用于传感器装置的电极的聚合物覆层的制作方法

近年来，在将基于场效应晶体管（fet）的传感器应用于生物检测方面取得了巨大的进展。基于fet的测量需要将带电分子结合到传感器表面上，改变其表面电位，从而改变晶体管内部的沟道电流。这种基于带电的传感机制使得fet测量是无标记物的，并对多种生物靶标高度敏感。例如，fet-生物传感器已经应用于检测各种生物分子如核酸（dna和rna）、酶、蛋白质疾病标志物和甚至整个病毒、细菌和真核细胞。由于其多功能性、高灵敏度和快速响应，基于fet的生物传感器可以很好地应用于即时检测（poc）装置。尽管具有上述优点，迄今为止，基于fet的生物传感仅限于在低离子强度溶液中的测量。这是因为在高离子强度环境中检测电荷受到德拜屏蔽的阻碍，其中离子溶液中的带电分子吸引抗衡离子，形成双电层，其有效地屏蔽了分子上的电荷，即类似dna的带负电分子经由静电相互作用被阳离子包围。德拜屏蔽因此取决于电解质浓度。在其中离子强度>100mm的生理条件下，德拜屏蔽效应将检测限制在距传感器表面大约1nm内。因此，大多数基于fet的生物传感器仅通过预脱盐或稀释样品在非生理离子强度条件下操作。为了适用于poc设置，必须以更直接和有效的方式降低离子屏蔽，因为样品处理能力在患者附近的位点非常有限。近期的一些研究已经报道了几种减轻这样的德拜屏蔽问题的策略。已经报道了使用较小的受体（例如适体或较小的抗体片段）使目标分子更靠近电极表面，由此增强蛋白质的基于晶体管的检测。此外，已经证实，通过操作高频fet测量，可以减轻离子屏蔽效应。最近，已经表明在传感器上共固定聚乙二醇（peg）使得能够在高离子强度溶液中进行生物分子的基于晶体管的检测（gao2015,nanolett.15:2143；gao2016,pnas113(51):14633-14638和wo2016/161246）。还描述了出于不同目的在电极材料上的peg。例如，它们被描述为用于探针固定和减少非特异性结合的连接体（shim2002,nanolett.2:285）。此外，peg可以充当fab片段的稳定剂（yoshimoto2010,j.am.chem.soc.132:7982）。作为本发明的基础的技术问题可以视为提供符合上述需求的手段和方法。通过权利要求和下文中表征的实施方案解决所述技术问题。因此，本发明涉及一种包含可暴露于流体样品的官能化表面的电极，所述官能化表面包含至少一种能够介导盐析效应的聚合物和至少一种与包含在流体样品中的分析物结合的检测剂，其中所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物和所述至少一种检测剂分布在该电极的表面上，使得检测剂在整个电极表面上以每表面积基本相等的量存在，并且能够介导盐析效应的聚合物布置在检测剂周围，其存在量使得：i）能够降低检测剂附近的流体的离子强度，并且ii）能够结合包含在流体样品中的分析物。如下文中所用，术语“具有”、“包含”或“包括”或其任意语法变体以非排他方式使用。由此，这些术语既可以指这样的情况——其中除了这些术语引入的特征之外，在该上下文描述的实体中不存在其它特征，又可以指这样的情况——其中存在一个或多个其它特征。例如，表述“a具有b”、“a包含b”和“a包括b”既可以指其中除了b之外在a中不存在其它要素的情况（即其中a仅仅和排它地由b组成的情况），又可以指其中除了b之外在实体a中存在一个或多个其它要素如要素c、要素c和d或甚至其它要素的情况。此外，要注意的是，术语“至少一种”、“一种或多种”或类似表述（意指特征或要素可能存在一次或超过一次，即两次、三次、四次、五次至无限次数）通常在引入相应特征或要素时仅使用一次。在下文中，在大多数情况下，当提及相应的特征或要素时，表述“至少一种”或“一种或多种”将不再重复，尽管相应特征或要素可能存在一次或超过一次。此外，如下文中所用，术语“优选地”、“更优选地”、“特别地”、“更特别地”、“具体地”、“更具体地”、“通常”、“更通常”或类似术语与任选特征结合使用，而不限制替代的可能性。由此，由这些术语引入的特征是任选特征，并且并非意在以任何方式限制权利要求的范围。如技术人员将认识到的那样，本发明可以通过使用替代特征来实施。类似地，由“在本发明的一个实施方案中”或类似表述引入的特征意在是任选特征，而不是关于本发明的替代实施方案的任何限制，也不是关于本发明的范围的任何限制，并且不是关于组合以此类方式引入的特征与本发明的其它任选或非任选特征的可能性的任何限制。本文中所用的术语“电极”是指能够实现电接触的结构。电极通常用于与电路的非金属部分如半导体元件、电解质、真空或空气电接触。通常，电极包含导电材料。特别地，根据本发明使用的电极是固体载体。本文中所用的术语“电极”通常可以指配置为进行电流测量和/或电压测量和/或配置为向与该电极电接触的元件施加电流和/或电位和/或电压的功能元件。特别地，电极可以包含导电和/或半导电材料。作为一个实例，电极可以包含至少一种金属材料和/或至少一种有机或无机半导电材料，其具有至少一个导电或半导电表面。该表面本身可以构成电极或电极的一部分。作为一个实例，电极可以包含至少一种材料，特别是至少一种表面材料，其具有至少1000s/m、例如至少1000000s/m的电导率，其在至少一个方向上各向同性或各向异性。具体而言，电极可以包含石墨烯、碳纳米管、硅纳米线、氧化钼、二硫化钼、氧化钛、氧化锌、金属氧化物、氮化镓、金、硅、磁珠、纳米粒子或这些材料的任意组合。电极通常用于与电路的非金属部分如半导体元件、电解质、真空或空气电接触。通常，电极包含导电材料。特别地，根据本发明使用的电极是固体载体结构。本文中所用的术语“电接触”通常是指至少两个组件的布置或配置，其中该组件中的至少一个能够电影响至少一个另外的组件和/或至少部分控制另一组件的电气质量，例如但不限于其电导率和电流流动，例如经由静电感应。特别地，电极可以与元件电接触，但是不与所述元件直接物理接触。由此，即使与所述元件隔绝，电极仍可以通过施加电压来控制元件中的电流流动。隔绝例如可以通过氧化物层来构成，这通常是金属氧化物半导体场效应晶体管（mosfet）——绝缘栅场效应晶体管（igfet）的一个子类——的栅极的情况，其将在下文中更详细地予以描述。由此，通常，为了彼此电接触，所述至少两个组件可以紧密靠近地定位，而不彼此直接物理接触，但是使得所述组件可以相互电影响。但是，此外或或者，所述至少两个组件还可以经由至少一个连接元件物理连接，所述连接元件具有至少半导电性质或导电性质，如通过至少一个电导体。同样，此外或或者，所述至少两个组件可以是间隔组件，或可以完全或部分彼此集成。作为一个实例，至少一个电极可以经由至少一个连接元件（如经由至少一个导电引线）连接到场效应晶体管上，或者甚至可以完全或部分集成到场效应晶体管中。本文中所用的术语“官能化表面”是指根据本发明的电极的表面，其具有某些所需物理和/或化学性质。根据本发明的电极的表面以以下方式官能化：其包含至少一种能够介导盐析效应的聚合物和至少一种与包含在流体样品中的分析物结合的检测剂。此外，所述聚合物和检测剂分布在该电极的表面上，使得检测剂在整个电极表面上以每表面积基本相等的量存在。此外，在所述布置中，能够介导盐析效应的聚合物存在于该检测剂周围，并且其存在量使得能够降低检测剂附近的流体的离子强度，并同时能够结合包含在流体样品中的分析物。该布置通常可以是连续层，或可以是团簇布置，如围绕各检测剂的点状布置。本文中所用的术语“流体样品”是指包含待检测的分析物或被怀疑包含此类分析物的任何溶液。流体样品可以是水溶液，或可以包含其它溶剂，包括有机溶剂。流体样品可以具有任何来源，例如其可以是天然存在的流体的流体样品，包括存在于环境中的流体或存在于生物体内的流体（即体液），或衍生自生物体的流体，如提取物。此外，该流体可以是人造流体，例如通过将待分析的化合物溶解在适当溶剂中获得的流体，或作为化学反应的产物获得的流体。通常，所述流体样品是体液、液体或溶解的环境样品、或至少一种化学化合物的溶液。更通常地，所述流体是高离子强度流体。流体样品由此包含大量的阳离子与阴离子，例如来自于溶解的盐或缓冲剂。