FR 3150594 A1 20250103 FR 2306748 A 20230627 L’invention concerne un dispositif de d’identification d’un marqueur fluorescent ou de détermination d’une quantité d’un marqueur fluorescent. Le dispositif de détection comporte des nanofils, chaque nanofil agissant comme un transducteur d’une lumière de fluorescence en un signal électrique. Une application visée est le séquençage d’un acide nucléique. Figure 1E. Dispositif de détection de fluorescence par nanophotodétecteurs Le domaine technique de l’invention est la détection de biomolécules par transduction optique effectuée par des nanofils. ART ANTERIEUR Les dispositifs permettant de détecter des biomolécules peuvent être basés sur une détection optique. Les biomolécules à détecter sont préalablement marquées à l’aide d’un marqueur luminescent, de type marqueur fluorescent ou boite quantique (quantum dot). La détection est effectuée par un photodétecteur matriciel, de type imageur CCD, CMOS ou matrices de photodétecteurs à avalanches (APD : Avalanche Photodetectors). Une application répandue du marquage fluorescent est le séquençage, en particulier le séquençage dit SBS (Sequencing by Synthesis). Selon cette méthode, une séquence de nucléotides mono-brin, disposée en aval d’une amorce, est amplifiée de façon à former un cluster (grappe). Lors du séquençage, une séquence complémentaire est progressivement synthétisée, par ajout successifs de bases nucléiques complémentaires de celles formant la séquence étudiée. Les bases complémentaires, sont ajoutées unes par une, respectivement au cours de cycles. Entre l’ajout de chaque cycle, une image du cluster est réalisée. Tout ou partie des bases complémentaires sont marquées par un label fluorescent. L’observation de la fluorescence au cours de chaque cycle permet d’identifier la base complémentaire ajoutée au cours dudit cycle. Ainsi, en réalisant une succession d’images de fluorescence, on peut décoder la séquence de nucléotides examinée. De façon usuelle, la détection de fluorescence est effectuée par un photodétecteur, usuellement un photodétecteur matriciel. Cependant, les photodétecteurs matriciels usuels présentent une matrice de détection dont le pas spatial est généralement supérieur à 1 µm. Par pas spatial, on entend la distance entre deux pixels adjacents. Un tel pas spatial est considéré comme trop élevé pour obtenir un dispositif permettant d’adresser un grand nombre de détections en parallèle. Ces dispositifs présentent également une sensibilité limitée : il est nécessaire de disposer d’une amplification suffisante pour obtenir un nombre suffisant de séquences identiques au niveau du cluster étudié, de façon à obtenir un signal exploitable. Certains biocapteurs sont basés sur une détection de charges portées par les biomolécules d’intérêt à détecter. Il s’agit par exemple de transistors à effet de champ. Ce type de dispositif permet d’effectuer une détection rapide, avec une bonne sensibilité. De plus, la technologie CMOS (semi-conducteur à oxyde métallique complémentaire) permet une fabrication de dispositifs comportant un grand nombre de capteurs. Il est ainsi possible d’effectuer un grand nombre d’analyses en parallèle. Cependant, ce type de capteur peut être sensible à des paramètres environnementaux affectant l’échantillon, par exemple pH ou température ou interactions avec des biomolécules non ciblées ou d’ions induisant des erreurs de détection. Le recours à ce type de biocapteurs dans des applications de séquençage d’ADN (acide désoxyribonucléique) suppose une certaine redondance de mesures, de façon à augmenter la robustesse des mesures. Les séquenceurs ADN basés sur des nanopores présentent les mêmes inconvénients. Des capteurs photoniques basés sur des nanofils ont été développés à des fins de détection de fragments d’ADN. C’est par exemple le cas de la publication Sing. et al « Silicon nanowire optical rectangular waveguide biosensor for DNA Hybridization », IEEE Photonics Technology Letters, 2018, 30(12) 1123-1126. Dans cette publication, on détecte une hybridation d’ADN en détectant une variation d’indice de réfraction lors de l’hybridation La publication Irrera “New generation of ultrasensitive label-free optical Si nanowire-based biosensors”, ACS Photonics 2018,5,471-479 décrit un biocapteur à base de nanofils utilisés pour détecter la CRP (C-réactive protéin) dans du sérum humain. Les applications liées au séquençage d’ADN supposent un codage par fluorescence, de façon à différencier les bases ajoutées. Dans les applications mettant en œuvre un capteur, le codage est effectué soit par la longueur d’onde d’émission, soit par une intensité lumineuse au niveau de l’image acquise par le photodétecteur. Les inventeurs ont conçu un dispositif d’analyse d’un échantillon compact et sensible, permettant de tirer profit des capacités de détection de fluorescence par des nanofils. Le dispositif peut permettre une analyse simultanée ou séquentielle de différentes biomolécules. Le dispositif permet de bénéficier de la sensibilité de détection et de la compacité conférée par les nanofils. Il peut également permettre une détection différenciée de bases nucléiques marquées par des marqueurs fluorescents. Un premier objet de l’invention est un dispositif d’identification d’un marqueur fluorescent ou de détermination d’une quantité d’un marqueur fluorescent, le marqueur fluorescent étant configuré pour émettre une lumière de fluorescence dans une bande spectrale de fluorescence, le dispositif comportant : un substrat, comportant au moins une première électrode; une structure multicouches, comportant au moins une deuxième électrode; des nanofils, s’étendant entre la première électrode et la deuxième électrode, parallèlement à un axe transversal ; une couche d’encapsulation s’étendant autour des nanofils, entre le substrat et la structure multicouches, la couche d’encapsulation étant formée d’un matériau isolant ; la structure multicouches comportant : une couche conductrice, formant chaque deuxième électrode; une couche d’interface, électriquement isolante, recouvrant chaque deuxième électrode, chaque deuxième électrode étant interposée entre la couche d’interface et un nanofil, la couche d’interface étant délimitée par une surface de fonctionnalisation, la couche d’interface étant configurée pour être disposée entre un échantillon, comportant le marqueur fluorescent, et la deuxième électrode, de telle sorte que la surface de fonctionnalisation forme une interface entre le dispositif et l’échantillon ; la structure multicouche étant telle que la deuxième électrode et la couche d’interface sont transparentes dans la bande spectrale de fluorescence ; le dispositif étant tel que : chaque nanofil comporte une jonction de type homojonction, ou une hétérojonction, ou une jonction Schottky entre la première électrode et la deuxième électrode ; la première électrode et la deuxième électrode sont configurées pour être raccordées à un circuit de détection; de telle sorte que chaque nanofil forme un nanophotodétecteur dans une bande spectrale de détection comprenant la bande spectrale de fluorescence lorsque le marqueur fluorescent est lié à la surface de fonctionnalisation, la lumière détectée par chaque nanofil induisant un signal électrique de détection dans le circuit de détection ; le dispositif comportant une unité de traitement, programmée pour : acquérir le signal de détection durant une période temporelle de détection ; déterminer un niveau d’intensité du signal de détection durant la période temporelle de détection ; identifier le marqueur fluorescent ou déterminer une quantité du marqueur fluorescent en fonction de la caractéristique. Selon une possibilité, le dispositif comporte une source de lumière, configurée pour émettre une lumière d’excitation dans la bande spectrale d’excitation du marqueur fluorescent. Selon une possibilité, le niveau d’intensité est une intensité moyenne ou une intensité médiane ou une intensité totale ou une intensité maximale. Selon une possibilité, la bande de détection s’étend selon une largeur spectrale supérieure à 150 nm, de façon à adresser les bandes spectrales de fluorescence de plusieurs marqueurs fluorescents différents. Selon une possibilité, la surface de fonctionnalisation est configurée pour capturer un brin formant une chaine d’oligonucléotides. Selon une possibilité, un ou chaque nanofil comporte : une homojonction de type pn ; ou une hétérojonction ; ou une jonction Schottky de type p-métal ou n-métal. Selon une possibilité, au moins un nanofil comporte une première partie et une deuxième partie, séparées par la jonction, la première partie étant formée d’un semi-conducteur dopé n, la deuxième partie étant formée d’un semi-conducteur dopé p, la jonction formant une homojonction ou une hétérojonction. Selon une possibilité, au moins un nanofil comporte une première partie et une deuxième partie, séparées par la jonction, la première partie étant formée d’un semi-conducteur, la deuxième partie, adjacente d’une électrode, étant formée d’un métal, la jonction formant une jonction Schottky. Selon une possibilité, la première partie et la deuxième partie s’étendent, selon l’axe transversal, de part et d’autre de la jonction. Selon une possibilité, la deuxième partie entoure la première partie, autour de l’axe transversal. Selon une possibilité, la surface de fonctionnalisation est segmentée en différents sites de capture, chaque site de capture étant configuré pour capturer un brin formant une chaine d’oligonucléotides. Selon une possibilité,: la couche d’interface comporte deux sous-couches, empilées l’une sur l’autre, formant une sous-couche inférieure et une sous-couche supérieure, la sous-couche inférieure étant interposée entre la couche conductrice et la sous-couche supérieure ; la sous-couche supérieure comporte des puits, débouchant dans la sous-couche inférieure, chaque puits étant disposé face à un nanofil, chaque puits formant une partie de la surface de fonctionnalisation ; la surface de fonctionnalisation est segmentée