Исследование электрохимического потенциала каталитической реакции на затворе полевого транзистора тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 02.00.04, кандидат наук Кузнецов, Александр Евгеньевич

• Кузнецов, Александр Евгеньевич
• кандидат наук
• 2016

Оглавление диссертации кандидат наук Кузнецов, Александр Евгеньевич

ВВЕДЕНИЕ.............................................................................5

ГЛАВА 1. Современное состояние в области Использования ISFET в качестве преобразователя

сигнала для химических сенсоров......................................................9

1.1 Конструкция ISFET............................................................9

1.2 Теоретические основы функционирования ISFET.................................13

1.3 ISFET в качестве чувствительного элемента систем для экспресс-диагностики...26

ГЛАВА 2. Материалы и методы.........................................................41

2.1 Материалы...................................................................41

2.2 Методы .....................................................................41

ГЛАВА 3. Исследование изменения электрохимического потенциала в ходе ферментативной реакции в гомогенной системе........................................................49

3.1 Методика изучения электрохимического потенциала.............................49

3.2 Изучение ферментативной реакции, катализируемой нитроредуктазой из E.coli, в

гомогенной системе..........................................................56

3.2.1 Исследование нитроредуктазы из E.coli ................................56

3.2.2 Описание модельной системы для измерения профилей каталитических реакций .66

3.2.3 Механизм восстановления нитрогруппы в процессе катализа нитроредуктазой

из E^oli....................................................................74

ГЛАВА 4. Разработка биосенсора для экспресс-анализа на основе гетерогенной микросистемы ...85

4.1 Функционализация поверхности................................................85

4.2 Исследование параметров биосенсора для экспресс-анализа на основе гетерогенной

микросистемы....................................................................95

ВЫВОДЫ.............................................................................103

СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ..................................................................104

СПИСОК ИСПОЛЬЗУЕМЫХ СОКРАЩЕНИИ

ISFET - ионно-чувствительный полевой транзистор;

МОП - металл-оксид-полупроводник;

КМОП - комплементарная структура металл-оксид-полупроводник;

рН - логарифмический показатель концентрации ионов водорода;

MUSIC - модель мультисайтового комплексообразования;

ДЭС - двойной электрический слой;

APTES - (З-аминопропил)триэтоксисилан;

ИФА - иммуноферментный анализ;

ЭКГ - электрокардиография;

ДНК - дезоксирибонуклеиновая кислота;

ПНК - пептидо-нуклеиновая кислота;

РНК - рибонуклеиновая кислота;

ПЦР - полимеразная цепная реакция;

PDGF - тромбоцитарный фактор роста;

АТФ - аденозинтрифосфат;

ТНТ - 2,4,6-тринитротолуол;

НДНТ - 4-нитрозо-2,6-динитротолуол;

ГАДНТ - 4-гидроксиламин-2,6-динитротолуол;

НАДФН - восстановленная форма никотинамидадениндинуклеотидфосфата;

НАДФ+ - окисленная форма никотинамидадениндинуклеотидфосфата;

НАДН - восстановленная форма никотинамидадениндинуклеотида;

НАД+ - окисленная форма никотинамидадениндинуклеотида;

MPTES - (З-меркаптопропил)триметоксисилан;

TMPS - триметоксипропилсилан;

MBS - N-гидроксисукцинимидный эфир 3-малеимидобензойной кислоты;

SMBP - №гидроксисукцинимидил-4-(4-малеимидофенил)-бутират;

APS - 3-аминопропилсилатран;

КНИ - кремний на изоляторе;

ВАХ - вольт-амперные характеристики;

МФС - микрофлюидная система;

ФМН - флавинмононуклеотид;

ФМНН2 - восстановленная форма флавинмононуклеотида;

Е-ФМН - комплекс фермента с окисленной формой флавинмононуклеотида;

Е-ФМНН2 - комплекс фермента с восстановленной формой флавинмононуклеотида;

[Е-ФМН-НАДФН] * - промежуточный комплекс фермента с флавинмононуклеотидом и восстановленной формой никотинамидадениндинуклеотидфосфата;

[Е-ФМНН2-НАДФ+]* - промежуточный комплекс фермента с восстановленной формой флавинмононуклеотида и окисленной формой никотинамидадениндинуклеотидфосфата;

[Е-ФМНН2-ТНТ]* - промежуточный комплекс фермента с восстановленной формой флавинмононуклеотида и 2,4,6-тринитротолуолом;

[Е-ФМН-НДНТ]* - промежуточный комплекс фермента с окисленной формой флавинмононуклеотида и 4-нитрозо-2,6-динитротолуолом;

[Е-ФМН-ГАДНТ]* - промежуточный комплекс фермента с окисленной формой флавинмононуклеотида и 4-гидроксиламин-2,6-динитротолуола;

АСМ - атомно-силовая микроскопия.

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Исследование электрохимического потенциала каталитической реакции на затворе полевого транзистора»

ВВЕДЕНИЕ

^к/иугыьнос/иь /77С.1/М мсслеЭоеанмя

Одной из основных задач современной науки является исследование процессов, протекающих в живых системах. С развитием нанотехнологий появились новые возможности для исследования свойств объектов, размеры которых соизмеримы с размерами одиночных молекул. Одним из перспективных инструментов для детектирования межмолекулярных взаимодействий, в том числе биохимических, является ионно-чувствительный полевой транзистор (в английской литературе ion-sensitive fieldeffect transistor - ISFET). К детектируемым с его помощью взаимодействиям относятся все типы взаимодействий, способные вызвать перераспределение электрического поверхностного потенциала на границе раздела фаз между подзатворным диэлектриком и раствором. Этот потенциал модулирует проводимость в рабочем канале транзистора, что может быть использовано в качестве аналитического сигнала химического сенсора. Аналитический сигнал может быть сформирован изменением pH раствора или концентрации ионов [1], изменением концентраций соединений в процессе ферментативной реакции [2], при неспецифической адсорбции заряженных молекул на поверхности [3], при гибридизации нуклеиновых кислот [4] или при аффинных взаимодействиях молекул [5]. Кроме того, изменение сигнала может происходить из-за комплексных процессов, протекающих в живых организмах, например, при метаболических процессах в клетках [6] или в ходе изменения потенциалов между связанными в единую сеть нейронными клетками [7].

Несмотря на большое количество примеров построения сенсорных систем на основе полевого транзистора, сами процессы на границе раздела фаз, отвечающие за образование аналитического сигнала, изучены мало. Так, отсутствуют работы, направленные на изучение перераспределения электрохимического потенциала во время каталитических реакций, вследствие чего исследование поведения электрохимического потенциала на границе раздела фаз жидкий затвор - подзатворный диэлектрик в ходе протекания ферментативных реакций является актуальным, а разработка системы для изучения механизмов реакций на основе полевого транзистора - перспективной.

//c./ь мсслеЭоеанмя

Целью данной работы являлось изучение электрохимического потенциала на границе раздела фаз твердое тело - жидкость во время протекания каталитической реакции с участием ферментов с использованием ISFET.

ЗаЭачм мсслеЭобанмя

Поставленными задачами исследований являлись:

1. Разработка метода изучения электрохимического потенциала с использованием ISFET.

2. Исследование профиля каталитической реакции с участием нитроредуктазы из Е.со/; с использованием ISFET.

3. Исследование возможности создания биосенсора на основе ISFET и нитроредуктазы из Е.со//.

Научная ноензна /?аба/ям

1. В ходе выполненных работ была разработана методика изучения электрохимического потенциала на границе раздела фаз подзатворный диэлектрик -жидкий затвор, позволяющая определять изменение свободной энергии Гиббса в ходе ферментативной реакции в режиме реального времени.