通常，要理解的是在高离子强度下，离子以毫摩尔量，通常以等于或大于10mm、25mm、50mm、75mm、100mm、150mm或200mm的量存在。体液通常选自：血液、血浆、血清或其任何部分、唾液、泪液、粘液、淋巴液、脑脊髓液、尿液、粪便、汗液、精液、滑液。本文中所用的术语“分析物”是指在流体样品中可能存在或不存在的分子，其存在和/或其量将会检测。取决于要使用的检测剂的种类，分析物可以选自各种分子。特别地，分析物可以是小分子、肽、蛋白质、寡核苷酸、多核苷酸如rna或dna、聚合物或其它大分子、病毒或生物体，例如包括单细胞生物的微生物，如细菌、古生菌、藻类原生动物或真菌。但是，通常分析物是小分子化合物，如代谢途径的酶的底物、此类途径的中间体、或通过代谢途径获得的产物。由此，根据本发明的分析物更通常可能是代谢产物。代谢途径在本领域中是公知的，并可以在物种间变化。优选地，所述途径包括至少柠檬酸循环、呼吸链、光合作用、光呼吸作用、糖酵解、糖原异生作用、单磷酸己糖途径、氧化磷酸戊糖途径、脂肪酸的产生和β-氧化、尿素循环、氨基酸生物合成途径、蛋白质降解途径如蛋白酶体降解、氨基酸降解途径、以下的生物合成或降解：脂质、聚酮化合物（包括例如类黄酮和异类黄酮）、类异戊二烯（包括例如萜烯、甾醇、类固醇、类胡萝卜素、叶黄素）、碳水化合物、苯丙素类和衍生物、生物碱（alcaloids）、苯环类化合物、吲哚类、吲哚-硫化合物、卟啉类、花青素、激素、维生素、辅因子如辅基或电子载体、木质素、硫代葡萄糖苷、嘌呤、嘧啶、核苷、核苷酸与相关分子如trna、microrna（mirna）或mrna。因此，小分子化合物代谢产物通常由以下类别的化合物组成：醇类、烷烃、烯烃、炔烃、芳族化合物、酮类、醛类、羧酸、酯类、胺类、亚胺、酰胺、氰化物、氨基酸、肽、硫醇、硫酯、磷酸酯、硫酸酯、硫醚、亚砜、醚类或前述化合物的组合或衍生物。代谢产物中的小分子可以是正常细胞功能、器官功能或动物生长、发育或健康所需的初级代谢产物。此外，小分子代谢产物进一步包含具有必要生态功能的次级代谢产物，例如使生物体适应其环境的代谢产物。此外，代谢产物不限于所述初级和次级代谢产物，并进一步涵盖人造小分子化合物。所述人造小分子化合物衍生自外源提供的小分子，其由生物体服用或吸收，但不是如上定义的初级或次级代谢产物。例如，人造小分子化合物可以是通过动物的代谢途径获自药物的代谢产物。本文中所用的术语“能够介导盐析效应的聚合物”是指包含超过一个单体亚单元的大分子。通常，聚合物的单体亚单元彼此化学连接，由此形成所述大分子。聚合物可以由化学上相同的单体组成，即是均聚物，或可以由化学上不同的单体组成，即是杂聚物。因其化学架构，聚合物具有由单体亚单元及其性质以及所述单体亚单元的大分子布置所产生的各种性质。根据本发明设想的聚合物能够介导盐析效应，即其在适当（例如以层的形式）布置时将会在所述聚合物层中降低周围的离子流体的离子强度。通常，该聚合物通过在其附近富集溶剂（特别是水分子），同时离子从聚合物周围排斥开来实现这一目的。由于在聚合物周围的区域中溶剂中的离子强度降低，由溶解的离子引起的静电效应将在聚合物分子附近降低。因此，如果适当（例如在电极上以层的形式）布置的话，流体中分析物与电极之间的德拜长度可以增加。可以由下式确定离子溶液的德拜长度：其中：是德拜长度；是介电常数；是自由空间电容率；是波尔兹曼常数；t是温度；是阿伏伽德罗数；e是基本电荷；i是离子强度。流体中的离子强度和德拜长度可以由技术人员确定，而无需再费周折。此外，聚合物对德拜长度的影响可以通过本领域中熟知并在下文所附实施例中描述的技术由本领域技术人员确定。通常，所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物的尺寸使得德拜长度增加，并且至少一种检测分子周围的离子强度降低。更通常地，所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物的分子量（mw）为1至100kda、10至100kda、10至50kda、10至25kda、10至20kda或10至15kda。此外，所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物通常选自：聚(乙二醇)（peg）、聚(环氧乙烷)、聚(丙二醇)、聚甘油、聚丙烯酰胺（pam）、聚乙烯亚胺（pei）、聚甲基丙烯酸酯或另一丙烯酸类聚合物、聚(乙烯醇)（pva）、聚(乙烯基吡咯烷酮)（pvp）、前述聚合物的共聚物、多糖、多肽、多核苷酸和聚硅氧烷。前述能够介导盐析效应的聚合物将会固定在电极表面上。因此，该聚合物可以直接或间接（即经由连接体）连接到该电极的表面。所用连接类型取决于电极材料和聚合物。由此，如果适当选择的话，可以实现聚合物与电极之间的直接连接。但是，该连接通常是经由连接体的间接连接。根据本发明提及的连接体是一种分子，更通常为双官能分子，其允许同时与电极表面和与聚合物直接结合。本文中提及的结合可以是共价或非共价结合，并由此根据周围环境和采用的条件可以是永久的或可逆的。技术人员很清楚如何和在何种条件下可以实现直接或间接结合以及何种类型的连接体是合适的。通常，能够介导盐析效应的聚合物经由连接体固定在该电极的表面上或在没有附加连接体的情况下经由官能团直接附着。更通常地，所述连接体是具有以下结构的连接体：a-b-c其中a是选自以下类别的第一官能团：硫醇、硅烷、膦酸、芳族分子（例如芘）、羧基、胺、nhs酯、马来酰亚胺，其中b是选自以下类别的短有机链：选自上述类别的低分子量聚合物、烃类（例如烷基、烯基、炔基、苯基）、含氧基团（例如醚）、卤代烷（例如氯代）、含氮基团（例如酰胺）、含硫基团（例如亚砜）、含磷基团、含硼基团或短无机聚合物链（例如si基(硅氧烷)、p基、b基、s基）并且其中c是选自以下类别的第二官能团：羧基、胺、nhs酯，马来酰亚胺。根据本发明使用的术语“检测剂”是指当存在于流体样品中时与待检测的分析物结合的分子。通常，检测剂特异性和选择性地与所述分析物结合，即不与该样品中可能存在或不存在的其它分析物交叉反应。特异性结合可以通过各种公知技术来测试。根据要检测的分析物的类型，检测剂可以选自不同的分子类别。技术人员非常清楚何种类型的分析物可以通过何种用作检测剂的分子来检测。通常，该检测剂选自：抗体及其片段、核酸、适体、肽核酸（pna）、受体或配体蛋白质或肽、以及酶。本文中提及的抗体及其片段涵盖了通常与待检测的分析物特异性结合的所有类型抗体。通常，根据本发明的抗体是单克隆抗体、多克隆抗体、单链抗体、嵌合抗体或仍能够结合分析物的此类抗体的任何片段或衍生物。由本文中所用的术语抗体包含的此类片段和衍生物涵盖双特异性抗体、合成抗体、fab、f(ab)2、fv或scfv片段、或任何这些抗体的化学修饰的衍生物。抗体或其片段通常可以通过使用本领域中熟知的方法来获得。单克隆抗体可以例如通过包括根据köhler&millstein技术将小鼠骨髓瘤细胞融合到衍生自免疫哺乳动物（优选免疫小鼠）的脾细胞中的技术来制备。本文中提及的核酸是指所有类型的脱氧核糖核酸（dna）和核糖核酸（rna）以及其化学修饰的衍生物。这些分子是本领域中熟知的。通常，作为检测剂的核酸可用于检测作为分析物的其它核酸。在这样的情况下，检测剂核酸与待检测的分析物核酸或其部分部分或完全互补。通常，此类核酸可以具有寡核苷酸的尺寸，即长度为5至35个核苷酸、更优选长度为10至25个核苷酸，或可以是长度为100至1,000个核苷酸、更优选长度为300至600个核苷酸的更大的核酸探针。根据本发明提及的适体包括核酸适体和肽适体。除了它们对碱基对的能力，因其形成特异性结合靶标分子（如小分子、蛋白质、核酸和甚至细胞、组织和生物体）的三维结构的能力，核酸还可以用作检测其它分析物的适体。核酸适体可以通过多轮体外选择或通过配体经指数富集（selex）技术的系统演化来工程化以结合各种分子靶标。肽适体是经选择或工程化以结合特异性靶标分子的人造肽。这些肽通常由蛋白质支架显示的可变序列的一个或多个肽环组成。它们通常从组合库中分离，并通常随后通过定向突变或多轮可变区诱变与选择来改进。肽核酸（pna）是人工合成的聚合物，具有由通过肽键连接的重复的n-(2-氨基乙基)-甘氨酸单元组成的类核酸骨架。