au niveau de chaque puits, de façon que chaque puits forme un site de capture. Selon une possibilité, plusieurs nanofils s’étendent entre une même première électrode et une même deuxième électrode, les nanofils formant une grappe de nanofils. Selon une possibilité, le dispositif comporte plusieurs grappes de nanofils, distantes les unes des autres, de telle sorte qu’un nanofil d’une grappe est plus proche d’un autre nanofil de ladite grappe que d’un autre nanofil d’une autre grappe, les nanofils d’une même grappe s’étendant entre une même première électrode et une même deuxième électrode. Selon une possibilité, le dispositif comporte plusieurs nanofils, le dispositif étant tel que : plusieurs premières électrodes sont formées sur le substrat, et plusieurs deuxièmes électrodes sont formées sur la structure multicouche, chaque nanofil s’étendant entre une première électrode et une deuxième électrode ; chaque première électrode est reliée à une première unité d’adressage, configurée pour sélectionner au moins une première électrode ; chaque deuxième électrode est reliée à une deuxième unité d’adressage, configurée pour sélectionner au moins une deuxième électrode ; de telle sorte que le circuit de détection détecte un courant de détection induit par chaque nanofil s’étendant entre la première électrode et la deuxième électrode sélectionnées. Un deuxième objet de l’invention est un procédé d’identification d’un marqueur fluorescent ou de détermination d’une quantité d’un marqueur fluorescent à l’aide d’un dispositif selon le premier objet de l’invention, le marqueur fluorescent étant susceptible d’émettre une lumière de fluorescence, dans la bande spectrale de détection, lorsqu’il est illuminé par la lumière d’excitation, la surface de fonctionnalisation étant configurée pour capturer un brin d’acide nucléique, le dispositif comportant : disposition d’un échantillon, comportant des acides nucléiques, au contact de la surface de fonctionnalisation ; capture d’au moins un brin d’acide nucléique sur la surface de fonctionnalisation ; ajout de bases nucléiques dans l’échantillon, l’échantillon comportant des principes actifs configurés pour permettre une hybridation d’une base nucléique sur le brin d’acide nucléique capturé sur la surface de fonctionnalisation , au moins une base nucléique ajoutée étant marquée par un marqueur fluorescent; exposition de la surface de fonctionnalisation à une lumière d’excitation, dans une bande spectrale d’excitation d’au moins un marqueur fluorescent, ; suite à l’étape d), détection d’un signal de détection aux bornes du circuit de détection, durant une période temporelle de détection ; détermination d’un niveau d’intensité du signal de détection détecté lors de l’étape e), et identification du marqueur fluorescent ou détermination d’une quantité du marqueur fluorescent, en fonction du niveau d’intensité détecté ; le procédé étant tel que l’acide nucléique comporte une séquence de calibration, formée d’un nombre connu de bases connues ; les étapes c) à f) sont réitérées de façon à identifier chaque base d’acide nucléique hybridée à la séquence de calibration, chaque itération des étapes c) et f) formant un cycle de calibration ; les signaux de détection respectivement détectés lors de chaque cycle de calibration sont utilisés pour définir des niveaux d’intensité correspondant respectivement à chaque marqueur fluorescent, les niveaux définis étant pris en compte lors des étapes f) des cycles de séquençages différents des cycles de calibration. Le niveau d’intensité peut être une intensité moyenne ou une intensité médiane ou une intensité totale ou une intensité maximale durant la période temporelle de détection. De préférence, l’étape b) comporte une amplification de chaque brin d’acide nucléique capturé. Selon une possibilité : le marqueur fluorescent est choisi parmi plusieurs marqueurs fluorescents candidats ; chaque marqueur fluorescent candidat émet une lumière de fluorescence dans une bande spectrale de fluorescence ; les bandes spectrales de fluorescence des différents marqueurs fluorescents candidats sont centrées autour de longueurs d’onde de fluorescence respectivement différentes les unes des autres ; l’étape f) comporte une sélection du marqueur fluorescent parmi les marqueurs fluorescents candidats en fonction du niveau d’intensité déterminé. Selon une possibilité, le procédé comporte, suite à l’étape f), une étape g) d’identification de la base d’acide nucléique hybridée. Selon une possibilité : suite à l’étape g), le marqueur fluorescent est clivé et l’échantillon est rincé ; suite au rinçage, les étapes c) et g) sont réitérées, de manière à identifier une séquence de nucléotides formant le brin d’acide nucléique capturé, chaque itération des étapes c) et g) formant un cycle de séquençage. L'invention sera mieux comprise à la lecture de l'exposé des exemples de réalisation présentés, dans la suite de la description, en lien avec les figures listées ci-dessous. FIGURES Les figures 1A et 1B montrent les principaux composants d’un dispositif selon l’invention. La montre une distribution spatiale de sites de capture. La représente un exemple de dispositif selon l’invention, dans lequel les électrodes sont réparties selon un agencement matriciel. La montre un exemple de séquençage de trois séquences différentes, respectivement sur trois sites de capture. La montre une distribution temporelle d’une intensité d’une lumière de fluorescence. La schématise une bande spectrale de détection d’un marqueur de fluorescence commun à différentes bases. La illustre une séquence de calibration. La montre différents niveaux d’intensité détectés lors d’une phase de calibration avec clivage des marqueurs fluorescents au cours de chaque cycle. La montre différents niveaux d’intensité détectés lors d’une phase de calibration sans clivage des marqueurs fluorescents au cours de chaque cycle. La schématise une bande spectrale de détection de marqueurs de fluorescence différents, chaque marqueur marquant un même type de base. La montre des signaux de détection résultant de l’utilisation des marqueurs fluorescents décrits en lien avec la . La illustre une séquence de calibration. La montre différents signaux de caractérisation détectés lors d’une phase de calibration. La schématise des signaux de caractérisation successifs, respectivement lors de l’hybridation d’une séquence TTCG, avec clivage des marqueurs fluorescents au cours de chaque cycle. La schématise des signaux de caractérisation successifs, respectivement lors d’un séquençage d’une séquence TTCG, sans clivage des marqueurs fluorescents au cours de chaque cycle. Les figures 4A à 4E schématisent des étapes de fabrication de nanofils selon un procédé dit ascendant. La représentent différents agencements possibles des nanofils. Les figures 6A et 6B montrent deux structures différentes de nanofils. La montre différentes étapes de mise en œuvre du procédé. EXPOSE DE MODES DE REALISATION PARTICULIERS On a représenté, sur les figures 1A à 1E, un premier exemple de dispositif d’analyse 1 permettant une mise en œuvre de l’invention. Le dispositif d’analyse 1 est configuré pour être placé au contact d’un échantillon 2, comportant par exemple un milieu liquide susceptible de contenir des brins d’acides nucléiques que l’on souhaite séquencer. Chaque brin est issu d’une fragmentation de matériel génétique, formant une librairie de brins. Chaque brin peut comporter un adapteur au niveau de l’extrémité 3’ et de l’extrémité 5’. De façon connue, l’adapteur peut comporter un site de liaison d’amorce et éventuellement un index comportant un code d’identification de l’échantillon. Un des adapteurs peut comporter une séquence dite de calibration, décrite par la suite. Le dispositif comporte un substrat 10, formant ou comportant au moins une première électrode 11 c . Dans l’exemple représenté sur la , le substrat est un substrat de silicium cristallin, par exemple un substrat Si d’orientation cristalline (111). Le substrat 10 est délimité par une surface, dite première surface 11, comportant une première électrode 11 c . Dans l’exemple de la , la première surface 11 est formée de Si comportant des régions conductrices. Selon une autre possibilité le substrat 10 fait l’objet d’un dépôt d’une couche conductrice, par exemple du graphène, formant tout ou partie de la première surface 11. Des nanofils 30 sont formés sur le substrat 10, et plus précisément à partir de la première surface 11. La première surface 11 s’étend selon un plan P XY . Le plan P XY est défini par un axe longitudinal X et un axe latéral Y. Les axes X et Y sont sécants, et de préférence perpendiculaires l’un par rapport à l’autre. Les nanofils s’étendent parallèlement à un axe transversal Z sécant du plan P XY . Dans les modes de réalisation décrits par la suite, l’axe transversal Z est perpendiculaire du plan P XY . La première surface 11 est conductrice au moins au niveau de l’intersection avec chaque nanofil 30. La totalité de la première surface 11 peut être conductrice. Selon d’autres configurations, les nanofils peuvent être inclinés et non perpendiculaires au plan P XY . Par exemple, si l’orientation cristalline du matériau formant le substrat 10 est (001), les nanofils peuvent croître selon une direction (111), donc en biais par rapport au plan P XY . Les nanofils 30 ont de préférence un diamètre compris entre 1 nm et 500 nm et une hauteur, selon l’axe transversal Z, comprise entre 300 et 1000 nm, voire 10000 nm. Les nanofils 30 peuvent être synthétisés directement sur le substrat 10, comme décrit en lien avec les figures 4A à 4E. Les nanofils peuvent être formés sur un autre substrat, puis transférés sur le substrat 10. Le transfert peut être effectué comme décrit dans la publication Valente, et al., « Light-Emitting GaAs Nanowires on a Flexible Substrate », Nano Lett 2018, 18(7) 4206-4213. Les nanofils 30 s’étendent, à partir de la première surface 11, jusqu’à une deuxième surface 21 délimitant une structure multicouches 20. De même que la première surface 