2. Впервые при помощи ISFET на примере реакции каталитического восстановления ароматических нитросоединений нитроредуктазой из Е.со/; получен и подробно изучен энергетический профиль каталитической реакции. Таким образом, впервые продемонстрирована возможность использования ISFET для изучения механизма ферментативной реакции.

3. На основе нитроредуктазы из E.co/z, иммобилизованной на чувствительной поверхности ISFET, разработан и охарактеризован биосенсор для экспресс-анализа ароматических нитросоединений в полевых условиях.

Практическая значимость работы заключается в создании биосенсора для экспресс-анализа наличия ароматических нитросоединений, а так же в разработке системы изучения механизмов ферментативных реакций для научных и медицинских целей. Для разработанной конструкции биосенсора получено два патента:

1 Евразийский патент №020321 от 05.06.2012 // Чувствительный элемент датчика// Кузнецов Е.В., Чуйко О.В., Кузнецов А.Е., Рыбачек Е.Н., опубликован 30.10.2014.

2 Патент РФ на топологию интегральной микросхемы № 2014630040 от 04.12.2013 // Топология тестового кристалла для аттестации интегральной 1,2 мкм КМОП технологии с нанопроволочными транзисторами и биосенсорными чувствительными элементами // Кузнецов ЕВ, Кузнецов А.Е, опубликован 03.02.2014.

Результаты работы были использованы при выполнении ПНИ «Разработка композитных нанопроволочных структур для систем обнаружения взрывоопасных и токсичных веществ)) (соглашение с Министерством образования и науки РФ № 14.574.21.0114, УИП № RFMEFI57414X0114).

Оснобные тюлоэ/сенмя, быносмтгыб на зам/м/иу

1. Разработанная методика измерений с использованием ISFET может быть использована для визуализации энергетических профилей катализируемых ферментами реакций.

2. Восстановление нитрогруппы до нитрозогруппы под действием нитроредуктазы из Е.со/; происходит по схеме последовательного переноса двух электронов с ФМНН2 на функциональную группу субстрата с последующим переносом двух протонов, что подтверждается полученными профилями каталитической реакции.

3. Иммобилизация нитроредуктазы из Е.со/; на поверхности подзатворного диэлектрика ISFET позволяет создать селективный биосенсор для экспресс-анализа на наличие нитроароматических соединений.

( 777С/7С//6 Эос/иобернос/им

Достоверность результатов базируется на использовании в ходе работы современного поверенного оборудования и стандартных статистических методов анализа экспериментальных данных. Полученные данные согласуются с теоретическими и экспериментальными данными, опубликованными в рецензируемой литературе другими научными коллективами.

Основные результаты диссертационной работы были представлены на международных конференциях: 4-ой и 5-ой Международных научно-технических конференциях «Технологии микро- и наноэлектроники в микро- и наносистемной технике)) (Россия, Москва, 2014, 2015), «Biocatalysis-2015)) (Россия, Москва, 2015), «4th International Symposium on Sensor Science)) (Швейцария, Базель, 2015).

По результатам выполненных исследований автор в 2015 году был признан лауреатом молодежной премии Российского Союза НПО в области науки и техники «Надежда России)).

По материалам диссертационной работы опубликованы 6 статей в журналах, из них 3 индексируются в базах SCOPUS\Web Of Science (все журналы входят в Перечень рецензируемых научных журналов ВАК РФ), тезисы 4 докладов.

Объела М <*?/?? 6/

Диссертационная работа состоит из введения, обзора литературы, описания материалов и методов исследования, результатов и их обсуждения, выводов и списка цитируемой литературы. Диссертация изложена на 115 страницах и содержит 51 рисунок, 5 таблиц и 155 ссылок.

ГЛАВА 1. СОВРЕМЕННОЕ СОСТОЯНИЕ В ОБЛАСТИ ИСПОЛЬЗОВАНИЯ

ISFET В КАЧЕСТВЕ ПРЕОБРАЗОВАТЕЛЯ СИГНАЛА ДЛЯ ХИМИЧЕСКИХ СЕНСОРОВ

1.1 Конструкция ISFET

Исторически ISFET является первым миниатюризированным датчиком, изготовленным по кремниевой технологии, конструкция которого была предложена Бергвельдом в 1972 году [8]. С тех пор на основе ISFET было разработано большое количество химических сенсоров и биосенсоров [9].

В настоящее время существует два основных типа конструкции ISFET. Первоначальная конструкция подразумевает МОП транзистор (в англоязычной литературе MOSFET, рисунок 1) с открытым затвором, у которого вместо материала затвора используется анализируемый раствор, а потенциал устанавливается при помощи электрода сравнения (рисунок 2). Однако прямой контакт затвора с окружающей средой во время химического анализа может приводить к необратимым процессам на поверхности чувствительного элемента, нарушая его функциональность.

Привлекательным решением проблемы прямого контакта транзистора с окружающей средой является конструкция с плавающим затвором. В этом случае чувствительная поверхность, процессы на которой модулируют проводимость в канале, разнесена в пространстве с затвором транзистора. Конструкция с плавающим затвором позволяет изолировать МОП структуру от внешних воздействий, таких как воздействие света и контакт с окружающей средой. Кроме того, такая конструкция позволяет производить МОП структуры по стандартной КМОП-технологии, формируя чувствительные поверхности из неиспользуемых в стандартной КМОП-технологии материалов на финишных операциях производства. Важно отметить, что независимо от типа конструкции для функционирования ISFET требуется опорный потенциал, подаваемый на раствор через электрод сравнения.

Рисунок 1 - Изображение структуры МОП транзистора

Рисунок 2 - Схематичное изображение ISFET структуры

[SFET

В процессе развития микроэлектроники размеры ISFET уменьшались. В настоящее время широко исследуются различные конструкции наноразмерных чувствительных элементов. Уменьшение размеров МОП-подобной структуры дает возможность увеличить плотность массива структур для латерального разрешения и количества определяемых соединений. Кроме того, изменение соотношения площади чувствительной поверхности к объему анализируемого раствора позволяет увеличить чувствительность структуры к внешнему воздействию, что активно используется в случае нанопроволочных ISFET [10].

С другой стороны, в случае конструкции с плавающим затвором использование нанотехнологий открывает широкие возможности для улучшения сенсорных параметров путем использования различных чувствительных поверхностей на основе широкого спектра наноматериалов.

Определим «нано»- как эффект, который не наблюдается в «макро»-размерном мире. В «нано»-мире во многих случаях может происходить усиление физических и химических эффектов, и это усиление может заметно зависеть как от изменения площади поверхности по отношению к объему, так и от появления различных фундаментальных физических запретов и ограничений. «Микро»- и «нано»-системы в настоящее время могут быть сформированы с использованием технологий микроэлектроники. Так как процессы формирования с каждым годом совершенствуются, позволяя уменьшать размеры систем все эффективнее, можно ожидать, что некоторые типы преобразователей сигнала смогут использовать «нано»-эффекты. В настоящее время предложено большое количество преобразователей сигнала, которые используют «нано»-эффекты для улучшения электрических, магнитных, механических и оптических свойств. Однако только лишь увеличение чувствительности не является достаточным ответом всем требованиям, предъявляемым к современной аналитической системе. Сенсор также обязательно должен иметь высокую селективность: как правило, наносенсорные платформы, имея высокую чувствительность, обладают очень низкой селективностью [11].

Объединив химические рецепторы и наноразмерные чувствительные элементы, детектирующие изменения в электромагнитном поле, с помощью нанотехнологических подходов можно получить миниатюрный ISFET сенсор, который будет обладать высокой чувствительностью и селективностью.