各种嘌呤和嘧啶碱基通过亚甲基桥和羰基与骨架相连。pna和核酸具有类似的生物性质，由此，pna可以如核酸或适体那样用作检测剂。根据本发明的受体或配体蛋白质或肽是指能够特异性识别其它蛋白质或肽的蛋白质或肽。通常，受体和配体肽或蛋白质能够与其它分子如其它蛋白质或肽特异性相互作用。因此，受体或配体可以用作此类相互作用的蛋白质或肽或甚至与其相互作用的其它分子的检测剂。要理解的是，根据本发明，受体或配体蛋白质或肽还可以包含整个生物活性的受体或配体的部分，并通常包括包含其结合结构域的部分。受体或配体蛋白质和肽可以是天然存在的受体或人工产生的受体。作为检测剂的典型的人工肽还包括环肽。通常还适合作为检测剂的是酶。酶是特异性结合分子（底物）并能够将所述分子酶促转化为其它分子（产物）的蛋白质或肽。因此，酶通常能够特异性结合底物，并由此可用于检测流体样品中存在的作为分析物的此类底物。酶识别的分析物通常包括小分子、肽或蛋白质。但是，一些酶也可以识别大分子如聚合物。合适的酶及其底物在本领域中是公知的。通常，所述至少一种检测剂经由连接体固定在该电极的表面上。更通常地，所述连接体选自：具有0.01至5、0.01至1.0、0.01至0.5或0.1至0.5kda的mw的低分子量（mw）聚合物，所述聚合物通常选自：聚(乙二醇)（peg）、聚(环氧乙烷)、聚(丙二醇)、聚甘油、聚丙烯酰胺（pam）、聚乙烯亚胺（pei）、聚甲基丙烯酸酯或另一丙烯酸类聚合物、聚(乙烯醇)（pva）、聚(乙烯基吡咯烷酮)（pvp）和前述聚合物的共聚物。使用此类低分子量聚合物将会强化检测剂与分析物的结合的构象稳定性、灵活性和容量。其还会减少除分析物之外的物类的非特异性吸附。或者，用于检测剂的连接体还可以是如上文对于聚合物所述的连接体。特别地，根据本发明可以设想，用于检测剂的连接体是如上所述的聚合物。此外，特别可以设想所述能够介导盐析效应的聚合物与作为连接体聚合物的聚合物具有相同的类别，即二者均为聚(乙二醇)（peg）、聚(环氧乙烷)、聚(丙二醇)、聚甘油、聚丙烯酰胺（pam）、聚乙烯亚胺（pei）、聚甲基丙烯酸酯或另一丙烯酸类聚合物、聚(乙烯醇)（pva）、聚(乙烯基吡咯烷酮)（pvp）或前述聚合物的共聚物。更通常地，连接体聚合物是具有0.01至5、0.01至1.0、0.01至0.5或0.1至0.5kda的mw的低分子量（mw）聚合物，而所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物的分子量（mw）为1至100kda、10至100kda、10至50kda、10至25kda、10至20kda或10至15kda。聚合物和检测剂将会分布在该电极的表面上，使得该检测剂在整个电极表面上以每表面积基本相等的量存在。要理解的是，为了使用本发明的电极进行分析物检测测量，有利的是检测剂在该电极的整个表面上均匀存在。这样的均匀存在可以通过将检测剂或用于该检测剂的连接体与该聚合物以均匀溶液的形式施加到该电极的表面上来实现。由此，该电极的所有面积在统计上将接受基本等量的检测剂或连接体与聚合物。如何能够实现这样的均匀涂布也在本领域中得以完全确立，并在本文中其它地方更详细地予以描述。此外，该聚合物应布置在检测剂周围，其存在量使得能够降低检测剂附近的流体的离子强度，但仍能够结合包含在流体样品中的分析物。通常，该检测剂被聚合物分子包围，使得检测剂不能与流体样品自由接触。这使得该聚合物能够降低检测剂附近的离子强度，使得德拜长度增加。要理解的是，应注意检测剂的尺寸与聚合物的尺寸使得检测剂在表面上的聚合物层或团簇内，并且不能接近或仅能有限地接近自由流体样品。因此，该聚合物的尺寸大于或等于检测剂的尺寸，或者换句话说，该检测剂优选包埋在聚合物层或团簇中。在下表中，列举了检测剂和可用于涂布的聚合物：表1：可用于个别检测剂的聚合物检测剂该聚合物层的厚度可用聚合物dsdna(尺寸例如长度为15nt)等于或大于5nm5、10、20、30、40kdapeg纳米抗体等于或大于4nm5、10、20、30、40kdapeg抗体片段fab等于或大于7nm10、20、30、40kdapeg抗体片段f(ab)2等于或大于7nm10、20、30、40kdapeg单克隆抗体等于或大于15nm20、30、40kdapeg聚合物层和检测剂层的厚度可以通过本领域中熟知的技术来测量、计算和/或预测。由此，当考虑聚合物和检测剂作为单独层的布置时，基于预测和/或计算，可以对给定的检测剂选择尺寸合适的聚合物，而无需再费周折。此外，检测剂分子通常在表面上被聚合物分子完全包围。为了实现分析物检测的适当布置，所述检测剂和/或其连接体与所述至少一种聚合物同时施加。通常，官能化表面上存在的至少一种能够介导盐析效应的聚合物与至少一种检测剂的摩尔比为1:100至100:1、1:50至50:1、1:20至20:1、1:10至10:1、1:5至5:1、2:10至8:1、3:10至7:1、4:10至6:1或5:10至5:1。此类摩尔比使得能够在该电极的表面上形成检测剂与聚合物的前述有利布置。特别地，聚合物与检测剂的合适的层或团簇布置可以通过将聚合物和连接体（通常为聚合物连接体）以合适溶剂中的溶液形式施加到电极上来获得。所述溶液通常以1:10至1:50、更通常1:20的分子重量比包含聚合物和连接体。要理解的是，对于越大的检测剂（如抗体、受体或酶），采用越大的分子比，即提高连接体的量。有利地，在本发明以之为基础的研究中，通过系统地比较在存在和不存在peg的情况下在不同盐浓度下的双链dna（dsdna）检测来量化德拜长度增加的程度。dsdna是一种用于研究德拜屏蔽对基于fet的测量的影响的理想生物分子，因为它具有均匀的表面电荷和易于调节的长度。除此之外，已经显示与dsdna一起固定的peg可以将紧邻传感器表面的区域局部脱盐，将局部离子强度降低至少10倍。这导致德拜屏蔽效应在dsdna分子周围附近降低，并使得能够改进在生理离子强度溶液下的基于fet的检测。由此，根据本发明已经发现，能够介导盐析效应的聚合物包围电极表面上的检测剂能够增加电极测量的德拜长度。因此，也可以在具有高离子强度（这通常会妨碍在此类溶液中分析物的基于电场效应的检测）的溶液中有效地进行测量。特别地，已经发现，由于盐析，聚合物层中溶液的离子强度降低。但是，固定在电极上的检测剂必须在聚合物分子的空间布置中被包围，这使得分析物能够与检测分子结合，并且此时能够如所述那样降低该层中的离子强度。聚合物与检测剂的适当布置可以通过使用检测剂或用于该检测剂的连接体与聚合物分子或用于所述聚合物的连接体的预定混合物来实现。得益于本发明以之为基础的发现，还提供了制造官能化电极表面的方法，并在本文中其它地方更详细地予以描述。特别有利的是使用低分子量聚合物作为用于检测剂如抗体、肽、受体或酶的连接体，因为将会提高分析物与检测剂的结合的构象稳定性、灵活性和容量，并减少分析物之外的物类的非特异性吸附。对于上述术语给出的所有定义和解释在细节上作必要的修改后适用于所有下列实施方案。本发明进一步涉及在电极上制造官能化表面的方法，包括以下步骤：a）在允许连接体和至少一种能够介导盐析效应的聚合物共价或非共价固定在该电极的表面上的条件下将所述连接体和所述聚合物施加到电极上；和b）在允许至少一种检测分子经由固定的连接体共价或非共价连接到该电极上的条件下将所述至少一种检测剂施加到其上固定所述连接体和所述聚合物的电极上；和其中所述条件允许在该电极的表面上分布所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物和所述至少一种检测剂，使得该检测剂在整个电极表面上以每表面积相等的量存在，并且能够介导盐析效应的聚合物布置在检测剂周围，其存在量使得：i）能够降低检测剂附近的流体的离子强度，并且ii）能够结合包含在流体样品中的分析物。在允许连接体和至少一种能够介导盐析效应的聚合物共价或非共价固定在该电极表面上的条件下将所述连接体和所述聚合物施加到该电极上。因此，取决于所述分子的固定类型，该分子可以共价连接到电极表面上，或通过非共价机制附着。通常，连接体或聚合物的共价结合可以通过存在于连接体或聚合物分子中的官能团来实现。所述官能团能够形成与电极表面的共价结合。