11, la deuxième surface 21 est conductrice au moins au niveau de l’intersection avec chaque nanofil 30. Dans l’exemple représenté sur la , la deuxième surface 21 est formée à partir d’une couche 22 d’un matériau conducteur transparent dans une bande spectrale de détection décrite ci-après. Il peut par exemple s’agir d’ITO (oxyde d’indium étain). Chaque nanofil est formé d’un ou plusieurs matériaux semi-conducteurs, et éventuellement d’un matériau métallique. Chaque nanofil comporte une jonction 33. Dans l’exemple représenté, la jonction 33 est une homojonction : chaque nanofil comporte une première partie 31, adjacente de la première surface 11, et une deuxième partie 32, adjacente de la deuxième surface 21. Les première et deuxième parties sont formées d’un même matériau semi-conducteur, avec respectivement deux dopages différents : ainsi, la première partie 31 et la deuxième partie 32 sont respectivement formés d’un même matériau semi-conducteur respectivement dopé n et p ou p et n. Dans l’exemple représenté, la première partie 31 est formée de GaAs (arséniure de gallium) dopé p et la deuxième partie est formée de GaAs dopé n. L’interface entre les deux parties forme la jonction pn 33. De façon alternative, la jonction 33 peut être effectuée au niveau d’un métal disposé sur ou au contact de la surface 21 de façon à établir une jonction semi-conducteur – métal de type Schottky. Chaque nanofil comporte au moins un semi-conducteur choisi parmi les matériaux des colonnes III et V, usuellement désignés par le terme matériaux III-V, par exemple, GaAs. Il peut de préférence s’agir d’un matériau de la colonne III et d’arsenic, par exemple InAs (arséniure d’indium). Dans l’exemple représenté, les nanofils 30 sont formés de GaAs. D’autres matériaux semi-conducteurs peuvent être envisagés, par exemple, et de façon non limitative, Si, InGaAs, AlGaAs, InGaP, InGaN, GaN, ZnSe, ZnS, ZnO, ZnCdO, ZnTe, CdSe, Ge, GeSn . Entre la première surface 11 et la deuxième surface 21, les nanofils 30 sont noyés dans une couche d’encapsulation 15 formée d’un matériau isolant. La couche d’encapsulation 15 peut être formée d’un matériau de type PMMA (Polyméthacrylate de méthyle), BCB (Benzocyclobuthène) ou matériaux SOG (Spin-On Glass) constitués principalement d'oxydes de silicium et d'autres additifs chimiques pour conférer des propriétés spécifiques telles que l'adhérence et la stabilité thermique. La couche d’encapsulation 15 peut être déposée par spin-coating (dépôt à la tournette). La couche d’encapsulation 15 est de préférence formée suite à la croissance des nanofils, préalablement au dépôt d’une deuxième couche conductrice 22, délimitée par la deuxième surface 21, et destinée à former des deuxièmes électrodes 21 c . Les deuxièmes électrodes 21 c sont formées, au niveau de la deuxième surface 21, à partir de la couche conductrice 22. La couche conductrice 22 peut être structurée de façon qu’au niveau de la deuxième surface 21, plusieurs deuxièmes électrodes 21 c soient électriquement isolées les unes des autres. Ainsi, la couche conductrice peut comporter des ouvertures ou des matériaux isolant délimitant les électrodes 21 c . Cela permet une détection différenciée au niveau de chaque nanofil. Outre la couche conductrice 22, la structure multicouches 20 comporte une couche d’interface 23, adjacente de la couche conductrice 22. La couche d’interface 23 est transparente dans la bande spectrale de détection. La couche d’interface 23 peut par exemple être formée d’une couche d’un polymère, par exemple le PMMA (Polyméthylméthacrylate). La couche d’interface 23 est électriquement isolante, en particulier au niveau de l’interface avec la couche conductrice 22. La couche d’interface 23 est de préférence plane. La couche d’interface 23 est destinée à former une interface entre la couche conductrice 22, formant les électrodes 21 c , et l’échantillon 2. Ainsi, la couche d’interface 23 s’étend entre la couche conductrice 22 et l’échantillon 2. Un aspect important du dispositif est que l’échantillon n’est pas en contact direct avec les nanofils. Il est isolé de ces derniers par la couche d’interface 23. La couche d’interface 23 est par exemple une couche mince formée de SiO 2 ou de PMMA. La surface de la couche d’interface 23, destinée à être en contact avec l’échantillon est une surface, dite surface de fonctionnalisation 25, fonctionnalisée par des sondes biologiques de capture 26. Il est important que la couche d’interface 23 soit formée d’un matériau présentant une auto-fluorescence aussi faible que possible dans la bande spectrale de détection. La surface de fonctionnalisation 25, qui forme une interface entre la structure multicouches 20 et l’échantillon 2 à analyser, est destinée à être fonctionnalisée par des espèces de capture 26. Par espèce de capture, on entend une espèce configurée pour capturer une biomolécule d’intérêt, et plus précisément une séquence de nucléotides à analyser Selon une possibilité, l’espèce de capture est formée d’oligonucléotides configurés pour se greffer à l’acide nucléique à analyser. Elle peut notamment comporter une chaine de base de nucléotides complémentaire de tout ou partie des adapteurs reliés aux brins à caractériser. La liaison entre l’espèce de capture 26 et chaque brin d’oligonucléotides à analyser, ou plus précisément un adapteur de chaque brin d’oligonucléotides à analyser, s’effectue alors par hybridation. La couche d’interface 23 peut être nanostructurée, de façon que des nanopuits 27 soient formés à l’interface entre la structure multicouches 20 et l’échantillon à analyser. Le diamètre ou la plus grande diagonale des nanopuits peut être comprise entre 70 nm et 700 nm. Les nanopuits 27 peuvent par exemple être agencés de façon matricielle, ou, de façon plus générale, selon un motif prédéterminé. La surface de fonctionnalisation est alors fonctionnalisée au niveau de chaque nanopuits 27, les espaces entre chaque puits n’étant pas fonctionnalisés. La formation des nanopuits peut être obtenue par amincissement local de la couche d’interface 23. Selon une possibilité, représentée sur la , la couche d’interface 23 comporte deux sous-couches superposées 23 1 et 23 2 . La couche d’interface comporte une sous-couche inférieure 23 1 interposée entre la couche conductrice 22 et une sous-couche supérieure 23 2 . Les nanopuits sont formés par amincissement local de la sous-couche supérieure 23 2 , de façon que les nanopuits débouchent dans la sous-couche inférieure 23 1 . La sous-couche supérieure 23 2 peut être formée d’un matériau non fonctionnalisable, par exemple un matériau anti-biofouling (anti-encrassement biologique), par exemple un matériau hydrophobe. Une telle structuration permet que la fonctionnalisation de la surface de fonctionnalisation 25 soit effectuée uniquement au niveau des nanopuits 27, sur la sous-couche inférieure 23 1 . Chaque nanopuits 27 forme ainsi un site de capture d’un brin d’ADN. De façon plus générale, la surface de fonctionnalisation 25 peut être fonctionnalisée selon un motif de fonctionnalisation prédéterminé. En dehors du motif de fonctionnalisation, la surface de fonctionnalisation n’est pas fonctionnalisée La fonctionnalisation peut être effectuée par un traitement de la surface de fonctionnalisation 25, par exemple un traitement de surface plasma/oxygène. Lorsque la couche d’interface 23 est formée de PMMA, un traitement plasma/oxygène permet de former des fonctions carboxyles. Les espèces de capture 26 peuvent être greffées sur la surface de fonctionnalisation par liaison covalente. A cette fin, les sondes biologiques comportent une fonction, par exemple une fonction amine, de façon à former une liaison covalente avec les fonctions de la surface de fonctionnalisation 25. Il peut par exemple s’agir d’une liaison obtenue par greffage d’une fonction Thiol, au niveau de l’espèce de capture, sur une fonction Amine présente au niveau de la surface de fonctionnalisation. Selon une possibilité, chaque séquence à analyser comporte une fonction Thiol, par exemple au niveau de l’extrémité 3’, de façon à former une liaison covalente avec la surface de fonctionnalisation. Dans ce cas, la surface de fonctionnalisation fait office d’espèce de capture. Comme représenté sur les figures 1B et 1E, le dispositif comporte un circuit de détection 40, dont une première borne est raccordée à une première électrode 11 c , sur le substrat 10, et une deuxième borne est raccordée à une deuxième électrode 21 c , sur la structure multicouches 20. Le circuit de détection 40 permet de mesurer la différence de potentiel, ou un courant électrique, entre la première électrode 11 c et la deuxième électrode 21 c . Comme précédemment indiqué, chaque espèce biologique de capture 26 est configurée pour capturer une espèce biologique d’intérêt, en particulier une séquence de nucléotides à analyser. Par capture, on entend l’établissement d’une liaison, en particulier une hybridation, entre la sonde de capture 26 et le fragment monobrin d’acide nucléique à caractériser. Sur la , on a représenté trois séquences S 1 , S 2 et S 3 respectivement capturées, puis amplifiées, sur trois sites de capture 25 1 , 25 2 et 25 3 .Chaque séquence de nucléotides à caractériser est par exemple obtenue selon une méthode de préparation d’une librairie de fragments d’ADN courts, dont la longueur est typiquement de 300 bases ou 150 bases. Les séquences capturées font l’objet d’une amplification, de façon à former plusieurs répliques de chaque séquence, de façon à former des clusters de séquences identiques. Ainsi, après qu’une séquence de nucléotides a été capturée sur un site de capture, cette dernière fait l’objet d’une amplification, de façon à obtenir, au niveau d’un même site de capture, une pluralité de répliques identiques, aux erreurs d’amplification près, de la séquence de nucléotides capturée. L’amplification de chaque séquence capturée peut être de type «amplification par pont », usuellement désigné par le terme « bridge amplification », et usuellement mise en œuvre dans des