Методы нанотехнологий условно разделяются на два общих подхода. Первый подход получил название «сверху-вниз» и подразумевает обработку материала, при которой из структур большого размера различными методами получают наноразмерные структуры. Противоположный подход, получивший название «снизу-вверх», объединяет методы получения наноматериалов из отдельных атомов и молекул. При разработке наноразмерных ISFET на первом этапе различные подходы «снизу-вверх» используются для конструирования свойств материалов на молекулярном уровне. Это может быть точечное выращивание различных наноструктур, например, полупроводниковых нанотрубок, одноатомных листов графена, или же процесс самосборки материалов с различными функциональными группами на заданном участке поверхности. В дальнейшем спроектированные наноматериалы, опять же, через специальные

функциональные группы или специальные методы ориентирования могут быть связаны с «микро»- и «нано»-преобразователями сигнала или схемами обработки, изготовленными с использованием подхода «сверху-вниз». Комбинирование подхода «сверху-вниз» для создания преобразователей сигнала и подхода «снизу-вверх» для создания селективной поверхности является новым смешанным подходом в конструкции компактных аналитических микросистем, который активно используется, в том числе и при разработке наноразмерных ISFET сенсоров [1]. Современная аналитическая микросистема помимо чувствительного элемента в проточной ячейке может содержать интегрированную обработку сигнала и сложную микрофлюидную систему для предварительной пробоподготовки (рисунок 3).

Микрофлюцдная система с интерфейсом обмена с внешней средой

Слой (покрытие) рецепторов

Массив из интегральных чувствительных элементов

Интегральная схема для обработки сигнала

Рисунок 3 - Схематическое изображение устройства микросенсора

Для практической реализации наноразмерных чувствительных элементов внутри аналитической микрофлюидной микросистемы требуется решить ряд принципиальных задач. В первую очередь требуется решить проблему селективности наноструктур. На данный момент из-за высокого соотношения шумового сигнала к аналитическому сигналу аналитические системы с искусственными рецепторами не могу быть использованы в условиях близких к реальному анализу. Использование в качестве рецепторов биохимических молекул, с другой стороны, несет ряд значительных до сих пор нерешенных ограничений, связанных, в основном, с малой стабильностью биоматериала. Вторая задача связана с увеличением размера чувствительной поверхности сенсора при сохранении наноразмерных эффектов. Тот факт, что наносенсоры имеют слишком маленькие размеры, резко ограничивает количество событий адсорбции детектируемых молекул на их поверхности за разумный отрезок времени [11]. Сенсоры с большей площадью поверхности лучше собирают необходимые для обнаружения молекулы.

Повышение чувствительности, таким образом, компенсируется понижением вероятности адсорбции нужных молекул за короткий промежуток времени. Третья задача связана с расширением линейного диапазона наносенсора: опять же, из-за малого количества центров связывания наноразмерные чувствительные элементы имеют очень ограниченный линейный диапазон зависимости аналитического сигнала от концентрации аналита. Несмотря на описанные недостатки, в настоящее время на аналитические системы с наносенсорами возлагаются большие надежды в областях, в которых требуется определение следовых количеств веществ. В первую очередь, безусловно, это определение маркеров биохимических процессов, связанных с социально значимыми заболеваниями, такими как инфаркт миокарда и рак, когда ранняя диагностика способна значительно повлиять на успех последующего лечения [12].

Возможность использования наноразмерных полевых транзисторов в качестве электрохимических преобразователей сигнала для измерения раствора, концентрации катионов, а также биохимических взаимодействий была впервые показана в 2001 году на примере нанопроволочных сенсоров [1]. Через несколько лет технология формирования наноструктурных транзисторов была интегрирована в стандартный КМОП [13]. В настоящее время наноструктуры и ISFET на их основе активно исследуются в качестве перспективных чувствительных элементов различных аналитических микросистем.

1.2 Теоретические основы функционирования ISFET

Практически сразу после демонстрации первого ион-чувствительного полевого транзистора было показано, что чувствительность транзистора к изменению раствора напрямую связана с поведением заряда на поверхности оксида металла или неметалла, взаимодействующего с жидкостью [14]. В коллоидной химии до сих пор не существует однозначной устоявшейся теории, позволяющей интерпретировать экспериментальные данные поведения заряда на границе раздела фаз электролит - твердое тело. Все существующие физические модели, описывающие явления на поверхности оксидов металлов и воды, в настоящее время являются комбинациями моделей двойного электрического слоя и моделей адсорбции протонов на поверхности. В этом разделе в рамках теоретических моделей описываются процессы, происходящие при изменении на поверхности наиболее распространенного в ранних работах подзатворного диэлектрика - оксида кремния.

Основное уравнение для выражения тока стока в ненасыщенной области ISFET имеет вид [9]:

у

= ^Сот у

77

ы

ы G,

77

-- -^0 + — --б°- + + 2^^)

У Сот Сот 7

7

ы о, о,о,

7

(1)

где - средняя подвижность электронов в канале; и Z - ширина и длина канала; -

вклад электрода сравнения; и - напряжения на истоке и затворе, соответственно;

ф. - работа выхода; - элементарный заряд; С^, - емкость затворного окисла;

бот,

б,,

и б - локальные заряды в поверхностном и пограничных состояниях и обедненном слое, соответственно; - дипольный поверхностный потенциал раствора, и ^ -

потенциальная разница между уровнями Ферми легированного и нелегированного кремния.

Все входящие в выражение параметры, за исключением поверхностного электрохимического потенциала и поверхностного дипольного потенциала , являются постоянными при измерении показателя раствора. При этом не зависит от ^#, и, таким образом, изменение тока стока связано непосредственно только с

изменением электрохимического потенциала на поверхности .

Из-за короткого времени отклика и наблюдаемой чувствительности ниже 59,2 мВ/рН был сделан вывод, что поверхностные процессы полностью должны определять основной механизм чувствительности сенсора [15]. Во время реакции на поверхности оксида появляется некоторый суммарный заряд, который приводит к образованию электрохимического потенциала на границе раздела оксид - электролит. Этот потенциал связан с перераспределением протонов вблизи поверхности согласно уравнению Больцмана:

о

(2)

или же, после преобразования:

+

Wo

2,34Г'

(3)

где ^+ - активность - элементарный заряд; - константа Больцмана и Г -

абсолютная температура. Индексы «5Э и относятся к поверхности и раствору,

соответственно.

Способность поверхности сохранять заряд при малых изменениях концентрации на поверхности связано напрямую с собственной буферной емкостью поверхности Ant:

J[^]

=-^^т=-vAnt,

(4)

где - заряд поверхности на единицу площади, [И] - количество заряженных групп,

определяемое количеством отрицательно заряженных групп за вычетом положительно заряженных групп на единицу площади. Буферная емкость A называется собственной емкостью из-за того, что может сохранять небольшие изменения в локальном поверхностном (р%), но не во всем растворе (рНд) [16].

Для компенсации заряда напротив заряженной поверхности со стороны электролита выстраивается слой из контрионов противоположного заряда, формируя двойной электрический слой. Заряд двойного электрического слоя можно оценить через произведение интегральной емкости двойного электрического поля Q. и электрохимического потенциала:

=-C,^o =-^0 . (5)

Интегральная емкость используется в дальнейшем при выводе конечного выражения чувствительности ISFET к изменению р#. Способность раствора электролита корректировать количество находящихся в растворе зарядов при небольших изменениях в электрохимическом потенциале называют дифференциальной емкостью С :

_ J^o _ JWo JWo '

(6)

Комбинируя (4) и (5), получаем выражения для чувствительности потенциала к

изменению на поверхности:

JWo _ JWo J^Q _ -VAnt

&To c^

(7)

Подставляя (7) в (3) получаем:

JWo

Wo )

2,3СГ J

-А

С,

(8)

или же, преобразовывая (8), получаем выражение для чувствительности

электрохимического потенциала поверхности к изменению всего раствора:

= -2,3 .

