RU2762360C1

RU2762360C1 - Method for automating parallel tagless detection of a biological marker and a device for its implementation

Info

Publication number: RU2762360C1
Application number: RU2020128002A
Authority: RU
Inventors: Елена Владимировна Дмитриенко; Алена Васильевна Порываева; Александр Анатольевич Рубан; Елена Владимировна Смолина; Дмитрий Владимирович Пышный; Александр Анатольевич Ломзов
Priority date: 2020-08-20
Filing date: 2020-08-20
Publication date: 2021-12-20

Abstract

FIELD: biotechnology.

SUBSTANCE: group of inventions relates to the field of biotechnology. A device and a method for automating parallel tagless detection of a biological marker are proposed. The device contains the first and second DC power sources, a sensor element, a measurement unit, a control unit, an analysis unit, a control unit for switching transistor nodes, a current-to-voltage conversion unit, a DC voltage meter, a temperature sensor. The sensor element consists of a transistor block, where the transistor block includes a gate and a transistor node with a nanowire transistor with applied functionalizing and biosensor coatings. The method includes forming a zone with coated nanowire transistor and reference transistor node without biosensor coating, generating control signals, converting DC to voltage, recording the voltage difference between the transistor node and the reference transistor node, recording the dependence of the measured voltage on time, determining the temperature regime of the transistor unit, generating a signal for the control unit with the possibility of measuring the biological marker under study.

EFFECT: inventions provide an increase in the reliability, sensitivity and specificity of detection, an increase in speed.

24 cl, 4 ex, 9 dwg

Description

Изобретение относится к области биофизики, биотехнологии, в части применения молекулярной диагностики с использованием биологических жидкостей (маркеров). Изобретение может быть использовано в разработке высокочувствительных биосенсоров различных биомолекулярных маркеров, в том числе социально-значимых заболеваний, а так же к технологии изготовления сенсорных структур на основе твердотельного полупроводника и функционального органического покрытия и может быть использовано при создании биосенсоров на основе полевых транзисторов или структур. Изобретение позволяет получать более достоверные, специфичные и селективные результаты при выявлении биологических маркеров с помощью сенсоров на основе КНИ-транзисторов в автоматическом режиме.The invention relates to the field of biophysics, biotechnology, in terms of the application of molecular diagnostics using biological fluids (markers). The invention can be used in the development of highly sensitive biosensors for various biomolecular markers, including socially significant diseases, as well as in the technology of manufacturing sensor structures based on a solid-state semiconductor and a functional organic coating and can be used to create biosensors based on field-effect transistors or structures. The invention makes it possible to obtain more reliable, specific and selective results in the detection of biological markers using sensors based on SOI transistors in an automatic mode.

В заявляемом изобретении используются следующие термины:The following terms are used in the claimed invention:

КНИ-транзистор - транзистор, изготовленный по технологии «кремний на изоляторе»SOI transistor - a transistor manufactured using the "silicon on insulator" technology

КНИ-структура - структура кремний на изолятореSOI structure - silicon-on-insulator structure

ДНК - дезоксирибонуклеиновая кислота;DNA - deoxyribonucleic acid;

дц - двуцепочечная;ds - double-stranded;

НК - нуклеиновая кислота (ДНК или РНК);NK - nucleic acid (DNA or RNA);

п.н. - пары нуклеотидов;p.n. - pairs of nucleotides;

ПЦР - полимеразная цепная реакция;PCR - polymerase chain reaction;

РНК - рибонуклеиновая кислота;RNA - ribonucleic acid;

ФГ- фосфорилгуанидиновая группа;FG - phosphorylguanidine group;

ФГ-олигонуклеотиды - производные олигонуклеотидов, содержащие одну или более фосфатных групп, в которых на атоме фосфора введен остаток гуанидина или замещенного гуанидина.PG oligonucleotides are oligonucleotide derivatives containing one or more phosphate groups, in which a guanidine or substituted guanidine residue is introduced on the phosphorus atom.

В настоящее время основными методами клинической диагностики инфекционных заболеваний человека являются иммуноанализ и полимеразная цепная реакция. Детекция нуклеиновых кислот востребована в различных областях молекулярной биологии, биомедицинской химии и медицины. Нуклеиновые кислоты могут являться биомаркерами определенных заболеваний. В качестве биомаркеров в последнее время все более часто используются микроРНК - малые регуляторные РНК молекулы, уровень которых напрямую может быть связан с патологическими процессами, происходящими в организме. Для детекции специфических последовательностей нуклеиновых кислот в настоящее время разработано большое количество разнообразных подходов. Созданы биосенсоры, чья работа основана на различных принципах. Одним из критериев по которому можно разделить все сенсоры является наличие специфических меток, которые позволяют детектировать целевые объекты, так называемые меточные и безметочные подходы. Для первых типов сенсоров необходимой стадией является введение меток в систему измерений необходимых для детекции, например, флуоресцентных, электрохимических, оптических и др.Currently, the main methods of clinical diagnosis of human infectious diseases are immunoassay and polymerase chain reaction. Nucleic acid detection is in demand in various fields of molecular biology, biomedical chemistry, and medicine. Nucleic acids can be biomarkers for certain diseases. Recently, microRNAs, small regulatory RNA molecules, the level of which may be directly related to pathological processes in the body, have been increasingly used as biomarkers. A wide variety of approaches have been developed to detect specific nucleic acid sequences. Biosensors have been created whose work is based on various principles. One of the criteria by which all sensors can be divided is the presence of specific tags that allow the detection of target objects, the so-called tagged and non-tagged approaches. For the first types of sensors, a necessary stage is the introduction of labels into the measurement system necessary for detection, for example, fluorescent, electrochemical, optical, etc.

Все эти методы обладают рядом существенных недостатков: низкая чувствительность для иммунохроматографического анализа; необходимость в квалифицированных специалистах и дорогостоящем оборудовании; продолжительное время анализа; высокая вероятность возникновения ложноположительного результата в случае полимеразной цепной реакции. В связи с этим успешно развиваются новые высокочувствительные аналитические системы регистрации биомолекул, основанные на сочетании современных молекулярно-биологических и физических методов, обеспечивающих детекцию немеченых молекул (label free) (Dmitrienko E.V., Naumova O.V., Fomin В.I., Kupryushkin M.S., Volkova (Poryvaeva) A.V., Amirkhanov N.V., Semenov D.V., Pyshnaya I.A., Pyshnyi. Surface modification of SOI-FET sensors for label-free and specific detection of short RNA analyte // Nanomedicine (Lond). 2016 Aug;11(16):2073-2082. doi: 10.2217/nnm-2016-0071.).All these methods have a number of significant disadvantages: low sensitivity for immunochromatographic analysis; the need for qualified specialists and expensive equipment; long analysis time; a high probability of a false positive result in the case of a polymerase chain reaction. In this regard, new highly sensitive analytical systems for the registration of biomolecules are being successfully developed, based on a combination of modern molecular biological and physical methods that ensure the detection of unlabeled molecules (label free) (Dmitrienko EV, Naumova OV, Fomin V.I., Kupryushkin MS, Volkova ( Poryvaeva) AV, Amirkhanov NV, Semenov DV, Pyshnaya IA, Pyshnyi. Surface modification of SOI-FET sensors for label-free and specific detection of short RNA analyte // Nanomedicine (Lond). 2016 Aug; 11 (16): 2073- 2082.doi: 10.2217 / nnm-2016-0071.).

Нанопроволочные, полевые со структурой кремний на изоляторе - КНИ-транзисторы - являются высокочувствительными сенсорными элементами, широко используемыми для качественного и количественного анализа биологических молекул и химических веществ. Принцип действия таких сенсорных элементов основан на модуляции проводимости нано(?и микро)проволоки при осаждении на ее поверхность заряженной частицы, либо экранировании заряда молекул раствора адсорбируемой частицей. При этом детектируемая частица действует как локальный виртуальный затвор. Если размер области обеднения, индуцированной адсорбируемой частицей, сопоставим с размерами нанопроволоки, то достигается чувствительность сенсорного элемента на уровне единичной частицы на проволоку. Это определяет требования к размерам нанопроволок, которые должны быть сопоставимы с пространственными размерами детектируемого объекта - от сотен до единиц нанометров (от вирусов до белков и фрагментов нуклеиновых кислот), для достижения максимальной чувствительности биосенсора.Nanowire field-effect transistors with a silicon-on-insulator structure - SOI transistors - are highly sensitive sensor elements widely used for the qualitative and quantitative analysis of biological molecules and chemicals. The principle of operation of such sensor elements is based on modulation of the conductivity of a nano (α and micro) wire when a charged particle is deposited on its surface, or the charge of solution molecules is screened by an adsorbed particle. In this case, the detected particle acts as a local virtual gate. If the size of the depletion region induced by the adsorbed particle is comparable to the size of the nanowire, then the sensitivity of the sensor element is achieved at the level of a single particle per wire. This determines the requirements for the sizes of nanowires, which must be comparable with the spatial dimensions of the detected object - from hundreds to units of nanometers (from viruses to proteins and nucleic acid fragments), in order to achieve the maximum sensitivity of the biosensor.