所述官能团还可以存在于聚合物中以允许其共价连接到电极上。通常，连接体或聚合物的非共价结合也可以通过存在于连接体或聚合物分子中的官能团来实现。所述官能团能够形成与电极表面的非共价结合，例如经由静电相互作用、疏水相互作用、π相互作用、氢键或范德华力。典型的官能团可以是硫醇、硅烷、膦酸、芳族分子（例如芘）、羧基、胺、nhs酯、马来酰亚胺。通常，所述至少一种用于本发明的方法的能够介导盐析效应的聚合物选自：聚(乙二醇)（peg）、聚(环氧乙烷)、聚(丙二醇)、聚甘油、聚丙烯酰胺（pam）、聚乙烯亚胺（pei）、聚甲基丙烯酸酯或另一丙烯酸类聚合物、聚(乙烯醇)（pva）、聚(乙烯基吡咯烷酮)（pvp）和前述聚合物的共聚物。通常，用于本发明的方法的所述连接体是具有0.01至5、0.01至1.0、0.01至0.5或0.1至0.5kda的mw的低分子量（mw）聚合物，所述聚合物是聚(乙二醇)（peg）、聚(环氧乙烷)、聚(丙二醇)、聚甘油、聚丙烯酰胺（pam）、聚乙烯亚胺（pei）、聚甲基丙烯酸酯或另一丙烯酸类聚合物、聚(乙烯醇)（pva）、聚(乙烯基吡咯烷酮)（pvp）或前述聚合物的共聚物。在允许形成连接体和聚合物的空间布置（其反映了所设想的检测分子和聚合物的布置）的条件下施加连接体和聚合物。这可以通过将所述分子的预定混合物施加到电极表面上来实现。通常，连接体与聚合物分子以预定摩尔比混合在施加溶液中。在合适的溶剂中，聚合物与用于检测剂的连接体的摩尔比通常为1:100至100:1、1:50至50:1、1:20至20:1、1:10至10:1、1:5至5:1、2:10至8:1、3:10至7:1、4:10至6:1或5:10至5:1。所述溶剂与电极表面接触，并施加允许连接体和聚合物固定在所述表面上的条件。此外，通常施加连接体和聚合物以使它们在整个电极表面上以每表面积相等的量存在。特别地，用于检测剂的连接体是如上所述的低分子量聚合物，更通常是具有与能够介导盐析效应的聚合物相同类别的聚合物，即二者均为聚(乙二醇)（peg）、聚(环氧乙烷)、聚(丙二醇)、聚甘油、聚丙烯酰胺（pam）、聚乙烯亚胺（pei）、聚甲基丙烯酸酯或另一丙烯酸类聚合物、聚(乙烯醇)（pva）、聚(乙烯基吡咯烷酮)（pvp）或前述聚合物的共聚物。在本发明的方法中，聚合物与检测器的合适的层布置通常可以通过将聚合物和前述聚合物连接体以合适溶剂中的溶液的形式施加到电极上来获得，所述溶液以1:10至1:50、更通常1:20的分子重量比包含聚合物与连接体。有利的是使用相同聚合物类别的分子作为连接体和能够介导盐析效应的聚合物，因为相同的固定反应可用于将所述聚合物和聚合物连接体固定到该电极的表面上。在下一步骤中，在允许所述至少一种检测分子经由固定的连接体共价或非共价连接到电极上的条件下施加所述检测分子。该连接体通常包含能够与检测分子形成共价或非共价结合的其它官能团。典型的官能团包括本文中其它地方规定的那些。一旦将检测剂施加到在其表面上包含连接体和聚合物分子的电极上，则会产生所设想的空间布置。特别地，所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物与所述至少一种检测剂在整个电极表面上以每表面积相等的量存在。此外，能够介导盐析效应的聚合物布置在检测剂周围，其存在量使得能够降低检测剂附近的流体的离子强度，并能够结合包含在流体样品中的分析物。本发明还提供了一种用于测定至少一种分析物的分析物检测器，其包含本发明的电极或可以通过本发明的方法获得的电极，其中所述电极与换能器电接触或者是换能器的一部分。本文中所用的术语“分析物检测器”是指适于检测流体样品中的至少一种分析物的装置。该分析物检测器包含本发明的电极作为分析组件。此外，所述装置通常包含用于将流体样品引入该装置的加载元件和允许电极与该流体样品接触的接触元件。此外，该电极与换能器电接触，或是此类换能器的一部分。通常，根据本发明的分析物装置包含场效应晶体管（fet），并且本发明的电极在所述晶体管中用作栅极或用作沟道。当用作栅极或用作沟道时，本发明的电极允许应用例如根据本发明的分析物检测器特异性和有效地检测流体样品中的分析物。或者或此外，根据本发明的分析物装置可以包含电化学测量装置，并且本发明的电极可以参与电化学测量。术语“电化学测量装置”通常可以指配置为进行至少一种电化学测量的任意装置。为此，所述至少一种电化学测量装置可以包含一种或多种配置为进行至少一种电化学测量的电气装置。作为一个实例，该电化学测量装置可以包含至少一个电极、至少一个电源，如至少一个选自以下的电源：恒电压电源、可变电压电源、恒电流电源、可变电流电源、用于产生周期性电信号的频率发生器。此外，该电化学测量装置可以包含至少一个配置用于测量至少一种电信号或电气测量变量的电气测量装置，如至少一个选自以下的电气测量装置：电压测量装置、电流测量装置、恒电位仪。其它测量装置也是可行的。本文中所用的术语“电化学测量”通常可以指氧化还原反应的至少一种可测量特性的测量。作为一个实例，该电化学测量和/或氧化还原反应的可测量特性可以是指电流、电压、电位、质量（例如沉积在电极上的质量）、阻抗（特别是阻抗的实部和/或虚部）。具体而言，电化学测量可以在电活性物类的存在下进行。本文中所用的术语“电活性物类”通常可以指例如通过促进电子转移来促进或增强或催化氧化还原反应的化合物。电活性物类可以溶解在流体样品中和/或可以固定在分析物检测器的表面上，其中该表面可暴露于流体样品。特别地，该表面可以是上述传感表面和/或多用途电极的上述表面。电活性物类的优选实例是氧化还原介体，特别是氧化还原电对，例如但不限于：铁氰化钾/亚铁氰化钾；六氨合钌(ii)氯化物/六氨合钌(iii)氯化物；二茂铁甲醇。电活性物类的进一步优选的实例是还原剂，例如但不限于抗坏血酸、谷胱甘肽、硫辛酸、尿酸、草酸、单宁和植酸。电活性物类可以促进或增强氧化还原反应的至少一种可测量特性的测量。此外或或者，电化学测量可以是指直接或间接检测元件（例如电极）的电性质，其中电性质受化学反应和/或受电子转移和/或受原子或分子的结合的影响或作用。具体而言，电性质可能受化学反应的影响或作用，所述化学反应包括其参与者中至少一者的氧化态的改变。电性质例如可以是该元件的电化学电位和/或电化学电位的变化、该元件的电位和/或电位的变化、施加在该元件上的电压和/或电压的变化和/或在该元件上累积的电荷量。该元件的电性质的直接或间接测量可以基于该元件的电性质所导致和/或影响的电场效应。由此，作为一个具体实例，化学反应可以改变元素的氧化态。元素的氧化态变化可以经由电场效应（可能由元素氧化态造成）在电化学测量中测得。由此，检测元素的氧化态变化例如可以使用场效应晶体管来检测。特别地，元件的电性质可以通过影响场效应晶体管的栅极电压来影响场效应晶体管的源电极与漏电极之间的电流。本文中所用的术语“换能器”是指配置为将能量由一种形式转化为另一种形式和/或配置为将输入信号（特别是电信号，如施加的电流、电压或电位）转化为相应的输出信号（其中输出信号的形式不同于输入信号的形式）的任何类型的功能组件或功能组件的布置。由此，换能器可以配置为在接收一种电信号（例如施加的电压或电位）作为输入信号后产生另一种形式的电信号（例如电流）作为输出信号。具体而言，该换能器可以是或可以包含场效应晶体管和/或电化学测量装置。在该换能器作为场效应晶体管起作用的情况下，输入信号可以是通过栅极施加到场效应晶体管的沟道的电压或电位，其可以通过在传感器表面上结合带电物类来改变，而输出信号可以是在场效应晶体管的源电极与漏电极之间的漏电流id。在换能器作为电化学测量装置起作用的情况下，输入信号可以是氧化还原反应的至少一种可测量的特性。本发明大体上预期使用本发明的分析物检测器来测定流体样品中的至少一种分析物。通常，流体中至少一种分析物的所述测定涉及诊断目的、环境监测和控制、食品安全、质量控制或制造过程。分析物的检测通常在各种不同的过程中发挥作用。其可用于诊断受试者体内的分析物变化，这转而又可以帮助诊断疾病或其它医疗病况。此外，分析物的分析可用于监测环境，例如用于检测污染程度的变化。然而，生产、食品安全和一般质量控制过程通常需要检测分析物。由此，根据本发明的分析物检测器可用于任何此类过程，并通常允许其进一步自动化。