(9)

в котором

1

СУ =

(10)

+ 1

4/4

су является безразмерной величиной чувствительности, которая принимает значения от нуля до единицы. Из выражения (10) видно, что чувствительность ISFET зависит от дифференциальной емкости двойного электрического слоя, формирующегося на границе раздела фаз электролит - твердое тело, и от собственной буферной емкости поверхности, которая зависит от природы материала пленки оксида. При су, стремящейся к 1, будет достигаться максимальная теоретическая чувствительность, при этом собственная буферная емкость должна быть высокой, а дифференциальная емкость низкой.

Существует несколько различных моделей, описывающих поведение заряда на поверхности оксидов в ходе протекающих на поверхности реакций при изменении /?7/ электролита. Все эти теории объединяют несколько общих постулатов [17]:

1. Взаимодействия происходят в определенных местах (сайтах);

2. Эти взаимодействия можно описать через закон сохранения масс;

3. Результатом этих взаимодействий является заряд на поверхности;

4. Влияние суммарного заряда поверхности на взаимодействия можно учесть через теорию двойного электрического слоя.

Ниже будут рассмотрены две наиболее распространённых модели, которые используют при описании протекающих физико-химических процессов на поверхности оксидов.

ЛТоЭель КМСЛО/ИНО-ОСИОбИЫХ Г/Ц77/7 /7Г?6'<?/?Х//У?67777/

Модель диссоциации кислотно-основных групп поверхности была создана для описания механизма перезарядки поверхности оксида в двойном электрическом слое [18, 19]. Она описывает состояние заряда на поверхности при помощи равновесного состояния между гидрокси-группами на поверхности оксида и ионами водорода 7/ в объеме раствора [20].

SiOH^SiO'+Hg, (И)

SiOH^ S1OH" +Hg (12)

с соответствующими термодинамическими уравнениями:

/4,// =/'4 - (13)

1ПЦ<,ОЯ+ = ^°ОЯ + 1П-Я^ ,

(14)

где ц - активность на поверхности и - стандартный химический потенциал для

частиц ;'.

Упрощая выражения (13) и (14), получим:

^Й-ОЯ -Дҗо- - Дя+

Ц — +

Я<У тт^ Т-^

---------- = , где = exP

Ц<;'ОЯ

ЦЖОЯ^я^ Ду^'ОЯ^

--------= Х,, где Х, = exp---------2 ц +

<;'ОЯ+

0 0

- ДйОЯ - ^Я+

(15)

(16)

В этих выражениях Х являются безразмерными константами собственной диссоциации поверхности. Очевидно, что эти константы не зависят от ионизованного состояния поверхности оксида. Отношение между активностями на поверхности и в объеме раствора определяется уравнением Больцмана (2), а плотность заряда на

поверхности можно выразить как:

^0 = 3 Ця2 -Цдо )= (Ө+ - Ө- ) ,

(17)

в котором Х выражает плотность кислотно-основных групп, Ө+ и Ө - количество

SiOH^ и SiO-, соответственно, при этом Ө+

и Ө рассчитываются из уравнений (13) и

(14), их подстановка в уравнение (1 7) дает:

^0 = 3Х< (Ө+-Ө-) =

Г -Я+- Х^Х,

Х-ХЬ + Хь-Я + + -Я + ?

=-3[ Д].

(18)

Для нахождения собственной буферной емкости поверхности, дифференцируя (18) по

^Xs, получаем выражение (4):

^^0

J[ Д]

3-------

(19)

= -3^,nt .

В этом выражении Д является собственной буферной емкостью поверхности с

размерностью количество групп на единицу поверхности. Подставляя Д из двух последних уравнений, получим конечное выражение для собственной буферной емкости поверхности оксида, определенное через константы диссоциации и плотность групп на

поверхности:

Х— + + 4Х-Х— + ХХ

Д = Х ----ту- 2,3—

(Х-Х, + Х,-я^+-Я J

(20)

Это выражение будет верно для всех оксидов, у которых механизм перезарядки может быть описан процессами ассоциации и диссоциации одного типа амфотерной группы. Значения 7Vy, и А*, устанавливаются экспериментальным путем для каждого оксида. Из выражения (20) наглядно видно, что поверхностная буферная емкость напрямую зависит от количества кислотно-основных групп на поверхности. Гидролиз на поверхности затрагивает дополнительные кислотно-основные группы, что приводит к росту поверхностной буферной емкости, а значит и общей чувствительности к изменению /?// электролита. Другим важным параметром является изоэлектрическая точка поверхности оксида, при которой количество отрицательно заряженных групп равно количеству положительно заряженных. Экспериментальные значения для поверхности кремния [21 ] приведены в таблице 1.

Таблица 1 Экспериментальные значения для поверхности кремния

/^6

S1O2 6 -2 5,1-10^ 2

В работе [18] для объяснения поведения заряда на границе фаз была предложена модель мультисайтового комплексообразования. В отличие от изложенной ранее модели, в которой константы диссоциации устанавливались при помощи экспериментального титрования, эта модель позволяет предсказывать значения констант диссоциации из физических свойств исследуемого оксида. Константы диссоциации зависят от валентности комплексообразователя, типа лиганда, от соотношения координирующих катионов и лигандов. Таким образом, нельзя вывести общее выражение, верное для всех оксидов сразу, и каждый оксид нужно рассматривать отдельно.

Согласно рассматриваемой модели поверхность оксида кремния состоит из двух

типов групп [18]:

SiOH SiO" +Hg с константой диссоциации , (21)

SiOH^ ^-SiOH+Hg с константой диссоциации AQ, (22)

Si2OH^ S12O+ Hg с константой диссоциации . (23)

Расчетное значение дважды координированного S12O очень высоко (уҖ? = —16,9),

что говорит о том, что эти группы можно рассматривать в воде как инертные. Значение

= —1.9 показывает, что протонирование групп вносит пренебрежительно малый вклад

при обычных значениях /?//. Стоит отметить, что это значение очень близко к константе, полученной экспериментальным путем в предыдущей модели. Заряд поверхности оксида кремния, таким образом, полностью определяется диссоциацией нейтральных групп из уравнения (20). Аналогично предыдущим выводам, заряд на поверхности выражается

уравнением:

(24)

где Ау - количество одиночных координированных сайтов. Из уравнения (23) получаем

выражение для собственной буферной емкости поверхности оксида кремния, которое может быть использовано для расчета параметра чувствительности си:

Список литературы диссертационного исследования кандидат наук Кузнецов, Александр Евгеньевич, 2016 год

СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ

1) Cui Y. et al. Nanowire nanosensors for highly sensitive and selective detection of biological and chemical species //Science. - 2001. - V. 293. - №. 5533. - P. 1289-1292.

2) Kharitonov A. B. et al. Enzyme monolayer-functionalized field-effect transistors for biosensor applications //Sensors and Actuators B: Chemical. - 2000. - V. 70. - №. 1. - P. 222-231.

3) Goda T., Miyahara Y. Detection of microenvironmental changes induced by protein adsorption onto self-assembled monolayers using an extended gate-field effect transistor //Analytical chemistry. - 2010. - V. 82. - №. 5. - P. 1803-1810.

4) Souteyrand E. et al. Direct detection of the hybridization of synthetic homo-oligomer DNA sequences by field effect //The Journal of Physical Chemistry B. - 1997. - V. 101.

- №. 15. - P. 2980-2985

5) Cheung P. W. Theory, design, and biomedical applications of solid state chemical sensors. - Crc Press, 1978

6) Li B. R. et al. An ultrasensitive nanowire-transistor biosensor for detecting dopamine release from living PC12 cells under hypoxic stimulation //Journal of the American Chemical Society. - 2013. - V. 135. - №. 43. - P. 16034-16037.

7) Patolsky F. et al. Detection, stimulation, and inhibition of neuronal signals with high-density nanowire transistor arrays //Science. - 2006. - V. 313. - №. 5790. - P. 11001104.

