WO2000062048A2 - Sensoranordnung mit elektrisch ansteuerbaren arrays - Google Patents

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WO2000062048A2
WO2000062048A2 PCT/EP2000/003404 EP0003404W WO0062048A2 WO 2000062048 A2 WO2000062048 A2 WO 2000062048A2 EP 0003404 W EP0003404 W EP 0003404W WO 0062048 A2 WO0062048 A2 WO 0062048A2
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sensor
array
electrodes
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sensor arrangement
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Joerg Albers
Helmut Bernt
Reinhard Bredehorst
Rainer Hintsche
René SEITZ
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Fraunhofer-Gesellschaft Zur Foerderung Der Angewandten Forschung E.V.
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Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3275—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction
    • G01N27/3277—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction being a redox reaction, e.g. detection by cyclic voltammetry

Definitions

  • the invention relates to an electrical sensor array which consists of multiple ultramicroelectrodes as electrochemical transducers and can be used as part of measuring arrangements for the simultaneous detection of different molecules from substance mixtures in the biochemical analysis of medical diagnostics and environmental monitoring.
  • the invention also relates to a method for improving analytical processes.
  • ultra-microelectrodes also enable special detection methods such as redox recycling, cf. O. Niwa et al., Electroanalysis 3 (1991) 163-168, which can be used particularly advantageously for biochemical affinity assays with enzyme labeling, as are customary in immuno and DNA assays. Electrode structures with structure widths below 300nm enable the marker-free detection of the affinity binding of large molecules to electrode-bound capture molecules by means of impedance spectroscopy, cf. also DE-A 196 10 115.
  • a pair of pla ⁇ ar interdigital electrodes for conductometric and voltametric measurements designate Sheppard et al. in anal. Chem., 65 (1993) 1202 as an array.
  • Aoki et al. Used a pair of interdigital ultramicroelectrodes in silicon technology. [J. Electrical duct. former, 79 (1997) 49] for reversible redox reactions, the so-called redox recycling. Again a single interdigital electrode pair was developed by HT Tang et al. [Anal. Chimica Acta, 214 (1988) 187] is used as a detector system for an immunoassay consisting of an antigen and an antibody.
  • Microelectrode arrays with 16 parallel band electrodes and 0.1 mm electrode width were developed by Aoki et al. Anal. Chem. 64 (1992) 44 for electrochemical detection. Different polarization voltages are applied to the individual band electrodes and kept constant. The electrodes are read out serially in rnsec cycle, without switches being assigned to the individual electrodes. A low-pass filter prevents charging currents from occurring. This arrangement only enables the detection of individual or different electrode-active species in solution.
  • a nanostructured gold electrode array for immunodetection is described by C. R. Musiel et al. [Journal of Vacuum Science and Technology B13 (6) (1995) 2781]. This electrode array is stochastically distributed due to the removal of nanoparticles from an insulation layer applied to gold and cannot be individually addressed and read out.
  • US Pat. No. 5,605,662 specifies an electrode array of individually controllable individual electrodes with a diameter of approximately 30 ⁇ m and larger counter electrodes separated therefrom on a silicon chip. This array is not used for electrochemical detection, but only for addressing and field generation between gel-coated individual electrodes and the counter electrodes arranged on the edge of this array. With the generated field are loaded
  • Electrode surfaces have been described in DE-A 196 10 115.
  • a single pair of nanostructured interdigital electrodes for admittance spectroscopy of dissolved molecules was described in J. Vac. Sci.Technol. A 13 (3) (1995) 1755.
  • the analog principle of impedance measurement in the interelectrode gap of molecules immobilized by means of an interdigital pair of shadow-like nanometer electrodes damped on a pit wall is shown in PCT / EP 96/05290.
  • an interdigital pair of electrodes using two-pole technology was connected to a commercial impedance measuring device.