此外，本发明预期测定至少一种分析物的方法，包括以下步骤：（a）使怀疑包含至少一种分析物的流体样品与本发明的电极或本发明的分析物检测器接触；和（b）用所述电极或检测器进行电化学测量，由此测定至少一种分析物。在本文中使用的术语“测定”是指定量测定，即量的确定，以及定性测定，即分析物存在或不存在的确定。此类测定可以使用例如本发明的分析物检测器、通过进行如本文中其它地方所述的电化学测量来进行。基于电化学测量的结果，可以如上所述测定至少一种分析物。电化学测量原则上可以在允许分析物与检测剂在电极上结合的标准条件下进行。通常，此类标准条件包括高于流体样品的冰点且低于流体样品的沸点的温度。在一些应用中，该温度将是在室温范围内的温度。但是，电化学测量更通常在30℃至40℃的温度下，优选在至少30℃、至少32℃、至少35℃或至少37℃的温度下进行。在本发明以之为基础的研究中已经发现，如果测量在大约37℃下进行，可以实现强烈的信号增强，导致与21℃相比低3个数量级的检测限。例如，可以在电活性物类的存在下进行电化学测量以便增强信号。电活性物类可以溶解在分析物溶液中或固定在表面上。典型的电活性物类是：氧化还原电对，如铁氰化钾/亚铁氰化钾、六氨合钌(ii)氯化物和六氨合钌(iii)氯化物、二茂铁甲醇；还原剂，如抗坏血酸、谷胱甘肽、硫辛酸、尿酸、草酸、单宁、植酸。通常，在附着到表面结合的分析物的次级受体存在下进行电化学测量或基于晶体管的测量以便增强信号。次级受体可以自身增强信号和/或选择性，或者可以用附加的分子如酶来标记。例如，信号增强分子可以通过与底物的相互作用产生物类浓度的变化，该物类（例如质子或电子）浓度可以由传感器直接测量。本发明进一步公开并提出了一种计算机程序，其包括计算机可执行的指令以便当该程序在计算机或计算机网络上执行时实施本文中公开的一个或多个实施方案中的根据本发明的前述方法。具体而言，计算机程序可以储存在计算机可读的数据载体上。由此，具体而言，可以通过使用计算机或计算机网络、优选通过使用计算机程序来实施和/或控制和/或评估如上所述的方法步骤c）和d）中的一个、多于一个或甚至全部。本发明进一步公开并提出了一种具有程序代码工具的计算机程序产品，以便当在计算机或计算机网络上执行该程序时实施本文中公开的一个或多个实施方案中的根据本发明的前述方法。具体而言，该程序代码工具可以储存在计算机可读的数据载体上。此外，本发明公开并提出了一种数据载体，其上存储有数据结构，在加载到计算机或计算机网络中，如加载到计算机或计算机网络的工作存储器或主存储器中之后，其可以执行根据本文中公开的一个或多个实施方案的前述方法。本发明进一步提出并公开了一种计算机程序产品，其具有储存在机器可读的载体上的程序代码工具，以便当在计算机或计算机网络上执行程序时实施根据本文中公开的一个或多个实施方案的前述方法。本文中所用的计算机程序产品是指作为可买卖的产品的程序。该产品通常可以以任意形式存在，例如以纸张形式，或者存在于计算机可读的数据载体上。具体而言，计算机程序产品可以分布在数据网络上。最后，本发明提出并公开了一种调制数据信号，其含有计算机系统或计算机网络可读的指令，用于实施根据本文中公开的一个或多个实施方案的前述方法。优选地，提及本发明的计算机实施的方面，可以通过使用计算机或者计算机网络实施根据本文中公开的一个或多个实施方案的前述方法的一个或多个方法步骤或甚至所有方法步骤。由此，通常可以通过使用计算机或计算机网络来实施包括提供和/或操作数据的任何方法步骤。通常，这些方法步骤可以包括任何方法步骤，通常除需要手动工作的方法步骤（如提供样品和/或进行实际测量的某些方面）之外。具体而言，本发明进一步公开了：-包含至少一个处理器的计算机或计算机网络，其中该处理器适应于实施根据上述实施方案之一的方法，-计算机可加载的数据结构，其适应于在该数据结构在计算机上执行时实施根据上述实施方案之一的方法，-计算机程序，其中该计算机程序适应于在该程序在计算机上执行时实施根据本说明书上文中描述的实施方案之一的前述方法，-计算机程序，其包含程序工具（programmeans），以便在该计算机程序在计算机上或计算机网络上执行时实施根据本说明书上文中描述的实施方案之一的前述方法，-根据前述实施方案的包含程序工具的计算机程序，其中该程序工具存储在计算机可读的存储介质上，-存储介质，其中数据结构储存在该存储介质上，并且其中该数据结构适应于在加载到计算机或计算机网络的主存储器和/或工作存储器中之后实施根据上述实施方案之一的前述方法，和-具有程序代码工具的计算机程序产品，其中该程序代码工具可以储存或被储存在存储介质上，以便在该程序代码工具在计算机上或在计算机网络上执行的情况下，实施根据上述实施方案之一的前述方法。下列典型实施方案进一步阐释本发明，但是不以任何方式解释为限制：1．包含可暴露于流体样品的官能化表面的电极，所述官能化表面包含至少一种能够介导盐析效应的聚合物和至少一种与包含在流体样品中的分析物结合的检测剂，其中所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物和所述至少一种检测剂分布在所述电极的表面上，使得所述检测剂在整个电极表面上以每表面积基本相等的量存在，并且能够介导盐析效应的聚合物布置在检测剂周围，其存在量使得：i）能够降低检测剂附近的流体的离子强度，并且ii）能够结合包含在流体样品中的分析物。2．实施方案1的电极，其中所述电极包含石墨烯、碳纳米管、碳、硅纳米线、氧化钼、二硫化钼、氧化钛、氧化锌、金属氧化物、氮化镓、金、银、铂、硅、磁珠、纳米粒子或这些材料的任意组合。3．实施方案1或2的电极，其中所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物的尺寸使得德拜长度增加，并且所述至少一种检测分子周围的离子强度降低。4．实施方案3的电极，其中所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物的分子量（mw）为1至100kda、10至100kda、10至50kda、10至25kda、10至20kda或10至15kda。5．实施方案1至4任一项的电极，其中所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物选自：聚(乙二醇)（peg）、聚(环氧乙烷)、聚(丙二醇)、聚甘油、聚丙烯酰胺（pam）、聚乙烯亚胺（pei）、聚甲基丙烯酸酯或另一丙烯酸类聚合物、聚(乙烯醇)（pva）、聚(乙烯基吡咯烷酮)（pvp）、前述聚合物的共聚物、多糖、多肽、多核苷酸和聚硅氧烷。6．实施方案1至5任一项的电极，其中所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物经由连接体固定在所述电极的表面上或在没有附加连接体的情况下经由官能团直接附着。7．实施方案6的电极，其中所述连接体是具有以下结构的连接体：a-b-c其中a是选自以下类别的第一官能团：硫醇、硅烷、膦酸、芳族分子（例如芘）、羧基、胺、nhs酯、马来酰亚胺，其中b是选自以下类别的短有机链：选自上述类别的低分子量聚合物、烃类（例如烷基、烯基、炔基、苯基）、含氧基团（例如醚）、卤代烷（例如氯代）、含氮基团（例如酰胺）、含硫基团（例如亚砜）、含磷基团、含硼基团或短无机聚合物链（例如si基(硅氧烷)、p基、b基、s基）并且其中c是选自以下类别的第二官能团：羧基、胺、nhs酯，马来酰亚胺。8．实施方案1至7任一项的电极，其中所述至少一种检测剂与包含在流体样品中的分析物特异性结合。9．实施方案8任一项的电极，其中所述至少一种检测剂选自：抗体及其片段、核酸、适体、肽核酸（pna）、受体或配体蛋白或肽、以及酶。10．实施方案1至9任一项的电极，其中至少一种检测剂的尺寸使得所述检测剂被至少一种能够介导盐析效应的聚合物包围。11．实施方案1至10任一项的电极，其中所述至少一种检测剂经由连接体固定在所述电极的表面上。12．实施方案11的电极，其中所述连接体是如权利要求7中限定的连接体。13．