この作品は、グランドチャレンジの探検のイニシアティブを通じた、お​​よび補助金GM062958 - 01と2R01EB002046を通じて、NIHで、ビルアンドメリンダゲイツ財団からの助成金（OPP1015402）によって賄われていた。この作業は、契約DE - AC52 - 07NA27344でローレンスリバモア国立研究所で米国エネルギー省の後援の下の部分で行われた。

1。ステージの設定<ol><li>バイオサーチテクノロジーズ（ノヴァ、CA）またはミッドランド認定（ミッドランド、テキサス州）などのカスタムオリゴヌクレオチド合成の会社から、関連する、化学的に修飾されたプローブDNAを購入する。プローブは、その3&#39;末端にC6チオールの添加とその5&#39;末端にレドックス活性メチレンブルーによる合成中に変更されます。 </li><li>リン酸塩にプローブDNAを溶かし、200μMの濃度に生理食塩水pH7.4をバッファリングし、分光光度計を用いて260 nmでの吸光度を測定することにより、その濃度を確認してください。メチレンブルー部分によるDNAプローブのソリューションは、目に見える青色の色合いを持つ必要があります。 </li><li>新たに蒸留、脱イオン水（DI水）中のトリス（2 - カルボキシエチル）ホスフィンTCEPの10mM溶液1 mLを準備する。 4℃で暗所に保存されているときに我々の経験では、これらのTCEPのソリューションは、一週間のために新鮮なまま</li><li>プローブDNAの溶液中に存在する可能性のあるジスルフィド結合を減らすために、TCEP溶液2μLとプローブDNAのストック溶液の1μLを組み合わせて、ピペットで軽く混ぜる。暗い、冷蔵コンテナで1時間混合物をインキュベートする。 TCEPは可逆的にメチレンブルーを減らすように最初は青色溶液は透明になるはず。解決策が明確にならない場合、室温で、おそらく、新鮮なTCEPのソリューションを使用して手順を繰り返すか。 </li><li>一時間後にバッファー1mLで減少したDNAプローブ溶液を希釈し、これは200nmの濃度に希釈されます。後で、この希釈プローブ溶液の200μLの部分にゴールドディスク電極のセットをインキュベートします。 </li><li>新鮮なリン酸塩で2mm mercaptohexanolの少なくとも2 mlを調製緩衝生理食塩水。 </li></ol> 2。センサーの準備<ol><li>細かい研磨布上に水で0.05ミクロンアルミナ粉を組み合わせる。濡れた布にしっかりと金表面を押すと、電極あたり約3分間8の字パターンでそれらを移動することにより、金ディスク電極（CHインスツルメンツ、オースティン、テキサス州）のセットを磨く。 </li><li> DI水で磨かれた電極をすすぎと同じでいっぱいエッペンドルフチュー​​ブにそれらを浸す。任意の残留アルミナ粉末を除去するために5分間超音波洗浄器にかけます。 </li><li> 0.5M硫酸溶液に電極を配置する、プラチナのカウンタと銀/塩化銀基準電極と一緒にポテンシオスタットに添付すること、および、酸化の削減、および電気化学的にその表面をきれいにするのボルタモグラムのシリーズを実行してください。これに続いて0.1 M硫酸中の0.01MのKClの溶液中で第二の電気化学的洗浄を行う。これらの洗浄方法の細部は、私たちの自然のプロトコル紙 1の、そしてこのビデオを補足するもので見つけることができます。 </li><li>ラックに2 mLのエッペンドルフチュー​​ブのセットを配置し、プローブDNA溶液200μLを各を埋める。この溶液中でプローブDNAの濃度は、センサー表面上にプローブDNAをパックなると密度を定義します。センサーの性能は、次の1つのセンサアーキテクチャからさまざまな最適な密度で、プローブの密度に強く依存している。このステップで使用されているプローブの濃度は、このようにセンサ2の各々の新しいタイプに最適化する必要があります。我々はこれまでに調査してプローブのアーキテクチャでは、プローブDNAの濃度は、我々は200nmが標準的な値であると、15 nMから2μmまで、この手順の範囲で採用しています。 </li><li> DI水で金ディスク電極をすすぎ、その後一時間エッペンドルフチュー​​ブ内の関連するプローブDNA溶液でそれらを浸す。この時点では、プローブDNAは、チオールオン金の自己組織化膜の形成を介して金電極表面にアタッチされます。 </li><li> DI水で電極をすすぎ、エッペンドルフチュー​​ブで2mm mercaptohexanolでそれらを浸漬し、自己組織化膜の完全な形成を確実にするために、室温で一晩に3時間暗所に保管してください。このステップでは、安定した単分子膜の形成を確保するための混合単分子膜の一部としてmercaptohexanolを内蔵しています。蒸発を防ぐためには、パラフィルムでエッペンドルフチュー​​ブに電極を封止することができます。センサーは必要に応じて数日間、このソリューションに保存することができます。 </li><li>センサーを使用する準備ができたら、DI水でそれを洗い流してから少なくとも10分間、これをバッファに浸す。抗体の検出を目的としたセンサは、バッファで洗い流し、極めて迅速に続いて、使用する前に、関連する認識の鎖の100 nM溶液に浸漬する必要があります。 </li></ol> 3。センサーのテスト、DNAの検出<ol><li>このプロトコルでは、17ヌクレオチドプローブの鎖は、金電極に固定される。それは、その3&#39;末端にメチレンブルー還元レポーター（図1）があります。プローブ分子が捕獲鎖とハイブリダイズするときは、センサ回路を流れる電流は減少する。 </li><li> DI -水と新鮮なセンサーをすすぎ、ブランクでそれを浸すそれが生成するバックグラウンドシグナルを記録するために、ターゲットを欠いているサンプル。ポテンシオスタットの作用電極のリードにセンサーを取り付けます。プラチナのカウンター電極と溶液中に銀/塩化銀参照電極を配置。 </li><li> 0〜25 mVの振幅と1mVのステップサイズと-0.6 Vに方形波の測定を実行します。最適な矩形波の周波数は、プローブのアーキテクチャ2,3の詳細に依存します。プローブのアーキテクチャのために我々は、600 Hzの範囲60に典型的には最適な値を採用している。あなたは、メチレンブルーの酸化還元電位（ピーク電位は、試験溶液の正確なpH値に応じて若干ずれる場合があります）、約-0.35 Vで丸いピークが表示されるはずです。このピークに、現在のベースラインからの高さはメチレンブルーと金電極（図2）との間の効率の電子移動に比例する。このバックグラウンド測定を保存します。 </li><li>興味のターゲットDNA分子を含む溶液に電極を移動、平衡化（5〜120分がtarget4、5の大きさ、構造および濃度に応じて）と第二方形波のvoltammagramを収集する。 -0.35 Vピークの高さは初期の、バックグラウンドの測定値から変更されます。この変化の大きさは、分析物の濃度に関係している。それは、このセンサーの主な出力データ（図3）です。 </li><li>相対的な信号の変化、減少率や背景のピークの相対シグナルの増加を、測定することは、電極の表面積の変化は、この補正するとして、多くの場合、現在の絶対的な変化を測定するよりも再現可能です。