  • a microelectrode array for extracellular activity measurement and stimulation of living cells and neuronal tissue uses individually addressable microelectrodes of 14 ⁇ m in diameter, which are used for stimulation and detection by means of a CMOS VLSI chip, each chip electrode having cellularly generated biopotentials between 0.9-2. 1 mV and 100 - 400 ⁇ V can be recorded individually [JJ Pancrazio et al. Biosensors & Bioelectronics 13 (1998) 971].
  • For stimulation frequencies between 0.7 and 50 kHz with bias voltages of 12 - 16 ⁇ V are applied. The electrodes are operated in series in the on or off state.
  • the modification and covering of the surfaces with biomolecules, as they are used for the electrical sensor array, is achieved by covalent bonding or adhesion to the metallic or non-metallic surfaces or to the walls of Compartments reached.
  • the molecules are applied as monolayers or multilayers by covalent attachment, by adsorption, by incorporation into polymers or as adhesive films [CF Mandenius et al., Methods in Enzymology 137 (1988) 388].
  • the generation of adhesive layers on surfaces with functionalized silanes as monolayers [CM Fischer et al., Europhysics Letters 28 (2) (1994) 129-134] is widespread via crosslinked layers applied in gaseous or liquid phase [RA Williams et al. Biosensors & Bioelectronics 9 (1994) 159].
  • silane derivatives which can carry amino, thiol, aldehyde, hydroxyl, caboxyl or other functional groups, are usually crosslinked using techniques [HG Baumert and H. Fasold, Methods in Enzymology, Vol. 172, p. 584] various other compounds with suitable reactive groups covalently bound.
  • bioactive substances such as oligonucleotides, peptides, haptens and others suitable as affinity-binding capture molecules can be immobilized on the electrode surfaces.
  • a specific immobilization using the metal surfaces is the formation of self-assembling monolayers by thiol / gold bonds.
  • After formation of the self-assembling monolayer e.g. Streptavidin / biotin couplings achieve the orderly binding of proteins and antibodies [J. Spinke et al., Langmuir 9 (1993) 1821].
  • histidine-labeled proteins are bound to the surfaces in an orderly manner on gold surfaces via chelator thioalkanes [D. Kroger et al., Biosensors and Bioelectronics 14 (1999) 155].
  • Perforated membranes that are pressed onto chip surfaces allow immobilization reactions on the surfaces in the liquid phase in the open areas [E. Ermantraut et al., Proc. of ⁇ TAS'98, Alberta, Can., 1998, p. 217].
  • the methods shown stand for standard methods that allow DNA, oligonucleotides, proteins and other molecules to be immobilized on array positions.
  • Electrodes as transducers described so far are only suitable for determining monoanalytics, or that the actual sensor function must be taken over by additional optical components.
  • the electrode systems previously referred to as arrays e.g. Interdigital electrodes are not arrays in the proper sense that are suitable for multi-analyte measurement. It is also not yet known how electrode arrays can be processed using the serial methods customary in computer technology, i. H. can read out one after the other without disturbing the electrical double layer that builds up due to polarization at the electrodes in voltammetric detection methods.
  • the invention relates on the one hand to the fact that a plurality of ultramicroelectrodes, i.e. preferably electrodes with typical structural dimensions below 1 ⁇ m are used and arranged as arrays on a carrier.
  • the arrangement of the ultramicroelectrodes in the respective array is aimed at an advantageous diffusion behavior of the molecules to be detected and also at the use of voltametric and impedimetric detection methods, such as redox recycling and marker-free impedance measurements, for which such electrodes are a prerequisite.
  • the invention also relates to a special serial addressing method (for reading or transport) of the electrochemical processes at the sensor positions (arrays).
  • the ultramicroelectrode arrangement according to the invention relates equally to the generation of multiple electric fields with very high field strengths, which are individually suitable for the active transport of molecules at all sensor positions.
  • an electrical sensor array for the multianalyt measurement of biochemical molecular assays which comprises the following:
  • the invention enables a serial, i.e. successive electrical readout of the electrochemical processes at individual sensor positions.