8) Bergveld P. Development, operation, and application of the ion-sensitive field-effect transistor as a tool for electrophysiology //IEEE Transactions on Biomedical Engineering.

- 1972. - №. 5. - P. 342-351.

9) Bergveld P. Thirty years of ISFETOLOGY: What happened in the past 30 years and what may happen in the next 30 years //Sensors and Actuators B: Chemical. - 2003. - V. 88. -№. 1. - P. 1-20

10) Patolsky F., Zheng G., Lieber C. M. Nanowire sensors for medicine and the life sciences// Future Medicine. - 2006. - V.1 - №. 1. - P. 51-65

11) Sheehan P. E., Whitman L. J. Detection limits for nanoscale biosensors //Nano letters. -2005. - V. 5. - №. 4. - P. 803-807.

12) Chomoucka J. et al. Nanotechnologies for society. New designs and applications of nanosensors and nanobiosensors in medicine and environmental analysis //International Journal of Nanotechnology. - 2012. - V. 9. - №. 8-9. - P. 746-783.

13) Stern E. et al. Label-free immunodetection with CMOS-compatible semiconducting nanowires //Nature. - 2007. - V. 445. - №. 7127. - P. 519-522.

14) Bergveld P. Development of an ion-sensitive solid-state device for neurophysiological measurements //IEEE Transactions on Biomedical Engineering. - 1970. - V. 1. - №. BME-17. - P. 70-71.

15) Siu W. M., Cobbold R. S. C. Basic properties of the electrolyte—SiO 2—Si system: physical and theoretical aspects //IEEE Transactions on Electron Devices. - 1979. - V. 26. - №. 11. - P. 1805-1815.

16) Van Hal R. E. G., Eijkel J. C. T., Bergveld P. A general model to describe the electrostatic potential at electrolyte oxide interfaces //Advances in colloid and interface science. - 1996. - V. 69. - №. 1. - P. 31-62

17) Westall J., Hohl H. A comparison of electrostatic models for the oxide/solution interface //Advances in Colloid and Interface Science. - 1980. - V. 12. - №. 4. - P. 265-294.

18) Hiemstra T., Van Riemsdijk W. H., Bolt G. H. Multisite proton adsorption modeling at the solid/solution interface of (hydr) oxides: A new approach: I. Model description and evaluation of intrinsic reaction constants //Journal of colloid and interface science. -1989. - V. 133. - №. 1. - P. 91-104.

19) Bolt G. H., Van Riemsdijk W. H. GH bolt (Ed.), Soil Chemistry B. Physio-Chemical Models. - 1982.

20) Yates D. E., Levine S., Healy T. W. Site-binding model of the electrical double layer at the oxide/water interface //Journal of the Chemical Society, Faraday Transactions 1: Physical Chemistry in Condensed Phases. - 1974. - V. 70. - P. 1807-1818.

21) Bousse L. J. The Chemical Sensitivity of Electrolyte/insulator/silicone Structures: Fundamentals of ISFET Operation :dis.. - Technische Hogeschool Twente, 1982.

22) Практикум по электрохимии, под ред. Б. Б. Дамаскина, М.: Мир, 1991. - 654

23) Dzombak D. A., Morel F. M. M. Surface complexation modeling: hydrous ferric oxide. -John Wiley & Sons, 1990.

24) Bard A. J. et al. Electrochemical methods: fundamentals and applications. - New York : Wiley, 1980. - V. 2.

25) Stem, Z. Elektrochem., . - 1924. - V. 30. - P. 508

26) Hiemstra T., Van Riemsdijk W. H. Physical chemical interpretation of primary charging behaviour of metal (hydr) oxides //Colloids and surfaces. - 1991. - V. 59. - P. 7-25.

27) Doremus R. H. Internal hydroxyl groups near the surface of silica //The Journal of Physical Chemistry. - 1971. - V. 75. - №. 20. - P. 3147-3148.

28) Tsukada K. et al. Long-life multiple-ISFETs with polymeric gates //Sensors and Actuators. - 1989. - V. 18. - №. 3. - P. 329-336.

29) Abe H., Esashi M., Matsuo T. ISFET's using inorganic gate thin films //IEEE Transactions on Electron Devices. - 1979. - V. 26. - №. 12. - P. 1939-1944.

30) Gimmel P. et al. Ta2O5-gates of pH-sensitive devices: comparative spectroscopic and electrical studies //Sensors and Actuators. - 1989. - V. 17. - №. 1-2. - P. 195-202.

31) Bergveld P., Van Hal R. E. G., Eijkel J. C. T. The remarkable similarity between the acid-base properties of ISFETs and proteins and the consequences for the design of ISFET biosensors //Biosensors and Bioelectronics. - 1995. - V. 10. - №. 5. - P. 405-414.

32) Bergveld P., Sibbald A. Analytical and biomedical applications of ion-selective fieldeffect transistors. - Amsterdam etc Elsevier, - 1988. - V. 15. - P. 177.

33) Poghossian A., Schoning M. J. Label- Free Sensing of Biomolecules with Field- Effect Devices for Clinical Applications //Electroanalysis. - 2014. - V. 26. - №. 6. - P. 11971213.

34) Chen K. I., Li B. R., Chen Y. T. Silicon nanowire field-effect transistor-based biosensors for biomedical diagnosis and cellular recording investigation //Nano Today. - 2011. - V. 6. - №. 2. - P. 131-154.

35) Bae T. E. et al. High Performance of Silicon Nanowire-Based Biosensors using a High-k Stacked Sensing Thin Film //ACS applied materials & interfaces. - 2013. - V. 5. - №. 11.-P. 5214-5218

36) Chen S. et al. Al2O3/silicon nanoISFET with near ideal Nernstian response //Nano letters. - 2011. - V. 11. - №. 6. - P. 2334-2341.

37) Dorvel B. R. et al. Silicon nanowires with high-k hafnium oxide dielectrics for sensitive detection of small nucleic acid oligomers //ACS nano. - 2012. - V. 6. - №. 7. - P. 61506164.

38) Reddy Jr B. et al. High-k dielectric Al2O3 nanowire and nanoplate field effect sensors for improved pH sensing //Biomedical microdevices. - 2011. - V. 13. - №. 2. - P. 335344.

39) Luo L. et al. Silicon nanowire sensors for Hg2+ and Cd2+ ions //Appl Phys Lett. - 2009. - V. 94. - P. 193101.

40) Bi X. et al. Tripeptide-modified silicon nanowire based field-effect transistors as realtime copper ion sensors //Electrochemistry Communications. - 2008. - V. 10. - №. 12. -P. 1868-1871.

41) Elfstrom N. et al. Surface charge sensitivity of silicon nanowires: Size dependence //Nano Letters. - 2007. - V. 7. - №. 9. - P. 2608-2612.

42) Li J. et al. Effect of nanowire number, diameter, and doping density on nano-FET biosensor sensitivity //ACS nano. - 2011. - V. 5. - №. 8. - P. 6661-6668

43) Schoning M. J., Poghossian A. Recent advances in biologically sensitive field-effect transistors (BioFETs) //Analyst. - 2002. - V. 127. - №. 9. - P. 1137-1151

44) Bergveld P. The future of biosensors //Sensors and Actuators A: Physical. - 1996. - V. 56. - №. 1. - P. 65-73

45) Stern E. et al. Label-free biomarker detection from whole blood //Nature nanotechnology. - 2010. - V. 5. - №. 2. - P. 138-142.

46) Elnathan R. et al. Biorecognition layer engineering: overcoming screening limitations of nanowire-based FET devices //Nano letters. - 2012. - V. 12. - №. 10. - P. 5245-5254

47) Shen M. Y., Li B. R., Li Y. K. Silicon nanowire field-effect-transistor based biosensors: From sensitive to ultra-sensitive //Biosensors and Bioelectronics. - 2014. - V. 60. - P. 101-111.