实施方案11的电极，其中所述连接体选自：具有0.01至5、0.01至1.0、0.01至0.5或0.1至0.5kda的mw的低分子量（mw）聚合物，所述聚合物是聚(乙二醇)（peg）、聚(环氧乙烷)、聚(丙二醇)、聚甘油、聚丙烯酰胺（pam）、聚乙烯亚胺（pei）、聚甲基丙烯酸酯或另一丙烯酸类聚合物、聚(乙烯醇)（pva）、聚(乙烯基吡咯烷酮)（pvp）和前述聚合物的共聚物。14．实施方案13的电极，其中能够介导盐析效应的聚合物具有与作为连接体聚合物的聚合物相同的类别。15．实施方案1至14任一项的电极，其中存在于所述官能化表面上的至少一种能够介导盐析效应的聚合物与至少一种检测剂的摩尔比为1:100至100:1、1:50至50:1、1:20至20:1、1:10至10:1、1:5至5:1、2:10至8:1、3:10至7:1、4:10至6:1或5:10至5:1。16．在电极上制造官能化表面的方法，包括以下步骤：a）在允许连接体和至少一种能够介导盐析效应的聚合物共价或非共价固定在所述电极的表面上的条件下将所述连接体和所述聚合物施加到电极上；和b）在允许至少一种检测分子经由固定的连接体共价或非共价连接到所述电极上的条件下将所述至少一种检测剂施加到其上固定所述连接体和所述聚合物的电极上；和其中所述条件允许在所述电极的表面上分布所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物和所述至少一种检测剂，使得所述检测剂在整个电极表面上以每表面积相等的量存在，并且能够介导盐析效应的聚合物布置在检测剂周围，其存在量使得：i）能够降低检测剂附近的流体的离子强度，并且ii）能够结合包含在流体样品中的分析物。17．实施方案16的方法，其中所述连接体是具有0.01至5、0.01至1.0、0.01至0.5或0.1至0.5kda的mw的低分子量（mw）聚合物，所述聚合物是聚(乙二醇)（peg）、聚(环氧乙烷)、聚(丙二醇)、聚甘油、聚丙烯酰胺（pam）、聚乙烯亚胺（pei）、聚甲基丙烯酸酯或另一丙烯酸类聚合物、聚(乙烯醇)（pva）、聚(乙烯基吡咯烷酮)（pvp）或前述聚合物的共聚物。18．实施方案16或17的方法，其中所述至少一种能够介导盐析效应的聚合物选自：聚(乙二醇)（peg）、聚(环氧乙烷)、聚(丙二醇)、聚甘油、聚丙烯酰胺（pam）、聚乙烯亚胺（pei）、聚甲基丙烯酸酯或另一丙烯酸类聚合物、聚(乙烯醇)（pva）、聚(乙烯基吡咯烷酮)（pvp）和前述聚合物的共聚物。19．实施方案17或18的方法，其中所述能够介导盐析效应的聚合物具有与作为连接体聚合物的聚合物相同的类别。20．实施方案16至19任一项的方法，其中存在于所述官能化表面上的至少一种能够介导盐析效应的聚合物与至少一种检测剂的摩尔比为1:100至100:1、1:50至50:1、1:20至20:1、1:10至10:1、1:5至5:1、2:10至8:1、3:10至7:1、4:10至6:1或5:10至5:1。21．用于测定至少一种分析物的分析物检测器，包含实施方案1至15任一项的电极或可以通过实施方案16至20任一项的方法获得的电极，其中所述电极与换能器电接触或是换能器的一部分。22．实施方案21的分析物检测器用于测定流体样品中的至少一种分析物的用途。23．测定至少一种分析物的方法，包括以下步骤：（a）使怀疑包含至少一种分析物的流体样品与权利要求1至15任一项的电极或权利要求21的分析物检测器接触；和（b）用所述电极或检测器进行电化学测量，由此测定至少一种分析物。24．实施方案23的方法，其中所述电化学测量在30℃至40℃的温度下，优选在至少30℃、至少32℃、至少35℃或至少37℃的温度下进行。25．实施方案22的用途或实施方案23或24的方法，其中流体中至少一种分析物的所述测定涉及诊断目的、环境监测和控制、食品安全、质量控制或制造过程。26．实施方案1至15任一项的电极、实施方案16至20任一项的方法、或实施方案22的用途、或实施方案23或24的方法、或实施方案25的用途或方法，其中所述流体样品是液体或溶解的环境样品或至少一种化学化合物的溶液。27．实施方案1至15任一项的电极、实施方案16至20任一项的方法、或实施方案22的用途、或实施方案23或24的方法、或实施方案25或26的用途或方法，其中所述流体是高离子强度流体。28．实施方案27的电极、方法或用途，其中所述流体是体液。29．实施方案28的电极、方法或用途，其中所述体液选自：血液、血浆、血清或其任何部分、唾液、泪液、粘液、淋巴液、脑脊髓液、尿液、粪便、汗液、精液、滑液。本说明书中引用的所有参考文献在其全部公开内容和本说明书中特别提及的公开内容方面均经此引用并入本文。说明书附图图1：通过石英晶体微天平进行的表面表征。(a)qcm芯片的示意图。(b-c)代表性数据组，显示了不同倍频峰（n=5、7、9）和表面修饰：dsdna(b)、peg(c)和二者的混合(d)的典型频率和耗散变化vs.时间。一般而言，频率在分子吸附时降低，而耗散提高。(e-f)获自至少3种芯片的耗散和频率变化的概括。对于peg来说，耗散提高超过3倍，因为其比dna(e)更柔软。这也被视为对peg修饰表面(f)的倍频峰的“扩散”。图2：fet测量。(a)扩展栅极fet配置的示意图，qcm芯片的金表面连接到空间上分离的商用mosfet上。(b-d)使用不同表面在不同的pbs缓冲液的不同浓度下记录的典型转移曲线：裸露的金(b)、dsdna(c)和dna+peg混合(e)。(d)3种不同表面的电位变化vs.pbs浓度。由于非特异性离子吸附（背景），δv对于金变得更正性。在具有表面上的dna的情况下，dna屏蔽效应是叠加的，导致不太显著的向正值的转变。对于混合层观察到相反的趋势。图3：(a)减去金背景后来自图2的fet数据。随着pbs浓度的提高，电位向更负的值转移，因为通过电解质离子的dna屏蔽更强。对于peg+dna混合vs.裸dna，观察到清晰的信号增强。(b)提出的模型：添加peg增加了有效德拜长度。结果，在给定的离子强度下可以看到更大部分的dna，导致更大的信号。图4：(a)测量设置的示意图。半导电cnt（碳纳米管）网络在交叉指型au电极之间排成阵列（通道长度=20µm，通道宽度=2mm）。此外，触点用su-8光刻胶钝化以避免漏电电流。su-8是基于eponsu-8环氧树脂（来自shellchemical）的负性环氧型近uv光刻胶，其最初由ibm开发并授予专利（美国专利号4882245）。为了向传感表面提供不同的液体，使用具有ptfe管的微流体pdms腔室。ag/agcl参比电极放置在微流体通道中间。(b)测量设置的照片。(c)两个极化方向上典型的转移曲线。滞后非常小。(d)电场阵列式cnt网络的afm图像。顶部和底部上的水平条纹是用于对准cnt的金电极。相同的电极随后用作电测量的源电极与漏电极的触点。图5：采用peg化(a-c)和非peg化cntfet(d-f)的gfp检测的比较。用芘丁酸（pba）与芘聚(乙二醇)的混合物(a)或仅用pba(d)修饰cnt的表面。然后将对绿色荧光蛋白（gfp）为特异性的骆驼科纳米抗体（vhh）固定在两个表面上并暴露于gfp溶液以评估vhh-gfp结合。b和e显示在100mmtris缓冲液中在不同的gfp浓度下测得的转移曲线。在两种情况下都可以看到向右的偏移，在peg化的情况(b)下具有更强的响应。c和f概括了在1mm和100mm离子强度溶液中作为gfp浓度cgfp的函数获得的电位偏移δv。δv在恒定的isd值下读取，如图b、e中的水平线所示。c中的信号比f中的信号大至多3倍，这归因于由peg导致的局部缓冲液稀释。图6：比较了在金上的两种不同的表面修饰——使用10kdapeg(a)和不使用10kdapeg(d)。两个表面均使用短的0.5kdapeg连接体用抗tsh抗体片段官能化。对于具有peg和不具有peg的表面，分别在(b)和(e)中绘制了10mm缓冲液中不同bsa和tsh浓度的晶体管转移曲线。对于具有peg的表面，测得的电压偏移显示在(c)中，对于不具有peg的表面，测得的电压偏移显示在(f)中。对偏移vs.10mm（三角形）和150mm缓冲液（正方形）中的tsh（实心符号）或bsa（空心符号）的浓度进行绘图。