配体仅轭合至腺嘌呤碱基，例如，产生与(a)中主干相比的更低密度的适配体。在(c)中，靶向不同生物标记物的四种适配体与DNA轭合。应了解，与主干轭合的适配体可能具有不同的活性(未与其靶标生物标记物轭合)，或可能已经与其靶标生物标记物(封端的)轭合。以此方式，可以制备适于围绕碳纳米管缠绕形成测量传感器或参比传感器的DNA链。
通过围绕该纳米管缠绕功能化的DNA链，形成功能化DNA和碳纳米管的杂化物。应了解，在适配体直接连接至碳纳米管（例如通过羧化作用）的实施方案中，或在DNA链围绕碳纳米管缠绕的实施方案中，直接连接至纳米管或连接至DNA链的适配***于未轭合的测量传感器中以及位于与靶标生物标记物轭合的或其他情况下封端的参比传感器中(所述适配体分别是“未封端”或“封端”的)。
图6为对应于图5(b)的图解，示出一对传感器结构（测量传感器和参比传感器），其中参比结构与生物标记物预先结合，测量结构具有某种生物标记物，该生物标记物在测量过程期间与其结合。
该图解示出适配体与碱基结合，但实际上可能是疏水碱基与CNT结合并且主干向外，使得适配体可结合至该主干。
图7示出制备CNTs的适配体-DNA包覆物的方法。一方面，提供主要由交替GT序列组成的DNA链(垂直线)，包括邻近于短单一序列的单炔烃-T，另一方面，提供所需的具有3'-叠氮化物修饰的适配体DNA(水平线)，所述适配体DNA受完全互补DNA链的保护，该互补DNA链具有附加的碱基配对区在支撑DNA链(足部)上排列，并具有5'-生物素修饰。在添加Cu+时，点击轭合(图7的第二插图)在炔烃-叠氮化物位置发生。随后用CNTs分散DNA并进行适当处理，例如通过搅拌，使CNTs均匀分散。随后，用涂覆到磁珠上的链霉亲和素培养悬浮液并短暂加热。链霉亲和素结合到生物素(插图3)，随后可以去除磁珠(插图4)，从适配体上拉出保护性互补物，使活性CNTs可以使用。
同时，该批料的其它用于参比传感器的部分保持适配体保护。随后将溶液分散在叉指电极上。优选在适配体结合之后进行后面的步骤，使得所有可能位点可用于结合。如最后图解所示，靶标结合的效果(左)可以随后与参比传感器或非活性传感器(右)在相同化学条件下比较。
在另一个实施方案中，可以使用通常与印刷电子学的区域相关的技术来形成传感器。在此情况下，基底可以由塑料聚合物形成，例如聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)，聚萘二甲酸乙二醇酯(PEN)，聚4-乙烯基苯酚(PVP)，或聚乙二醇（PEG）。使用随后所述方法，将金属制或碳制轨道沉积在塑料基底上，并且使用相同的方法将碳纳米管沉积在轨道之间。
再参见图2，应理解，应该提供用于测量参比电极和测量电极的叉指源极接点30和漏极接点31之间电气特性的构件。如上所述，测量传感器8具有主电极端30和31以及栅极，有点类似于FET，但在“源极”和“漏极”端之间施加了适配体包覆的碳纳米管包覆物，以制备FET的栅极区域。该装置的所述端可以被连接到电子激励构件37和测量构件38，以测量源极电极和漏极电极之间的电气特性。
例如，激励构件37可以是电压源的形式，测量构件38可以是安培计的形式，允许评估源极电极30和漏极电极31之间的导电性变化。
应了解，可以在测量过程期间使用其它电子电路，如仪器放大器和可变电流或电压源。还应了解，激励构件37和测量构件38可以制作到相同基底2上（如果所述基底2为硅），所述基底2形成用于接触区域的基底，或者，激励构件37和测量构件38可以位于与硅基底极为接近的单独的板上，并且源极接点30和漏极接点31通过焊线连接。
通过改变激励构件和测量构件，可以在源极电极30和漏极电极31间测量其它参数的变化。例如，激励构件可以是高频源的形式，其可以用单频激励SWCNT的接点，或者在宽频范围内扫描。这可允许评估源极电极30和漏极电极31间的阻抗。类似地，可以提供构件用于测量电阻、电容量或电感。
当考虑提供检测电路时，应认识到，也可以提供与用于测量电极34的电路相同的电路来同时测量参比电极的特性。