  • the active switching, control and readout functions at each sensor position are carried out in such a way that an electrical double layer which forms on the microelectrodes in electrochemical processes is not disturbed.
  • Intelligent electronic functional elements as separate components or directly at the individual sensor positions (claim 7) also make it possible to record electrochemical processes at a sensor position in the times between the addresses for reading and thus to store them temporarily.
  • the invention provides an electrical sensor array which, due to the variable number of specific sensor positions for different analytes, makes it possible to solve different analytical questions.
  • a method is shown which makes it possible to use the electrodes used for detection to be particle-tolerant, i.e. to be measured in sub- ⁇ l volumes per sensor position regardless of optical properties.
  • Another advantage is the production of the sensor element using wafer-oriented technologies of the semiconductor industry, which are also compatible with the methods for immobilizing or loading biochemical affinity-binding recognition molecules on the array positions.
  • the ultra-microelectrodes are closed by direct conductor tracks under an insulation layer
  • Silicon, glass, ceramics or polymers are advantageously used as planar substrates for this application. Both small and large numbers of sensor positions per sensor array are realized by integrating the lines using Si chip technology. Silicon as a planar carrier element is also used in particular when the largest possible dense arrangement of individual sensor elements or positions is to be achieved.
  • Silicon is also used as a carrier for the sensor array because it allows the use of efficient technology and is particularly useful when control and switching and reading out the individual sensor positions to control the sensor positions of the sensor array, as well as additional electronic elements such as transistors, diodes, resistors and other usual electronic components can be integrated in the carrier in a position-related manner.
  • a new method for independent control and serial electrochemical detection at the sensor positions is used both in the electrical sensor positions with direct contacting and in those with integrated electronic elements at the individual sensor positions.
  • electrochemical detection electrical double layers generated by electrode polarization on the
  • ultramicroelectrodes used for the detection are optionally supplemented by additional auxiliary electrodes, at the same time both as elements for carrying out electrophoretic transport processes of the analyte molecules to the locations of affinity-binding partner molecules and also for
  • the avoidance of the polarization disturbance is achieved by the arrangement for the electrical control, which continuously supplies the arrays that are no longer addressed with a polarization voltage (claim 6). The continued supply lasts until the next time of addressing, at which information about the sensor position is queried again.
  • the electrical control in the non-addressing times is able to provide a current flow, preferably through an essentially galvanic or ohmic connection from a respective array to the source supplying the potential, in particular far from the sensor position (claim 36, 37).
  • a cable routing is used for addressing, that is to say the selection of an array, a column or a row of arrays (claim 5).
  • Another cable routing is used for the transmission of signals (current, voltage, potential or such courses) with reference to an individual sensor position.
  • a third line routing is used to provide the polarization voltage described or such potentials for connection to the arrays that are not currently being addressed (i.e. are not being read).
  • the lines for reading out and for providing the polarization voltage can preferably run in parallel and coupled to the carrier.
  • the line routing for addressing is also preferably perpendicular to it (claim 35).
  • the line routing can also be provided outside the carrier.
  • the changeover switches ensure a change in the assignment of the electrodes to either one or the other line routing, depending on the state of the addressing. A state in which the connections of the electrodes are "not connected” (not connected or n.c) does not exist. This results in controlled and trouble-free switching from measurement to maintenance potential or an interim recording and storage of the processes by the
  • 1 shows an array with interdigital ultramicroelectrodes with pairs
  • FIG. 2 show arrangements and combinations of different forms of ultramicroelectrodes and auxiliary electrodes of a single array position.
  • FIG. 3 shows a diagram of an array of pairs of interdigital ultramicroelectrodes with active CMOS switching elements for addressing and checking the individual electrode polarization as well as external reading and measuring amplifiers.
  • FIG. 3a is an enlarged detail of a sensor position from FIG. 3, all possible switching paths to the two ultramicroelectrodes being shown, but here the switching path being switched through via switch 12 (integrated circuit in the addressed state). The switching path 13 shown in dashed lines is not switched through, that is to say blocked.