Известно техническое решение, являющееся современным, технологичним и перспективным методом детекции биомолекулярных маркеров (O.V. Naumova, V.P. Popov, L.N. Safronov, B.I. Fomin, D.A. Nasimov, A.V. Latyshev, A.L. Aseev, Yu.D. Ivanov and A.I. Archakov, Ultra-Thin SOI Layer Nanostructuring and Nanowire Transistor Formation for FemtoMole Electronic Biosensors, ECS Transactions, 2009, т. 25, №10, стр. 83-87)). Способ использует наноразмерные кремниевые проволоки шириной от нескольких сотен нанометров до нескольких микрометров, расположенные на слое из диоксида кремния, толщиной 300-500 нм, «лежащего» на кремниевой подложке, так называемые КНИ-структуры (кремний на изоляторе). Заряды адсорбированных биомолекул при связывании их с поверхностью нанопроволоки индуцируют возникновение компенсирующих зарядов в полупроводнике, изменению его поверхностного потенциала и, как следствие, к изменению силы тока, проходящей через сенсорный элемент, которое фиксируется аналогово-цифровым преобразователем. Данное техническое решение продемонстрировано только в отношении белкового аналита, при этом отсутствуют данные о специфичности (избирательности) взаимодействия. В процессе измерения отсутствует одновременное измерение сигнала контрольных (референсных) и специфичных нанопроволок. В качестве специфического сигнала используют измерение тока, значения которого не превышают микроамперных значений, что накладывает дополнительные ограничения на аппаратную базу детекции сигнала. Вышеперечисленные аспекты приводят к ряду недостатков известного технического решения. Продемонстрированное выявление только белковой молекулы не дает представления о возможном использовании предложенного сенсора для детекции других аналитов, при этом не продемонстрирована избирательность выявления конкретного аналита, что может приводить к невозможности детекции конкретного аналита в присутствии молекул подобного строения (что необходимо для успешного применения биосенсора). Измерение тока в качестве специфического сигнала приводит к необходимости использования высокоточных приборов для детекции и приводит к понижению чувствительности и достоверности измерений. Отсутствие одновременного измерения сигналов контрольных (референсных) и специфичных нанопроволок в процессе измерения приводит к снижению достоверности анализа.A technical solution is known that is a modern, technological and promising method for the detection of biomolecular markers (OV Naumova, VP Popov, LN Safronov, BI Fomin, DA Nasimov, AV Latyshev, AL Aseev, Yu.D. Ivanov and AI Archakov, Ultra-Thin SOI Layer Nanostructuring and Nanowire Transistor Formation for FemtoMole Electronic Biosensors, ECS Transactions, 2009, Vol. 25, No. 10, pp. 83-87)). The method uses nanoscale silicon wires with a width from several hundred nanometers to several micrometers, located on a layer of silicon dioxide, 300-500 nm thick, "lying" on a silicon substrate, the so-called SOI structures (silicon on an insulator). The charges of adsorbed biomolecules, when they are bound to the surface of the nanowire, induce the appearance of compensating charges in the semiconductor, a change in its surface potential and, as a consequence, a change in the current flowing through the sensor element, which is recorded by an analog-to-digital converter. This technical solution was demonstrated only in relation to the protein analyte, while there is no data on the specificity (selectivity) of the interaction. During the measurement process, there is no simultaneous measurement of the signal of the control (reference) and specific nanowires. As a specific signal, a current measurement is used, the values of which do not exceed microampere values, which imposes additional restrictions on the hardware base of signal detection. The above aspects lead to a number of disadvantages of the known technical solution. The demonstrated detection of only a protein molecule does not give an idea of the possible use of the proposed sensor for the detection of other analytes, while the selectivity of detecting a specific analyte has not been demonstrated, which can lead to the impossibility of detecting a specific analyte in the presence of molecules of a similar structure (which is necessary for the successful use of a biosensor). Measuring current as a specific signal leads to the need to use high-precision instruments for detection and leads to a decrease in the sensitivity and reliability of measurements. The lack of simultaneous measurement of signals of control (reference) and specific nanowires during the measurement leads to a decrease in the reliability of the analysis.

Известно техническое решение, представленное в устройстве регистрации макромолекул при медицинской диагностике (Патент РФ №168546, «Устройство регистрации макромолекул при медицинской диагностике», МПК G01N 33/53, G01N 33/50, опубликован 08.02.2017 г.). С помощью роботов-раскапывателей исключительно на рабочую поверхность биочипа ковалентно иммобилизуется монослой макромолекул маркеров заболевания. Формирование монослоя макромолекул маркеров заболевания на поверхности биочипа приводит к изменению проводимости нанопроволок биочипа, которая находится в зависимости от количества ковалентно иммобилизованных на поверхности биочипа макромолекул маркеров заболевания. При этом рабочая поверхность биочипа на основе нанопроволочной структуры кремний на изоляторе модифицирована слоем органофункционального силана, за счет которого иммобилизованы зондовые макромолекулы на рабочую поверхность биочипа.Known technical solution presented in the device for registration of macromolecules in medical diagnostics (RF Patent No. 168546, "Device for registration of macromolecules in medical diagnostics", IPC G01N 33/53, G01N 33/50, published on 08.02.2017). With the help of robotic diggers, a monolayer of macromolecules of disease markers is covalently immobilized exclusively on the working surface of the biochip. The formation of a monolayer of disease markers macromolecules on the biochip surface leads to a change in the conductivity of biochip nanowires, which depends on the number of disease markers macromolecules covalently immobilized on the biochip surface. In this case, the working surface of a biochip based on a silicon nanowire structure on an insulator is modified with a layer of organofunctional silane, due to which the probe macromolecules are immobilized on the working surface of the biochip.

Недостатком данного технического решения является ковалентная иммобилизация зондовых молекул осуществляется за счет органофункционального силана. При этом формировуется толстый слой (5-20 нм) на поверхности нанопроволочных сенсоров, что приводит к снижению чувствительности, достоверности и воспроизводимости анализа. Другой стороной этого являются необходимость контроля толщины данного покрытия путем контроля условий проведения реакции. Важным критерием при фиксации биомолекулярных зондов на поверхность биочипа на основе нанопроволочной структуры кремний на изоляторе является минимизация расстояния между поверхностью нанопроволоки и выявляемой молекулой, поскольку максимальное влияние на проводимость оказывает ближайшее окружение нанопроволоки. При использовании органофункциональных силанов возрастает вероятность экранирования зарядов молекулы маркера [Sorgenfrei S. Et al. Nano Lett. (2011), Stern E. et al. Nano Lett. (2007)]. Поскольку сенсор направлен на выявление биологических маркеров, исключить наличие низкомолекулярных ионов не представляется возможным, в связи с этим необходимо максимально приблизить к поверхности иммобилизованную молекулу и строго контролировать расстояние между поверхностью биочипа и анализируемой молекулой, которое непосредственно влияет на величину изменения проводимость нанопровлок биочипа, и следовательно, эффективность и чувствительность анализа.The disadvantage of this technical solution is the covalent immobilization of probe molecules is carried out due to organofunctional silane. In this case, a thick layer (5–20 nm) is formed on the surface of nanowire sensors, which leads to a decrease in the sensitivity, reliability, and reproducibility of the analysis. Another aspect of this is the need to control the thickness of this coating by controlling the reaction conditions. An important criterion for fixing biomolecular probes to the surface of a biochip based on a silicon nanowire structure on an insulator is to minimize the distance between the nanowire surface and the detected molecule, since the closest environment of the nanowire has the maximum effect on the conductivity. When using organofunctional silanes, the probability of screening the charges of the marker molecule increases [Sorgenfrei S. Et al. Nano Lett. (2011), Stern E. et al. Nano Lett. (2007)]. Since the sensor is aimed at detecting biological markers, it is not possible to exclude the presence of low-molecular-weight ions; therefore, it is necessary to bring the immobilized molecule as close as possible to the surface and strictly control the distance between the biochip surface and the analyzed molecule, which directly affects the magnitude of the change in the conductivity of the biochip nanowires, and therefore , efficiency and sensitivity of the analysis.

Известно техническое решение, представленное в способе изготовления биосенсорной структуры (Патент РФ №2644979 «Способ изготовления биосенсорной структуры», МПК H01L51/40, опубликовано 15.02.2018 г.). Способ изготовления биосенсорной структуры включает модификацию полупроводникового электрохимического преобразователя для создания эффективного отрицательного электростатического заряда, а также послойную адсорбцию слоя поликатионных молекул полимера и слоя полианионных молекул фермента из водного раствора. При этом используют пластину монокристаллического кремния с электронным типом проводимости, а его модификацию проводят путем кипячения полупроводниковой пластины в перекисно-аммиачном растворе, а в процессе адсорбции молекул фермента, либо предварительно непосредственно перед процессом адсорбции, на поверхность структуры «n-Si/SiO-2/полиэтиленимин» осуществляют освещение структуры со стороны раствора с интенсивностью, достаточной для изменения плотности заряда поверхности полупроводниковой структуры за время адсорбции.Known technical solution presented in the method of manufacturing a biosensor structure (RF Patent No. 2644979 "Method for manufacturing a biosensor structure", IPC H01L51 / 40, published on 15.02.2018). A method for manufacturing a biosensor structure includes a modification of a semiconductor electrochemical converter to create an effective negative electrostatic charge, as well as layer-by-layer adsorption of a layer of polycationic polymer molecules and a layer of polyanionic enzyme molecules from an aqueous solution. In this case, a plate of monocrystalline silicon with an electronic type of conductivity is used, and its modification is carried out by boiling a semiconductor plate in a peroxide-ammonia solution, and in the process of adsorption of enzyme molecules, or previously immediately before the adsorption process, on the surface of the structure "n-Si / SiO-2 / polyethyleneimine "illuminate the structure from the side of the solution with an intensity sufficient to change the charge density of the surface of the semiconductor structure during the adsorption time.

Недостатками известного технического решения является использование поликатионных и полианионных слоев при фиксации биомолекул на поверхности сенсора, так как существенное влияние оказывает эффективный заряд поверхности нанопроволоки, и наличие большого количества зарядов на поверхности приводит к снижению отклика системы на формирование комплекса между иммобилизованным зондом и анализируемым маркером, что в результате приводит к снижению чувствительности и избирательности детекции.The disadvantages of the known technical solution is the use of polycationic and polyanionic layers when fixing biomolecules on the sensor surface, since the effective charge of the nanowire surface has a significant effect, and the presence of a large number of charges on the surface leads to a decrease in the response of the system to the formation of a complex between the immobilized probe and the analyzed marker, which as a result, leads to a decrease in the sensitivity and selectivity of detection.