如图8所示，例如，检测对100包括测量电极101和参比电极102，来自该检测对100的代表导电性、阻抗、电阻、电容量或电感的变化的信号可以被传送到校准构件105。在信号为模拟的情况下，决策手段可以是模拟减法运算。然而，有可能使用模拟到数字转换器将来自测量传感器和参比传感器的信号数字化，并以数字方式地进行它们之间的减法运算。随后输出经校正的信号111。如先前所述，提供多个检测对以实现生物标记物的集合的检测。因此应了解，将需要提供相称数量的校准构件。
提供随后的决策构件107，经校准的信号被输入决策构件107。决策构件评价来自多个检测对的经校准信号的集合，并且检测条件。如果满足条件，决策构件通过输出逻辑信号指示该条件满足。应了解，可以输出与检测过程相关的其它信息，例如各纳米管的导电性原始测量值。
应了解，上文所述的电路可以在印刷电路板（PCB）上制作，并且使用焊线或某些其它手段来连接到传感器基底。在优选实施方案中，传感器基底是单用途一次性的，并且易于***含有测量电路和输出器件的多用途测量单元中和从其中去除。该实施方案使得传感器基底能够保持在最佳存贮条件下，例如无菌环境和温度控制。或者，应了解，电路的一部分可以直接制作到传感器基底上，余下部分位于与基底相连接的PCB。另外，PCB可以被机械地电连接至连接器，该连接器例如可以包括USB连接器、或微型USB连接器，但应了解，可以使用许多其它类型的数据连接器，包括无线连接器。
现在将描述，进行实验测试***的可行性，并且进行测量。
步骤1∶DNA适配体的生产
i)DNA合成
采用逐步固相合成法，在ABI394DNA/RNA合成仪上合成DNA，使用DMTr化学保护5’-OH和β-氰乙基-保护的3'亚磷酸盐。
使用3'氨基CPG引入叠氮化物官能团，随后采用叠氮丁酸盐NHS酯化学将所述3'氨基CPG转换为3'叠氮化物。使用炔烃功能化的“T”亚磷酰胺在DNA序列内引入炔烃基团。
ii)在***和脱保护之后使用高效液相色谱（HPLC）纯化寡核苷酸。
使用以下任何方法纯化寡核苷酸∶
·反相液相色谱法（RPLC），55℃下，使用的梯度为：100%50mM乙酸铵pH6.8，至50%乙腈中100%50mM乙酸铵。
·离子交换色谱法，60℃下，使用水至100%1.2MNaCl。
iii)3’-氨基转化为3’-叠氮化物∶
将叠氮丁酸盐NHS酯溶解于乙腈（MeCN）。3’-氨基DNA溶解于0.1M碳酸盐/碳酸氢盐pH9中。将叠氮丁酸盐NHS酯加入溶解的寡核苷酸中并且在室温下反应2小时。向浓缩物添加2体积的冷乙醇，在-80℃下培养20分钟并且制粒(4,000g，30分钟)。将再溶解的DNA脱盐成18.2mΩ水并且冻干。
iv)点击化学
(参照图7)
将炔烃标记的DNA(在水中)加入叠氮化物标记的DNA以溶解。含有0.1MTBTA于DMSO/叔丁醇3:1(体积比)的CuBr溶液在45℃下培养2小时[1,2]。反应用水烯释，脱盐成18.2mΩ水并且冻干。
v)DNA合成和点击产物的验证
合成的DNA经受负离子模式电喷雾质谱法以验证正确物质。
使用γ-[32P]-ATP在5'磷酸盐处标记点击反应产物[3]。这些物质在10%变性SDS聚丙烯酰胺凝胶上分析以显示成功的“点击”轭合。
参考文献∶
1.Kocalka,P.,A.H.El-Sagheer,andT.Brown,RapidandefficientDNAstrandcross-linkingbyclickchemistry.,Chembiochem.,2008.9(8):p.1280-5;(Kocalka,P.,A.H.El-Sagheer,andT.Brown,通过点击化学的快速有效的DNA链交联，化学生物化学，2008，9（8）：第1280-5页；)
2.El-Sagheer,A.H.andT.Brown,ClickchemistrywithDNA.Chem.Soc.Rev.,2010.39:p.1388-1405;（El-Sagheer,A.H.andT.Brown，点击化学与DNA，化学协会综述，2010，39：第1388-1405页）
3.Sambrook,J.,MolecularCloning;ALaboratoryManual.2nded1989,ColdSpringHarbour:ColdSpringHarbourLaboratoryPress.（Sambrook,J.，分子克隆；实验手册，第2版，1989年，冷泉港：冷泉港实验室出版社）
方案和试剂