これを行うには、ピーク電流とバックグラウンドのピーク電流との差は、現在のバックグラウンドピークが分かれています。 </li></ol> 4。センサーの再生<ol><li>お使いの測定が完了したら、30秒間のためにDI水の安定した流れでそれを30秒間DI水で満たされた容器内にセンサーを移動したり、噴出新鮮な脱イオン水でこれをさらに2回繰り返します。注：いくつかの検体では、このアプローチに耐性であり、彼らのために6 M塩酸グアニジンまたは70％エタノールで洗浄積極的にしてみてください。 </li><li>測定が行われる溶液中にセンサーを戻す。分以内に、ピークの高さは元の値に戻ってくるはずです。それは、これらのセンサーは頻繁に彼らの最初のテストと再生のサイクルの間にわずかに大きい信号の変化、およびそれ以降のサイクル6で非常に一貫した結果を示すことは注目に値します。 </li></ol> 5。センサーのテスト、抗体の検出<ol><li>このプロトコルでは、これらのセンサに使用されるメチレン青とチオール修飾DNAプローブは、&quot;アンカー&quot;ストランド7のように機能します。それは、金電極に直接接続されています。これは、関連抗原（図4）に共有結合された第2、&quot;認識&quot;DNA鎖とハイブリダイズさせる。我々は、必要に応じてDNA -抗原キメラの合成のため、このようなバイオサーチテクノロジーズとPanageneなどの商用合成の家、と幸運があった。ハイブリダイゼーションのステップは、1時間PBSに関連する認識のDNA鎖の100nmを含むエッペンドルフチュー​​ブにプレハブセンサーを転送することにより行われる。 </li><li>該当するブランク溶液にセンサーを配置。ポテンシオスタットの作用電極のリードに添付し、溶液中の白金対極及び銀/塩化銀参照電極を配置。 </li><li>上記のような方形波ボルタンメトリーを実行します。特定のプローブのアーキテクチャのために我々は最適な方形波の周波数が60Hzであるここに採用されている。あなたは、-0.35の周りに丸いピークを参照してくださいV.このバックグラウンド測定を保存する必要があります。 </li><li>標的分析物を含む溶液に電極を転送する、5〜60分間インキュベート、第二方形波のvoltammagramを収集する。ターゲットの抗体が存在する場合は-0.35 Vピークが減少します。この変化の大きさは、抗体の濃度に関連しています。 </li></ol> 6。センサーのテスト、小分子の検出<ol><li>このケースでは、センサー表面上にプローブ分子は、特定の分子の分析物を結合することがin vitroで選択されているアプタマー、DNAまたはRNA分子であり、それはその標的分析物8,9に結合するとその構造（ひだ）を変更（図5）。ここでは、ストヤノビッチ10,11ラボによって開発されたコカイン結合、DNAアプタマーを採用しています。 </li><li> DI -水と新鮮なセンサーをリンスし、作成されたバックグラウンド信号を記録するために、ターゲットを欠いているブランクサンプルでそれを浸す。ポテンシオスタットの作用電極のリードにセンサーを取り付けます。プラチナのカウンタと溶液中に銀/塩化銀基準を置きます。 </li><li>上記のような方形波ボルタンメトリーを実行します。我々がここで採用されている特定のプローブのアーキテクチャに最適な方形波の周波数は、（200Hzのです。しかし、60 Hzのも動作します）。あなたは、-0.35の周りに丸いピークを参照してくださいV.このバックグラウンド測定を保存する必要があります。 </li><li>標的分析物を含む溶液に電極を転送する、〜5分間インキュベートする、と第二方形波のvoltammagramを収集する。 -0.35 Vピークの高さが変わります。この変化の大きさは、標的分析物の濃度に関係している。あなたがコカインのサンプル、プロカインを取得できない場合は、無秩序になっている使用は、代替として使用することができます。 </li></ol> 7。代表的な結果： ときに200nmのターゲットで平衡化した最初のアーキテクチャを使用してDNAを検出するために使用する場合、信号は少なくとも60％減少するはずである。脱イオン水で3簡単な洗浄した後、信号は元の値に（0.1から5パーセント以内）非常に近い返す必要があります。抗体の検出センサは、40〜80％のシグナルの減少を受けなければならない。コカインを検出するためのアプタマーベースのセンサは、それらの動作周波数と表面被覆率に応じて200％までの信号の増加を示す。コカインのセンサーの場合は、低表面被覆率は、最高の3です。 <img src="/files/ftp_upload/2922/2922fig1.jpg" alt="図1" /> 図1電気化学的DNAバイオセンサによるDNAの検出。 <img src="/files/ftp_upload/2922/2922fig2.jpg" alt="図2" /> 矩形波ボルタンメトリー中にE - DNAのバイオセンサーによって生成される信号を示す図2。スクリーンショット。 <img src="/files/ftp_upload/2922/2922fig3.jpg" alt="図3" /> 分析対象物とのハイブリダイゼーションの前と後、方形波ボルタンメトリー時のE - DNAのバイオセンサーによって生成された信号を示す図3。スクリーンショット。 <img src="/files/ftp_upload/2922/2922fig4.jpg" alt="図4" /> 図4。足場のバイオセンサを有する抗体の検出。 <img src="/files/ftp_upload/2922/2922fig5.jpg" alt="図5" /> 図5。電気化学的ア ​​プタマーのバイオセンサとコカインやプロカインの検出。 <table border="1"><tbody><tr><td> カスタムオリゴ </td><td> シーケンス </td><td> コメント </td></tr><tr><td>リニアプローブDNA（LP17） </td><td> 5&#39; - HS -（CH2）6 - TGGATCGGCGTTTTATT -（CH2）7 - NH - MB - 3&#39; </td><td> HPLC精製は、SSで注文することができます。 </td></tr><tr><td>標的分析物のDNA </td><td> AATAAAACGCCGATCCA </td><td>変更なし</td></tr><tr><td>認識ストランド</td><td> 5&#39; -抗原- TEG - CAGTGGCGTTTTATTCTTGTTACTG - 3&#39; </td><td></td></tr><tr><td>足場アンカー</td><td> 5&#39; - HS -（CH 2）6 - GCAGTAACAAGAATAAAACGC CACTGC -（CH 2）7 - MB </td><td> HPLC精製は、SSで注文することができます。 </td></tr><tr><td> A4コカインアプタマー</td><td> 5&#39; - HS - AGACAAGGAAAATCCTTCAATGAAGTGGGTCG - MethyleneBlue - 3&#39; </td><td> HPLC精製は、SSで注文することができます。 </td></tr></tbody></table>表1。プローブと標的DNA配列。