dispositifs proposés par la société Illumina. Lorsqu’on met en œuvre une amplification par pont, la surface de fonctionnalisation porte des espèces de capture configurées pour se greffer aux adapteurs des séquences capturées. D’une façon générale, le séquençage comporte plusieurs cycles, au cours desquels des bases complémentaires sont progressivement hybridées le long de chaque séquence à caractériser. De façon connue, au cours de chaque cycle, les séquences à caractériser baignent dans un milieu réactionnel comportant des bases marquées par un marqueur fluorescent. L’hybridation s’effectue progressivement le long de chaque brin, base par base, dans un sens prédéterminé, par exemple de l’extrémité libre vers l’extrémité liée à la surface de fonctionnalisation. Selon une possibilité, au cours de chaque cycle, les séquences baignent successivement dans des bains, chaque bain comportant un seul type de base, chaque base du même type étant marquée par un même marqueur fluorescent. Selon cette possibilité, il est possible, mais pas nécessaire que deux bases de types différents soient respectivement marquées par des marqueurs différents. En effet, l’identification de chaque type de base est effectuée par chaque bain. Entre chaque bain, un rinçage est effectué et une détection d’une fluorescence au niveau de chaque site de capture est effectuée. Une pluralité de bases successives identiques peuvent être hybridées par des bases complémentaires du milieu réactionnel. Il en résulte un signal de fluorescence dont l’intensité augmente en fonction du nombre de bases successives identiques hybridées. Suite à la détection d’un signal de fluorescence, les marqueurs fluorescents marquant chaque base hybridée au cours du cycle peuvent être clivés. Comme décrit par la suite, le clivage n’est pas nécessaire. Selon une autre possibilité, les marqueurs fluorescentssont couplés à un terminateur, ce qui empêche l’hybridation de deux bases consécutives au cours d’un même cycle. Le milieu réactionnel peut alors comporter un mélange de bases, chaque base de la même nature étant marquée par un même marqueur fluorescent. Deux bases de natures différentes sont respectivement marquées par des marqueurs fluorescents différents. A la suite de chaque hybridation, une détection du marqueur fluorescent est effectuée après rinçage, ce qui permet d’identifier la base qui s’est hybridée au cours du cycle. Suite à la détection, le terminateur subit un clivage, et le marqueur fluorescent peut également subir un clivage. Le milieu est ensuite rincé et un autre cycle est initié. Les cycles se répètent jusqu’au séquençage complet des séquences greffées au niveau des différents sites de capture. Parmi les quatre bases différentes mises en œuvre, une base peut ne pas être marquée. Ainsi, au niveau de chaque site de capture chaque cycle comporte : l’ajout d’un milieu réactionnel comportant des bases et une enzyme polymérase : soit sous la forme d’un mélange de bases de différents types, auquel cas les marqueurs fluorescents comportent un terminateur ; soit sous la forme de bains successifs, chaque bain comportant des bases de même type, auquel cas les marqueurs fluorescents peuvent ne pas comporter de terminateur ; un rinçage ; une détection, par les nanofils, d’une fluorescence (ou d’une absence de fluorescence) suite à la détection d’une fluorescence, un éventuel clivage des marqueurs fluorescents et/ou des éventuels terminateurs, suivi d’un rinçage. Entre chaque cycle, le milieu réactionnel est lavé et renouvelé. Chaque cluster est excité par une source de lumière 5, dans une bande d’excitation du marqueur fluorescent ou de chaque marqueur fluorescent. La source de lumière est configurée pour émettre une lumière d’excitation dans une durée courte, de l’ordre de la ns. Il peut par exemple s’agir d’une source de lumière laser. Cela permet de générer, au niveau de chaque cluster, un signal de fluorescence, qui dépend de la base ajoutée (A, C, T ou G dans le cas d’un brin d’ADN). Un aspect important de l’invention, décrit par la suite, consiste à traduire le signal de fluorescence en un signal électrique dépendant de la fluorescence, ce qui permet d’obtenir, au cours d’un cycle, un signal électrique dépendant de la base ajoutée au cours du cycle. Il s’agit d’une approche sensiblement différente de l’approche de séquençage basée sur une formation d’une image de l’échantillon, chaque base étant identifiée par un code couleur et/ou par un niveau d’intensité. L’invention tire profit de la capacité d’un nanofil à détecter un signal optique, dans une bande spectrale prédéfinie, et à convertir le signal optique en un signal électrique de détection. Ainsi, le dispositif 1 est basé sur une détection optique de l’hybridation d’une base sur une séquence à analyser, induisant une réponse électrique du dispositif. Le dispositif comporte une unité de traitement 41, permettant une caractérisation du signal de détection, de façon à identifier une survenue d’une fluorescence, et la quantifier. L’unité de traitement 41 peut comporter un microprocesseur 41, relié à une mémoire 42 dans laquelle des instructions sont mémorisées. L’unité de traitement 41 est configurée pour déterminer un niveau d’intensité du signal de détection. Le terme niveau d’intensité désigne une valeur quantitative représentative de l’intensité détectée. Il peut s’agir d’un niveau d’intensité maximal, ou moyen, ou médian, ou total, ou tout autre indicateur statistique quantitatif, par exemple de type fractile. Au cours du séquençage, l’unité de traitement compare les signaux détectés avec les signaux mémorisés ou les signaux établies durant la période de calibration, ce qui permet de quantifier le nombre de bases identiques hybridées lors d’un même cycle. Sur la , on a représenté une vue en coupe du dispositif, après amplification de séquences .On suppose qu’au niveau de chaque site de capture, une seule séquence a été capturée (séquence S 1 au niveau du site 25 1 , séquence S 2 au niveau du site de capture 25 2 …). Chaque séquence capturée a ensuite fait l’objet d’une amplification par pont. Après l’amplification, au niveau de chaque site de capture s’étendent des séquences identiques, formées, au niveau de leur extrémité 3’ à partir d’un adapteur P 1 . Les séquences comportent, à leur extrémité 5’ un adapteur P 2 . L’adapteur P 1 fait partie des espèces de capture 26 greffées, par liaison covalente, sur la surface de fonctionnalisation. L’adapteur P 2 de chaque séquence est libre. Le milieu réactionnel 2 est disposé dans une chambre fluidique 4, au contact de la couche d’interface 23. Les séquences à caractériser et le milieu réactionnel sont isolés des nanofils 30 par la couche d’interface 23. Dans cet exemple, on se place dans la configuration selon laquelle le milieu réactionnel comporte différents types de bases marquées par des marqueurs fluorescents. Au cours de chaque cycle, une source de lumière 5 illumine la surface de fonctionnalisation 25, dans une bande spectrale d’excitation centrée sur une longueur d’onde d’excitation de fluorescence d’un marqueur fluorescent. On se réfère à la séquence S 1 , capturée et amplifiée sur le site de capture 25 1 . Au cours d’un premier cycle, une base T a été hybridée. La représente un deuxième cycle, au cours duquel une base C marquée par un marqueur fluorescent C*, représenté par le symbole *, s’hybride à une base G de la séquence. L’objectif du dispositif est de détecter le marqueur fluorescent C*, par le biais d’une transduction de la lumière de fluorescence. La source de lumière 5 génère une lumière d’excitation 7, qui se propage à travers l’échantillon 2 jusqu’à la surface de fonctionnalisation 25. Sous l’effet de l’illumination à la longueur d’onde d’excitation une lumière de fluorescence 8 est émise par le marqueur fluorescent C*, dans une longueur d’onde de fluorescence, plus élevée que la longueur d’onde d’excitation. Des photons de fluorescence sont émis, formant la lumière de fluorescence 8. Du fait de la transparence de la couche d’interface 23, ou du matériau 22 constituant l’électrode 21 c , certains photons de fluorescence se propagent à travers un nanofil 30. Lorsqu’un photon de fluorescence est absorbé au niveau de la jonction 33, des paires électrons/trous sont formées. Sous l’effet de la différence de potentiel entre la première partie 31 et la deuxième partie 32, les électrons se propagent à travers la portion dopée n, vers le potentiel le plus élevé tandis que les trous se propagent en sens inverse à travers la portion dopée p. Il en résulte une augmentation du courant électrique circulant dans le circuit de détection 40. Le choix du matériau semi-conducteur formant le nanofil 30 dépend de la bande spectrale d’absorption dudit matériau, cette dernière devant à la fois contenir la longueur d’onde de fluorescence, et, de préférence, ne pas contenir la longueur d’onde d’excitation du marqueur fluorescent. Le nanofil agit ainsi en tant que nanophotodétecteur de la lumière de fluorescence, tout en n’étant pas sensible à la longueur d’onde d’excitation. Chaque nanofil forme ainsi un filtre vis-à-vis de la longueur d’onde d’excitation. Lorsque le matériau semi-conducteur est GaAs, le marqueur fluorescent peut être Cy3 (Cyanine) : longueur d’onde d’excitation 540nm et longueur d’onde d’émission comprise entre 555 et 600nm. De préférence, le diamètre des nanofils est contrôlé de façon à conférer une sensibilité dans une bande spectrale de détection prédéterminée. De préférence, la bande spectrale de détection est suffisamment large pour pouvoir détecter les lumières de fluorescence respectivement émises par différents marqueurs fluorescents. De préférence, la bande spectrale de détection s’étend selon une largeur supérieure à 50 nm ou 100 nm ou 200 nm. La largeur de bande correspond à la largeur à mi-hauteur du pic d’absorption sur le spectre d’absorption. La bande spectrale de détection peut être ajustée de façon qu’elle comprenne la longueur d’onde de fluorescence du marqueur fluorescent et qu’elle ne comprenne pas