在具有peg的情况下观察到明显的信号增强，即使在150mm缓冲液中也具有显著的响应。在所有情况下，bsa的非特异性吸附的贡献很小。图7：在21℃和37℃的马血清中测得的tsh校准曲线。误差条代表4个不同芯片的标准偏差。实施例将通过实施例描述本发明。但是，这些实施例仅阐释本发明，而不应以任何方式被解释为限制本发明的范围。实施例1：聚乙二醇减小了德拜屏蔽在基于晶体管的dna检测中的作用qcm-d测量：采用来自biolinscientificab(stockholm,sweden)的q-sensee4使用它们的电化学模块进行测量。qcm-d同时监测在4.95mhz,金镀覆的qcm-d传感器上在不同的倍频峰处的振荡器频率（δf）和能量耗散（δd）的偏移。此外，q-sense的电化学模块允许同时进行fet测量。在使用前，金镀覆的传感器用紫外/臭氧处理清洁10分钟，随后在浸没在80℃下含有1份h2o2（30%）+1份nh4oh+5份去离子（di）水的溶液中10分钟。随后用di水充分洗涤传感器并用n2气体干燥。所有实验均使用刚清洁的传感器进行。扩展栅极fet测量：qcmd实验中使用的电化学模块允许将金镀覆的传感器电连接到商用mosfet的栅极端子上。ag/agcl参比电极（wpi，dri-ref™，定制长度）放置在出口流动通道中的传感器表面附近。使用双通道源表（keithley2636b）进行电测量。dsdna制备和固定：互补单链dna(i):5´-caatgcagatacactttttt-c3h6-sh-3´和(ii)：5´-agtgtatctgcattg-3´购自stabvida,portugal。链(i)经巯基化以促进在金表面上的固定。平均分子量为10kda的巯基化甲氧基聚乙二醇（mpeg-sh）购自nanocs,inc.(boston,ma)。除非另行说明，否则所有其它试剂均购自sigma-aldrich。(a)dsdna、(b)peg和(c)混合的dsdna-peg层的形成：通过qcm-d和fet测量二者监测所有3个不同表面的形成。在每次实验前，通过在室温下在100mmpbs中混合链(i)和(ii)的等摩尔溶液（各自10μl的100μm储存在-20℃下的储备液）30分钟来形成巯基化双链dna（dsdna）。并且在每次实验前，通过将peg粉末溶解在水中来制备巯基化mpeg溶液（5mm）。(a)dsdnasam：通过在缓冲液a（1mnacl，1mmedta在10mmtrisph7中）中以100μl/分钟注射1μm巯基化dsdna10分钟，在金镀覆的qcm-d传感器上形成dsdna的单层，随后使得温育1小时。随后用缓冲液a以100μl/分钟将该表面洗涤10分钟。在洗去过量的dsdna后，将不同浓度的pbs溶液（200mm、100mm、50mm、10mm和1mm）注入腔室中（100μl/分钟持续10分钟），记录fet响应直到获得稳定的信号。(b)pegsam：与a类似，除了注入1μm巯基化mpeg（平均mw=10kda）以形成peg单层。(c)混合dsdna-peg层：首先通过将传感器表面与1μm巯基化dsdna一起温育来形成dsdna单层。随后，通过使100μl/分钟的缓冲液a流动10分钟来洗去过量的dsdna。通过将在缓冲液a中的1μmmpeg-sh注入腔室中并温育20分钟，然后通过使100μl/分钟缓冲液a流动10分钟来洗去未结合的peg分子，由此将peg添加到dsdna单层中。与a和b类似，随后将不同浓度的pbs溶液注入腔室中以监测不同离子强度条件下混合层的fet响应。表面表征：使用耗散型石英晶体微天平（qcmd）表征在金镀覆的石英晶体上的dsdna、peg的单层和混合dsdna+peg层的形成。在qcmd中，响应于晶体表面上的质量吸附，测量振荡压电石英晶体的共振频率和耗散能量的变化（图1a）。然后将这些用于获得粘弹性，以及吸附层的密度、质量和厚度。图1b-d显示了基于金镀覆的石英晶体上的(b)dsdna、(c)peg和(d)混合dsdna+peg层固定的来自不同倍频峰（n=3(未显示在图1b-d中)、5、7、9）的共振频率的变化δf和耗散因子的变化δd。由对每个层的3次独立试验计算的平均值δd和δf分别显示在图1e和f的柱形图中。值得注意的是，即使对peg检测到的δf（─δf=35-45hz）小于dsdna（─δf=大约25hz）的两倍，耗散变化为大约6倍。这与dsdna在表面上表现得像更刚性的层的事实一致，而已知peg在固定时形成高度水合的刷状结构。这在与其中所有倍频峰均以相同幅度变化的dsdna相比，基于peg固定的δf和δd的扩散方面也是明显的。voigt粘弹性建模用于拟合所有三个不同层的qcmd数据，并获得描述所形成的层的物理性质的参数。拟合的参数列在表1中。表1：衍生自qcmd结果的voigt粘弹性建模的参数dsdna的实测厚度在1mnacl中为大约5nm，这接近15个碱基对dsdna（5nm）加连接体（1nm）的预期长度。这表明dsdna分子垂直固定在表面上而不是平躺在表面上。当1µmpeg用于固定时，peg（10kda）层在大约9nm处更厚。粘弹性建模结果还表明，dsdna的剪切粘度和剪切模量（分别为4.7+/-0.7mpa·s和1.3+/-0.6mpa）均高于peg的剪切粘度和剪切模量（分别为1.8+/-0.3mpa·s和0.26+/-0.05mpa）。这些粘弹性参数表明，与peg相比，在金上的dsdna形成更刚性的层。我们的结果与先前的研究一致——这些研究表明dsdna形成相当刚性的膜，而已知peg在表面上形成柔软的刷状结构。在其中按顺序加入两种组分的混合层中，可以独立地对每个步骤进行建模。如表1中所示，由于首先固定dsdna，因此拟合参数与仅有dsdna的层一致。基于这些结果，表面覆盖率估计为60%。随后，加入peg，其是电中性的并可能潜在地结合dsdna分子之间的空白空间。加入peg后耗散和频率二者的变化均证明peg成功地加入到dsdna层中，产生混合膜。fet测量：用于表征所有三个不同表面的qcmd装置带有电化学模块，该模块允许使用扩展栅极fet（egfet）配置在同一芯片上同时进行fet测量。在这种特定的egfet设置中，qcm芯片的金表面与商用mosfet的栅极端子电连接（图2a）。具有生物溶液的传感表面与mosfet读出晶体管分离。这降低了传感芯片的复杂性，并保护读出晶体管免于接触溶液，同时保持常规的离子敏感fet的电荷灵敏度（tarasov2016,2dmater.2:044008；tarasov2016,biosens.bioelectron.79:669）。为了经由egfet测量研究peg对dsdna的德拜屏蔽的影响，在不同离子强度溶液（1-200mmpbs）下，将获自金固定dsdna的转移曲线与混合dsdna+peg层进行比较（图2）。作为阴性对照，还在改变离子强度时测量了仅有金的表面的响应（图2b）。随着pbs浓度的提高，mosfet的转移曲线向更正的值偏移（图2b和2d）。这种正的电位偏移意味着检测到吸附在金表面上的负离子，如先前在cl-离子和金的情况下观察到的那样（tarasov2012,acsnano6:9291）。在dsdna的存在下，转移曲线仍然随着pbs浓度的提高而向右偏移，但是与仅有au的表面相比程度较小（图2c和图2d）。在不存在吸附到金上的阴离子的情况下，提高的离子强度对dsdna检测的预期影响应使电位移向更负的值。但是，由于这种背景阴离子吸附，随着离子强度的提高仍观察到正的电位偏移。因此获得了在不同pbs浓度下的差异信号（δv=δvdsdna-δv仅有au），以便观察离子屏蔽对dsdna测量的影响。另一方面，在混合层中，peg的存在使得对dsdna上的负电荷的检测更加显著。这时，提高pbs浓度使电位向左偏移（图2e和图2d）。在减去背景时，信号的偏移因此在peg的存在下比不存在时更高。这些基于晶体管的测量表明，一旦在传感器表面上存在peg，即使在200mmpbs下也存在由dsdna检测到的信号增强。这表明，在我们的实验中使用的浓度下，peg即使在生理盐浓度下也确实增加了德拜长度。这可能是由于peg在某些水性盐溶液中表现出的盐析效应，其特征在于富含peg的相与富含盐的相经三元水+peg+盐体系的部分组成空间分离。