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	<li>Xiao, Y., Lai, R. Y., Plaxco, K. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Preparation+of+electrode-immobilized,+redox-modified+oligonucleotides+for+electrochemical+DNA+and+aptamer-based+sensing.">Preparation of electrode-immobilized, redox-modified oligonucleotides for electrochemical DNA and aptamer-based sensing.</a> Nat. Protocols. 2, 2875-2880 (2007).</li><li>Ricci, F., Lai, R. Y., Heeger, A. J., Plaxco, K. W., Sumner, J. J. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Effect+of+Molecular+Crowding+on+the+Response+of+an+Electrochemical+DNA+Sensor.">Effect of Molecular Crowding on the Response of an Electrochemical DNA Sensor.</a> Langmuir. 23, 6827-6834 (2007).</li><li>White, R. J., Phares, N., Lubin, A. A., Xiao, Y., Plaxco, K. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Optimization+of+Electrochemical+Aptamer-Based+Sensors+via+Optimization+of+Probe+Packing+Density+and+Surface+Chemistry.">Optimization of Electrochemical Aptamer-Based Sensors via Optimization of Probe Packing Density and Surface Chemistry.</a> Langmuir. 24, 10513-10518 (2008).</li><li>Lubin, A. A., Vander Stoep Hunt, B., White, R. J., Plaxco, K. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Effects+of+Probe+Length,+Probe+Geometry,+and+Redox-Tag+Placement+on+the+Performance+of+the+Electrochemical+E-DNA+Sensor.">Effects of Probe Length, Probe Geometry, and Redox-Tag Placement on the Performance of the Electrochemical E-DNA Sensor.</a> Analytical Chemistry. 81, 2150-2158 (2009).</li><li>Lubin, A. A., Plaxco, K. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Folding-Based+Electrochemical+Biosensors:+The+Case+for+Responsive+Nucleic+Acid+Architectures.">Folding-Based Electrochemical Biosensors: The Case for Responsive Nucleic Acid Architectures.</a> Accounts of Chemical Research. 43, 496-505 (2010).</li><li>Lubin, A. A., Lai, R. Y., Baker, B. R., Heeger, A. J., Plaxco, K. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Sequence-Specific,+Electronic+Detection+of+Oligonucleotides+in+Blood,+Soil,+and+Foodstuffs+with+the+Reagentless,+Reusable+E-DNA+Sensor.">Sequence-Specific, Electronic Detection of Oligonucleotides in Blood, Soil, and Foodstuffs with the Reagentless, Reusable E-DNA Sensor.</a> Analytical Chemistry. 78, 5671-5677 (2006).</li><li>Cash, K. J., Ricci, F., Plaxco, K. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=An+Electrochemical+Sensor+for+the+Detection+of+Protein?Small+Molecule+Interactions+Directly+in+Serum+and+Other+Complex+Matrices.">An Electrochemical Sensor for the Detection of Protein?Small Molecule Interactions Directly in Serum and Other Complex Matrices.</a> Journal of the American Chemical Society. 131, 6955-6957 (2009).</li><li>Baker, B. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=An+Electronic,+Aptamer-Based+Small-Molecule+Sensor+for+the+Rapid,+Label-Free+Detection+of+Cocaine+in+Adulterated+Samples+and+Biological+Fluids.">An Electronic, Aptamer-Based Small-Molecule Sensor for the Rapid, Label-Free Detection of Cocaine in Adulterated Samples and Biological Fluids.</a> Journal of the American Chemical Society. 128, 3138-3139 (2006).</li><li>Ferapontova, E. E., Olsen, E. M., Gothelf, K. V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=An+RNA+Aptamer-Based+Electrochemical+Biosensor+for+Detection+of+Theophylline+in+Serum.">An RNA Aptamer-Based Electrochemical Biosensor for Detection of Theophylline in Serum.</a> Journal of the American Chemical Society. 130, 4256-4258 (2008).</li><li>Stojanovic, M. N., Landry, D. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Aptamer-Based+Colorimetric+Probe+for+Cocaine.">Aptamer-Based Colorimetric Probe for Cocaine.</a> Journal of the American Chemical Society. 124, 9678-9679 (2002).</li><li>Stojanovic, M. N., Prada, P. d. e., Landry, D. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Aptamer-Based+Folding+Fluorescent+Sensor+for+Cocaine.">Aptamer-Based Folding Fluorescent Sensor for Cocaine.</a> Journal of the American Chemical Society. 123, 4928-4931 (2001).</li><li>Cash, K. J., Heeger, A. J., Plaxco, K. W., Xiao, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Optimization+of+a+Reusable,+DNA+Pseudoknot-Based+Electrochemical+Sensor+for+Sequence-Specific+DNA+Detection+in+Blood+Serum.">Optimization of a Reusable, DNA Pseudoknot-Based Electrochemical Sensor for Sequence-Specific DNA Detection in Blood Serum.</a> Analytical Chemistry. 81, 656-661 (2009).</li><li>Xiao, Y. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=An+Electrochemical+Sensor+for+Single+Nucleotide+Polymorphism+Detection+in+Serum+Based+on+a+Triple-Stem+DNA+Probe.">An Electrochemical Sensor for Single Nucleotide Polymorphism Detection in Serum Based on a Triple-Stem DNA Probe.</a> Journal of the American Chemical Society. 131, 15311-15316 (2009).</li><li>Zuo, X., Xiao, Y., Plaxco, K. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=High+Specificity,+Electrochemical+Sandwich+Assays+Based+on+Single+Aptamer+Sequences+and+Suitable+for+the+Direct+Detection+of+Small-Molecule+Targets+in+Blood+and+Other+Complex+Matrices.">High Specificity, Electrochemical Sandwich Assays Based on Single Aptamer Sequences and Suitable for the Direct Detection of Small-Molecule Targets in Blood and Other Complex Matrices.</a> Journal of the American Chemical Society. 131, 6944-6945 (2009).</li><li>Xia, F. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=An+Electrochemical+Supersandwich+Assay+for+Sensitive+and+Selective+DNA+Detection+in+Complex+Matrices.">An Electrochemical Supersandwich Assay for Sensitive and Selective DNA Detection in Complex Matrices.</a> Journal of the American Chemical Society. 132, 14346-14348 (2010).</li><li>Patterson, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Using+Triplex-Forming+Oligonucleotide+Probes+for+the+Reagentless,+Electrochemical+Detection+of+Double-Stranded+DNA.">Using Triplex-Forming Oligonucleotide Probes for the Reagentless, Electrochemical Detection of Double-Stranded DNA.</a> Analytical Chemistry. 82, 9109-9115 (2010).</li><li>Ferguson, B. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Integrated+Microfluidic+Electrochemical+DNA+Sensor.">Integrated Microfluidic Electrochemical DNA Sensor.</a> Analytical Chemistry. 81, 6503-6508 (2009).</li><li>Swensen, J. S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Continuous,+Real-Time+Monitoring+of+Cocaine+in+Undiluted+Blood+Serum+via+a+Microfluidic,+Electrochemical+Aptamer-Based+Sensor.">Continuous, Real-Time Monitoring of Cocaine in Undiluted Blood Serum via a Microfluidic, Electrochemical Aptamer-Based Sensor.</a> Journal of the American Chemical Society. 131, 4262-4266 (2009).</li></ol>