  • FIG. 4 shows a diagram of an array of pairs of interdigital ultramicroelectrodes with active CMOS switching elements for addressing and controlling the individual electrode polarization, with control amplifiers, reading and control devices 22, 23 at each sensor position and external reading and measuring amplifiers.
  • FIG. 5 shows a diagram of the arrangement of array electrodes and integrated CMOS elements.
  • FIG. 6 illustrates the control of an electrode array according to FIG. 1, the switches 12 and 13 being shown schematically, controlled via a multiplexer 10 (1 from n decoder). It can be seen that those measuring cells (here designated WE1, WE2, WE3), which are not activated for reading, are connected to a resting potential with the switching elements 13, which can also be constructed as shown in FIGS. 3, 4 and 5 .
  • the switching element WE1 is currently shown addressed, by a switching state 12, corresponding to the switch 12 of Figure 3 and its switching path.
  • FIG. 7 shows a voltammetric measuring circuit with electrode arrays for redox recycling in accordance with application example 10 explained later, for controlling the array according to FIG. 1 or FIG. 3.
  • FIG. 8 illustrates the integrated switches 12, 13, FIGS. 3 and 4 in a schematic representation several CMOS switches that use the
  • FIG. 8a illustrates the example highlighted in FIG. 3a from FIG. 3 with CMOS switches (as transmission gates) corresponding to FIG. 8.
  • FIG. 9 shows measurement curves of the electrochemical redox recycling of p-aminophenol, which are obtained in accordance with application example 16.
  • Each of the drawn-in long-term curves K1 to K8 consists of several measuring points, here integrated and shown superimposed by a measuring noise. The measuring time per point is between 20 msec and 100 msec.
  • FIG. 1a shows a silicon chip in which 1 pair of ring-shaped microelectrodes 3a and 3a 'are arranged on each array position 4 (sensor position) and run through direct conductor tracks to electrical connection contact surfaces 2 on the edge of the chip.
  • FIG. 1b shows an enlarged detail of the chip of the array element from FIG. 1a in section PP '.
  • the conductor tracks 6 are covered by a liquid-tight insulation layer 5.
  • a cross-section of this figure along the section line l-l is shown in Figures 1c and 1d.
  • FIG. 1d shows the cross section l-l, with an additional thicker polymer layer 8, which are used to form micro-compartments (compartments) or spacer rings at the array positions with the ring electrodes 3a and 3a '.
  • FIG. 2a shows in detail a pair of ring-shaped ultramicroelectrodes 3a and 3a 'with the connecting lines 6 in an array position 4 corresponding to FIG. 1a.
  • annular band electrodes 3a and 3a 'and 3c are arranged and additionally a central circular auxiliary electrode 3b in the center of these band electrodes.
  • FIG. 2c shows in detail a pair of ultramicroelectrodes 3 and 3 'with the leads 6, 6' on the array position.
  • FIG. 2d shows 2 pairs of interdigital ultramicroelectrodes of different geometry with narrow electrode structures 3 and 3 'and enlarged structures 3d and 3d' with individual connecting lines 6.
  • an interdigital pair of ultramicroelectrodes 3 and 3 'with two metallic auxiliary electrodes 3e and 3e' is arranged; the connecting lines of the auxiliary electrodes are 6 ".
  • FIG. 2f shows a pair of interdigital ultramicroelectrodes 3 and 3 'and two flat auxiliary electrodes 3f and 3f, which are covered by the insulating layer 5.
  • punctiform active electrode surfaces 9 are exposed, which are connected in parallel 2g shows an interdigital pair of electrodes 3g and 3g 'with an analog structure as the auxiliary electrodes 3f and 3f.
  • the punctiform electrodes 9 are electrically connected to one another in accordance with the finger structure.
  • FIG. 2h shows a pair of flat electrodes 3h and 3h', which are also are covered by a cover layer 5, and openings with active have punctiform electrodes 9.