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步骤2：低聚物保护，去除。
用5'生物素基团合成支架或保护链，使得在通过单链DNAGT“足部”片段T-型固化CNT之后，能够在存在链霉亲和素包覆的磁珠的条件下，通过在高于各自Tm下的短暂培育(2分钟)将它们去除。在暴露于磁体之后，含有经由“足部”连接到CNTs的游离适配体链的上清液被用于涂覆所述电极元件。
步骤3：参比电极的构建。
通过保持适配体氢键互补链或支架链构建参比电极的实例，从而阻止形成适配体链的活性构象。
或者，在存在过量靶标条件下通过紫外线照射，用光敏交联基团合成适配体链并将适配体链共价连接至其靶标。
使用冷冻鲱鱼***DNA溶液，进行初步实验，以便证明DNA包覆的纳米管均匀分散。图9是在硅石基底上干燥的此类纳米管分散液的原子力显微图，示出了分散的DNA包覆的纳米管和渗透网络的形成。图像和线扫描确认所述纳米管良好分散并且可以干燥而形成传感器所需的导电网络。
步骤4：于磷酸盐缓冲溶液(PBS)中纳米管在(GT)10中的分散
为制备呈现有适配体的纳米管，使用轭合至封端适配体链的合成DNA（即(GT)10）。浓度为3.25mg/ml的冷冻(GT)10溶液在室温下解冻。将115微升该DNA溶液超声处理15分钟。
将0.19mg所接收的纳米管粉末(Nanointegresis,半导电)加入到1mlPBS中并且使用超声波探针超声处理总计80分钟，并用额外0.5mlPBS在15W下超声40分钟。将纳米管分散液在1.5mlPBS中烯释至0.19mg并且在超声波浴中超声处理2小时，然后与DNA混合。
将DNA溶液(115微升)加入到CNTs分散液并且在超声波浴中超声处理。随后将PBS加入到该分散液(285μl)，直至分散液达到所需的纳米管浓度。总体上，用cDNA:0.2mg/ml和cCNTs:0.1mg/ml实现比例2:1(DNA:SWNTw/w)。分散液在冰水中剧烈超声处理，导致样品变为暗红色。将分散液超声处理总共2小时，期间每20-30分钟向超声波浴中加入冰以防止温度超过8℃。最终，分散液在3300rpm下温和离心1小时，随后使用1微米注射器式过滤器过滤。
步骤5：纳米管分散液沉积到电极上。
使用平版印刷技术制造电极。如图10a所示，该电极包括叉指电极。在该附图中，顶部图为叉指电极设计部分的横截面，中间为参比和传感器对的平面布局。顶部图是其中一个电极的横截面，而底部图是一对电极的平面图，其中一个电极被用作“参比”电极，而另一个电极被用作“测量”电极。标记为G、S和D的矩形垫用于将电极连接至测量电路。注意，此处表示的标记是针对具有源极接点、漏极接点和栅极接点的晶体管装备。然而，相同电极设计可被用于非晶体管情况，其中在存在或不存在栅极偏压的情形下测量两个叉指电极之间的电流。
图10b是传感器叉指电极的光学显微图。金轨道宽为10微米并且间隔10微米。
裸露电极用甲醇、丙酮和异丙醇（IPA）冲洗，用N2吹扫，并且在UV-03中清洁30分钟。使用疏水笔在基底上隔离所述电极。随后将CNTs-DNA分散液的2μm液滴沉积到电极上。
结果1∶电极上纳米管-DNA复合物的电气测量。
使用结合图9讨论的方案，用单链DNA分散半导电纳米管(Nanolntegresis)。制备0.1mg/ml、0.05mg/ml、0.007mg/ml和0.001mg/ml的纳米管的分散液并且沉积在所述电极上。在电极间施加2V电压，并且测量栅极电压随电极电流的变化。
结果示于图11，其示出在不同初始分散液浓度下，装置电流(左轴)和绝对装置电流(右轴)随栅极电压的变化。由于CNT网络的双极性质，电流的绝对值为V形。在曲线图的标题中标明了纳米管的初始浓度。可发现，约0.007mg/ml的纳米管浓度提供可靠覆盖度而没有短路的过度风险。短路由金属纳米管引起；确保纯的半导电纳米管很难并且很昂贵，所以所用样品含有约10%的金属形式。如前所述，还通过使电极的间距与所用纳米管的长度相比具有足够的差异，来防止短接。
结果2∶电极上纳米管-(GT)10复合物的电气测量。
使用在步骤4中讨论的方案，用单链DNA分散半导电纳米管(Nanolntegresis)。如实例4中讨论那样，制备0.1mg/ml的纳米管分散液并沉积在电极上。在电极间施加2V电压并且测量栅极电压随电极电流的变化。