48) Sidransky D. Emerging molecular markers of cancer //Nature Reviews Cancer. - 2002. -V. 2. - №. 3. - P. 210-219

49) Vickers A. J. et al. Systematic review of pretreatment prostate-specific antigen velocity and doubling time as predictors for prostate cancer //Journal of Clinical Oncology. -2009. - V. 27. - №. 3. - P. 398-403.

50) Black M. H. et al. Serum total and free prostate-specific antigen for breast cancer diagnosis in women //Clinical cancer research. - 2000. - V. 6. - №. 2. - P. 467-473.

51) Kim A. et al. Ultrasensitive, label-free, and real-time immunodetection using silicon field-effect transistors //Applied Physics Letters. - 2007. - V. 91. - №. 10. - P. 103901103901.

52) Huang Y. W. et al. Real-time and label-free detection of the prostate-specific antigen in human serum by a polycrystalline silicon nanowire field-effect transistor biosensor //Analytical chemistry. - 2013. - V. 85. - №. 16. - P. 7912-7918.

53) Zheng G. et al. Multiplexed electrical detection of cancer markers with nanowire sensor arrays //Nature biotechnology. - 2005. - V. 23. - №. 10. - P. 1294-1301.

54) Tran D. P. et al. Complementary Metal Oxide Semiconductor Compatible Silicon Nanowires-on-a-Chip: Fabrication and Preclinical Validation for the Detection of a Cancer Prognostic Protein Marker in Serum //Analytical chemistry. - 2015. - V. 87. - №. 3. - P.1662-1668.

55) Maedler C. et al. Sensing of the Melanoma Biomarker TROY Using Silicon Nanowire Field-Effect Transistors //ACS Sensors. - 2016

56) Cheng S. et al. Label-free detection of tumor markers using field effect transistor (FET)-based biosensors for lung cancer diagnosis //Sensors and Actuators B: Chemical. - 2015.

- V. 212. - P. 329-334.

57) http://www.who.int

58) Chua J. H. et al. Label-free electrical detection of cardiac biomarker with complementary metal-oxide semiconductor-compatible silicon nanowire sensor arrays //Analytical chemistry. - 2009. - V. 81. - №. 15. - P. 6266-6271

59) Kong T. et al. CMOS-compatible, label-free silicon-nanowire biosensors to detect cardiac troponin I for acute myocardial infarction diagnosis //Biosensors and Bioelectronics. -2012. - V. 34. - №. 1. - P. 267-272

60) Zhang G. J. et al. Multiplexed detection of cardiac biomarkers in serum with nanowire arrays using readout ASIC //Biosensors and Bioelectronics. - 2012. - V. 35. - №. 1. - P. 218-223.

61) Drummond T. G., Hill M. G., Barton J. K. Electrochemical DNA sensors //Nature biotechnology. - 2003. - V. 21. - №. 10. - P. 1192-1199

62) Uno T. et al. Direct deoxyribonucleic acid detection using ion-sensitive field-effect transistors based on peptide nucleic acid //Japanese journal of applied physics. - 2004. -V. 43. - №. 12B. - P. L1584

63) Bandiera L. et al. A fully electronic sensor for the measurement of cDNA hybridization kinetics //Biosensors and Bioelectronics. - 2007. - V. 22. - №. 9. - P. 2108-2114

64) Estrela P. et al. Field effect detection of biomolecular interactions //Electrochimica Acta.

- 2005. - V. 50. - №. 25. - P. 4995-5000

65) Li Z. et al. Sequence-specific label-free DNA sensors based on silicon nanowires //Nano Letters. - 2004. - V. 4. - №. 2. - P. 245-247

66) Stern E. et al. Importance of the Debye screening length on nanowire field effect transistor sensors //Nano letters. - 2007. - V. 7. - №. 11. - P. 3405-3409

67) Noor M. O., Krull U. J. Silicon nanowires as field-effect transducers for biosensor development: a review //Analytica chimica acta. - 2014. - V. 825. - P. 1-25.

68) Bunimovich Y. L. et al. Quantitative real-time measurements of DNA hybridization with alkylated nonoxidized silicon nanowires in electrolyte solution //Journal of the American Chemical Society. - 2006. - V. 128. - №. 50. - P. 16323-16331.

69) Nielsen P. E. et al. Sequence-selective recognition of DNA by strand displacement with a thymine-substituted polyamide //Science. - 1991. - V. 254. - №. 5037. - P. 1497-1500.

70) Hahm J., Lieber C. M. Direct ultrasensitive electrical detection of DNA and DNA sequence variations using nanowire nanosensors //Nano letters. - 2004. - V. 4. - №. 1. -P. 51-54.

71) Li Z. et al. Silicon nanowires for sequence-specific DNA sensing: device fabrication and simulation //Applied Physics A. - 2005. - V. 80. - №. 6. - P. 1257-1263.

72) Lagos-Quintana M. et al. Identification of novel genes coding for small expressed RNAs //Science. - 2001. - V. 294. - №. 5543. - P. 853-858

73) Chen X. et al. Characterization of microRNAs in serum: a novel class of biomarkers for diagnosis of cancer and other diseases //Cell research. - 2008. - V. 18. - №. 10. - P. 9971006.

74) Zhang G. J. et al. Label-free direct detection of MiRNAs with silicon nanowire biosensors //Biosensors and Bioelectronics. - 2009. - V. 24. - №. 8. - P. 2504-2508

75) Lu N. et al. CMOS- Compatible Silicon Nanowire Field- Effect Transistors for Ultrasensitive and Label- Free MicroRNAs Sensing //small. - 2014. - V. 10. - №. 10. -P. 2022-2028.

76) Zhang G. J. et al. Silicon nanowire biosensor for highly sensitive and rapid detection of Dengue virus //Sensors and Actuators B: Chemical. - 2010. - V. 146. - №. 1. - P. 138144

77) Kao L. T. H. et al. Multiplexed detection and differentiation of the DNA strains for influenza A (H1N1 2009) using a silicon-based microfluidic system //Biosensors and Bioelectronics. - 2011. - V. 26. - №. 5. - P. 2006-2011.

78) Wipf M. et al. Label-Free FimH Protein Interaction Analysis Using Silicon Nanoribbon BioFETs //ACS Sensors. - 2016

79) Duan X. et al. Quantification of the affinities and kinetics of protein interactions using silicon nanowire biosensors //Nature nanotechnology. - 2012. - V. 7. - №. 6. - P. 401407

80) Chiesa M. et al. Detection of the early stage of recombinational DNA repair by silicon nanowire transistors //Nano letters. - 2012. - V. 12. - №. 3. - P. 1275-1281.

81) Zhang G. J. et al. Highly sensitive and reversible silicon nanowire biosensor to study nuclear hormone receptor protein and response element DNA interactions //Biosensors and Bioelectronics. - 2010. - V. 26. - №. 2. - P. 365-370.

82) Zhang G. J. et al. Self-assembled monolayer-assisted silicon nanowire biosensor for detection of protein-DNA interactions in nuclear extracts from breast cancer cell //Biosensors and Bioelectronics. - 2011. - V. 26. - №. 7. - P. 3233-3239.

83) Lee H. S. et al. Electrical detection of VEGFs for cancer diagnoses using anti-vascular endotherial growth factor aptamer-modified Si nanowire FETs //Biosensors and Bioelectronics. - 2009. - V. 24. - №. 6. - P. 1801-1805

84) Lin M. Y. et al. Immobilized rolling circle amplification on extended-gate field-effect transistors with integrated readout circuits for early detection of platelet-derived growth factor //Analytical and bioanalytical chemistry. - 2016. - P. 1-13

85) Goda T., Miyahara Y. Label-free and reagent-less protein biosensing using aptamer-modified extended-gate field-effect transistors //Biosensors and Bioelectronics. - 2013. -V.45. - P. 89-94.