開示することは何もありません。

重要なノートでは、その電極が適切にクリーンアップされている場合を除き、上記の実験のいずれもが正しく動作しませんです。ここに私たちの電気化学的洗浄手順のガイドです。 CH Instrumentsのポテンショスタットで作業する場合、我々は3つのマクロプログラムのセットを使用してこれらの洗浄の手順を実行します。 フェーズゼロ（E -クリーンO） 0.5MH 2 SO 4に電極を浸漬し、ポテンシオスタットの作用電極に接続します。また、Ag / AgCl参照と白金カウンター電極を接続して、浸す。その後、酸化工程（5秒2 V）と還元工程（10秒0.35 V）で始まります。 フェーズワン（E -クリーン1） 0.35〜1.5 V（スキャンレートの4つのスキャンに続いて20 V / S 4のスキャン速度でスキャンし、0.01 Vのサンプル間隔から、同じ酸性条件下（0.5MH 2 SO 4）の下に酸化および還元のスキャンを開始する0.1 V / sと0.01 Vのサンプル間隔の）。 第二段階（E -クリーン2） すべて0.1 V S 1のスキャン速度と0.01 Vのサンプリング間隔で10セグメントに対して実行つの異なる可能性の範囲を（カバー酸性条件（0.01 M KCl/0.1 MH 2 SO 4）の下で電気化学的酸化と還元のスキャンの別のセットを行う）：0.2〜0.75 Vの（i）の潜在的な範囲、0.2〜1.0 Vまで（II）電位範囲、0.2〜1.25 Vまで（iii）の電位範囲、0.2〜1.5〜（IV）の潜在的な範囲V. 金電極の多くの種類はこれらの実験を行うために使用することができます。このようなここで用いられるような金ディスク電極に加えて、我々は微細加工、金表面、金ワイヤ、およびプリント回路基板上に金と成功を収めている。 このホワイトペーパーで説明されているセンサーと一緒に、他の多くの電気化学的DNAバイオセンサアーキテクチャが報告されている。これは、シュードノット12とセンサー、トリプルストランド13、サンドイッチ14、スーパーサンドイッチ15、または三重16アーキテクチャが含まれています。 今後は、これらのセンサをケア医療診断のポイントで使用されることを期待しています。彼らは正常にいくつかのマイクロ流体デバイス17,18に統合、および光学的分析物の検出システムに比べて多くの利点を提供している。特に、これらのセンサーは光学的に高密度で高度に自動蛍光サンプル、濁ったに機能することができます。