图12示出装置电流(右轴，暗线)和绝对装置电流(左轴，明线)随栅极电压的变化。
结果3∶电极上纳米管-(GT)10复合物的电气测量。
在该实验中，将适配体施加到DNA。使用实例2中讨论的方案，用单链(GT)10-溶菌酶适配体T-块分散半导体纳米管(Nanolntegresis)。这些样品标识为“受保护”并且仍具有连接到适配体的轭合保护链。在70℃下加热单链(GT)10-溶菌酶适配体T-块分散体15分钟，然后将它们引入到纳米管分散液，得到第二组样品，标识为“无保护”。如实例4所述，制备浓度为0.007mg/ml的分散液，并将2微升沉积在电极上。
图13示出装置电流(右轴，暗线)和绝对装置电流(左轴，明线)随栅极电压的变化∶左—“受保护”装置，其中适配体仍轭合至其保护链，右—“无保护”装置，其中适配体已将轭合链去除。该实例中所用的适配体是针对溶菌酶的。
现在将描述凝血酶特异性传感器的一些实施例。
实施例1∶CNTs/脱保护(GT)10凝血酶适配体。
在室温下将冷冻保护的(GT)10凝血酶解冻。将100微升该溶液烯释于900微升PBS中，得到浓度约为1.2mg/ml的(GT)10凝血酶。该溶液在90℃下培养2分钟并且在室温下缓慢冷却，以确保所有低聚物在分散之前碱基配对。
将来自Nanointegris的0.6mg纳米管粉末放置到2mlPBS中并且使用超声波探针在15W下超声处理80分钟。CNTs分散液在超声波浴中超声处理30分钟，然后与DNA混合。将1ml该(GT)10凝血酶溶液加入到纳米管分散液中，并且在超声波浴中超声处理。随后将PBS加入到该分散液(3ml)，直至分散液达到所需的纳米管浓度。该过程致使DNA:SWNTw/w为cDNA:0.2mg/ml,cCNT:0.1mg/ml。
分散液在冰水中进行剧烈超声处理，导致样品变为黑色。小瓶悬浮于浴中心，深度为20-40mm，用冰围绕浴边缘，防止加热样品。
将分散体超声处理总共2小时，每20-30分钟向超声波浴加冰以防止温度上升至5℃以上。一旦纳米管被(GT)10凝血酶适配体功能化，则通过迅速加热至70℃去除保护基，并且使用磁性链霉亲和素小珠收获保护基。
分散液随后在3300rpm下温和离心1小时，并随后使用Whatman注射式过滤器过滤。随后使用PBS将分散液烯释至所需浓度。在该实施例中，将分散液烯释至纳米管浓度为0.007mg/ml。
清洁所述电极并且使用疏水笔隔离。将分散液的2微升液滴置于电极上并且使其干燥。最终装置由覆盖在脱保护凝血酶适配体中的纳米管的网络组成。该电极为“测量”电极。
随后测量源极电极和漏极电极（或者更确切地说是主电极）之间的电流(ID)随栅极电压(VD)的变化，如图14所示。装置显示半导电行为。该装置是由CNTs制备的传感器，并且该CNTs由脱保护(GT)10凝血酶适配体功能化。干燥之后进行测量。电极之间的电流(I，左轴，暗线)随栅极电压(V)变化。(右轴和明线表示绝对电流(ABS(I))。
实施例2∶CNTs/受保护(GT)10凝血酶适配体
如实例1所述那样制备电极。然而，保护基留在原位，使得最终的装置由覆盖于受保护凝血酶适配体中的纳米管的网络组成。该电极为“参比”电极。
图15示出主电极之间的电流(ID)随栅极电压(VD)的变化。在脱保护电极情况下，观察到半导电行为。在该装置中，由CNTs制备的电极被受保护(GT)10凝血酶适配体功能化。干燥之后进行测量。干燥之后进行测量。电极之间的电流(I，左轴，暗线)随栅极电压(V)变化。(右轴和明线表示绝对电流(ABS(I))。)
实施3∶参比电极和测量电极的响应的比较
如实例1所述那样制备测量电极，并且如实例2所述那样制备参比电极。测量电极的电气特性(图16)。随后将100nM凝血酶引入到该电极，允许干燥，并且再次测量电气性质(图17)。在引入凝血酶之后，在参比电极中未观察到显著变化，然而在“测量”电极中，在2V漏极电压下电流增加约4倍。
图16a示出所制备的参比电极(由受保护(GT)10凝血酶适配体功能化的纳米管)，图16b示出所制备的测量电极(由脱保护(GT)10凝血酶适配体功能化的纳米管)。干燥之后进行测量。绘制电极之间的电流(左轴，“I”，暗线)随栅极电压(V)的变化。(右轴和明线表示绝对电流，ABS(I).)