Наиболее близким к предлагаемому изобретению является способ безметочного выявления коротких фрагментов РНК с помощью наноструктур кремний на изоляторе, представленный в статье (Dmitrienko E.V., Naumova O.V., Fomin В.I., Kupryushkin M.S., Volkova (Poryvaeva) A.V., Amirkhanov N.V., Semenov D.V., Pyshnaya I.A., Pyshnyi. Surface modification of SOI-FET sensors for label-free and specific detection of short RNA analyte // Nanomedicine (Lond). 2016 Aug;11(16):2073-2082. doi: 10.2217/nnm-2016-0071.) и выбранный в качестве прототипа. Способ включает модификацию нанопроволочного транзистора, присоединение олигонуклеотидных зондов, специфичных по отношению к коротким РНК-маркерам. Авторы демонстрируют преимущества использования короткого модифицирующего линкера на основе карбонилдиимидазола по сравнению со стандартным подходом, основанным на использовании модифицированного силана. Впервые показывают возможность использования незаряженных аналогов нуклеиновых кислот на основе фосфорилгуанидиновых производных в качестве специфичных зондов на поверхности КНИ-транзисторов. В предложенном техническом решении продемонстрировано выявление только коротких РНК аналитов. При этом не продемонстрирована возможность специфичного выявления правильных последовательностей РНК, в том числе с возможностью дискриминации однонуклеотидных несоответствий, что существенно ограничивает диагностический потенциал предложенного подхода. Кроме того, отсутствует одновременное измерение сигнала контрольных (референсных) и специфичных образцов. К недостатку предложенного технического решения относится измерение тока в качестве специфического сигнала, что накладывает дополнительные требования на установку и измеритель тока - высокое качество соединений и высокая чувствительность амперметра. В предложенном способе отсутствует автоматизация измерений, а также нет возможности задания всех параметров измерения. Перечисленные факторы приводят к снижению чувствительности и специфичности анализа, не позволяют проводить селективный анализ близких по строению соединений. Также все перечисленные технические решения не позволяют проводить параллельный анализ нескольких маркеров, что не позволяет рассматривать предложенные сенсоры в качестве мультиплексных диагностических платформ.Closest to the proposed invention is a method of label-free detection of short RNA fragments using silicon-on-insulator nanostructures, presented in the article (Dmitrienko EV, Naumova OV, Fomin V.I., Kupryushkin MS, Volkova (Poryvaeva) AV, Amirkhanov NV, Semenov DV, Pyshnaya IA, Pyshnyi. Surface modification of SOI-FET sensors for label-free and specific detection of short RNA analyte // Nanomedicine (Lond). 2016 Aug; 11 (16): 2073-2082. Doi: 10.2217 / nnm-2016- 0071.) and selected as a prototype. The method includes modifying a nanowire transistor, attaching oligonucleotide probes specific for short RNA markers. The authors demonstrate the advantages of using a short modifying linker based on carbonyldiimidazole compared to the standard approach based on the use of modified silane. They show for the first time the possibility of using uncharged nucleic acid analogs based on phosphoryl guanidine derivatives as specific probes on the surface of SOI transistors. The proposed technical solution demonstrates the detection of only short RNA analytes. At the same time, the possibility of specific identification of correct RNA sequences has not been demonstrated, including with the possibility of discriminating single nucleotide mismatches, which significantly limits the diagnostic potential of the proposed approach. In addition, there is no simultaneous measurement of the signal of control (reference) and specific samples. The disadvantage of the proposed technical solution is the measurement of the current as a specific signal, which imposes additional requirements on the installation and current meter - high quality connections and high sensitivity of the ammeter. In the proposed method, there is no automation of measurements, and there is also no possibility of setting all measurement parameters. These factors lead to a decrease in the sensitivity and specificity of the assay, and do not allow the selective analysis of structurally related compounds. Also, all of the above technical solutions do not allow parallel analysis of several markers, which does not allow considering the proposed sensors as multiplex diagnostic platforms.

Перед авторами изобретения ставилась задача разработать способ и устройство для его реализации, позволяющее в автоматическом режиме проводить параллельную, безметочную, селективную и чувствительную детекцию одновременно нескольких биологических маркеров.The authors of the invention were faced with the task of developing a method and a device for its implementation, allowing in an automatic mode to carry out parallel, label-free, selective and sensitive detection of several biological markers simultaneously.

Поставленная задача решается тем, в способе автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера включающий подготовку сенсорного элемента посредством очистки и последовательной функционализации покрытием толщиной менее 100 нм и биосенсорным покрытием, с возможностью селективного взаимодействия с исследуемым биологическим маркером; подача постоянного напряжения, проведение измерений отклика транзисторного узла на наличие исследуемого биологического маркера, выявление биологического маркера, дополнительно формируют систему с зоной, содержащей хотя бы один нанопроволочный транзистор с нанесенным функционализирующим покрытием и биосенсорным покрытием и одного референсного транзисторного узла без нанесенного биосенсорного покрытия для контроля с возможностью измерения одновременно нескольких транзисторных узлов, генерируют управляющие сигналы первому источнику питания постоянного напряжения, второму источнику питания постоянного напряжения и блоку измерения для переключения между выбранным числом транзисторных узлов и с возможностью переключения между ними последовательно, преобразовывают постоянный ток в напряжение посредством блока преобразования тока в напряжение и определяют напряжение, зависимое от отклика транзисторного узла на исследуемый биологический маркер, регистрируют разность напряжения между хотя бы одним транзисторный узлом с нанесенным биосенсорным покрытием и хотя бы одним референсным транзисторным узлом без нанесенного биосенсорного покрытия, регистрируют зависимость измеряемого напряжения транзисторного узла с нанесенным биосенсорным покрытием и без нанесенного биосенсорного покрытия от времени, определяют температурный режим транзисторного блока, передают в блок анализа, далее формируют сигнал для блока управления с возможностью проведения измерений исследуемого биологического маркера, при этом функционализирующее покрытие выполняют с нейтральным зарядом и толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов без использования модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере, один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм, либо функционализирующее покрытие выполняют толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов с использованием модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм, далее биосенсорное покрытие выполняют в виде нейтрально- заряженных аналогов нуклеиновых кислот, либо биосенсорное покрытие выполняют в виде биополимера белковой природы, либо биосенсорное покрытие выполняют в виде биополимера нуклеотидной природы, либо биосенсорное покрытие выполняют в виде низкомолекулярноего соединения белковой природы либо биосенсорное покрытие представляет собой низкомолекулярное соединение нуклеотидной природы, при этом нейтрально-заряженное биосенсорное покрытие выполняют в виде низкомолекулярного соединения синтетических аналогов нуклеотидной природы, далее первый источник питания постоянного напряжения постоянного тока выполняют с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-100 В, далее второй источник питания постоянного напряжения постоянного тока выполняют с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-10 В, при этом выявление биологического маркера осуществляют в воде, либо биологического маркера осуществляют в буферном растворе с концентрацией ионов от 0.1 до 100 мМ.The problem is solved by the method of automation of parallel labelless detection of a biological marker, including the preparation of a sensor element by cleaning and sequential functionalization with a coating less than 100 nm thick and a biosensor coating, with the possibility of selective interaction with the biological marker under study; supplying a constant voltage, measuring the response of a transistor node to the presence of a biological marker under study, identifying a biological marker, additionally form a system with a zone containing at least one nanowire transistor with an applied functionalizing coating and a biosensor coating and one reference transistor unit without an applied biosensor coating for monitoring with the ability to measure several transistor nodes simultaneously, generate control signals to the first DC voltage power supply, the second DC voltage power supply and the measurement unit for switching between the selected number of transistor nodes and with the possibility of switching between them in series, convert the DC into voltage by means of the current-to-voltage conversion unit and determine the voltage, depending on the response of the transistor unit to the biological marker under study, record the voltage difference between at least one transistor unit with applied biosensor coating and at least one reference transistor unit without applied biosensor coating, record the dependence of the measured voltage of the transistor unit with applied biosensor coating and without applied biosensor coating on time, determine the temperature regime of the transistor unit, transfer it to the analysis unit, then form signal for the control unit with the ability to measure the biological marker, while the functionalizing coating is performed with a neutral charge and a thickness of not more than 100 nm sequentially with the stage of preliminary surface preparation for functionalization, the stage of applying the functionalization coating, while the stage of preliminary surface preparation for functionalization is carried out by non-damaging cleaning the surface of the sensor element, leading to the formation of polar groups on the surface, and the application of the functionalizing coating to the surface is carried out with the use of bifunctional reagents without the use of modified silanes in an organic solvent, providing contact of the functionalizing reagent with the surface and forming a coating containing at least one residue of the functionalizing reagent resulting from the reaction with polar groups on the surface of the sensor element with a functionalizing layer thickness of not more than 100 nm, or the functionalizing coating is performed with a thickness of no more than 100 nm sequentially by the stage of preliminary preparation of the surface for functionalization, the stage of applying the functionalizing coating, while the stage of preliminary preparation of the surface for functionalization is carried out by non-damaging cleaning of the surface of the sensor element, leading to the formation of polar groups on the surface, and the application of the functionalizing surface coatings are carried out using bifunctional reagents using modified silanes in an organic solvent f, providing a contact of the functionalizing reagent with the surface and forming a coating containing at least one residue of the functionalizing reagent obtained as a result of the reaction with polar groups on the surface of the sensor element with a functionalizing layer thickness of no more than 100 nm, then the biosensor coating is made in the form of a neutral charged nucleic acid analogs, or the biosensor coating is made in the form of a biopolymer of a protein nature, or the biosensor coating is made in the form of a biopolymer of a nucleotide nature, or the biosensor coating is made in the form of a low molecular weight compound of a protein nature, or the biosensor coating is a low molecular weight compound of a nucleotide nature, with a neutral charged the biosensor coating is made in the form of a low molecular weight compound of synthetic analogs of a nucleotide nature, then the first DC voltage power supply is made with the possibility of supplying voltage to the range of 0-100 V, then the second DC voltage supply source is made with the possibility of supplying a voltage in the range of 0-10 V, while the detection of the biological marker is carried out in water, or the biological marker is carried out in a buffer solution with an ion concentration from 0.1 to 100 mM ...