<table border="1"><tbody><tr><th>試薬の名前</th><th>会社</th><th>カタログ番号</th><th>コメント（省略可能） </th></tr><tr><td>ゴールドディスク電極</td><td> CHインスツルメンツ</td><td> CHI101 </td><td>再使用することができます。 </td></tr><tr><td>合成プローブDNA </td><td>バイオサーチテクノロジーズ</td><td>カスタム</td><td></td></tr><tr><td>合成ターゲットDNA </td><td>シグマジェノシス</td><td>カスタム</td><td></td></tr><tr><td> Mercaptohexanol </td><td>シグマアルドリッチ</td><td> 725226 - 1G </td><td>冷暗所に保管</td></tr><tr><td>白金電極</td><td>抜糸</td><td> MW - 1032 </td><td>再使用することができます。 </td></tr><tr><td> Ag / AgCl参照</td><td>抜糸</td><td> MF - 2052 </td><td>再使用することができます。 </td></tr><tr><td>研磨布</td><td>ブエラー</td><td> 40から7212 </td><td></td></tr><tr><td>アルミナポーランド語</td><td>ブエラー</td><td> 40-6325-016 </td><td></td></tr><tr><td>リン酸緩衝生理食塩水緩衝液、pH7.4の緩衝化</td><td>シグマアルドリッチ</td><td> P7059 - 1L </td><td></td></tr><tr><td> CHインスツルメンツ605A </td><td> CHインスツルメンツ</td><td> 605A </td><td>任意のポテンシオスタットを使用してください</td></tr><tr><td>新生児ウシ血清</td><td>シグマアルドリッチ</td><td> N4637 - 500ML </td><td>凍結保存</td></tr><tr><td>光度計</td><td>フィッシャーサイエンティフィック</td><td> ND - 2000 </td><td>あらゆるUV - VIを使用してください</td></tr><tr><td> PCRミックス</td><td> Bio - Rad社</td><td> 170-8862 </td><td>凍結保存</td></tr><tr><td>コカイン</td><td>シグマアルドリッチ</td><td> C5776 </td><td> DEAライセンス必須</td></tr><tr><td>プロカイン</td><td>シグマアルドリッチ</td><td> P9879 </td><td>コカインの代用</td></tr><tr><td>抗Flag抗体</td><td>シグマアルドリッチ</td><td> F1804 - 1mgの</td><td></td></tr></tbody></table>

fabrication of electrochemical-dna biosensors for the reagentless detection of nucleic acids, proteins and small molecules

医学が現在実施されているとして、医師がテストのために、中央検査室に検体を送るため、結果を受け取るために数時間または数日を待つ必要があります。多くの患者がより良い迅速、ベッドサイドのテストによって提供される。この目的のために我々の研究室や他の人は核酸（DNA、RNA）、タンパク質（抗体を含む）と直接に未処理の臨床および環境試料中の低分子化合物の分析物の定量、reagentless、電気化学的検出をサポートする汎用性の高い、reagentlessバイオセンサープラットフォームを開発しました。このビデオでは、我々はこの&quot;E - DNA&quot;クラスのいくつかのバイオセンサーの作成と使用方法を示しています。特に、我々は、ポリメラーゼ連鎖反応混合物、HIV -特異的抗体と薬物のコカインの標的DNA配列の検出のためのセンサーを作製し、実証する。準備手順は、ハンズオン一晩インキュベートした努力のわずか3時間を必要とし、それらの使用はわずか数分が必要です。

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Fabrication of Electrochemical-DNA Biosensors for the Reagentless Detection of Nucleic Acids, Proteins and Small Molecules

&quot;E - DNA&quot;センサーは、reagentless、血液やその他の複雑なマトリックスに直接挑戦するときにもうまく機能電気化学バイオセンサーは、核酸、タンパク質と低分子化合物の分析対象物の広い範囲の検出に適応されている。ここではそのようなセンサーの製造と使用のための一般的な手順を示します。

核酸、タンパク質と低分子のReagentless検出用電気化学DNAバイオセンサーの作製

As medicine is currently practiced, doctors send specimens to a central laboratory for testing and thus must wait hours or days to 
receive the results. ...

fabrication-electrochemical-dna-biosensors-for-reagentless-detection

Universidad de Cartagena UDEC

Research

JoVE Journal

Bioengineering

33.3K ビュー.  University Of California Santa Barbara. "E - DNA"センサーは、reagentless、血液やその他の複雑なマトリックスに直接挑戦するときにもうまく機能電気化学バイオセンサーは、核酸、タンパク質と低分子化合物の分析対象物の広い範囲の検出に適応されている。ここではそのようなセンサーの製造と使用のための一般的な手順を示します。

ビデオ: Fabrication of Electrochemical-DNA Biosensors for the Reagentless Detection of Nucleic Acids, Proteins and Small Molecules

A Polyaniline-based Sensor of Nucleic Acids

Detection of nucleic acids is at the center of diagnostic technologies used in research and the clinic. Standard approaches used in these technologies rely on enzymatic modification that can introduce bias and artifacts. A critical element of next generation detection platforms will be direct molecular sensing, thereby avoiding a need for amplification or labels. Advanced nanomaterials may provide the suitable chemical modalities to realize label-free sensors. Conjugated polymers are ideal for biological sensing, possessing properties compatible with biomolecules and exhibit high sensitivity to localized environmental changes. In this article, a method is presented for detecting nucleic acids using the electroconductive polymer polyaniline. Simple DNA "probe" oligonucleotides complementary to target nucleic acids are attached electrostatically to the polymer, creating a sensor system that can differentiate single nucleotide differences in target molecules. Outside the specific and unbiased nature of this technology, it is highly cost effective.

Nucleic acids are common analytes for assessing biological systems; however, bias from enzymatic manipulation can cause concern. Here a method is described for label-free detection of nucleic acids using polyaniline. This sensitive, cost-effective sensor technology can distinguish single nucleotide differences between molecules.

核酸のポリアニリンベースのセンサ

Detection of nucleic acids is at the center of diagnostic technologies used in research and the clinic. Standard approaches used in these technologies ...