la longueur d’onde d’excitation du marqueur fluorescent. La bande spectrale de fluorescence peut être ajustée en disposant un filtre optique dans la structure multicouches 20. La faculté de nanofils à former un photodétecteur sélectif en longueur d’onde a été décrite dans Mokkapati.S., et al « Optical design of nanowire absorbers for wavelength selective photodetectors », Sci. Rep. 5, 15339. La sensibilité spectrale de détection peut être ajustée par l’incorporation de puits quantiques ou de boites quantiques (quantum dots) au niveau de la jonction 33. Cela permet d’obtenir une jonction 33 dont la composition est différente par rapport au reste du nanofil. La longueur d’onde détectée correspond alors à la longueur d’onde du gap défini par le puits ou la boîte quantique. Chaque nanofil forme ainsi un nanophotodétecteur. Au cours de chaque cycle, il est nécessaire non seulement de détecter une lumière de fluorescence, mais également d’identifier le marqueur fluorescent ayant généré la lumière de fluorescence, afin d’identifier la base à laquelle il était lié. Sur la , on a schématisé la variation de l’intensité de fluorescence en fonction du temps d’un marqueur fluorescent excité pendant un temps Δt ex , qui correspond à l’impulsion lumineuse émise par la source de lumière 5. Suite à l’excitation, l’intensité de fluorescence augmente jusqu’à une intensité maximale I max et décroît ensuite. Sur la , on a représenté : la période temporelle d’excitation Δt ex , qui peut être par exemple de quelques dizaines de ps ou de l’ordre de la ns. une période temporelle de détection Δt d , durant laquelle le signal de détection S est caractérisé, de façon à identifier le marqueur fluorescent ayant généré une lumière de fluorescence, ou l’absence de marqueur fluorescent. La période temporelle de détection Δt d peut être par exemple de 500 ps ou de quelques nanosecondes La montre un exemple dans lequel les bases G, C et A sont marquées par un même marqueur fluorescent F*. Les bases T ne sont pas marquées. Dans cet exemple, on suppose qu’au cours de chaque cycle, les séquences amplifiées sont plongées successivement dans différents milieux, chaque milieu étant spécifique à une base. Comme précédemment décrit, suite à chaque bain comportant des bases identiques marquées, une détection de la lumière de fluorescence est effectuée au niveau de chaque site de capture. Sur la , on a représenté la bande spectrale d’émission du marqueur F*. L’émission d’un signal de fluorescence entraîne la formation d’un courant électrique par un nanofil. Cela se traduit par un signal de détection aux bornes du circuit de détection 40. Le signal de détection est intégré, durant une période temporelle de détection, par l’unité de traitement 40, de façon à former un signal de caractérisation. Le signal de caractérisation permet de détecter une hybridation, et éventuellement le nombre de bases identiques hybridées au cours du cycle. Cependant, le nombre de séquences à caractériser immobilisées sur la surface de fonctionnalisation, à l’aplomb d’un nanofil ou d’un même site de capture peut être variable. En effet, le nombre de séquences identiques répliquées par amplification sur chaque site de capture peut varier d’un site de capture à un autre site de capture. Or, l’intensité du courant photoinduit dépend du nombre de marqueurs fluorescents marquant des bases hybridées au cours d’un même cycle. Pour adresser cette difficulté, une séquence de calibration S c peut être greffée sur chaque séquence à caractériser, de façon à établir les niveaux d’intensités respectivement associés à chaque marqueur fluorescent. La séquence de calibration S c correspond à une suite de bases disposées dans un ordre connu, et dont on connaît l’emplacement dans l’adapteur. Par exemple, la séquence de calibration est disposée à un emplacement connu dans l’adapteur P 2 destiné à rester libre après l’amplification. Le recours à une séquence de calibration est particulièrement utile lorsque le signal de caractérisation correspond au signal de détection à un instant donné, ou comporte une intégrale du signal de détection. La illustre un exemple de séquences de calibration, composée d’une succession de 1 base T, 2 bases G et 3 bases C. Dans cet exemple, la séquence de calibration fait partie de l’adapteur P 2 . Le signal de caractérisation est une intégrale du signal de détection pendant une période temporelle prédéterminée. Dans cet exemple, après chaque détection de fluorescence, les marqueurs fluorescents font l’objet d’un clivage. Lors du séquençage de la séquence de calibration, au cours d’une première période Δt 1 , qui correspond à une période durant laquelle une base complémentaire A est hybridée à la séquence de calibration, l’intensité du signal de détection correspond à un premier niveau S 1 . au cours d’une deuxième période Δt 2 , qui correspond à une période durant laquelle des bases complémentaires C sont successivement hybridées aux bases G de la séquence de calibration, l’intensité du signal de détection correspond à un deuxième niveau S 2 , qui est sensiblement le double du premier niveau S 1 car les bases sont marquées avec le même marqueur fluorescent, ce dernier étant matérialisé par la référence *1 ; au cours d’une troisième période Δt 3 , qui correspond à une période durant laquelle des bases complémentaires G sont successivement hybridées aux bases C de la séquence de calibration, l’intensité du signal de détection correspond à un troisième niveau S 3 , qui est sensiblement le triple du premier niveau S 1 . La montre l’évolution du signal de détection lors des périodes de calibration Δt 1 , Δt 2 et Δt 3 . Le recours à la séquence de calibration permet, une détermination expérimentale des niveaux S 1 , S 2 et S 3 , et cela sur chaque site de capture, sachant que le nombre de séquences _monoclonales (ou amplifiées) peut varier d’un site à un autre. Les niveaux ainsi établis sont utilisés pour interpréter les signaux de détection détectés lors des cycles pratiqués sur chaque séquence à caractériser. Cela permet en particulier de détecter et de quantifier plusieurs hybridation au cours d’un même cycle. Lorsque les marqueurs fluorescents ne sont pas clivés après une détection d’un signal de fluorescence, l’intensité du signal de détection est croissante, du fait de la présence des marqueurs fluorescents liés aux bases précédemment hybridées. La montre l’évolution du signal lors des périodes Δt 1 , Δt 2 et Δt 3 , sans clivage des marqueurs fluorescent. Les signaux de détection correspondant à l’hybridation de plusieurs bases successives se déduisent des sauts d’intensité entre chaque période de calibration. Selon un mode de réalisation, les bases de différents types sont marquées par différents marqueurs fluorescents. Chaque marqueur fluorescent comporte un terminateur, de façon qu’au cours de chaque cycle, une seule base est hybridée. Un aspect intéressant du dispositif est qu’il permet d’identifier chaque marqueur par une caractérisation du courant électrique de détection, résultant des nanofils. Afin de permettre une discrimination de la lumière de fluorescence respectivement émise par chaque marqueur fluorescent, chaque marqueur de fluorescence utilisé présente une bande spectrale de fluorescence centrée autour d’une longueur d’onde différente par rapport aux autres marqueurs considérés. De préférence, les bandes spectrales de fluorescence respectives des marqueurs de fluorescence ne se superposent pas, ou de façon non significative. Sur la , on a représenté la bande spectrale de détection Δλ d d’un nanofil. Sur la , l’axe des abscisses correspond à la longueur d’onde et l’axe des ordonnées correspond à l’intensité de courant photoinduit par la lumière se propageant à travers le nanofil. On a également représenté : une première bande spectrale de fluorescence Δλ 1 , qui correspond à la bande spectrale d’un marqueur fluorescent G* utilisé pour marquer des bases nucléiques G. La première bande spectrale de fluorescence s’étend autour d’une première longueur d’onde centrale λ 1 ; une deuxième bande spectrale de fluorescence Δλ 2 , qui correspond à la bande spectrale d’un marqueur fluorescent C* utilisé pour marquer des bases nucléiques C. La deuxième bande spectrale de fluorescence s’étend autour d’une deuxième longueur d’onde centrale λ 2 ; une troisième bande spectrale de fluorescence Δλ 3 , qui correspond à la bande spectrale d’un marqueur fluorescent A* utilisé pour marquer des bases nucléiques A. La troisième bande spectrale de fluorescence s’étend autour d’une troisième longueur d’onde centrale λ 3 ; Selon ce mode de réalisation, la bande spectrale de détection comporte les bandes spectrales de fluorescence respectives des marqueurs fluorescents utilisés. C’est la raison pour laquelle la bande spectrale de détection s’étend selon au moins 50 nm, et de préférence au moins 100 nm voire au moins 150 nm ou 200 nm. Une autre particularité de la bande spectrale de détection est que la sensibilité du nanofil est différente à l’égard des lumières de fluorescence respectivement émises par les différents marqueurs fluorescents. Ainsi, la sensibilité du nanofil est différente pour chaque bande spectrale de fluorescence, et plus précisément à chaque longueur d’onde centrale de fluorescence. Par sensibilité, on entend le nombre de porteurs de charges créés relativement à une quantité de photons incidents au nanofil. Il peut également s’agir de l’intensité du courant photoinduit dans le nanofil relativement à un flux de photons incidents au nanofil. Dans l’exemple représenté sur la , on montre que pour un même éclairement du nanofil, l’intensité du photocourant induit est : maximale lorsque l’éclairement du nanofil est dû à une lumière de fluorescence émise par le marqueur fluorescent G* marquant une base G ; minimale lorsque l’éclairement du nanofil est dû à une lumière de fluorescence émise par le marqueur fluorescent A*marquant une base A ; intermédiaire lorsque l’éclairement du nanofil est dû à une lumière de fluorescence émise par le marqueur