  • a meandering pair of electrodes 3i and 3i ' is combined with a flat (W-shaped) auxiliary electrode 3j.
  • FIG. 2 For the sake of simplicity, the above representations in all of FIG. 2 (FIGS. 2a to 2i) are functionally numbered. Respective connecting lines that lead to the main electrodes 3, 3 'are denoted by 6, 6', irrespective of which particular geometric structure the main electrodes have. The connecting lines to the auxiliary electrodes are designated 6 ", regardless of what the geometry and the design of the auxiliary electrodes are. The following description is based on main electrodes 3, 3 'and the
  • Connection lines are also functionally designated 6, 6 ', even if different connection lines are present at different array positions.
  • CMOS switches 12, 13 explained below, which are numbered with their switching state.
  • FIG. 3 shows an array with pairs of interdigital ultramicroelectrodes 3, 3 ', where addressing and control of the electrode polarization by CMOS switches 12, 12' and 13, 13 'in the silicon chip 1 on each individual interdigital system 3 and 3' (sensor position 4 ) are arranged.
  • the liquid-tight cover 7 lies above this switch level.
  • the lines 6, 6 'in the plane of the ultramicroelectrodes lead at points 12a, 12a' and 13a, 13a 'through openings in the insulating cover layer 7 (FIG. 1) to the lower level of the CMOS switches.
  • the address lines 14 and 15 or 16 and 17 are controlled by an electronic addressing unit 10 arranged on the silicon chip.
  • the switches 12, 12 ' show an activated switching state when reading a column of pairs of ultramicroelectrodes.
  • the addressed ultra-microelectrodes are connected to the measuring lines 18, 19.
  • the lines 18, 19 lead to a sense amplifier 11.
  • the switches 13, 13 ' are in the rest position, the unaddressed ultramicroelectrodes are connected to bias lines 20, 21.
  • the measuring lines, bias lines and address lines described above are assigned signals which are active at different times.
  • the address signals A, A ' are the activation signal for the left (vertical) column of the sensor positions 4, here the sensor positions 100 and 110.
  • the address signal A activates the switch 12, which couples the electrode 3 to the measuring line 18 via the line 6 and the via 12a.
  • the address signal A ' activates the switch 12', which switches the opposite electrode 3 'via the opposite line 6'
  • the measuring signal C, D is produced on the measuring lines 18, 19 and can be received, stored and / or evaluated by the measuring amplifier 11.
  • the non-activated columns of sensor positions 101, 111 and 102, 112, which are shown in the middle and on the right in FIG. 3, work in the same way.
  • the middle, upper sensor position 101 will be described, at which the address signal B turns on the switch 13 in such a way that the electrode 3 is switched to the bias potential E of the line 21 via the line 6 and the via 13a.
  • the switch 12 leading to the via 13a is deactivated, so that no measurement signals are received from this array position which is in the deactivated state.
  • each sensor position 4 is configured like an overlaid version of the upper left and middle upper sensor arrays, i.e. has two switches 12, 12 'for switching one and the same sensor position 4 to the measuring line 18, 19 and two switches 13, 13 'for switching the same through points 12a, 12a' to the bias lines 20, 21 when the lower switches 12, 12 'are switched off. Only one of these switch pairs is active in each case, as shown in FIG. 3 for different sensor positions 4.
  • the switches 13, 13' leading to the bias line 20, 21 switch on and ensure that a controlled and trouble-free changeover from measurement to maintenance potential takes place.
  • FIG. 4 shows a sensor array with pairs of interdigital ultramicroelectrodes which corresponds to the arrangement according to FIG. 3.
  • the oval-framed regions 22, 22 'and 23, 23' are electronic circuits with integrators as measured value memories which store the current values of the adjacent ultramicroelectrodes 3, 3 '.
  • the signal for carrying out an integration is applied via the address lines 16, 17 and the ultramicroelectrodes are connected to the bias lines 20, 21.