生化学

Synthetic Methodology for Asymmetric Ferrocene Derived Bio-conjugate Systems via Solid Phase Resin-based Methodology

Early detection is a key to successful treatment of most diseases, and is particularly imperative for the diagnosis and treatment of many types of cancer. The most common techniques utilized are imaging modalities such as Magnetic Resonance Imaging (MRI), Positron Emission Topography (PET), and Computed Topography (CT) and are optimal for understanding the physical structure of the disease but can only be performed once every four to six weeks due to the use of imaging agents and overall cost. With this in mind, the development of &#8220;point of care&#8221; techniques, such as biosensors, which evaluate the stage of disease and/or efficacy of treatment in the clinician&#8217;s office and do so in a timely manner, would revolutionize treatment protocols.1 As a means to exploring ferrocene based biosensors for the detection of biologically relevant molecules2, methods were developed to produce ferrocene-biotin bio-conjugates described herein. This report will focus on a biotin-ferrocene-cysteine system that can be immobilized on a gold surface.

The synthesis of asymmetric species of ferrocene is challenging using solution techniques. This report focuses on the methods carried out to produce a ferrocene-biotin bioconjugate using facile and clean reactions accomplished via solid-phase synthesis. Incorporation of a thiolate moiety is shown to impart the ability for immobilization on gold surfaces.

固相樹脂系の方法論を経由して、非対称フェロセン派生バイオコンジュゲートシステムのための合成方法論

Early detection is a key to successful treatment of most diseases, and is particularly imperative for the diagnosis and treatment of many types of cancer. ...

化学

Bacterial Detection &amp; Identification Using Electrochemical Sensors

Electrochemical sensors are widely used for rapid and accurate measurement of blood glucose and can be adapted for detection of a wide variety of analytes. Electrochemical sensors operate by transducing a biological recognition event into a useful electrical signal. Signal transduction occurs by coupling the activity of a redox enzyme to an amperometric electrode. Sensor specificity is either an inherent characteristic of the enzyme, glucose oxidase in the case of a glucose sensor, or a product of linkage between the enzyme and an antibody or probe.
Here, we describe an electrochemical sensor assay method to directly detect and identify bacteria. In every case, the probes described here are DNA oligonucleotides. This method is based on sandwich hybridization of capture and detector probes with target ribosomal RNA (rRNA). The capture probe is anchored to the sensor surface, while the detector probe is linked to horseradish peroxidase (HRP). When a substrate such as 3,3',5,5'-tetramethylbenzidine (TMB) is added to an electrode with capture-target-detector complexes bound to its surface, the substrate is oxidized by HRP and reduced by the working electrode. This redox cycle results in shuttling of electrons by the substrate from the electrode to HRP, producing current flow in the electrode.

Bacterial Detection & Identification Using Electrochemical Sensors

We describe an electrochemical sensor assay method for rapid bacterial detection and identification. The assay involves a sensor array functionalized with DNA oligonucleotide capture probes for ribosomal RNA (rRNA) species-specific sequences. Sandwich hybridization of target rRNA with the capture probe and a horseradish peroxidase-linked DNA oligonucleotide detector probe produces a measurable amperometric current.

電気化学センサを用いた細菌検出＆識別

Electrochemical  sensors are widely used for rapid and accurate measurement of blood glucose and  can be adapted for detection of a wide variety of ...

生物工学

Fabrication of Carbon Nanotube High-Frequency Nanoelectronic Biosensor for Sensing in High Ionic Strength Solutions

The unique electronic properties and high surface-to-volume ratios of single-walled carbon nanotubes (SWNT) and semiconductor nanowires (NW) 1-4 make them good candidates for high sensitivity biosensors. When a charged molecule binds to such a sensor surface, it alters the carrier density5 in the sensor, resulting in changes in its DC conductance. However, in an ionic solution a charged surface also attracts counter-ions from the solution, forming an electrical double layer (EDL). This EDL effectively screens off the charge, and in physiologically relevant conditions ~100 millimolar (mM), the characteristic charge screening length (Debye length) is less than a nanometer (nm). Thus, in high ionic strength solutions, charge based (DC) detection is fundamentally impeded6-8.
We overcome charge screening effects by detecting molecular dipoles rather than charges at high frequency, by operating carbon nanotube field effect transistors as high frequency mixers9-11. At high frequencies, the AC drive force can no longer overcome the solution drag and the ions in solution do not have sufficient time to form the EDL. Further, frequency mixing technique allows us to operate at frequencies high enough to overcome ionic screening, and yet detect the sensing signals at lower frequencies11-12. Also, the high transconductance of SWNT transistors provides an internal gain for the sensing signal, which obviates the need for external signal amplifier.
Here, we describe the protocol to (a) fabricate SWNT transistors, (b) functionalize biomolecules to the nanotube13, (c) design and stamp a poly-dimethylsiloxane (PDMS) micro-fluidic chamber14 onto the device, and (d) carry out high frequency sensing in different ionic strength solutions11.

We describe the device fabrication and measurement protocol for carbon nanotube based high frequency biosensors. The high frequency sensing technique mitigates the fundamental ionic (Debye) screening effect and allows nanotube biosensor to be operated in high ionic strength solutions where conventional electronic biosensors fail. Our technology provides a unique platform for point-of-care (POC) electronic biosensors operating in physiologically relevant conditions.

高イオン強度ソリューションで感知するためのカーボンナノチューブ高周波ナノエレクトロニクスバイオセンサーの作製

The unique electronic properties and high surface-to-volume ratios of single-walled carbon nanotubes (SWNT) and semiconductor nanowires (NW) 1-4 make them ...