fluorescent C*marquant une base C ; La configuration particulière de la bande spectrale de détection permet d’identifier chaque marqueur fluorescent par un niveau d’intensité du courant photoinduit. L’unité de traitement est par exemple programmée pour déterminer un signal de caractérisation qui correspond à une intégrale du signal de détection. . La montre différents signaux de caractérisation correspondant à l’hybridation de différentes bases. On observe que : le signal de caractérisation est maximal lorsque le marqueur fluorescent à l’origine de la fluorescence est G* ; le signal de caractérisation est minimal lorsque le marqueur fluorescent à l’origine de la fluorescence est A* ; le signal de caractérisation est compris entre la valeur maximale et la valeur minimale lorsque le marqueur fluorescent à l’origine de la fluorescence est C*. Ainsi, lorsque le signal de caractérisation correspond à une intégration du signal de détection, le niveau atteint par le signal de caractérisation permet une discrimination entre les marqueurs fluorescents G*, A* et C*. Il en est de même lorsque le signal de caractérisation est une moyenne ou une médiane ou résultant d’un autre indicateur statistique représentatif de l’intensité du signal de détection durant la période de détection. La illustre un exemple d’une séquence de calibration, composée d’une succession de 4 bases T, 4 bases G et 4 bases C. Dans cet exemple, la séquence de calibration fait partie de l’adapteur P2. Le signal de caractérisation est une intégrale du signal de détection pendant une période temporelle prédéterminée. Lors du séquençage de la séquence de calibration :. Lors du séquençage de la séquence de calibration, au cours d’une première période Δt 1 , qui correspond à une période durant laquelle des bases complémentaires A sont successivement hybridées aux bases T de la séquence de calibration, l’intensité du signal de détection correspond à un premier niveau S 1 . Le marqueur fluorescent A* est symbolisé par *1 sur la . au cours d’une deuxième période Δt 2 , qui correspond à une période durant laquelle des bases complémentaires C sont successivement hybridées aux bases G de la séquence de calibration, l’intensité du signal de détection correspond à un deuxième niveau S 2 . Le marqueur fluorescent C* est symbolisé par *2 sur la . au cours d’une troisième période Δt 3 , qui correspond à une période durant laquelle des bases complémentaires G sont successivement hybridées aux bases C de la séquence de calibration, l’intensité du signal de détection correspond à un troisième niveau S 3 . Le marqueur fluorescent G* est symbolisé par *3 sur la . La montre l’évolution du signal de détection lors des périodes de calibration Δt1, Δt2 et Δt3. Le recours à la séquence de calibration permet une détermination expérimentale des niveaux S 1 , S 2 et S 3 , et cela sur chaque site de capture, sachant que le nombre de séquences _monoclonales (ou amplifiées) peut varier d’un site à un autre. Les niveaux ainsi établis sont utilisés pour interpréter les signaux de détection détectés lors des autres cycles. La séquence de calibration peut impliquer l’hybridation de bases non marquées, de façon à déterminer un courant d’obscurité pour chaque nanofil. D’une façon générale, la séquence de calibration peut comporter un nombre de bases identiques compris entre 1 et quelques dizaines. De préférence, dans la séquence de calibration, les bases identiques sont adjacentes. Cela permet de détecter un signal de détection représentatif de chaque base durant un nombre de cycles successifs suffisamment élevé. Sur la , on a schématisé le signal de caractérisation résultant du séquençage d’une séquence TTCG. Dans cet exemple, le signal de caractérisation correspond à une intégrale du signal de détection durant une période de détection prédéterminée. Chaque base peut être identifiée à partir des signaux S établis durant la calibration. Dans cet exemple, on suppose que suite à chaque détection, le marqueur fluorescent subit un clivage. L’axe des abscisses désigne la base détectée. L’axe des ordonnées correspond au signal de caractérisation. Sur la , on a schématisé le signal de caractérisation résultant de la même séquence. Dans cet exemple, le signal de caractérisation correspond à une intégrale du signal de détection durant une période de détection prédéterminée. Chaque base peut être identifiée à partir des signaux S1, S2 et S3 établis durant la calibration. Dans cet exemple, il n’y a pas de clivage de marqueur fluorescent. L’intensité du signal de fluorescence croît progressivement, sous l’effet de l’accumulation des marqueurs fluorescents liés à des bases hybridées sur la séquence à caractériser. Dans les exemples qui précèdent, on suppose que les bases nucléiques A, G et C sont respectivement marquées par un marqueur fluorescent A*, G*, C*. Au cours de chaque cycle, on détermine : soit l’absence d’une lumière de fluorecence, ce qui se traduit par une absence de variation du courant résultant des nanofils : cela correspond à une hybridation d’une base T sur une séquence de nucléotide; soit une détection d’une lumière de fluorescence, en discriminant les marqueurs fluorescents A*, G* et C*. Suite à la mesure et à la caractérisation du signal de détection, les marqueurs de fluorescence peuvent être retirés, mais cela n’est pas nécessaire. L’échantillon est rincé et un nouveau cycle peut être effectué. On procède ainsi à une caractérisation du signal de détection lors de chaque cycle, ce qui permet d’identifier la base hybridée lors de chaque cycle. Le dispositif permet d’identifier un marqueur fluorescent parmi plusieurs marqueurs de fluorescent dits candidats (dans cet exemple A*, C* et G*), dont les caractéristiques sont connues. Cela permet d’identifier la base nucléique hybridée au cours du cycle. D’une façon générale, le recours à la séquence de calibration permet d’établir une réponse du dispositif sur chaque site de capture. Cela permet de prendre en compte les caractéristiques d’émission de fluorescence de chaque marqueur fluorescent, la variabilité du nombre de séquences amplifiées au niveau de chaque site de capture, mais également les éventuelles variabilités de la performance de détection de chaque nanofil. Le mode de réalisation décrit en lien avec les figures 3A à 3F peut être mis en œuvre en utilisant trois marqueurs fluorescents dont les caractéristiques d’émission sont mentionnées dans le tableau ci-dessous, et en utilisant une longueur d’onde d’excitation de 532nm (laser YAG Neodyme). Ces marqueurs fluorescents sont disponibles auprès du fournisseur ATTO GmbH sous les références ATTO 532, ATTO 550 ou ATTO Rho12. Longueur d’onde d’excitation maximale (nm) Longueur d’onde d’émission maximale (nm) Rendement quantique (%) Temps de décroissance de la fluorescence (ns) ATTO 532 532 552 90 3,8 ATTO 550 554 576 80 3,6 ATTO Rho12 577 600 80 4,0 [Tableau 1] Dans le tableau 1, le rendement quantique est donné à la longueur d’onde d’excitation maximale.L’excitation à 532 nm permet de réduire le rendement quantique des marqueurs fluorescents ATTO 550 et ATTO Rho12. De préférence, les marqueurs fluorescents sont excités dans une même bande spectrale d’excitation, ce qui permet le recours à une même source de lumière. Selon une alternative, les marqueurs fluorescents sont excités dans des bandes spectrales d’excitation, ce qui peut nécessiter le recours à différentes sources de lumière. Une telle alternative n’est pas préférée, car cela suppose qu’aucune bande spectrale d’émission des sources de lumière ne soit située dans la bande spectrale de détection des nanofils. Le recours à des nanofils est particulièrement avantageux. Cela permet d’obtenir un signal exploitable en utilisant un faible nombre de séquences répliquées sur un même site de capture. Cela permet de réduire la taille des sites de capture, relativement à l’art antérieur. On peut ainsi caractériser, sur la même surface de fonctionnalisation, un plus grand nombre de séquences. Les cycles peuvent être mis en œuvre en parallèle sur chaque site de capture défini sur la surface de fonctionnalisation. La réduction du nombre d’amplifications permet de limiter les inconvénients liés au processus d’amplification des séquences : volume de réactifs nécessaires plus faible, nombre de réplicats plus faible d’où un nombre d’erreurs d’amplification plus faible. En effet, le circuit de détection permet une mesure de courants très faibles, de l’ordre de quelques dizaines de pA à quelques nA. De plus, les nanofils peuvent être faiblement espacés les uns des autres, typiquement selon un pas spatial inférieur à 500 nm. (contre typiquement 1.1-1.7 µm pour un détecteur optique CMOS). Cela permet de disposer d’un dispositif présentant un ratio surface utile (i-e la surface de fonctionnalisation) sur volume fluidique élevé. La bande spectrale d’excitation est de préférence comprise entre 350nm et 550 nm. La bande spectrale de détection de chaque nanofil est de préférence dimensionnée de façon à permettre une détection de la lumière de fluorescence tout en masquant la lumière d’excitation. De façon alternative, les courants de détection, respectivement formés au niveau de chaque nanofil durant l’excitation et l’émission de la lumière de fluorescence, peuvent être temporellement séparés. On tire profit du temps de réponse rapide des nanofils, de l’ordre de la ps, comme décrit dans la littérature Gallo, et al., « Picosecond response times in GaAs/AlGaAs core/shell nanowire-based photodetectors » Appl. Phys. Lett. 2011, 98(24) 241113. On va à présent décrire différents aspects de conception du dispositif selon l’invention. Formation des nanofils Les figures 4A à 4E schématisent des étapes de formation de nanofils à partir d’un substrat 10 de silicium. Les figures 4A à 4E correspondent à une approche dite montante (ou bottom-up). Le substrat 10 est formé de Si, d’orientation (111) et comporte une couche superficielle 10 1 de SiO 2 , destinée à former une couche barrière, d’épaisseur 10nm – 15 nm. La couche de SiO 