据信peg对“盐析”离子的这种趋势是紧密围绕peg分子的区域中有效离子浓度降低的原因。因此，这种“局部脱盐”区域相对于明显的离子强度将表现出相对更高的德拜长度。图3a显示了当peg在传感器表面上与dsdna混合时实现的信号增强。向下和向上指向的三角形分别是在不存在和存在peg的情况下dsdna的fet信号的离子强度依赖性。这是与图2d中所示相同的数据，通过减去用裸露的金测得的背景信号来归一化。该数据证实，当存在peg（混合）时，信号增强了至少3-4倍。使用图3b中示意性显示的盐稀释模型，我们随后比较了在不存在和存在peg的情况下dsdna检测的归一化数据。图3a中上部的虚线表示德拜长度相对于总离子强度的依赖性。考虑到peg降低了dsdna附近的离子浓度，我们计算了一系列离子强度稀释后的预期信号。在达到至少10倍稀释时，预期信号（图3a，下部的虚线）现在与peg存在下获得的信号（图3a，向上的三角形）重叠。这意味着使用我们的实验条件，我们可以在具有peg的混合层中实现至少10倍的离子浓度稀释，因此将dsdna信号增强至少3倍。已经证明，通过向传感器表面添加peg，可以减轻离子屏蔽对基于晶体管的dsdna检测的影响。使用egfet在金电极上进行的测量表明，即使在高离子强度溶液（高达200mmpbs）下，peg也能将来自dsdna的信号增强至少3倍。这种离子屏蔽的降低可以归因于peg在其紧邻的周边区域中排除离子物类的趋势（盐析效应）。这意味着在传感器表面上存在足够的peg分子的情况下，产生了peg层内的局部脱盐区域。由此，即使在高离子强度溶液的存在下，与peg层上方的区域相比，传感器表面上的peg层内的区域具有有效更低的离子强度环境。这增加了紧靠传感器表面的区域内的德拜长度，因此使检测范围增大到距离该表面远得多。peg的应用也可以扩展到其它类型的生物传感器。关键部分是应调节表面上的peg和受体的量，以便同时使受体密度和脱盐效应最大化。除了减轻离子屏蔽之外，还已显示peg在防止非特异性相互作用和使传感器表面上的生物分子更稳定方面卓有成效。伴随着所有这些优点，在基于晶体管的生物传感器的表面上并入peg可能在将fet生物传感器推向poc应用方面有着巨大的影响。实施例2：使用具有纳米抗体受体的peg化碳纳米管晶体管在高离子强度溶液中的生物检测基于fet的生物传感器由高质量的、排序的半导电碳纳米管网络制成，其提供灵敏且稳定的换能器以及可扩展的制造工艺。提出了一种组合的表面官能化方案来克服德拜屏蔽：1）将短纳米抗体（vhh）用作受体以使分析物能够更靠近表面结合；和2）添加聚乙二醇（peg）层以增加有效德拜长度。使用绿色荧光蛋白（gfp）作为模型体系，在高离子强度溶液中用peg化表面展示了三倍信号增强。该机制用由盐析效应介导的peg的局部缓冲液稀释来解释。传感器达到亚-pm检测限，动态范围超过4个数量级。此外，如果实施附加的表面钝化，该传感器具有高度特异性，非特异性吸附的贡献可忽略不计。纳米抗体的固定（混合的自组装单层(sam)形成）：在如前所述制造cntfet后，（rother2016,acsappl.mater.interf.8:5571）用乙醇清洗cnt1小时以除去来自cnt分选过程的残留聚合物/污染物。随后，用在乙醇中的1mm芘丁酸（pba，连接体）+0.25mm芘-peg（10kda）处理cnt电极1小时。随后，将其用乙醇、h2o简单冲洗，随后在100mmtrisph7.4中保持整夜。随后，在用蒸馏水简单冲洗后，将100mmn-羟基琥珀酰亚胺（nhs）和1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳二亚胺（edc）水溶液泵入该通道中20分钟以活化表面。此后，分别引入在0.2m磷酸盐缓冲液（ph7）中的10µmgfp-特异性vhh纳米抗体或10µm牛血清白蛋白（bsa）1小时以便进行特异性和非特异性吸附实验。随后用100mmtris冲洗该表面15分钟以使可能的剩余活性位点失活。最后，在优化的基于cntfet的gfp传感检验的情况下，将表面暴露于100mmtris中的100nmbsa溶液30分钟以减少非特异性结合。gfp结合测量：用1mmtrisph7.4中的指定浓度的绿色荧光蛋白（gfp）冲洗电极15分钟，并进行3次连续测量。然后，用100mmtrisph7.4中的相同浓度的gfp冲洗电极15分钟，并再次进行3次连续测量。在0至100nmgfp的整个浓度范围内重复这些测量和处理。如图4a中所示，cntfet以液体门控配置操作。在图4b中提供了测量设置的照片。按照先前公布的方案，cnt借助于聚合物排序并在电场中排成阵列（rother2016,acsappl.mater.interf.8:5571）。典型的晶体管转移曲线呈现在图4c中。所有装置均表现出双极行为，具有小的滞后，电流开关比超过104，陡峭亚阈值摆幅低于110mv/dec。典型装置的afm图像显示在图4d中。使用芘丁酸（pba）作为连接体分子，gfp特异性vhh与碳纳米管氨基偶联。为了研究peg对信号的影响，将vhh固定在覆有pba+peg的表面上（图5a）和仅用pba修饰的对照cnt样品上（图5d）。然后将两个传感器表面暴露于溶解在1mm或100mmtris缓冲液中的各种gfp浓度。对于peg化表面，测量结果显示在图5b、c中，对于非peg化表面，测量结果显示在图5e、f中。在两种情况下，响应于增加的gfp浓度，转移曲线向更正的值偏移，peg化的表面反应更强烈（图5b、e）。图c和f比较了两个传感器的随gfp浓度变化的响应。重要的是，与非peg化表面相比，peg化传感器的信号在100mm缓冲液中表现出三倍增强（对于100nmgfp，25mvvs.8mv）。在1mm缓冲液中观察到的信号增强不那么剧烈并且相当于大约两倍的增加（对于100nmgfp，47mvvs.25mv）。这些结果清楚地表明peg对最大可实现的传感器响应具有强烈的积极影响。实施例3：血清中促甲状腺激素的基于晶体管的检测在此，表面化学方法将抗体片段作为短生物受体与脱盐聚乙二醇（peg）分子组合，以便能够在血清中进行直接无标记选择性免疫检测。在此选择促甲状腺激素（tsh）作为代表性分析物——一种相关且充分表征的免疫传感参数，具有苛刻的灵敏度要求。这种方法用扩展栅极配置来展示，其由与商用mosfet换能器电连接的金传感表面组成。这种设置具有简单的芯片制造和成熟的用于连接连接体分子的硫醇-金化学的优点。为了评估脱盐peg对德拜长度的影响，比较了两种不同的表面修饰——添加和不添加10kdapeg。不具有sh-peg-cooh（0.5kda）自组装单层（sam）的传感表面在下文中称为“monosam”配置。为了研究在peg存在下的体系，将sh-peg-cooh（0.5kda）和sh-peg（10kda）组合，称为“混合sam”配置（图6）。将抗tsh抗体片段（f(ab')2）固定在传感器表面上，并展示了在缓冲液和血清中的tsh检测。peg共固定在该表面上以增加德拜长度。将peg与连接体之比选择为1:20以并入片段。采用该比率，与不含peg的对照表面相比，在高离子强度缓冲液中实现了三倍的信号增强（图6）。此外，通过将芯片暴露于bsa来测试非特异性吸附，并且显示为非常低（<特异性信号的10%，图6）。随后用至少3个装置在血清中重复测量。校准曲线呈现在图7中。如果测量在37℃下进行，则得以实现强烈的信号增强，导致与21℃相比检测限低3个数量级。这种改善主要归因于在较高温度下结合的更快动力学。引用文献gao2015,nanolett.15:2143；gao2016,pnas113(51):14633-14638；wo2016/161246；rother2016,acsappl.mater.interf.8:5571；shim2002,nanolett.2:285；tarasov2012,acsnano6:9291；tarasov2016,2dmater.2:044008；tarasov2016,biosens.bioelectron.79:669；yoshimoto2010,j.am.chem.soc.132:7982。当前第1页12