Phthalic Acid Ester-Binding DNA Aptamer Selection, Characterization, and Application to an Electrochemical Aptasensor

Phthalic acid esters (PAEs) areone of the major groups of persistent organic pollutants. The group-specific detection of PAEs is highly desired due to the rapid growing of congeners. DNA aptamers have been increasingly applied as recognition elements on biosensor platforms, but selecting aptamers toward highly hydrophobic small molecule targets, such as PAEs, is rarely reported. This work describes a bead-based method designed to select group-specific DNA aptamers to PAEs. The amino group functionalized dibutyl phthalate (DBP-NH2) as the anchor target was synthesized and immobilized on the epoxy-activated agarose beads, allowing the display of the phthalic ester group at the surface of the immobilization matrix, and therefore the selection of the group-specific binders. We determined the dissociation constants of the aptamer candidates by quantitative polymerization chain reaction coupled with magnetic separation. The relative affinities and selectivity of the aptamers to other PAEs were determined by the competitive assays, where the aptamer candidates were pre-bounded to the DBP-NH2 attached magnetic beads and released to the supernatant upon incubation with the tested PAEs or other potential interfering substances. The competitive assay was applied because it provided a facile affinity comparison among PAEs that had no functional groups for surface immobilization. Finally, we demonstrated the fabrication of an electrochemical aptasensor and used it for ultrasensitive and selective detection of bis(2-ethylhexyl) phthalate. This protocol provides insights for the aptamer discovery of other hydrophobic small molecules.

A protocol for the in vitro selection and characterization of group-specific phthalic acid ester- binding DNA aptamers is presented. The application of the selected aptamer in an electrochemical aptasensor is also included.

フタル酸エステル結合 DNA アプタマーの選択、評価、および電気化学 Aptasensor への応用

Phthalic acid esters (PAEs) areone of the major groups of persistent organic pollutants. The group-specific detection of PAEs is highly desired due to the ...

A Microfluidic-based Electrochemical Biochip for Label-free DNA Hybridization Analysis

Miniaturization of analytical benchtop procedures into the micro-scale provides significant advantages in regards to reaction time, cost, and integration of pre-processing steps. Utilizing these devices towards the analysis of DNA hybridization events is important because it offers a technology for real time assessment of biomarkers at the point-of-care for various diseases. However, when the device footprint decreases the dominance of various physical phenomena increases. These phenomena influence the fabrication precision and operation reliability of the device. Therefore, there is a great need to accurately fabricate and operate these devices in a reproducible manner in order to improve the overall performance. Here, we describe the protocols and the methods used for the fabrication and the operation of a microfluidic-based electrochemical biochip for accurate analysis of DNA hybridization events. The biochip is composed of two parts: a microfluidic chip with three parallel micro-channels made of polydimethylsiloxane (PDMS), and a 3 x 3 arrayed electrochemical micro-chip. The DNA hybridization events are detected using electrochemical impedance spectroscopy (EIS) analysis. The EIS analysis enables monitoring variations of the properties of the electrochemical system that are dominant at these length scales. With the ability to monitor changes of both charge transfer and diffusional resistance with the biosensor, we demonstrate the selectivity to complementary ssDNA targets, a calculated detection limit of 3.8 nM, and a 13% cross-reactivity with other non-complementary ssDNA following 20 min&#160;of incubation. This methodology can improve the performance of miniaturized devices by elucidating on the behavior of diffusion at the micro-scale regime and by enabling the study of DNA hybridization events.

We present a microfluidic-based electrochemical biochip for DNA hybridization detection. Following ssDNA probe functionalization, the specificity, sensitivity, and detection limit are studied with complementary and non-complementary ssDNA targets. Results illustrate the influence of the DNA hybridization events on the electrochemical system, with a detection limit of 3.8 nM.

ラベルフリーDNAハイブリダイゼーション分析のためのマイクロ流体ベースの電気化学バイオチップ

Miniaturization of analytical benchtop procedures into the micro-scale provides significant advantages in regards to reaction time, cost, and integration ...

Dry Film Photoresist-based Electrochemical Microfluidic Biosensor Platform: Device Fabrication, On-chip Assay Preparation, and System Operation

In recent years, biomarker diagnostics became an indispensable tool for the diagnosis of human disease, especially for the point-of-care diagnostics. An easy-to-use and low-cost sensor platform is highly desired to measure various types of analytes (e.g., biomarkers, hormones, and drugs) quantitatively and specifically. For this reason, dry film photoresist technology - enabling cheap, facile, and high-throughput fabrication - was used to manufacture the microfluidic biosensor presented here. Depending on the bioassay used afterwards, the versatile platform is capable of detecting various types of biomolecules. For the fabrication of the device, platinum electrodes are structured on a flexible polyimide (PI) foil in the only clean-room process step. The PI foil serves as a substrate for the electrodes, which are insulated with an epoxy-based photoresist. The microfluidic channel is subsequently generated by the development and lamination of dry film photoresist (DFR) foils onto the PI wafer. By using a hydrophobic stopping barrier in the channel, the channel is separated into two specific areas: an immobilization section for the enzyme-linked assay and an electrochemical measurement cell for the amperometric signal readout.
The on-chip bioassay immobilization is performed by the adsorption of the biomolecules to the channel surface. The glucose oxidase enzyme is used as a transducer for electrochemical signal generation. In the presence of the substrate, glucose, hydrogen peroxide is produced, which is detected at the platinum working electrode. The stop-flow technique is applied to obtain signal amplification along with rapid detection. Different biomolecules can quantitatively be measured by means of the introduced microfluidic system, giving an indication of different types of diseases, or, in regard to therapeutic drug monitoring, facilitating a personalized therapy.

A microfluidic biosensor platform was designed and fabricated using low-cost dry film photoresist technology for the rapid and sensitive quantification of various analytes. This single-use system allows for the electrochemical readout of on-chip-immobilized enzyme-linked assays by means of the stop-flow technique.

ドライ フィルムのレジストを用いた電気化学マイクロ流体バイオ プラットフォーム: デバイス作製、チップの試金の準備、およびシステム操作

In recent years, biomarker diagnostics became an indispensable tool for the diagnosis of human disease, especially for the point-of-care diagnostics. An ...