2 est recouverte d’une couche 10 2 de PMMA électrosensible d’épaisseur 45-80 nm. Les couches 10 1 et 10 2 font l’objet respectivement d’une photolithographie et d’une gravure, de façon à former des nanopuits isolés les uns des autres, selon un motif prédéterminé. Cf. . Les nanopuits débouchent sur le substrat de Si. Une fine couche de métal 10 3 , par exemple de l’or, d’épaisseur 5 à 10 nm est déposée sur la couche de SiO 2 . Le métal ajouté, en l’occurrence l’or, joue le rôle de catalyseur. Cf. . L’excès d’or entre les nanopuits est éliminé par lift of (retrait) de la couche 10 2 de PMMA. Cf. . On obtient ainsi des ilots d’or 10 3 isolés les uns des autres, aux positions correspondant à la position des nanopuits préalablement formés. Après chauffage à une température supérieure à 450°C, les ilots forment des gouttes. Les gouttes d’or jouent le rôle de catalyseur. Les nanofils de semi-conducteur sont ensuite formés par épitaxie par jet moléculaire (MBE : molecular beam epitaxy). Cela consiste à envoyer un ou plusieurs jets moléculaires vers le substrat pour réaliser une croissance épitaxiale. Cf. . Les jets moléculaires en phase vapeur comportent les espèces chimiques composant le nanofil semi-conducteur ainsi que les espèces dopantes (par exemple Ga et As pour former du GaAs). Les espèces atomiques s’adsorbent et diffusent à la surface du substrat Si sous forme d’adatomes. Les adatomes sont incorporés dans les gouttelettes d’or. Lorsque ces dernières saturent, la nucléation des nanofils se produit tout d’abord à l’interface gouttelette/substrat, puis à l’interface gouttelette/nanofil en formation. Le procédé n’est pas limité à l’utilisation d’or en tant que catalyseur. D’autres catalyseurs peuvent être utilisés, par exemple Ga ou Sn. Lorsque le catalyseur est Ga et que Ga constitue également un élément constituant le semi-conducteur, on parle de croissance de nanofils autocatalysée. Ce procédé permet par exemple une croissance de nanofils en utilisant As, Ga ainsi que C et Si respectivement comme dopant p et n, la température de mise en œuvre étant de 600°C-610°C. Le procédé se poursuit jusqu’à ce que les nanofils atteignent une hauteur prédéterminée. Cf. . Suite à l’étape représentée sur la , la couche d’encapsulation 15 est formée entre les nanofils, par exemple par spin-coating. La couche d’encapsulation permet d’isoler électriquement les nanofils les uns des autres, et confère une meilleure tenue mécanique à l’ensemble. Une gravure chimique, plasma et/ou un polissage peut être effectué à l’extrémité des nanofils opposée au substrat, de façon à éliminer les résidus du catalyseur et homogénéiser la hauteur des nanofils et de la couche d’encapsulation 15. La couche conductrice 22, puis la couche d’interface 23, sont ensuite successivement déposées sur l’ensemble formé par les nanofils et la couche d’encapsulation 15. Dans le mode de réalisation décrit sur les figures 4A à 4E, la formation des nanopuits sur le substrat 10 permet de maîtriser la position des nanofils. Ainsi, les nanofils peuvent être agencés régulièrement, par exemple selon des motifs de maille respectivement carrée ou hexagonale. Le pas entre deux nanofils adjacents peut être faible, de l’ordre de deux fois le diamètre, ou être plus élevé, par exemple quelques à plusieurs centaines de nm. Un autre avantage de l’approche montante (ou bottom up), décrite en lien avec les figures 4A à 4E est qu’elle permet un contrôle plus précis de la structure cristalline des nanofils. L’approche montante permet une incorporation maîtrisée de boites quantiques (quantum dots) ou de puits quantiques, en contrôlant leur position et composition, en particulier selon l’axe Z. La figure 5 illustre une configuration selon laquelle les nanofils sont agencés en formant des grappes 35, ou clusters. Les nanofils d’un même cluster sont rapprochés les uns des autres, la distance entre deux nanofils adjacents d’une même grappe étant de préférence supérieure ou égale au diamètre des nanofils. La distance entre deux grappes adjacentes peut être égale ou supérieure à deux fois la distance d . Lorsque les nanofils sont répartis en clusters, (ou grappes) comme décrit en lien avec la , les nanofils d’un même cluster sont de préférence raccordés à une même électrode, à la fois sur le substrat 10 et sur la structure multicouche 20. Les nanofils d’un même cluster adressent un même site de capture. Les nanofils d’un même cluster sont ainsi simultanément fonctionnels. Les nanofils non reliés au circuit de détection ne sont pas fonctionnels. La répartition en clusters des nanofils permet de tirer profit de la détection potentielle, par plusieurs nanofils adjacents, de la fluorescence résultant de l’hybridation de bases de même type sur des séquences de même type. Du fait de la sensibilité élevée de chaque nanofil, le nombre de nanofils composant une même grappe peut être relativement faible. Ainsi, la surface, dans le plan P XY , de chaque grappe, est faible, chaque grappe adressant sélectivement une séquence de nucléotides différente d’une autre grappe. Il est ainsi possible de disposer un grand nombre de grappes, adressant respectivement différentes séquences de nucléotides, dans un même dispositif compact. L’agencement des nanofils en clusters 35 peut être combiné avec une structuration de la surface de fonctionnalisation en nanopuits 27, comme décrit en lien avec la . Dans ce cas, chaque nanopuits 27 s’étend face aux nanofils appartenant à un même cluster 35. Selon une autre possibilité, les nanofils sont obtenus par gravure, selon une approche dite descendante (ou top down). L’approche descendante est décrite dans la demande de brevet FR2114563 déposée le 27/12/2021. Structure des nanofils Les figures 6A et 6B représentent d’autres structures de nanofils pouvant être mises en œuvre dans un dispositif selon l’invention. La représente un nanofil similaire aux nanofils précédemment décrits. La jonction 33 est disposée axialement, en s’étendant entre deux parties 31, 32, de dopage différents, espacées l’une de l’autre selon l’axe transversal Z. Dans l’exemple de la , une gaine de passivation 34 contourne le nanofil. Dans l’exemple de la , la jonction 33 s’étend radialement entre deux zones de dopage différents. Ainsi, la jonction 33 s’étend autour de l’axe transversal Z, parallèlement à ce dernier. La première partie 31 et la deuxième partie 32 sont séparées radialement, la séparation entre les deux parties correspondant à un rayon de séparation. La première partie s’étend entre l’axe du nanofil et la jonction 33, tandis que la deuxième partie s’étend autour de la jonction 33. Une structure axiale, est considérée comme avantageuse car elle favorise une incorporation de puits quantiques ou de points quantiques à l’intérieur des nanofils afin d’ajuster le spectre d’absorption. Une structure radiale permet de disposer d’une jonction 33 s’étendant selon une hauteur importante selon l’axe Z, ce qui permet d’augmenter la sensibilité de détection. De façon optionnelle, la structure radiale représentée sur la comporte une gaine annulaire 34 telle que décrite en lien avec la . La schématise les principales étapes d’un procédé de mise en œuvre de l’invention. Etape 100 : disposition d’un échantillon comportant des séquences d’acides nucléiques issus d’une librairie préalablement préparée à partir du brin d’ADN à séquencer, mis au contact de la surface de fonctionnalisation 25. Etape 110 : capture de séquences d’acides nucléiques par la surface de fonctionnalisation, de préférence au niveau de sites de captures agencés à l’aplomb des nanofils. Etape 115 : amplification, par exemple par pont, de la séquence d’acides nucléiques capturée dans chaque site, de façon à maximiser le nombre de séquences identiques répliquées sur chaque site de capture. L’étape 115 est optionnelle, mais elle permet d’obtenir, lors de chaque cycle, un signal de détection d’intensité plus élevée, du fait de l’augmentation de la lumière de fluorescence. Etape 120 : ajout d’un milieu réactionnel, comportant des bases nucléiques marquées par des marqueurs fluorescents et d’une hybridase. De préférence, une seule base nucléique est susceptible d’être hybridée sur chaque séquence. Chaque type de base est marquée par un marqueur fluorescent dit marqueur fluorescent candidat prédéterminé, comportant un terminateur. Les bases de même type sont marquées par un même marqueur fluorescent candidat. Etape 130 : rinçage de l’échantillon ; Etape 140 : illumination de la surface de fonctionnalisation, de façon à entraîner une fluorescence de marqueurs fluorescents hybridés suite à l’étape 120 ; Etape 150 : détection d’un signal de détection au bornes du circuit de détection. Etape 160 : caractérisation du signal de détection, de façon à identifier le marqueur fluorescent parmi les marqueurs fluorescents candidats. Etape 170 : clivage du terminateur, clivage éventuel du marqueur fluorescent, et rinçage de l’échantillon ; Etape 180 : réitération des étapes 120 à 170, jusqu’au séquençage de chaque séquence de nucléotide capturée au niveau d’un site de capture. Dans le procédé décrit en lien avec la , lors de l’étape 120, le milieu réactionnel comporte un mélange de bases. Comme précédemment indiqué, au cours de chaque cycle, on peut prévoir 4 bains successifs, comportant respectivement les 4 types de bases marquées par des marqueurs fluorescents. Ces derniers peuvent être identiques ou différents les uns des autres. Dans ce cas, les marqueurs fluorescents ne sont pas reliés à un terminateur. De préférence, les étapes 120 à 170 sont mises en œuvre lors du décodage d’une séquence de calibration S c , telle que précédemment évoquée. Cela permet de disposer d’une calibration, au niveau de chaque site de capture ou au niveau de chaque nanofil, permettant de définir les niveaux d’intensités correspondant respectivement à chaque marqueur fluorescent. Le dispositif tire profit d’un temps de réponse rapide, typiquement de l’ordre de la ns. On observe que le dispositif ne nécessite pas le recours à des composants