  • the signals from the address lines 14, 15 apply the output voltage of an integrator to the measuring lines 18, 19.
  • CMOS well 24 with source 25 and drain 26 is integrated in silicon 1s as a planar carrier.
  • a gate and conductor tracks made of polysilicon 31 connect the chip-internal elements together with CMOS aluminum 27 in the CMOS dielectric 28.
  • the source 25 is also electrically connected to the gold electrode 30 by means of aluminum through a liquid-tight silicon nitride passivation 29.
  • Conductor tracks such as the address line 15 with the measuring line 18 according to FIG. 4.
  • Planar supports or substrates made of different materials are used for the construction of the electrical sensor array.
  • Silicon is a particularly inexpensive material because it uses the technological methods introduced in semiconductor manufacturing
  • Ultramicroelectrode arrays according to the invention can be produced in thin film technology and in wafer processes. This method is variable and inexpensive if array positions with low density, ie approx. 10 to 30 array positions per electrical sensor array, are to be produced, so that, as shown in FIG. 1, the ultramicroelectrodes are connected to contact areas on the edge of the chip by means of isolated direct contacts .
  • silicon technology is very cheap. Silicon is used as a planar carrier element in particular when more than approx. 60 array positions per sensor element or a very dense arrangement of these positions is to be achieved.
  • the use of glass and glass-like substances as well as ceramics and also the particularly different types of polymers is possible as a planar carrier. All substrates must have the property that metallic conductor tracks and the structured ultramicroelectrodes can be adhered to them.
  • the semiconducting silicon is isolated by thin layers of silicon dioxide or silicon nitride or their mixtures.
  • the ultramicroelectrodes and, if necessary, auxiliary electrodes or auxiliary surfaces made of metals are applied to the individual positions of the electrical sensor element by vapor deposition or sputtering of precious metal films such as gold, platinum or iridium and are usually structured by photolithographic processes and / or wet or dry etching.
  • nm-structured ultramicroelectrodes are inserted into the insulator layers and thus planarized for the purpose of high chip yields and short-circuit strength.
  • the ultramicroelectrodes used for the detection are arranged at least in pairs and can be used as interdigital ring structures 3a, 3a ', 3b, 3c, as interdigital structures of different geometries 3, 3', 3d, 3d '3g, 3g' in single or multiple Execution or be arranged as a meander 3i, 3i '. They can be used together with surfaces of disk-shaped ultramicroelectrodes as well as together with auxiliary electrodes in various combinations.
  • the band-shaped electrode structures which are designed in pairs as circular or spiral or interdigital or meandering anodes, are preferably used for the redox recycling as a detection method and are produced photolithographically in dimensions between 200 nm and 800 nm, but are in principle also available both in larger and suitable in smaller dimensions.
  • Analog electrode structures with structure widths of less than 500 nm, preferably between 100 and 300 nm, are manufactured by means of impedance spectroscopy for the marker-free detection of the affinity binding of large molecules to the electrode-bound capture molecules.
  • a special feature of the band-shaped paired ultra-microelectrode structures and also the additional electrodes arranged in close proximity is the generation of high electrical fields with field strengths of up to several megavolts per m with relatively low voltages of typically 0.5 to 20 V.
  • the electrical fields between sub - ⁇ m electrodes only run in the immediate vicinity of the electrodes and thus preferentially penetrate the overlying molecular layers, but comparatively capture little of the surrounding electrolyte solution.
  • the two pairs of interdigital ultramicroelectrodes with different geometries shown in FIG. 2d are suitable for differential circuits on the basis of different detection properties, such as the amplification rate in redox recycling.
  • Immobilization is prevented by covering a pair by electrodeposition of metals that do not form self-assembling monolayers, such as nickel or the like. Subsequent individual removal of the immobilization layer on an electrode, for example by desorption of a self-assembling Layer by means of electrical oxidation on one of these pairs of electrodes can be used for such differential measurements.