Способ реализуется с помощью устройства для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера которое содержит корпус; первый источник питания постоянного напряжения; второй источник питания постоянного напряжения; сенсорный элемент, который состоит из транзисторного блока, который включает в себя затвор и хотя бы один транзисторный узел, каждый из которых состоит из хотя бы одного нанопроволочного транзистора, с нанесенными функционализирующим покрытием толщиной не более 100 нм и биосенсорным покрытием с возможностью селективного взаимодействия с исследуемым биологическим маркером, нанесенным на хотя бы один транзисторный узел; блок измерения; блок управления; блок анализа; блок управления переключением транзисторными узлами и оно дополнительно оснащено блоком преобразования тока в напряжение, которое выполнено преобразующим постоянный ток в напряжение и определяющим напряжение, зависимое от отклика транзисторного узла на исследуемый биологический маркер, и регистрирующим разность напряжения между хотя бы одним транзисторный узлом с нанесенным биосенсорным покрытием и хотя бы одним транзисторным узлом без нанесенного биосенсорного покрытия и измерителем постоянного напряжения, который выполнен регистрирующим напряжение, выдаваемое транзисторным узлом с нанесенным биосенсорным покрытием и без нанесенного биосенсорного покрытия, в зависимости от напряжения на затворе транзисторного узла и с возможностью изменения напряжения на затворе транзисторного узла во временном периоде, датчиком температурного режима выполненного определяющим температурный режим транзисторного блока и формирующим сигнал посредством блока анализа для блока управления с возможностью проведения измерений исследуемого биологического маркера и расположенным вблизи сенсорного элемента, а блок управления выполнен формирующим систему с зоной, содержащей хотя бы один нанопроволочный транзистор с нанесенным функционализирующим покрытием и биосенсорным покрытием и одного референсного транзисторного узла без нанесенного биосенсорного покрытия для контроля исследуемого биологического маркера и генерирующим управляющие сигналы первому источнику питания постоянного напряжения, второму источнику питания постоянного напряжения и блоку измерения для переключения между выбранным числом транзисторных узлов, с возможностью переключения ме>кду ними последовательно для получения зависимости напряжения, измеряемого блоком преобразования тока в напряжение от транзисторного узла с нанесенным биосенсорным покрытием и без нанесенного биосенсорного покрытия, от напряжения первого источника питания постоянного напряжения, второго источника питания постоянного напряжения и времени посредством блока управления переключением транзисторными узлами, при этом функционализирующее покрытие выполнено с нейтральным зарядом и толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов без использования модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере, один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм, либо функционализация покрытием выполнено толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов с использованием модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента столщиной функционализирующего слоя не более 100 нм, далее биосенсорное покрытие выполнено в виде нейтрально- заряженных аналогов нуклеиновых кислот, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде биополимера белковой природы, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде биополимера нуклеотидной природы, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединения белковой природы, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединение нуклеотидной природы либо биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединения синтетического аналога нуклеотидной природы, при этом первый источник питания постоянного напряжения постоянного выполнен с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-100 В, далее второй источник питания постоянного напряжения выполнен с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-10 В.The method is implemented using a device for automating parallel markerless detection of a biological marker, which contains a housing; the first constant voltage power supply; a second constant voltage power supply; a sensor element, which consists of a transistor unit, which includes a gate and at least one transistor unit, each of which consists of at least one nanowire transistor, with a functionalizing coating with a thickness of no more than 100 nm and a biosensor coating with the possibility of selective interaction with the investigated a biological marker applied to at least one transistor node; measurement unit; Control block; analysis unit; the control unit for switching transistor nodes and it is additionally equipped with a current-to-voltage conversion unit, which converts direct current into voltage and determines the voltage, depending on the response of the transistor node to the biological marker under study, and recording the voltage difference between at least one transistor node with the applied biosensor coating and at least one transistor unit without an applied biosensor coating and a constant voltage meter, which is made to register the voltage produced by a transistor unit with an applied biosensor coating and without an applied biosensor coating, depending on the voltage at the gate of the transistor unit and with the possibility of changing the voltage at the gate of the transistor unit in the time period, the temperature sensor is made to determine the temperature of the transistor unit and generate a signal through the analysis unit for the control unit with the ability to conducting measurements of the investigated biological marker and located near the sensor element, and the control unit is made to form a system with a zone containing at least one nanowire transistor with an applied functionalizing coating and a biosensor coating and one reference transistor unit without an applied biosensor coating to control the investigated biological marker and generating control signals to the first DC voltage power supply, the second DC voltage power supply and the measurement unit for switching between the selected number of transistor nodes, with the possibility of switching between them in series to obtain the voltage dependence measured by the current-to-voltage conversion unit from the transistor assembly with the applied biosensor coating, and without applied biosensor coating, from the voltage of the first constant voltage power supply, the second constant voltage power supply and time by means of a switching control of transistor nodes, while the functionalizing coating is made with a neutral charge and a thickness of no more than 100 nm sequentially by the stage of preliminary surface preparation for functionalization, the stage of applying the functionalization coating, while the stage of preliminary surface preparation for functionalization is carried out by cleaning the surface of the sensor element, leading to the formation on the surface of polar groups, and the application of a functionalizing coating to the surface is carried out using bifunctional reagents without the use of modified silanes in an organic solvent, providing contact of the functionalizing reagent with the surface and forming a coating containing at least one residue of the functionalizing reagent obtained by reaction with polar groups on the surface of the sensor element with a functionalizing layer thickness of no more than 100 nm, or the functionalization of the coating is made with a thickness another not more than 100 nm sequentially by the stage of preliminary preparation of the surface for functionalization, the stage of applying a functionalizing coating, while the stage of preliminary preparing the surface for functionalization is carried out by non-damaging cleaning of the surface of the sensor element, leading to the formation of polar groups on the surface, and the application of the functionalizing coating to the surface is carried out using bifunctional reagents using modified silanes in an organic solvent, providing contact of the functionalizing reagent with the surface and forming a coating containing at least one residue of the functionalizing reagent resulting from the reaction with polar groups on the surface of the sensor element with a thickness of the functionalizing layer of not more than 100 nm, then the biosensor coating is made in the form of neutral-charged nucleic acid analogs, or the biosensor coating is made in the form of a protein biopolymer nature, or the biosensor coating is made in the form of a biopolymer of a nucleotide nature, or the biosensor coating is made in the form of a low molecular weight compound of a protein nature, or the biosensor coating is made in the form of a low molecular weight compound of a nucleotide nature, or the biosensor coating is made in the form of a low molecular weight compound of a synthetic analogue of a nucleotide nature, with the first source DC voltage supply is configured to supply voltage in the range of 0-100 V, then the second DC voltage power supply is configured to supply voltage in the range of 0-10 V.

Технический эффект заявляемого технического решения заключается в повышении достоверности, чувствительности и специфичности детекции биологических маркеров, повышении быстродействия, в обеспечении возможности стандартизации проведения измерений и удобства проведения анализа, а также в расширении ассортимента устройств данного назначения.The technical effect of the proposed technical solution consists in increasing the reliability, sensitivity and specificity of the detection of biological markers, increasing the response rate, providing the possibility of standardizing measurements and the convenience of analyzing, as well as expanding the range of devices for this purpose.

Заявляемый способ автоматизации параллельной, безметочной детекции биологического маркера реализуется с помощью устройства, которое поясняется блок-схемой, представленной на фиг. 1, где 1 -корпус, 2 - первый источник питания постоянного напряжения, 3- второй источник питания постоянного напряжения, 4 - сенсорный элемент, 5 - транзисторный блок, 6 - затвор, 7 - транзисторый узел, 8 - нанопроволочный транзистор, 9 - исследуемый биологический маркер, 10- блок измерения, 11 - блок управления, 12 - блок анализа, 13 - блок преобразования тока в напряжение, 14 - измеритель постоянного напряжения, 15 - датчик температурного режима, 16 - блок управления переключения между транзисторными узлами.The inventive method for automating parallel, label-free detection of a biological marker is implemented using a device, which is illustrated by the block diagram shown in FIG. 1, where 1 is the case, 2 is the first DC voltage power supply, 3 is the second DC voltage supply, 4 is the sensor element, 5 is the transistor unit, 6 is the gate, 7 is the transistor node, 8 is the nanowire transistor, 9 is the investigated biological marker, 10 - measurement unit, 11 - control unit, 12 - analysis unit, 13 - current-to-voltage conversion unit, 14 - DC voltage meter, 15 - temperature sensor, 16 - control unit for switching between transistor nodes.

На фиг .2 представлено строение а) немодифицированных олигодезоксирибонуклеотидов, б) ФГ-олигонуклеотидов и в) ПНК-олигонуклеотидов.Fig. 2 shows the structure of a) unmodified oligodeoxyribonucleotides, b) PG oligonucleotides and c) PNA oligonucleotides.

На фиг 3 представлена схема нанесения функционализирующего покрытия на основе использования модифицированных силанов и биосенсорного покрытия, где 17 - нанесение модифицированного силана (5% раствор в спирте), 2 часа; 18 - нанесение биосенсорного покрытия, 6 часов.осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов с использованием модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм, далее биосенсорное покрытие выполнено в виде нейтрально-заряженных аналогов нуклеиновых кислот, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде биополимера белковой природы, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде биополимера нуклеотидной природы, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединения белковой природы, либо биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединение нуклеотидной природы либо биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединения синтетического аналога нуклеотидной природы, при этом первый источник напряжения постоянного тока выполнен с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-100 В, далее второй источник напряжения постоянного напряжения выполнен с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-10 В.Fig. 3 shows a diagram of the application of a functionalizing coating based on the use of modified silanes and a biosensor coating, where 17 is the application of a modified silane (5% solution in alcohol), 2 hours; 18 - application of a biosensor coating, 6 hours. Is carried out by non-damaging cleaning of the surface of the sensor element, leading to the formation of polar groups on the surface, and the application of a functionalizing coating to the surface is carried out using bifunctional reagents using modified silanes in an organic solvent, ensuring contact of the functionalizing reagent with the surface and forming a coating containing at least one functionalizing reagent residue obtained as a result of the reaction with polar groups on the surface of the sensor element with a functionalizing layer thickness of not more than 100 nm, then the biosensor coating is made in the form of neutral-charged nucleic acid analogs, or the biosensor coating is made in the form of a biopolymer of a protein nature, or the biosensor coating is made in the form of a biopolymer of a nucleotide nature, or the biosensor coating is made in the form of a low molecular weight compound of a protein nature, l because the biosensor coating is made in the form of a low molecular weight compound of a nucleotide nature, or the biosensor coating is made in the form of a low molecular weight compound of a synthetic analogue of a nucleotide nature, while the first DC voltage source is configured to supply a voltage in the range of 0-100 V, then the second DC voltage source is made with the ability to supply voltage in the range of 0-10 V.

Технический эффект заявляемого технического решения заключается в повышении достоверности, чувствительности и специфичности детекции биологических маркеров, повышении быстродействия, в обеспечении возможности стандартизации проведения измерений и удобства проведения анализа, а так же в расширении ассортимента устройств данного назначения.The technical effect of the proposed technical solution consists in increasing the reliability, sensitivity and specificity of the detection of biological markers, increasing the response rate, providing the possibility of standardizing measurements and making the analysis more convenient, as well as expanding the range of devices for this purpose.

Заявляемый способ автоматизации параллельной, безметочной детекции биологического маркера реализуется с помощью устройства, которое поясняется блок-схемой, представленной на фиг. 1, где 1 -корпус, 2 - первый источник питания постоянного напряжения, 3 - второй источник питания постоянного напряжения, 4 - сенсорный элемент, 5 - транзисторный блок, 6 - затвор, 7 - транзисторый узел, 8 - нанопроволочный транзистор, 9 - исследуемый биологический маркер, 10 - блок измерения, 11 - блок управления, 12 - блок анализа, 13 - блок преобразования тока в напряжение, 14 - измеритель постоянного напряжения, 15 - датчик температурного режима, 16 - блок управления переключения между транзисторными узлами.The inventive method for automating parallel, label-free detection of a biological marker is implemented using a device, which is illustrated by the block diagram shown in FIG. 1, where 1 is the case, 2 is the first DC voltage power supply, 3 is the second DC voltage power supply, 4 is the sensor element, 5 is the transistor unit, 6 is the gate, 7 is the transistor node, 8 is the nanowire transistor, 9 is the investigated biological marker, 10 - measurement unit, 11 - control unit, 12 - analysis unit, 13 - current-to-voltage conversion unit, 14 - DC voltage meter, 15 - temperature sensor, 16 - control unit for switching between transistor nodes.