图17a示出所制备的参比电极(由受保护(GT)10凝血酶适配体功能化的纳米管)，图17b示出在100nM凝血酶沉积并随后干燥之后的测量电极(由脱保护(GT)10凝血酶适配体功能化的纳米管)。绘制电极的源极和漏极之间的电流(ID-暗线)随栅极电压(VD)的变化。(右轴和明线表示绝对电流。)
虽然本发明预期可用于检测肺结核，但应了解其也可以适于检测指示许多其它病状的生物标记物。另外，该技术可以用于检测非生物来源的分子物种，例如但不限于化学战剂、***和***。所关注的可能领域是∶
人类/兽医药品，特别是传染病，例如人类/牛结核病；
国土安全，包括生物危害，例如炭疽、破伤风、神经气体和***如TNT、2,4-DNT、2-6-DNT等等；
执法，特别是包括以下药物：***素，苯甲酰芽子碱；
卫生和安全--检测有毒气体/蒸汽、石脑油、烃；
工艺和质量控制；
极高价值产品，例如芳香剂，例如麝香(佳乐麝香)；
瞬间或连续或累积的一般测量∶
气体、蒸汽、液体、呼吸、唾液、指纹；
一般或个人环境；
单个或多个被测对象。
其它可能应用为∶
用于检测牛结核病的特异性诊断构造；
用于在入境口岸检测人类结核菌素的特异性诊断构造；
使用一系列并联的适配体传感器定量检测针对结核菌素的“生物印记”；
用于检测其它疾病(例如乙型肝炎和丙型肝炎)的特异性生物标记物诊断构造；
用于检测生物战剂的特异性诊断构造；
用于检测***的特异性诊断构造；
用于检测毒品的特异性诊断构造。

Claims (41)

1.一种用于通过检测电气性质的变化而鉴别特异性靶标分子的存在的装置，所述装置包括测量传感器(8)，所述测量传感器(8)包含∶
导电或半导电传感器结构(12)，其能够与所述靶标分子轭合从而引起所述电气性质的变化，和
电极***(3)，用于传导来自所述装置的信号；
其中所述装置包括其它的此类传感器(9)，其基本上为与所述测量传感器(8)相同形式但其传感器结构(14)被封端使得不与所述靶标分子轭合，以便作为内部参比。
2.根据权利要求1所述的装置，其中所述封端是通过所述其它的此类传感器(9)的传感器结构与所述靶标分子的预先饱和来实现。
3.根据权利要求1所述的装置，其中所述测量传感器的传感器结构和所述其它的此类传感器的传感器结构含有寡核苷酸适配体，并且所述封端是通过将所述其它的此类传感器的传感器结构结合至互补寡核苷酸来实现。
4.根据权利要求1所述的装置，其中所述封端是通过使用具有一些序列变异的突变型适配体来实现，使得所述靶标分子不再被识别。
5.根据权利要求1所述的装置，其中，在半导体基体上制作所述测量传感器(8)的所述传感器结构(12)，所述半导体基体上涂覆有能够与所述靶标分子轭合的分子。
6.根据权利要求5所述的装置，其中所述能够与所述靶标分子轭合的分子为适配体。
7.根据权利要求6所述的装置，其中所述适配体为立体特异性的。
8.根据权利要求5所述的装置，其中所述半导体基体包括碳纳米管(CNT)主干。
9.根据权利要求8所述的装置，其中DNA链被连接到所述CNT主干，并且轭合分子被连接到所述DNA。
10.根据权利要求5所述的装置，其中所述半导体基体为DNA主干，所述DNA主干由PVP、Al或Si涂覆形成“纳米线”以提供电气效应的增强测量。
11.根据权利要求8所述的装置，其中所述测量传感器的电极***和所述其它的此类传感器的电极***包括成对的叉指电极(3)，所述测量传感器的传感器结构和所述其它的此类传感器的传感器结构在所述叉指电极之间延伸。
12.根据权利要求11所述的装置，其中所述测量传感器的电极***和所述其它的此类传感器的电极***的所述叉指电极(3)包括金导电片或其它导电片，并且导电片间隔大于所述CNT的平均长度。
13.根据权利要求12所述的装置，其中所述导电片间隔10-50μm。