  • these punctiform electrodes as well as the band-shaped electrodes according to FIGS. 2a, 2b, 2c, 2d, 2e, 2f, 2h and 2i can be covered by a thin insulator layer on one or both electrodes of a pair and thus a special measuring element for capacitance measurement represent immobilized or surface-binding molecules. Equally, such isolation of one of two pairs of ultramicroelectrodes enables a difference measurement.
  • FIG. 2e shows the combination of an ultramicroelectrode pair with flat auxiliary electrodes as shown in FIG. 2e.
  • these areas can be used like 3e and 3e ', but also for the application of additional electrical fields, for example to transport molecules in the vicinity of the detection electrodes 3 and 3' or to provide field support in the removal of undesired molecules.
  • FIG. 2f shows the combination of an interdigital pair of ultramicroelectrodes with auxiliary electrodes 3f, 3f which are equipped with the punctiform electrodes described. The different properties of the ultramicroelectrodes described above for band-shaped and punctiform electrodes are combined.
  • immobilized molecules can be specifically bound both over the entire electrode surfaces or in the interspaces or on the active electrode surfaces.
  • the molecules are immobilized on the aforementioned thin insulator layers above the electrodes. Further combination of electrode shapes and thus their properties such. B. the double arrangement of the electrode pairs 3, 3 'or the combination of 3a, 3a' with 3e, 3e 'or 3e, 3e' with 3g, 3g 'and others are possible.
  • a special embodiment is the ring-shaped ultramicroelectrodes 3a, 3a 'in FIGS. 1, 2a and 2b, which in principle show properties analogous to the pairs of interdigital microelectrodes 3 and 3', but more effectively allow the sensor array surface to be used and the application of central 3b and external auxiliary electrodes 3c enable that are important for field distribution and field generation.
  • a cage-like field can be e.g. temporarily generate inactive electrodes 3a, 3a 'and selectively pull or repel molecules into this area.
  • the meandering electrodes 3i and 3i 'shown in FIG. 2i correspond in their properties to the ring-shaped and the interdigital band electrodes and can also be combined with the auxiliary electrodes 3j for difference measurements or for field generation.
  • a special form of band-shaped electrodes is the spiral arrangement of the ultra-microelectrodes, in which parallel electrode bands run from the outside in or from the inside out and lead to separate contact lines.
  • the spiral ultramicroelectrodes can again be combined several times as pairs with different geometries, if necessary also with additional auxiliary electrodes, either flat or according to 3b and 3c.
  • Both the ring-shaped and the circular and spiral-shaped ultramicroelectrodes can be additionally structured in analogy to FIG. 2g with punctiform ultramicroelectrodes and then also have analogous properties.
  • Claim 7 in that band-shaped electrodes, such as in Figures 2a, 2b, 2c, 2d or 2i, or sheet-like electrodes analogous to Figure 2e, are stacked several times on top of each other and then isolated from each other by insulating intermediate layers such as silicon dioxide, silicon nitrite, silicon oxynitrite are.
  • insulating intermediate layers such as silicon dioxide, silicon nitrite, silicon oxynitrite are.
  • the vapor deposition of metals and the PECVD deposition of the insulator layers are combined.
  • These stacked electrodes are typically 10-200 nm thick and, at the cut edges of such a stack, which is covered by an insulating material, bring about an ultramicroelectrode behavior where the electrodes and the electrodes are very close together Generation of ultra-high field strengths can be achieved.
  • the individual layers are individually and individually led out laterally to contact areas under an insulating covering.
  • ultramicroelectrodes and auxiliary electrode structures shown in FIGS. 2 and described above with metallic surfaces that do not have an electrical connection. They then serve e.g. as areas for the immobilization of affinity binding molecules.
  • the ultramicroelectrodes of a single array position are made with metallic
  • Total areas of typically 100-30,000 ⁇ m 2 are carried out and therefore allow to construct array positions with very small dimensions, the distances of the array positions typically corresponding to the dimensions of the active electrode surfaces from 30 ⁇ m to 300 ⁇ m, but can also be significantly larger or smaller if applications require it.