На фиг. 2 представлено строение а) немодифицированных олигодезоксирибонуклеотидов, б) ФГ-олигонуклеотидов и в) ПНК-олигонуклеотидов.FIG. 2 shows the structure of a) unmodified oligodeoxyribonucleotides, b) PG oligonucleotides, and c) PNA oligonucleotides.

На фиг 3 представлена схема нанесения функционализирующего покрытия на основе использования модифицированных силанов и биосенсорного покрытия, где 17 - нанесение модифицированного силана (5% раствор в спирте), 2 часа; 18 - нанесение биосенсорного покрытия, 6 часов.Fig. 3 shows a diagram of the application of a functionalizing coating based on the use of modified silanes and a biosensor coating, where 17 is the application of a modified silane (5% solution in alcohol), 2 hours; 18 - applying biosensor coating, 6 hours.

На фиг 4 представлена схема нанесения функционализирующего покрытия на основе использования бифункциональных реагентов и биосенсорного покрытия, где 19 - концентрация бифункционального реагента 10 мг/мл, растворитель ацетонитрилл, температура комнатная в течение 20 часов; 20 - буферный раствор рН 8,3, температура комнатная в течение 6 часов.Figure 4 shows a diagram of the application of a functionalizing coating based on the use of bifunctional reagents and a biosensor coating, where 19 is the concentration of the bifunctional reagent 10 mg / ml, the solvent is acetonitrile, room temperature for 20 hours; 20 - buffer solution pH 8.3, room temperature for 6 hours.

На фиг. 5 представлен стандартный вид сток-затворных характеристик транзисторов (3 мкм) с иммобилизованными ФГ-зондами до (а) и после (б) гибридизации с короткой ДНК-мишенью в концентрации 10"¹⁵ М.FIG. 5 shows a standard view of the drain-gate characteristics of transistors (3 μm) with immobilized FG probes before (a) and after (b) hybridization with a short DNA target at a concentration of ^10``15 M.

На фиг. 6. представлен стандартный вид сток-затворных характеристик транзисторов (3 мкм) с иммобилизованными ФГ-зондами до (а) и после (б) гибридизации с протяженной РНК-мишенью в концентрации 10~¹⁵ М. (в) - отклик транзисторов при образовании гибридизационного комплекса с протяженной РНК- мишенью при напряжении на затворе 15 В.FIG. 6 shows the standard form of the drain-gate characteristics of transistors (3 μm) with immobilized FG probes before (a) and after (b) hybridization with an extended RNA target at a concentration of 10 ~ ¹⁵ M. (c) - the response of transistors during the formation of hybridization complex with an extended RNA target at a gate voltage of 15 V.

На фиг. 7. представлено схематичное изображение сенсорной поверхности с зонами функционализированными полностью (выделено овалом) и частично (выделено прямоугольником) специфичными мишени ФГ-олигонуклеотидами (а) структура полностью комплементарного (I), (б) содержащего два мисматча (II) дуплекса зонд/мишень.FIG. 7. shows a schematic representation of the sensor surface with zones functionalized completely (highlighted by an oval) and partially (highlighted by a rectangle) specific target with FG oligonucleotides (a) the structure of a completely complementary (I), (b) containing two mismatch (II) probe / target duplexes.

На фиг.8 представлена детекция однонуклеотидного несоответствия в составе маркера с использованием ФГ-олигонуклеотида как биосенсорного покрытия. Приведены сток-затворные характеристики КНИ-биосенсора (3 мкм), функционализированного с использованием ФГ-олигонуклеотидов до (светлая кривая) и после (темная кривая) гибридизации с РНК-мишенью в зависимости от зоны, (а) - контрольная зона, не содержащая ФГ-зонда, (б) - полностью комплементарный ФГ-зонд, (в) - зонд, содержащий два мисматча.Figure 8 shows the detection of a single nucleotide mismatch in the composition of the marker using the PG-oligonucleotide as a biosensor coating. Shown are the stock-gate characteristics of a SOI biosensor (3 μm), functionalized using PG oligonucleotides before (light curve) and after (dark curve) hybridization with a target RNA, depending on the zone, (a) - control zone that does not contain PG. -probe, (b) - fully complementary FG-probe, (c) - probe containing two mismatch.

На фиг. 9 представлены сток-затворные характеристики КНИ-биосенсора (3 мкм), функционализированного с использованием биотина до (светлая кривая) и после (тесная кривая) связывания с белком: авидином - специфическое связываение, (а) и неспецифическим контрольным белком БСА (б). В - отклик микропроволочного транзистора (3 мкм) с иммобилизованным функциональным слоем (биотином) после связывания со специфическим белком авидином (темный столбец) и неспецифическим контрольным белком БСА (светлый столбец) в концентрации 10"¹² М.FIG. 9 shows the drain-gate characteristics of a SOI biosensor (3 μm) functionalized with biotin before (light curve) and after (close curve) binding to the protein: avidin - specific binding, (a) and nonspecific control protein BSA (b). B - the response of a microwire transistor (3 μm) with an immobilized functional layer (biotin) after binding with a specific protein avidin (dark column) and a nonspecific control protein BSA (light column) at a concentration of ^10-12 M.

Заявляемый способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера основанный на использовании устройства для его реализации работает следующим образом. В корпусе 1 располагается сенсорный элемент 4 состоящий из транзисторного блока 5, который включает в себя затвор 6 и хотя бы один транзисторный узел 7, каждый из которых состоит из хотя бы одного нанопроволочного транзистора 8. На нанопроволочный транзистор 8 нанесено функционализирующее покрытие толщиной не более 100 нм и биосенсорное покрытие с возможностью селективного взаимодействия с исследуемым биологическим маркером 9. Одним из наиболее важных этапов изготовления физико- биологического сенсора, который получается за счет последовательного нанесения функционализирующего покрытия толщиной и биосенсорного покрытия, является функционализация поверхности кремния и последующая ковалентная или нековалентная иммобилизация на ней специфических биомолекулярных зондов (формирование сенсибилизирующего слоя). При этом следует учитывать особенности твердотельного носителя, представленного в виде нанопроволочного транзистора, а также метода выявления биомаркеров. Так, при разработке физико- биологического сенсора на основе электрофизической детекции и КНИ-структур большое значение имеет эффективный заряд поверхности нанопроволоки, поскольку наличие большого количества зарядов на поверхности может приводить к снижению отклика системы на формирование комплекса между иммобилизованным зондом и анализируемым маркером; расстояние между поверхностью проволоки и выявляемой молекулой, поскольку максимальное влияние на проводимость оказывает ближайшее окружение нанопроволоки в пределах длины экранирования Дебая; ионная сила раствора аналита, которая может экранировать заряды молекул- маркеров, связывающихся с функционализированной поверхностью биосенсора.The claimed method for the automation of parallel label-free detection of a biological marker based on the use of a device for its implementation works as follows. In the case 1 there is a sensor element 4 consisting of a transistor unit 5, which includes a gate 6 and at least one transistor unit 7, each of which consists of at least one nanowire transistor 8. A functionalizing coating with a thickness of no more than 100 is applied to the nanowire transistor 8 nm and biosensor coating with the possibility of selective interaction with the biological marker 9. specific biomolecular probes (formation of a sensitizing layer). In this case, one should take into account the features of a solid-state carrier, presented in the form of a nanowire transistor, as well as a method for detecting biomarkers. Thus, in the development of a physico-biological sensor based on electrophysical detection and SOI structures, the effective charge of the nanowire surface is of great importance, since the presence of a large number of charges on the surface can lead to a decrease in the response of the system to the formation of a complex between the immobilized probe and the analyzed marker; the distance between the surface of the wire and the molecule to be detected, since the closest environment of the nanowire within the Debye screening length has the maximum effect on the conductivity; the ionic strength of the analyte solution, which can screen the charges of marker molecules that bind to the functionalized surface of the biosensor.

Функционализирующее покрытие с нейтральным зарядом и толщиной не более 100 нм формируется последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов с или без использования модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере 1 (один) остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм. А биосенсорное покрытие может быть выполнено в виде нейтрально-заряженных аналогов нуклеиновых кислот, представлять собой биополимер белковой природы либо нуклеотидной природы, либо низкомолекулярное соединение белковой природы либо низкомолекулярное соединение нуклеотидной природы либо низкомолекулярное соединение синтетических аналогов нуклеотидной природы. На подготовленный нанопроволочный транзистор 8 наносят исследуемый биологический маркер 9 и подается напряжение от первого источника питания постоянного напряжения 2 и второго источника постоянного напряжения 3. Блока управления 11 позволяет изменять напряжение первого источника питания постоянного напряжения 2 в диапазоне 0-10 В и второго источника постоянного напряжения 3 в диапазоне 0-100 В.A functionalizing coating with a neutral charge and a thickness of no more than 100 nm is formed sequentially by the stage of preliminary preparation of the surface for functionalization, the stage of applying a functionalizing coating, while the stage of preliminary preparation of the surface for functionalization is carried out by non-damaging cleaning of the surface of the sensor element, which leads to the formation of polar groups on the surface, and the application functionalizing coating on the surface is carried out using bifunctional reagents with or without the use of modified silanes in an organic solvent, providing contact of the functionalizing reagent with the surface and forming a coating containing at least 1 (one) residue of the functionalizing reagent obtained as a result of the reaction with polar groups on the surface of the sensor element with a functionalizing layer thickness of no more than 100 nm. A biosensor coating can be made in the form of neutral-charged analogs of nucleic acids, a biopolymer of a protein nature or a nucleotide nature, or a low molecular weight compound of a protein nature, or a low molecular weight compound of a nucleotide nature, or a low molecular weight compound of synthetic analogs of a nucleotide nature. The studied biological marker 9 is applied to the prepared nanowire transistor 8 and the voltage is applied from the first constant voltage power source 2 and the second constant voltage source 3. Control unit 11 allows you to change the voltage of the first constant voltage power source 2 in the range of 0-10 V and the second constant voltage source 3 in the range of 0-100 V.