86) Ruslinda A. R. et al. Effects of diamond-FET-based RNA aptamer sensing for detection of real sample of HIV-1 Tat protein //Biosensors and Bioelectronics. - 2013. - V. 40. -№. 1. - P. 277-282.

87) Strausberg R. L., Schreiber S. L. From knowing to controlling: a path from genomics to drugs using small molecule probes //Science. - 2003. - V. 300. - №. 5617. - P. 294-295.

88) Wang W. U. et al. Label-free detection of small-molecule-protein interactions by using nanowire nanosensors //Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America. - 2005. - V. 102. - №. 9. - P. 3208-3212.

89) Sharon E., Freeman R., Willner I. Detection of Explosives Using Field- Effect Transistors //Electroanalysis. - 2009. - V. 21. - №. 20. - P. 2185-2189.

90) Engel Y. et al. Supersensitive detection of explosives by silicon nanowire arrays //Angewandte Chemie International Edition. - 2010. - V. 49. - №. 38. - P. 6830-6835

91) Phillips M. et al. Volatile organic compounds in breath as markers of lung cancer: a cross-sectional study //The Lancet. - 1999. - V. 353. - №. 9168. - P. 1930-1933.

92) McAlpine M. C. et al. Peptide- Nanowire Hybrid Materials for Selective Sensing of Small Molecules //Journal of the American Chemical Society. - 2008. - V. 130. - №. 29. - P.9583-9589

93) Caras S., Janata J. Field effect transistor sensitive to penicillin //Analytical Chemistry. -

1980. - V. 52. - №. 12. - P. 1935-1937.

94) Pijanowska D. G., Torbicz W. pH-ISFET based urea biosensor //Sensors and Actuators B: Chemical. - 1997. - V. 44. - №. 1. - P. 370-376.

95) Chen J. C. et al. Portable urea biosensor based on the extended-gate field effect transistor //Sensors and actuators B: Chemical. - 2003. - V. 91. - №. 1. - P. 180-186.

96) Sant W. et al. Development of chemical field effect transistors for the detection of urea //Sensors and Actuators B: Chemical. - 2003. - V. 95. - №. 1. - P. 309-314

97) Chen Y. et al. Surface-modified silicon nano-channel for urea sensing //Sensors and Actuators B: Chemical. - 2008. - V. 133. - №. 2. - P. 593-598

98) Sant W. et al. Development of a creatinine-sensitive sensor for medical analysis //Sensors and Actuators B: Chemical. - 2004. - V. 103. - №. 1. - P. 260-264

99) Lin Y. H. et al. Extended-gate field-effect transistor packed in micro channel for glucose, urea and protein biomarker detection //Biomedical microdevices. - 2015. - V. 17. - №. 6.

- P. 1-9.

100) Hai A. et al. Acetylcholinesterase-ISFET based system for the detection of acetylcholine and acetylcholinesterase inhibitors //Biosensors and Bioelectronics. - 2006.

- V. 22. - №. 5. - P. 605-612.

101) Lee S. R. et al. Development of a highly-sensitive acetylcholine sensor using a charge-transfer technique on a smart biochip //TrAC Trends in Analytical Chemistry. -2009. - V. 28. - №. 2. - P. 196-203.

102) Vijayalakshmi A. et al. Enzyme field effect transistor (ENFET) for estimation of triglycerides using magnetic nanoparticles //Biosensors and Bioelectronics. - 2008. - V. 23. - №. 11. - P. 1708-1714.

103) Marrakchi M. et al. Development of trypsin biosensor based on ion sensitive fieldeffect transistors for proteins determination //Materials Science and Engineering: C. -2006. - V. 26. - №. 2. - P. 369-373

104) Simonian A. L., Flounders A. W., Wild J. R. FET- Based Biosensors for The Direct Detection of Organophosphate Neurotoxins //Electroanalysis. - 2004. - V. 16. -№. 22. - P. 1896-1906.

105) Arya M. et al. Basic principles of real-time quantitative PCR //Expert review of molecular diagnostics. - 2014

106) Rothberg J. M. et al. An integrated semiconductor device enabling non-optical genome sequencing //Nature. - 2011. - V. 475. - №. 7356. - P. 348-352.

107) Toumazou C. et al. Simultaneous DNA amplification and detection using a pH-sensing semiconductor system //Nature methods. - 2013. - V. 10. - №. 7. - P. 641-646

108) Shlyakhtenko L. S. et al. Silatrane-based surface chemistry for immobilization of DNA, protein-DNA complexes and other biological materials //Ultramicroscopy. - 2003.

- V. 97. - №. 1. - P. 279-287.

109) Matsuo T., Esashi M. Methods of ISFET fabrication //Sensors and Actuators. -

1981. - V. 1. - P. 77-96.

110) Gwenin C. D. et al. An in situ amperometric biosensor for the detection of vapours from explosive compounds //Analyst. - 2008. - V. 133. - №. 5. - P. 621-625.

111) Tahara S., Yoshii M., Oka S. Electrochemical reference electrode for the ion-selective field effect transistor //Chemistry Letters. - 1982. - №. 3. - P. 307-310.

112) Tsividis Y., McAndrew C. Operation and Modeling of the MOS Transistor. -Oxford Univ. Press, 2011

113) Schneider M. C., Galup-Montoro C. CMOS analog design using all-region MOSFET modeling. - Cambridge University Press, 2010.

114) Reiss H. The Fermi level and the redox potential //The Journal of Physical Chemistry. - 1985. - V. 89. - №. 18. - P. 3783-3791.

115) Memming R., Bahnemann D. Semiconductor electrochemistry. - John Wiley & Sons, 2015. - P. 60-64.

116) Honeycutt M. E., Jarvis A. S., McFarland V. A. Cytotoxicity and mutagenicity of 2, 4, 6-trinitrotoluene and its metabolites //Ecotoxicology and environmental safety. - 1996.

- V. 35. - №. 3. - P. 282-287

117) Banerjee H. N. et al. Cytotoxicity of TNT and its metabolites //The Yale journal of biology and medicine. - 1999. - V. 72. - №. 1. - P. 1-4.

118) Padda R. S. et al. Mutagenicity of nitroaromatic degradation compounds //Environmental toxicology and chemistry. - 2003. - V. 22. - №. 10. - P. 2293-2297.

119) Nishino S. F., Spain J. C. Biodegradation and Transformation of Nitroaromatic Compounds (POSTPRINT). - ARMSTRONG LAB TYNDALL AFB FL ENVIRONICS DIRECTORATE, 2012.

120) Smets B. F., Yin H., Esteve-Nunez A. TNT biotransformation: when chemistry confronts mineralization //Applied microbiology and biotechnology. - 2007. - V. 76. -№. 2. - P. 267-277

121) Shin J. H., Song H. G. Nitroreductase II involved in 2, 4, 6-trinitrotoluene degradation: Purification and characterization from Klebsiella sp. Cl //The Journal of Microbiology. - 2009. - V. 47. - №. 5. - P. 536-541

122) Choi J. W. et al. Crystal Structure of a Minimal Nitroreductase, ydjA, from< i> Escherichia coli K12</i> with and without FMN Cofactor //Journal of molecular biology.

- 2008. - V. 377. - №. 1. - P. 258-267.

123) Nokhbeh M. R. et al. Identification and characterization of SnrA, an inducible oxygen-insensitive nitroreductase in< i> Salmonella enterica</i> serovar Typhimurium TA1535 //Mutation Research/Fundamental and Molecular Mechanisms of Mutagenesis. -2002. - V. 508. - №. 1. - P. 59-70.