optiques volumineux. De plus, la réponse du dispositif est stable, et peu sensibles aux variations environnementales : pH de l’échantillon, température, présence de molécules ou d’ions différents de la biomolécule d’intérêt. Cela est dû au fait que les nanofils ne sont pas au contact de l’échantillon, mais isolés, physiquement et électriquement, de ce dernier par la couche d’interface 23. Enfin, le dispositif étant basé sur des nanophotodétecteurs, il permet d’obtenir une plateforme d’analyse compacte. Le dispositif peut être obtenu en mettant en œuvre un procédé de fabrication collective, ce qui permet d’abaisser le coût. Dispositif (1) d’identification d’un marqueur fluorescent ou de détermination d’une quantité d’un marqueur fluorescent, le marqueur fluorescent étant configuré pour émettre une lumière de fluorescence dans une bande spectrale de fluorescence, le dispositif comportant : un substrat (10), comportant au moins une première électrode (11 c ) ; une structure multicouches (20), comportant au moins une deuxième électrode (21 c ) ; des nanofils (30), s’étendant entre la première électrode (11 c ) et la deuxième électrode (21 c ), parallèlement à un axe transversal (Z) ; une couche d’encapsulation (15) s’étendant autour des nanofils, entre le substrat et la structure multicouches (20), la couche d’encapsulation étant formée d’un matériau isolant ; la structure multicouches comportant : une couche conductrice (22), formant chaque deuxième électrode; une couche d’interface (23), électriquement isolante, recouvrant chaque deuxième électrode (21 c ), chaque deuxième électrode étant interposée entre la couche d’interface et un nanofil, la couche d’interface étant délimitée par une surface de fonctionnalisation (25), la couche d’interface étant configurée pour être disposée entre un échantillon, comportant le marqueur fluorescent, et la deuxième électrode, de telle sorte que la surface de fonctionnalisation forme une interface entre le dispositif et l’échantillon ; la structure multicouche étant telle que la deuxième électrode et la couche d’interface sont transparentes dans la bande spectrale de fluorescence ; le dispositif étant tel que : chaque nanofil (30) comporte une jonction (33) de type homojonction, ou une hétérojonction, ou une jonction Schottky entre la première électrode et la deuxième électrode ; la première électrode et la deuxième électrode sont configurées pour être raccordées à un circuit de détection (40); de telle sorte que chaque nanofil forme un nanophotodétecteur dans une bande spectrale de détection comprenant la bande spectrale de fluorescence lorsque le marqueur fluorescent est lié à la surface de fonctionnalisation, la lumière détectée par chaque nanofil induisant un signal électrique de détection dans le circuit de détection ; le dispositif comportant une unité de traitement, programmée pour : acquérir le signal de détection durant une période temporelle de détection ; déterminer un niveau d’intensité du signal de détection durant la période temporelle de détection ; identifier le marqueur fluorescent ou déterminer une quantité du marqueur fluorescent en fonction de la caractéristique. Dispositif selon la revendication 1, comportant une source de lumière, configurée pour émettre une lumière d’excitation dans la bande spectrale d’excitation du marqueur fluorescent. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel le niveau d’intensité est une intensité moyenne ou une intensité médiane ou une intensité totale ou une intensité maximale. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel la bande de détection s’étend selon une largeur spectrale supérieure à 150 nm, de façon à adresser les bandes spectrales de fluorescence de plusieurs marqueurs fluorescents différents. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel la surface de fonctionnalisation est configurée pour capturer un brin formant une chaine d’oligonucléotides. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel chaque nanofil comporte : une homojonction de type pn ; ou une hétérojonction ; ou une jonction Schottky de type p-métal ou n-métal. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, dans lequel la surface de fonctionnalisation (25) est segmentée en différents sites de capture, chaque site de capture étant configuré pour capturer un brin formant une chaine d’oligonucléotides. Dispositif selon la revendication 7 dans lequel : la couche d’interface comporte deux sous-couches (23 1 , 23 2 ), empilées l’une sur l’autre, formant une sous-couche inférieure et une sous-couche supérieure, la sous-couche inférieure étant interposée entre la couche conductrice (22) et la sous-couche supérieure ; la sous-couche supérieure comporte des puits, débouchant dans la sous-couche inférieure, chaque puits étant disposé face à un nanofil, chaque puits formant une partie de la surface de fonctionnalisation ; la surface de fonctionnalisation est segmentée au niveau de chaque puits, de façon que chaque puits forme un site de capture. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, comportant plusieurs nanofils, s’étendant entre une même première électrode et une même deuxième électrode, les nanofils formant une grappe de nanofils. Dispositif selon la revendication 9, comportant plusieurs grappes de nanofils (35), distantes les unes des autres, de telle sorte qu’un nanofil d’une grappe est plus proche d’un autre nanofil de ladite grappe que d’un autre nanofil d’une autre grappe, les nanofils d’une même grappe s’étendant entre une même première électrode et une même deuxième électrode. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, comportant plusieurs nanofils, le dispositif étant tel que : plusieurs premières électrodes sont formées sur le substrat, et plusieurs deuxièmes électrodes sont formées sur la structure multicouche, chaque nanofil s’étendant entre une première électrode et une deuxième électrode ; chaque première électrode est reliée à une première unité d’adressage (40 X ), configurée pour sélectionner au moins une première électrode ; chaque deuxième électrode est reliée à une deuxième unité d’adressage (40 Y ), configurée pour sélectionner au moins une deuxième électrode ; de telle sorte que le circuit de détection (40) détecte un courant de détection induit par chaque nanofil s’étendant entre la première électrode et la deuxième électrode sélectionnées. Procédé d’identification d’un marqueur fluorescent ou de détermination d’une quantité d’un marqueur fluorescent à l’aide d’un dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, le marqueur fluorescent étant susceptible d’émettre une lumière de fluorescence, dans la bande spectrale de détection, lorsqu’il est illuminé par la lumière d’excitation, la surface de fonctionnalisation étant configurée pour capturer un brin d’acide nucléique, le dispositif comportant : disposition d’un échantillon, comportant des acides nucléiques, au contact de la surface de fonctionnalisation ; capture d’au moins un brin d’acide nucléique sur la surface de fonctionnalisation ; ajout de bases nucléiques dans l’échantillon, l’échantillon comportant des principes actifs configurés pour permettre une hybridation d’une base nucléique sur le brin d’acide nucléique capturé sur la surface de fonctionnalisation , au moins une base nucléique ajoutée étant marquée par un marqueur fluorescent; exposition de la surface de fonctionnalisation à une lumière d’excitation, dans une bande spectrale d’excitation d’au moins un marqueur fluorescent, ; suite à l’étape d), détection d’un signal de détection aux bornes du circuit de détection, durant une période temporelle de détection ; détermination d’un niveau d’intensité du signal de détection détecté lors de l’étape e), et identification du marqueur fluorescent, ou détermination d’une quantité du marqueur fluorescent, en fonction du niveau d’intensité détecté ; le procédé étant tel que l’acide nucléique comporte une séquence de calibration, formée d’un nombre connu de bases connues ; les étapes c) à f) sont réitérées de façon à identifier chaque base d’acide nucléique hybridée à la séquence de calibration, chaque itération des étapes c) et f) formant un cycle de calibration ; les signaux de détection respectivement détectés lors de chaque cycle de calibration sont utilisés pour définir des niveaux d’intensité correspondant respectivement à chaque marqueur fluorescent, ou à une quantité prédéterminée du marqueur fluorescent, les niveaux définis étant pris en compte lors des étapes f) des cycles de séquençages différents des cycles de calibration. Procédé selon la revendication 12, dans lequel le niveau d’intensité est une intensité moyenne ou une intensité médiane ou une intensité totale ou une intensité maximale durant la période temporelle de détection. Procédé selon l’une quelconque des revendications 12 ou 13, dans lequel l’étape b) comporte une amplification de chaque brin d’acide nucléique capturé. Procédé selon l’une quelconque des revendications 12 à 14, dans lequel : le marqueur fluorescent est choisi parmi plusieurs marqueurs fluorescents candidats ; chaque marqueur fluorescent candidat émet une lumière de fluorescence dans une bande spectrale de fluorescence ; les bandes spectrales de fluorescence des différents marqueurs fluorescents candidats sont centrées autour de longueurs d’onde de fluorescence respectivement différentes les unes des autres ; l’étape f) comporte une sélection du marqueur fluorescent parmi les marqueurs fluorescents candidats en fonction du niveau d’intensité déterminé. Procédé selon l’une quelconque des revendications 12 à 15, comportant, suite à l’étape f), une étape g) d’identification de la base d’acide nucléique hybridée. Procédé selon la revendication 16, dans lequel suite à l’étape g), le marqueur fluorescent est clivé et l’échantillon est rincé ; suite au rinçage, les étapes c) et g) sont réitérées, de manière à identifier une séquence de nucléotides formant le brin d’acide nucléique capturé, chaque itération des étapes c) et g) formant un cycle de séquençage.