Development of an Electrochemical DNA Biosensor to Detect a Foodborne Pathogen

Vibrio parahaemolyticus (V. parahaemolyticus) is a common foodborne pathogen that contributes to a large proportion of public health problems globally, significantly affecting the rate of human mortality and morbidity. Conventional methods for the detection of V. parahaemolyticus such as culture-based methods, immunological assays, and molecular-based methods require complicated sample handling and are time-consuming, tedious, and costly. Recently, biosensors have proven to be a promising and comprehensive detection method with the advantages of fast detection, cost-effectiveness, and practicality. This research focuses on developing a rapid method of detecting V. parahaemolyticus with high selectivity and sensitivity using the principles of DNA hybridization. In the work, characterization of synthesized polylactic acid-stabilized gold nanoparticles (PLA-AuNPs) was achieved using X-ray Diffraction (XRD), Ultraviolet-visible Spectroscopy (UV-Vis), Transmission Electron Microscopy (TEM), Field-emission Scanning Electron Microscopy (FESEM), and Cyclic Voltammetry (CV). We also carried out further testing of stability, sensitivity, and reproducibility of the PLA-AuNPs. We found that the PLA-AuNPs formed a sound structure of stabilized nanoparticles in aqueous solution. We also observed that the sensitivity improved as a result of the smaller charge transfer resistance (Rct) value and an increase of active surface area (0.41 cm2). The development of our DNA biosensor was based on modification of a screen-printed carbon electrode (SPCE) with PLA-AuNPs and using methylene blue (MB) as the redox indicator. We assessed the immobilization and hybridization events by differential pulse voltammetry (DPV). We found that complementary, non-complementary, and mismatched oligonucleotides were specifically distinguished by the fabricated biosensor. It also showed reliably sensitive detection in cross-reactivity studies against various food-borne pathogens and in the identification of V. parahaemolyticus in fresh cockles.

A protocol for the development of an electrochemical DNA biosensor comprising a polylactic acid-stabilized, gold nanoparticles-modified, screen-printed carbon electrode to detect Vibrio parahaemolyticus is presented.

食品由来病原体を検出する電気化学的 DNA のバイオ センサーの開発

Vibrio parahaemolyticus (V. parahaemolyticus) is a common foodborne pathogen that contributes to a large proportion of public health problems globally, ...

<meta charset="utf8"></head><body>Precision DNAzyme ナノマシンによる識別型RNAおよびDNA分析

DNAzyme 10-23 - Based Nanomachines for Nucleic Acid Recognition

DNAzyme-based nanomachines (DNM) for the detection of DNA and RNA sequences (analytes) are multifunctional structures made of oligonucleotides. Their functions include tight analyte binding, highly selective analyte recognition, fluorescent signal amplification by multiple catalytic cleavages of a fluorogenic reporter substrate, and fluorogenic substrate attraction for an increase in sensor response. Functional units are attached to a common DNA scaffold for their cooperative action. The RNA-cleaving 10-23 DNMs feature&#160;improved sensitivity in comparison with non-catalytic hybridization probes. The stability of the DNM and the increased chances of substrate recognition are provided&#160;by a double-stranded DNA fragment,&#160;a tile. DNM can differentiate two analytes with a single nucleotide difference in a folded RNA and a double-stranded DNA and detect analytes at concentrations ~1000 times lower than other protein-free hybridization probes. This article presents the concept behind the diagnostic potential of DNA-nanomachine activity and overviews DNM design, assembly, and application&#160;in nucleic acid detection assays.

<meta charset="utf8"></head><body>著者スポットライト:DNAナノセンサーの進歩 – 分子検出における感度と選択性の課題への対処

The DNAzyme-based nanomachines can be used for highly selective and sensitive detection of nucleic acids. This article describes a detailed protocol for the design of DNAzyme-based nanomachines with a 10-23 core using free software and their application in the detection of an Epstein-Barr virus fragment as an example.

DNAzyme 10-23 - 核酸認識用ナノマシン

DNAzyme-based nanomachines (DNM) for the detection of DNA and RNA sequences (analytes) are multifunctional structures made of oligonucleotides. Their ...

核酸、タンパク質と低分子のReagentless検出用電気化学DNAバイオセンサーの作製

要約

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核酸のポリアニリンベースのセンサ

固相樹脂系の方法論を経由して、非対称フェロセン派生バイオコンジュゲートシステムのための合成方法論

電気化学センサを用いた細菌検出＆識別

高イオン強度ソリューションで感知するためのカーボンナノチューブ高周波ナノエレクトロニクスバイオセンサーの作製

フタル酸エステル結合 DNA アプタマーの選択、評価、および電気化学 Aptasensor への応用

ラベルフリーDNAハイブリダイゼーション分析のためのマイクロ流体ベースの電気化学バイオチップ

ドライフィルムのレジストを用いた電気化学マイクロ流体バイオプラットフォーム: デバイス作製、チップの試金の準備、およびシステム操作

食品由来病原体を検出する電気化学的 DNA のバイオセンサーの開発

DNAzyme 10-23 - 核酸認識用ナノマシン

DNAzyme 10-23 - 核酸認識用ナノマシン

核酸、タンパク質と低分子のReagentless検出用電気化学DNAバイオセンサーの作製

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核酸のポリアニリンベースのセンサ

固相樹脂系の方法論を経由して、非対称フェロセン派生バイオコンジュゲートシステムのための合成方法論

電気化学センサを用いた細菌検出＆識別

高イオン強度ソリューションで感知するためのカーボンナノチューブ高周波ナノエレクトロニクスバイオセンサーの作製

フタル酸エステル結合 DNA アプタマーの選択、評価、および電気化学 Aptasensor への応用

ラベルフリーDNAハイブリダイゼーション分析のためのマイクロ流体ベースの電気化学バイオチップ

ドライ フィルムのレジストを用いた電気化学マイクロ流体バイオ プラットフォーム: デバイス作製、チップの試金の準備、およびシステム操作

食品由来病原体を検出する電気化学的 DNA のバイオ センサーの開発

DNAzyme 10-23 - 核酸認識用ナノマシン

DNAzyme 10-23 - 核酸認識用ナノマシン

ドライフィルムのレジストを用いた電気化学マイクロ流体バイオプラットフォーム: デバイス作製、チップの試金の準備、およびシステム操作

食品由来病原体を検出する電気化学的 DNA のバイオセンサーの開発