124) Haynes C. A. et al. Structures of Nitroreductase in Three States EFFECTS OF INHIBITOR BINDING AND REDUCTION //Journal of Biological Chemistry. - 2002. -V. 277. - №. 13. - P. 11513-11520

125) Goodwin A. et al. Metronidazole resistance in Helicobacter pylori is due to null mutations in a gene (rdxA) that encodes an oxygen- insensitive NADPH nitroreductase //Molecular microbiology. - 1998. - V. 28. - №. 2. - P. 383-393

126) Lei B. et al. Vibrio harveyi NADPH-flavin oxidoreductase: cloning, sequencing and overexpression of the gene and purification and characterization of the cloned enzyme //Journal of bacteriology. - 1994. - V. 176. - №. 12. - P. 3552-3558

127) Riefler R. G., Smets B. F. NAD (P) H: flavin mononucleotide oxidoreductase inactivation during 2, 4, 6-trinitrotoluene reduction //Applied and environmental microbiology. - 2002. - V. 68. - №. 4. - P. 1690-1696.

128) PARK H. J. et al. Purification and characterization of a NADH oxidase from the thermophile Thermus thermophilus HB8 //European Journal of Biochemistry. - 1992. -V. 205. - №. 3. - P. 881-885

129) Somerville C. C., Nishino S. F., Spain J. C. Purification and characterization of nitrobenzene nitroreductase from Pseudomonas pseudoalcaligenes JS45 //Journal of bacteriology. - 1995. - V. 177. - №. 13. - P. 3837-3842

130) Caballero A. et al. PnrA, a new nitroreductase- family enzyme in the TNT-degrading strain Pseudomonas putida JLR11 //Environmental microbiology. - 2005. - V. 7. - №. 8. - P. 1211-1219.

131) Kutty R., Bennett G. N. Biochemical characterization of trinitrotoluene transforming oxygen-insensitive nitroreductases from Clostridium acetobutylicum ATCC 824 //Archives of microbiology. - 2005. - V. 184. - №. 3. - P. 158-167

132) Kim H. Y., Song H. G. Purification and characterization of NAD (P) H-dependent nitroreductase I from Klebsiella sp. C1 and enzymatic transformation of 2, 4, 6-trinitrotoluene //Applied microbiology and biotechnology. - 2005. - V. 68. - №. 6. - P. 766-773.]

133) Lee B. U. et al. Expression and characterization of the TNT nitroreductase of Pseudomonas sp. HK-6 in Escherichia coli //Current microbiology. - 2008. - V. 56. - №. 4. - P. 386-390

134) Paterson E. S., Boucher S. E., Lambert I. B. Regulation of the nfsA gene in Escherichia coli by SoxS //Journal of bacteriology. - 2002. - V. 184. - №. 1. - P. 51-58

135) Koder R. L., Miller A. F. Steady-state kinetic mechanism, stereospecificity, substrate and inhibitor specificity of Enterobacter cloacae nitroreductase //Biochimica et

Biophysica Acta (BBA)-Protein Structure and Molecular Enzymology. - 1998. - V. 1387. - №. 1. - P. 395-405

136) Esteve-Nunez A., Caballero A., Ramos J. L. Biological degradation of 2, 4, 6-trinitrotoluene //Microbiology and Molecular Biology Reviews. - 2001. - V. 65. - №. 3. - P. 335-352.

137) Yin H., Wood T. K., Smets B. F. Reductive transformation of TNT by Escherichia coli: pathway description //Applied microbiology and biotechnology. - 2005. - V. 67. -№. 3. - P. 397-404.

138) Zenno S. et al. Biochemical characterization of NfsA, the Escherichia coli major nitroreductase exhibiting a high amino acid sequence homology to Frp, a Vibrio harveyi flavin oxidoreductase //Journal of bacteriology. - 1996. - V. 178. - №. 15. - P. 45084514.

139) Zenno S. et al. Gene cloning, purification, and characterization of NfsB, a minor oxygen-insensitive nitroreductase from Escherichia coli, similar in biochemical properties to FRase I, the major flavin reductase in Vibrio fischeri //Journal of biochemistry. - 1996. - V. 120. - №. 4. - P. 736-744.

140) Race P. R. et al. Structural and Mechanistic Studies of Escherichia coli Nitroreductase with the Antibiotic Nitrofurazone REVERSED BINDING ORIENTATIONS IN DIFFERENT REDOX STATES OF THE ENZYME //Journal of Biological Chemistry. - 2005. - V. 280. - №. 14. - P. 13256-13264

141) Salazar-Salinas K., Seminario J. M. Energetics and vibronics analyses of the enzymatic coupled electron-proton transfer from nfsa nitroreductase to trinitrotoluene //IEEE Transactions on Nanotechnology. - 2010. - V. 9. - №. 5. - P. 543-553

142) Copeland R. A., Retey J. Enzymes: a practical introduction to structure, mechanism, and data analysis. - New York: : VCH Publishers, 1996. - P. 187-261.

143) Christofferson A., Wilkie J. Mechanism of CB1954 reduction by Escherichia coli nitroreductase //Biochemical Society Transactions. - 2009. - V. 37. - №. 2. - P. 413-418.

144) Parkinson G. N., Skelly J. V., Neidle S. Crystal Structure of FMN-Dependent Nitroreductase from Escherichia coli B: A Prodrug-Activating Enzyme //Journal of medicinal chemistry. - 2000. - V. 43. - №. 20. - P. 3624-3631.

145) Butler P. J. G. et al. The use of maleic anhydride for the reversible blocking of amino groups on polypeptide chains //Biochem. J. - 1969. - V. 112. - P. 679-689

146) Stark G. R. Reactions of Cyanate with Functional Groups of Proteins. III. Reactions with Amino and Carboxyl Groups* //Biochemistry. - 1965. - V. 4. - №. 6. - P. 10301036

147) Habeeb A., Hiramoto R. Reaction of proteins with glutaraldehyde //Archives of biochemistry and biophysics. - 1968. - V. 126. - №. 1. - P. 16-26

148) Lim G., Hwang H. J., Kim J. H. Protected immobilization of< i> Taq</i> DNA polymerase by active site masking on self-assembled monolayers of ю-functionalized thiols //Analytical biochemistry. - 2011. - V. 419. - №. 2. - P. 205-210

149) Bigdeli S. et al. Conformational flexibility of a model protein upon immobilization on self-assembled monolayers //Biotechnology and bioengineering. - 2008. - V. 100. -№. 1. - P. 19-27

150) Fischer M. J. E. Amine coupling through EDC/NHS: a practical approach //Surface plasmon resonance: methods and protocols. - 2010. - P. 55-73.

151) Kitagawa T., Aikawa T. Enzyme coupled immunoassay of insulin using a novel coupling reagent //Journal of Biochemistry. - 1976. - V. 79. - №. 1. - P. 233-236.

152) Lee C. S., Kim S. K., Kim M. Ion-sensitive field-effect transistor for biological sensing //Sensors. - 2009. - V. 9. - №. 9. - P. 7111-7131.

153) Saengdee P. et al. Surface modification of silicon dioxide, silicon nitride and titanium oxynitride for lactate dehydrogenase immobilization //Biosensors and Bioelectronics. - 2015. - V. 67. - P. 134-138.

154) Singh A. K. et al. Development of sensors for direct detection of organophosphates. Part I: immobilization, characterization and stabilization of acetylcholinesterase and organophosphate hydrolase on silica supports //Biosensors and Bioelectronics. - 1999. -V. 14. - №. 8. - P. 703-713.

155) Haensch C., Hoeppener S., Schubert U. S. Chemical modification of self-assembled silane based monolayers by surface reactions //Chemical Society Reviews. - 2010. - V. 39. - №. 6. - P. 2323-2334.