Устройство дополнительно оснащено блоком преобразования тока в напряжение 13, преобразующим постоянный ток в напряжение, зависимое от отклика транзисторного узла 7 на исследуемый биологический маркер 9, и регистрирующим разность напряжения между хотя бы одним транзисторный узлом 7 с нанесенным биосенсорным покрытием и хотя бы одним транзисторным узлом 7 без нанесенного биосенсорного покрытия и измерителем постоянного напряжения 14, регистрирующим напряжение, выдаваемое транзисторным узлом 7, в зависимости от напряжения на затворе 6 транзисторного узла 7 и с возможностью изменения напряжения на затворе 6 транзисторного узла 7 во временном периоде. Блок преобразования тока в напряжение 13 позволяет повысить точность и достоверность измерения сигнала выдаваемого транзисторным узлом 7, за счет высоких значений напряжения измеряемых обычным измерителем постоянного напряжения, что приводит к отсутствию необходимости использования высокоточных измерителей тока через транзисторный узел 7 использованных в прототипах.The device is additionally equipped with a current-to-voltage conversion unit 13, which converts direct current into a voltage, depending on the response of the transistor unit 7 to the biological marker 9 under study, and recording the voltage difference between at least one transistor unit 7 with an applied biosensor coating and at least one transistor unit 7 without applied biosensor coating and a constant voltage meter 14, which registers the voltage produced by the transistor unit 7, depending on the voltage at the gate 6 of the transistor unit 7 and with the possibility of changing the voltage at the gate 6 of the transistor unit 7 in the time period. The current-to-voltage conversion unit 13 allows to increase the accuracy and reliability of the measurement of the signal outputted by the transistor unit 7, due to the high voltage values measured by a conventional DC voltage meter, which leads to the absence of the need to use high-precision current meters through the transistor unit 7 used in prototypes.

Так же заявляемое устройство оснащено датчиком температурного режима 15 который определяет температурный режим транзисторного блока 5 и формирует сигнал посредством блока анализа 12 для блока управления 11 с возможностью проведения измерений исследуемого биологического маркера. Изменения температурного режима позволяет повысить селективность работы устройства за счет разрушения неспецифических взаимодействий при повышении температуры, при сохранности специфических. Датчик температурного режима 15 располагают вблизи сенсорного элемента 4. Also, the claimed device is equipped with a temperature sensor 15 which determines the temperature of the transistor unit 5 and generates a signal by means of the analysis unit 12 for the control unit 11 with the possibility of measuring the biological marker under study. Changes in the temperature regime make it possible to increase the selectivity of the device due to the destruction of nonspecific interactions when the temperature rises, while maintaining the specific ones. The temperature sensor 15 is located near the sensor element 4.

Для осуществления автоматизации параллельной детекции исследуемого биологического маркера 9 блок управления 11 формирует систему с зоной, содержащей хотя бы один нанопроволочный транзистор 8 с нанесенным функционализирующим покрытием и биосенсорным покрытием и одного референсного транзисторного узла без нанесенного биосенсорного покрытия для контроля и генерирующим управляющие сигналы первому источнику питания постоянного напряжения 2, второму источнику питания постоянного напряжения 3 и блоку измерения 10 для переключения между выбранным числом транзисторных узлов 7, с помощью блока управления переключением транзисторными узлами 16, с возможностью переключения между ними последовательно для получения зависимости напряжения, измеряемого блоком преобразования тока в напряжение 13, получаемого от транзисторного узла 7, в зависимости от напряжения первого источника питания постоянного напряжения 2, второго источника питания постоянного напряжения 3 и времени. За счет этого переключения достигается возможность измерения напряжения от различных транзисторных узлов со скоростью, при которой сигнал от специфического взаимодействия между биосенсорным покрытием и исследуемым биологическим маркером не претерпевает значительных изменений. При этом изменение напряжения на затворе 6 транзисторного узла 7 происходит от самого факта взаимодействия между биосенсорным покрытием и исследуемым биологическим маркером и не требует введения дополнительной системы детекции данного взаимодействия.To automate the parallel detection of the biological marker 9 under study, the control unit 11 forms a system with a zone containing at least one nanowire transistor 8 with an applied functionalizing coating and a biosensor coating and one reference transistor unit without an applied biosensor coating for monitoring and generating control signals to the first DC power supply. voltage 2, the second DC voltage power supply 3 and the measuring unit 10 for switching between the selected number of transistor nodes 7, using the switching control unit for the transistor nodes 16, with the possibility of switching between them in series to obtain the dependence of the voltage measured by the current-to-voltage conversion unit 13, received from the transistor unit 7, depending on the voltage of the first constant voltage power supply 2, the second constant voltage power supply 3 and time. Due to this switching, it is possible to measure the voltage from various transistor nodes at a rate at which the signal from a specific interaction between the biosensor coating and the biological marker under study does not undergo significant changes. In this case, the change in the voltage at the gate 6 of the transistor unit 7 occurs from the very fact of the interaction between the biosensor coating and the biological marker under study and does not require the introduction of an additional system for detecting this interaction.

Таким образом, разработана универсальная платформа для детекции широкого спектра биологически-активных соединений, в том числе нуклеиновых кислот, пептидов/белков, низкомолекулярных соединений.Thus, a universal platform has been developed for detecting a wide range of biologically active compounds, including nucleic acids, peptides / proteins, and low molecular weight compounds.

Достичь заявленного технического эффекта позволяет совокупность факторов.A combination of factors allows to achieve the declared technical effect.

• Измерение напряжения в качестве сигнала биосенсора, позволяет снизить требования к аппаратной базе биосенсора и приводит к повышению достоверности анализа.• Measuring voltage as a signal of the biosensor, allows to reduce the requirements for the hardware base of the biosensor and leads to an increase in the reliability of the analysis.

• Одновременное измерения сигнала от контрольных (референсных) и специфичных транзисторов приводит к повышению достоверности анализа.• Simultaneous measurement of the signal from the control (reference) and specific transistors leads to an increase in the reliability of the analysis.

• Автоматизация переключения измерений между транзисторными узлами позволяет проводить одновременное измерение со всех узлов, что приводит к увеличению скорости анализа и достоверности результатов• Automation of switching measurements between transistor nodes allows simultaneous measurements from all nodes, which leads to an increase in the speed of analysis and the reliability of the results

• Реализована возможность одновременного нанесения различных специфических зондовых молекул, что позволяет проводить многопараметрические исследования, в том числе молекул различной природы (нуклеиновые кислоты, белки).• The possibility of simultaneous application of various specific probe molecules has been implemented, which makes it possible to carry out multivariate studies, including molecules of different nature (nucleic acids, proteins).

• Уникальный подход конструирования специфических зондов на основе незаряженных производных нуклеиновых кислот, с учетом термодинамических параметров связывания их с аналитом, приводит к снижению фонового заряда вокруг транзистора и к повышению чувствительности и специфичности разработанного биосенсорного устройства. Существенным преимуществом разработанного сенсора с предложенной структурой специфических зондов является возможность проведения процедуры анализа нуклеиновых кислот в бессолевых условиях, что приводит к существенному повышению отношения сигнал/шум и, следовательно, повышает чувствительность анализа.• A unique approach to the design of specific probes based on uncharged derivatives of nucleic acids, taking into account the thermodynamic parameters of their binding to the analyte, leads to a decrease in the background charge around the transistor and to an increase in the sensitivity and specificity of the developed biosensor device. A significant advantage of the developed sensor with the proposed structure of specific probes is the possibility of carrying out the procedure for analyzing nucleic acids in salt-free conditions, which leads to a significant increase in the signal-to-noise ratio and, therefore, increases the sensitivity of the analysis.

Предложенный способ позволяет получить экспоненциальную зависимость проводимости кремниевой нанопроволоки от электрического заряда на ее поверхности, таким образом, повысить соотношение сигнал/шум и получить чувствительность детекции биомолекулярных маркеров до 10"¹⁴ - 10"¹⁵ М.The proposed method allows one to obtain an exponential dependence of the conductivity of a silicon nanowire on the electric charge on its surface, thus increasing the signal-to-noise ratio and obtaining the detection sensitivity of biomolecular markers up to 10 " ¹⁴ - 10" ¹⁵ M.

Изобретение подробнее проиллюстрировано ниже следующими примерами конкретного выполнения, которые не ограничивают объем изобретения. Многочисленные варианты осуществления изобретения в объеме формулы изобретения, которые вытекают из примеров, должны быть очевидны специалистам в данной области техники на основе вышеприведенного описания и последующих примеров.The invention is illustrated in more detail below by the following specific examples, which do not limit the scope of the invention. Numerous embodiments of the invention within the scope of the claims that follow from the examples will be apparent to those skilled in the art based on the above description and the following examples.

Пример 1.Example 1.

Для демонстрации применения ФГ олигонуклеотидов как специфичных зондов при выявлении коротких (до 40 нуклеотидов) последовательностей нуклеиновых кислот (фиг. 2. структура и сравнение ФГ с ДНК и ПНК), поверхность КНИ-транзисторов функционализировали в двух вариантах функционализирующего покрытия, с использованием модифицированных силанов (фиг. 3) или бифункциональных реагентов (фиг. 4). Иммобилизацию ФГ-олигонуклеотидных зондов проводили в диапазоне концентраций 10^-6 Μ - 10^-9 Μ. Выявление короткого ДНК-аналита (до 40 нуклеотидов) проводили в диапазоне концентраций 10^-6 Μ - 10^-15Μ в воде или низкосолевом 10 мМ фосфатном буферном растворе. Приведены стандартные кривые сток-затворных характеристик транзисторов до и после гибридизации с коротким ДНК-аналитом (фиг. 5). Продемонстрирована чувствительность на уровне 10^-15 М.To demonstrate the use of PG oligonucleotides as specific probes in the detection of short (up to 40 nucleotides) nucleic acid sequences (Fig. 2.structure and comparison of PG with DNA and PNA), the surface of SOI transistors was functionalized in two versions of the functionalizing coating, using modified silanes ( Fig. 3) or bifunctional reagents (Fig. 4). Immobilization of FG-oligonucleotide probes was carried out in the concentration range of 10 ^-6 Μ - 10 ^-9 Μ. Detection of a short DNA analyte (up to 40 nucleotides) was carried out in the concentration range 10 ^-6 Μ - 10 ^-15 Μ in water or low-salt 10 mM phosphate buffer solution. Shown are the standard curves of the drain-gate characteristics of transistors before and after hybridization with a short DNA analyte (Fig. 5). Demonstrated sensitivity at a level of 10 ^-15 M.

Пример 2.Example 2.