14.根据权利要求1-13任一项所述的装置，其还包括基底(2)，所述测量传感器和其他的此类传感器在基底(2)上形成。
15.根据权利要求14所述的装置，其中所述基底为聚合物。
16.根据权利要求15所述的装置，其中所述聚合物为PET、PEN、PVP或PEG。
17.根据权利要求14所述的装置，其中所述基底为硅。
18.根据权利要求14所述的装置，其具有两个或两个以上此类测量传感器，每个所述测量传感器用于不同的特异性靶标分子。
19.根据权利要求14所述的装置，其具有一个或多个参比，以及多个测量传感器结构，用于相同靶标分子的多重测量。
20.根据权利要求14所述的装置，其中所述测量传感器结构和其它的此类传感器结构位于相同基底(2)上。
21.根据权利要求18所述的装置，其中将从所述测量传感器的电极和其它的此类传感器的电极上测量的所述电气性质的比率用于鉴别化合物。
22.根据权利要求1-13任一项所述的装置，其中测量的所述电气性质为或包括电阻、导电性、电容量、阻抗或电感，并且使用直流电或高频交流电信号来测量。
23.根据权利要求5-10中任一项所述的装置，其中所述轭合分子与由肺结核、乙型肝炎或丙型肝炎疾病产生的生物标记物相关，或者起因于其它被干扰的生物过程，所述生物过程是由暴露于生物危害材料沙林、VX或蓖麻毒素而产生的被干扰的生物过程。
24.根据权利要求1-13任一项所述的装置，用适当的电气连接将所述装置结合到主体模制件(1)中，并且在使用之前用聚合物阻挡膜以气密方式密封。
25.根据权利要求24所述的装置，还包括待***读取装置中的接口，所述读取装置测量所述装置的响应并且提供判断。
26.根据权利要求24所述的装置，其与连接到所述测量传感器的电极***(3)和所述其它的此类传感器的电极***(4)的电路(100-110)组合，并且适于比较来自所述两个传感器结构的信号以提供对样品中所述靶标分子的浓度的测量。
27.根据权利要求26所述的装置，其中，在测量所述轭合(结合事件)之前，所述装置在使用时通过测量所含电解质检查靶标样品量的足够性。
28.根据权利要求1所述的装置，其还含有用于自动收集和传播所收集数据的软件。
29.根据权利要求1-13、15-21、25-28中任一项所述的装置，其中，所述靶标分子为生物标记物。
30.根据权利要求14所述的装置，其中，所述靶标分子为生物标记物。
31.根据权利要求22所述的装置，其中，所述靶标分子为生物标记物。
32.根据权利要求23所述的装置，其中，所述靶标分子为生物标记物。
33.根据权利要求24所述的装置，其中，所述靶标分子为生物标记物。
34.根据权利要求25所述的装置，其中，所述判断为诊断。
35.一种分析样品中存在靶标分子的用于非诊断疾病目的的方法，其中使所述样品通过检测器，所述检测器包括成对的两个基本上相同的传感器结构，所述传感器结构适于结合至所述靶标，其中，保护其中一个所述传感器结构使其不结合到所述靶标并且被用作取自另一传感器结构的测量值的参比。
36.根据权利要求35所述的方法，其中使用多对未轭合的测量电极和轭合的参比电极，并且每对用不同靶标功能化，使得可以检验多个不同的标识以确保所述靶标分子的鉴别。
37.根据权利要求35所述的方法，其中所述靶标分子来自***、***或化学战剂，并且所述两个基本上相同的传感器结构中未受保护的所述传感器结构含有适于被结合至这些分子的适配体。
38.根据权利要求37所述的方法，其中所述化学战剂为沙林。
39.根据权利要求35-38中任一项所述的方法，其中所述测量产生电信号，该信号被放大，并且通过移动电话从现场测量点被传送到中央数据收集点。
40.根据权利要求35-38中任一项所述的方法，其中，所述靶标分子为生物标记物。
41.根据权利要求39所述的方法，其中，所述靶标分子为生物标记物。
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