Для демонстрации применения ФГ олигонуклеотидов как специфичных зондов при выявлении протяженных (более 500 нуклеотидов) последовательностей нуклеиновых кислот, поверхность КНИ-транзисторов функционализировали в двух вариантах функционализирующего покрытия, с использованием модифицированных силанов (фиг. 3) или бифункциональных реагентов (фиг. 4). Иммобилизацию ФГ-олигонуклеотидных зондов проводили в диапазоне концентраций 10^-6 Μ - 10^-9 Μ. Выявление протяженного РНК-аналита (более 500 нуклеотидов) проводили в диапазоне концентраций 10^-9 Μ - 10^-19 Μ в воде или низкосолевом 10 мМ фосфатном буферном растворе. Приведены стандартные кривые сток-затворных характеристик транзисторов до и после гибридизации с коротким ДНК-аналитом и отклик транзисторов при напряжении 15 В (фиг. 6). Продемонстрирована чувствительность на уровне 10^-19 М.To demonstrate the use of PG oligonucleotides as specific probes in the detection of extended (more than 500 nucleotides) nucleic acid sequences, the surface of SOI transistors was functionalized in two versions of the functionalizing coating, using modified silanes (Fig. 3) or bifunctional reagents (Fig. 4). Immobilization of FG-oligonucleotide probes was carried out in the concentration range of 10 ^-6 Μ - 10 ^-9 Μ. The detection of an extended RNA analyte (more than 500 nucleotides) was carried out in the concentration range of 10 ^-9 Μ - 10 ^-19 Μ in water or a low-salt 10 mM phosphate buffer solution. Shown are the standard curves of the drain-gate characteristics of transistors before and after hybridization with a short DNA analyte and the response of transistors at a voltage of 15 V (Fig. 6). Demonstrated sensitivity at a level of 10 ^-19 M.

Пример 3.Example 3.

Для демонстрации применения ФГ-олигонуклеотидов как специфичных зондов при специфичном выявлении однонуклеотидных несоответствий в последовательностях нуклеиновых кислот (рисунок 7, рисунок 8) с помощью транзисторного биосенсора, поверхность КНИ-транзисторов функционализировали в двух вариантах функционализирующего покрытия, с использованием модифицированных силанов (фиг. 3) или бифункциональных реагентов (фиг. 4). Иммобилизацию ФГ-олигонуклеотидных зондов проводили в диапазоне концентраций 10-6 Μ - 10-9 Μ. Использовали как полностью комплементарный ФГ-зонд (I), так и содержащий два нуклеотидных несоответствия (схема нанесения зондов на КНИ-транзисторы представлена на фиг. 7). Выявление специфического ДНК-аналита проводили в диапазоне концентраций 10-6 Μ - 10-15 Μ в воде или низкосолевом 10 мМ фосфатном буферном растворе. Приведены стандартные сток-затворные характеристики КНИ-биосенсора (3 мкм), функционализированного с использованием ФГ-олигонуклеотидов до (синяя кривая) и после (красная кривая) гибридизации с РНК-мишенью в зависимости от зоны. А - контрольная зона, не содержащая ФГ-зонда, Б - полностью комплементарный ФГ-зонд, В - зонд, содержащий два мисматча (фиг. 8). Продемонстрирована возможность высокоспецифического выявления нуклеиновых кислот.To demonstrate the use of FG oligonucleotides as specific probes for the specific detection of single nucleotide mismatches in nucleic acid sequences (Figure 7, Figure 8) using a transistor biosensor, the surface of SOI transistors was functionalized in two versions of the functionalizing coating, using modified silanes (Fig. 3) or bifunctional reagents (Fig. 4). Immobilization of FG oligonucleotide probes was carried out in the concentration range of 10-6 Μ - 10-9 Μ. We used both a fully complementary FG probe (I) and one containing two nucleotide mismatches (the scheme for applying probes to SOI transistors is shown in Fig. 7). The detection of a specific DNA analyte was carried out in the concentration range 10-6 Μ - 10-15 Μ in water or low-salt 10 mM phosphate buffer solution. The standard gate characteristics of a SOI biosensor (3 μm) functionalized using PG oligonucleotides before (blue curve) and after (red curve) hybridization with a target RNA, depending on the zone, are presented. A - a control zone that does not contain a FG probe, B - a completely complementary FG probe, C - a probe containing two mismatches (Fig. 8). The possibility of highly specific detection of nucleic acids has been demonstrated.

Пример 4.Example 4.

Для демонстрации применения разработанного КНИ-биосенсора для специфичного выявления белкового аналита в качестве биосенсорного покрытия использовали низкомолекулярный специфический к ряду белков лиганд биотин. Показано в двух вариантах функционализирующего покрытия, с использованием модифицированных силанов или бифункциональных реагентов. Взаимодействие с белковыми молекулами проводили в 10 мМ фосфатном буфере в диапазоне концентраций 10^-6 Μ - 10^-12 М. В качестве специфического белкового аналита использован белок авидин, в качестве контрольного неспецифического белка использовали близкий по массе и размеру белок бычий сывороточный альбумин (БСА). Приведены стандартные кривые сток-затворных характеристик транзисторов до и после связывания со специфическим белком авидином (специфическое связываение, А) и неспецифическим контрольным белком БСА (Б). В - отклик микропроволочного транзистора (3 мкм) с иммобилизованным функциональным слоем (биотином) после связывания со специфическим белком авидином (красный столбец) и неспецифическим контрольным белком БСА (синий столбец) (фиг. 9).To demonstrate the application of the developed SOI biosensor for the specific detection of a protein analyte, a low molecular weight ligand specific to a number of proteins, biotin, was used as a biosensor coating. Shown in two versions of the functionalizing coating, using modified silanes or bifunctional reagents. The interaction with protein molecules was carried out in 10 mM phosphate buffer in the concentration range of 10 ^-6 Μ - 10 ^-12 M. Avidin protein was used as a specific protein analyte; bovine serum albumin (BSA) protein, close in mass and size, was used as a control nonspecific protein. ... Shown are the standard curves of the drain-gate characteristics of transistors before and after binding to a specific protein avidin (specific binding, A) and a nonspecific control protein BSA (B). B - the response of a microwire transistor (3 μm) with an immobilized functional layer (biotin) after binding to a specific protein avidin (red column) and a nonspecific control protein BSA (blue column) (Fig. 9).

Показано, что максимальная чувствительность и отклик системы продемонстрирован для протяженных полианионных молекул нуклеиновых кислот, что соответствует структуре КНИ-биосенсору, чувствительной к изменению заряда в ближайшем окружении транзистора. Однако успешное выявление продемонстрировано для различных типов рассмотренных, включая короткие ДНК-аналиты и белковые молекулы.It was shown that the maximum sensitivity and response of the system was demonstrated for extended polyanionic nucleic acid molecules, which corresponds to the structure of the SOI biosensor, which is sensitive to changes in the charge in the immediate environment of the transistor. However, successful detection has been demonstrated for various types considered, including short DNA analytes and protein molecules.

Claims

1. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера, содержащее корпус; первый источник питания постоянного напряжения; второй источник питания постоянного напряжения; сенсорный элемент, который состоит из транзисторного блока, который включает в себя затвор и хотя бы один транзисторный узел, каждый из которых состоит из хотя бы одного нанопроволочного транзистора, с нанесенными функционализирующим покрытием толщиной не более 100 нм и биосенсорным покрытием с возможностью селективного взаимодействия с исследуемым биологическим маркером, нанесенным на хотя бы один транзисторный узел; блок измерения; блок управления; блок анализа; блок управления переключением транзисторными узлами, отличающееся тем, что оно дополнительно оснащено блоком преобразования тока в напряжение, который выполнен преобразующим постоянный ток в напряжение, определяющим напряжение, зависимое от отклика транзисторного узла на исследуемый биологический маркер, и регистрирующим разность напряжения между хотя бы одним транзисторный узлом с нанесенным биосенсорным покрытием и хотя бы одним транзисторным узлом без нанесенного биосенсорного покрытия; измерителем постоянного напряжения, который выполнен регистрирующим напряжение, выдаваемое транзисторным узлом с нанесенным биосенсорным покрытием и без нанесенного биосенсорного покрытия, в зависимости от напряжения на затворе транзисторного узла и с возможностью изменения напряжения на затворе транзисторного узла во временном периоде; датчиком температурного режима выполненного определяющим температурный режим транзисторного блока и формирующим сигнал посредством блока анализа для блока управления с возможностью проведения измерений исследуемого биологического маркера и расположенным вблизи сенсорного элемента, а блок управления выполнен формирующим систему с зоной, содержащей хотя бы один нанопроволочный транзистор с нанесенным функционализирующим покрытием и биосенсорным покрытием и одного референсного транзисторного узла без нанесенного биосенсорного покрытия для контроля исследуемого биологического маркера и генерирующим управляющие сигналы первому источнику питания постоянного напряжения, второму источнику питания постоянного напряжения и блоку измерения для переключения между выбранным числом транзисторных узлов, с возможностью переключения между ними последовательно для получения зависимости напряжения, измеряемого блоком преобразования тока в напряжение от транзисторного узла с нанесенным биосенсорным покрытием и без нанесенного биосенсорного покрытия, от напряжения первого источника питания постоянного напряжения, второго источника питания постоянного напряжения и времени посредством блока управления переключением транзисторными узлами.1. A device for automating parallel markerless detection of a biological marker, containing a housing; the first constant voltage power supply; a second constant voltage power supply; a sensor element, which consists of a transistor unit, which includes a gate and at least one transistor unit, each of which consists of at least one nanowire transistor, with a functionalizing coating with a thickness of no more than 100 nm and a biosensor coating with the possibility of selective interaction with the investigated a biological marker applied to at least one transistor node; measurement unit; Control block; analysis unit; a control unit for switching transistor nodes, characterized in that it is additionally equipped with a current-to-voltage conversion unit, which converts direct current into voltage, determines the voltage dependent on the response of the transistor node to the biological marker under study, and registers the voltage difference between at least one transistor node with applied biosensor coating and at least one transistor unit without applied biosensor coating; a constant voltage meter, which is made to register the voltage outputted by the transistor unit with the applied biosensor coating and without the applied biosensor coating, depending on the voltage at the gate of the transistor unit and with the possibility of changing the voltage at the gate of the transistor unit in the time period; a temperature sensor made to determine the temperature of the transistor unit and generating a signal through the analysis unit for the control unit with the ability to measure the biological marker under study and located near the sensor element, and the control unit is made to form a system with a zone containing at least one nanowire transistor with an applied functionalizing coating and a biosensor coating and one reference transistor node without applied biosensor coating for monitoring the biological marker under study and generating control signals to the first DC voltage power supply, the second DC voltage power supply and a measurement unit for switching between the selected number of transistor nodes, with the possibility of switching between them in series for obtaining the dependence of the voltage measured by the current-to-voltage conversion unit from the transistor unit with the applied biosensor coating and without the applied biosensor coating, from the voltage of the first DC voltage power supply, the second DC voltage and time power supply by means of the control unit for switching transistor nodes.

2. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что функционализирующее покрытие выполнено с нейтральным зарядом и толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов без использования модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм.2. A device for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 1, characterized in that the functionalizing coating is made with a neutral charge and a thickness of not more than 100 nm in succession with the stage of preliminary surface preparation for functionalization, the stage of applying the functionalizing coating, while the stage of preliminary surface preparation functionalization is carried out by cleaning the surface of the sensor element, leading to the formation of polar groups on the surface, and the application of a functionalizing coating to the surface is carried out using bifunctional reagents without the use of modified silanes in an organic solvent, providing contact of the functionalizing reagent with the surface and forming a coating containing at least one residue of the functionalizing reagent resulting from the reaction with polar groups on the surface of the sensor element with a thickness of the functionalizing layer not more its 100 nm.

3. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что функционализация покрытием выполнено толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов с использованием модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм.3. A device for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 1, characterized in that the functionalization of the coating is performed with a thickness of not more than 100 nm sequentially by the stage of preliminary preparation of the surface for functionalization, the stage of applying the functionalizing coating, while the stage of preliminary preparation of the surface for functionalization is carried out non-damaging cleaning the surface of the sensor element, leading to the formation of polar groups on the surface, and the application of a functionalizing coating to the surface is carried out using bifunctional reagents using modified silanes in an organic solvent, providing contact of the functionalizing reagent with the surface and forming a coating containing at least one residue of the functionalizing a reagent obtained as a result of the reaction with polar groups on the surface of the sensor element with a functionalizing layer thickness of no more than 100 nm.

4. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что биосенсорное покрытие выполнено в виде нейтрально-заряженных аналогов нуклеиновых кислот.4. A device for automating parallel labelless detection of a biological marker according to claim 1, characterized in that the biosensor coating is made in the form of neutral-charged nucleic acid analogs.

5. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что биосенсорное покрытие выполнено в виде биополимера белковой природы.5. A device for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 1, characterized in that the biosensor coating is made in the form of a biopolymer of a protein nature.

6. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что биосенсорное покрытие выполнено в виде биополимера нуклеотидной природы.6. A device for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 1, characterized in that the biosensor coating is made in the form of a biopolymer of nucleotide nature.

7. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединения белковой природы.7. A device for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 1, characterized in that the biosensor coating is made in the form of a low-molecular-weight protein compound.

8. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединение нуклеотидной природы.8. A device for automating parallel labelless detection of a biological marker according to claim 1, characterized in that the biosensor coating is made in the form of a low molecular weight compound of a nucleotide nature.

9. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что что биосенсорное покрытие выполнено в виде низкомолекулярного соединения синтетического аналога нуклеотидной природы.9. A device for automating parallel labelless detection of a biological marker according to claim 1, characterized in that the biosensor coating is made in the form of a low molecular weight compound of a synthetic analogue of a nucleotide nature.

10. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что первый источник питания постоянного напряжения выполнен с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-100 В.10. A device for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 1, wherein the first DC voltage power supply is configured to supply a voltage in the range of 0-100 V.

11. Устройство для автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.1, отличающееся тем, что второй источник питания постоянного напряжения выполнен с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-10 В.11. A device for automating parallel labelless detection of a biological marker according to claim 1, characterized in that the second constant voltage power supply is configured to supply a voltage in the range of 0-10 V.

12. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера с использованием устройства по любому из пп.1-11, включающий подготовку сенсорного элемента посредством очистки и последовательной функционализации покрытием толщиной менее 100 нм и биосенсорным покрытием, с возможностью селективного взаимодействия с исследуемым биологическим маркером; подача постоянного напряжения, проведение измерений отклика транзисторного узла на наличие исследуемого биологического маркера, выявление биологического маркера, отличающийся тем, что дополнительно формируют систему с зоной, содержащей хотя бы один нанопроволочный транзистор с нанесенным функционализирующим покрытием и биосенсорным покрытием и одного референсного транзисторного узла без нанесенного биосенсорного покрытия для контроля с возможностью измерения одновременно нескольких транзисторных узлов, генерируют управляющие сигналы первому источнику питания постоянного напряжения, второму источнику питания постоянного напряжения и блоку измерения для переключения между выбранным числом транзисторных узлов и с возможностью переключения между ними последовательно, преобразовывают постоянный ток в напряжение посредством блока преобразования тока в напряжение и определяют напряжение, зависимое от отклика транзисторного узла на исследуемый биологический маркер, регистрируют разность напряжения между хотя бы одним транзисторный узлом с нанесенным биосенсорным покрытием и хотя бы одним референсным транзисторным узлом без нанесенного биосенсорного покрытия, регистрируют зависимость измеряемого напряжения транзисторного узла с нанесенным биосенсорным покрытием и без нанесенного биосенсорного покрытия от времени, определяют температурный режим транзисторного блока, передают в блок анализа, далее формируют сигнал для блока управления с возможностью проведения измерений исследуемого биологического маркера.12. A method of automating parallel labelless detection of a biological marker using a device according to any one of claims 1-11, comprising preparing a sensor element by cleaning and sequential functionalization with a coating less than 100 nm thick and a biosensor coating, with the possibility of selective interaction with the biological marker under study; supplying a constant voltage, measuring the response of a transistor node to the presence of a biological marker under study, identifying a biological marker, characterized in that a system is additionally formed with a zone containing at least one nanowire transistor with an applied functionalizing coating and a biosensor coating and one reference transistor unit without an applied biosensor coverings for monitoring with the ability to measure several transistor nodes simultaneously, generate control signals to the first DC voltage power supply, the second DC voltage power supply and a measurement unit for switching between a selected number of transistor nodes and with the ability to switch between them in series, convert DC to voltage by means of the unit converting current into voltage and determine the voltage, depending on the response of the transistor unit to the biological marker under study, record the voltage difference between at least one transistor unit with a biosensor coating and at least one reference transistor unit without a biosensor coating, the measured voltage of a transistor unit with a biosensor coating applied and without a biosensor coating is recorded as a function of time, the temperature regime of the transistor unit is determined, transmitted to the unit analysis, then generate a signal for the control unit with the ability to measure the investigated biological marker.

13. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что функционализирующее покрытие выполняют с нейтральным зарядом и толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов без использования модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм.13. A method for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 12, characterized in that the functionalizing coating is performed with a neutral charge and a thickness of not more than 100 nm sequentially with a stage of preliminary surface preparation for functionalization, a stage of applying a functionalizing coating, while the stage of preliminary surface preparation for functionalization is carried out by non-damaging cleaning of the surface of the sensor element, leading to the formation of polar groups on the surface, and the application of a functionalizing coating to the surface is carried out using bifunctional reagents without the use of modified silanes in an organic solvent, providing contact of the functionalizing reagent with the surface and forming a coating containing at least one functionalizing reagent residue resulting from reaction with polar groups on the surface of a sensor element with a functionalizing layer thickness oya not more than 100 nm.

14. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что функционализирующее покрытие выполняют толщиной не более 100 нм последовательно стадией предварительной подготовки поверхности к функционализации, стадией нанесения функционализирующего покрытия, при этом стадию предварительной подготовки поверхности к функционализации осуществляют неповреждающей очисткой поверхности сенсорного элемента, приводящей к формированию на поверхности полярных групп, а нанесение функционализирующего покрытия на поверхность осуществляют с использованием бифункциональных реагентов с использованием модифицированных силанов в органическом растворителе, обеспечивая контакт функционализирующего реагента с поверхностью и формируя покрытие, содержащее, по крайней мере один остаток функционализирующего реагента, получаемый в результате реакции с полярными группами на поверхности сенсорного элемента с толщиной функционализирующего слоя не более 100 нм.14. A method for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 12, characterized in that the functionalizing coating is performed with a thickness of not more than 100 nm sequentially by the stage of preliminary surface preparation for functionalization, the stage of applying the functionalizing coating, while the stage of preliminary surface preparation for functionalization is carried out by non-damaging cleaning the surface of the sensor element, leading to the formation of polar groups on the surface, and the application of a functionalizing coating to the surface is carried out using bifunctional reagents using modified silanes in an organic solvent, providing contact of the functionalizing reagent with the surface and forming a coating containing at least one residue of the functionalizing reagent , obtained as a result of reaction with polar groups on the surface of the sensor element with a functionalizing layer thickness of not more than 100 nm.

15. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что биосенсорное покрытие выполняют в виде нейтрально-заряженных аналогов нуклеиновых кислот.15. A method for automating parallel labelless detection of a biological marker according to claim 12, characterized in that the biosensor coating is made in the form of neutral-charged nucleic acid analogs.

16. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что биосенсорное покрытие выполняют в виде биополимера белковой природы.16. A method for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 12, characterized in that the biosensor coating is made in the form of a biopolymer of a protein nature.

17. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что биосенсорное покрытие выполняют в виде биополимера нуклеотидной природы.17. A method for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 12, characterized in that the biosensor coating is made in the form of a biopolymer of nucleotide nature.

18. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что биосенсорное покрытие выполняют в виде низкомолекулярноего соединения белковой природы.18. A method for automating parallel labelless detection of a biological marker according to claim 12, characterized in that the biosensor coating is made in the form of a low molecular weight protein compound.

19. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что биосенсорное покрытие представляет собой низкомолекулярное соединение нуклеотидной природы.19. A method for automating parallel labelless detection of a biological marker according to claim 12, characterized in that the biosensor coating is a low molecular weight compound of a nucleotide nature.

20. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что нейтрально-заряженное биосенсорное покрытие выполняют в виде низкомолекулярного соединения синтетических аналогов нуклеотидной природы.20. A method for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 12, characterized in that the neutral-charged biosensor coating is made in the form of a low-molecular compound of synthetic analogues of a nucleotide nature.

21. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что первый источник питания постоянного напряжения выполняют с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-100 В.21. A method for automating parallel labelless detection of a biological marker according to claim 12, characterized in that the first constant voltage power supply is configured to supply a voltage in the range of 0-100 V.

22. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что второй источник питания постоянного напряжения выполняют с возможностью подачи напряжения в диапазоне 0-10 В.22. A method for automating parallel labelless detection of a biological marker according to claim 12, characterized in that the second constant voltage power supply is configured to supply a voltage in the range of 0-10 V.

23. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что выявление биологического маркера осуществляют в воде.23. A method for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 12, characterized in that the detection of a biological marker is carried out in water.

24. Способ автоматизации параллельной безметочной детекции биологического маркера по п.12, отличающийся тем, что выявление биологического маркера осуществляют в буферном растворе с концентрацией ионов от 0.1 до 100 мМ.24. A method for automating parallel label-free detection of a biological marker according to claim 12, characterized in that the detection of a biological marker is carried out in a buffer solution with an ion concentration of 0.1 to 100 mM.