  • volume-separating micro-compartment walls 8 for special applications, in particular quantitative voltametric measurement methods such as redox recycling.
  • volume separation is generally not necessary.
  • volume-compartmentalized microareas are also used when reactions and molecular immobilizations are to be carried out on individual array positions. If the detection requires this, these compartments can optionally be removed again after immobilization reactions have been carried out. This creates an ideal planar sensor array that is homogeneously accessible for both analyte and reagent solutions.
  • the molecules to be immobilized can also be positioned locally on the sensor positions without compartmentalization by means of stamp, piezo or ink jet technology or other spotting methods such as microcapillary dosing.
  • the capture molecules themselves are immobilized using known methods using bifunctional reagents, for example alkyloxisilanes with various functional groups such as halogen, amino, thioester and aldehyde groups, succinimide, carbodiimide and other common coupling groups [HG Baumert and H. Fasold, Methods in Enzymology , Vol. 172, p. 584] to the surfaces of the planar support elements, such as, for example Silicon dioxide, glass, ceramics or polymers or also bound to the walls of the silicon or polymeric microcompartments.
  • bifunctional reagents for example alkyloxisilanes with various functional groups such as halogen, amino, thioester and aldehyde groups, succinimide, carbodiimide and other common coupling groups [HG Baumert and H. Fasold, Methods in Enzymology , Vol. 172, p. 584]
  • planar support elements such as, for example Silicon dioxide, glass, ceramics or polymers
  • immobilization is the use of the gold and platinum surface as an immobilization area for thiol derivatives of capture molecules which form so-called self-assembling molecular monolayers on these well-defined electrode surfaces [S.D. Evans et al., J. Amer. Chem. Soc. 113 (1991) 5866].
  • the array positions, all of which are covered with self-assembling layers on the electrodes are partially cleaned again.
  • Molecules that have been immobilized on the metal surfaces on both detection and auxiliary surfaces can be desorbed again by the detector electrodes by applying electrical fields.
  • the deo ⁇ tion of thiols is achieved by electrical potentials, so that the detection electrodes are free of
  • affinity-binding molecules can optionally also be arranged above the sensor positions and bonded to particulate or gel-like carriers.
  • the products of the enzyme markers of biochemical assays which are bound to spherical or particulate polymers or metallic or mineral particles, can be found in the above.
  • gels with inco-affinity-binding molecules or molecular complexes in the microcompartments between the walls 8 or over the entire sensor surface.
  • Such gels can usually be loaded with biochemical assays or assay components by diffusion or electrically assisted diffusion as in gel electrophoresis.
  • the molecules immobilized on the sensor surface are partially covered in the compartments or homogeneously over the entire sensor surface with a diffusible hydrogel.
  • the gel acts as a protective layer or facilitates the transport of molecules by electrophoresis.
  • the arrangement of immobilized biochemical assays on particles or in gels above the electrodes is made possible by the fact that detection methods such as redox recycling, measure the low molecular weight enzyme products produced by the assays and diffuse to the electrodes, as long as the water retention in the gels or spaces between particles Allow diffusion.
  • the redox recycling itself is distinguished by the short distances between the ultramicroelectrodes in that particles or gels lying on it do not interfere with such detections, since they preferably run in or near the molecular double layer, which is formed by polarization on the electrode surfaces.
  • impedimetric detection on the ultramicroelectrodes is also possible, in contrast to conventional methods that use electrodes that are far apart [V.M. Mirsky et al.
  • the electric field between 2 band electrodes essentially runs through the molecules themselves, with particles further away as well Base electrolyte in the solution have little influence.
  • Electrode polarization such as is required for voltammetric redox recycling, is generated individually at all sensor positions. This can easily be done simultaneously and in parallel using multipotentiostats with direct conductor tracks to each chip array position and each individual electrode, cf. Hintsche et al., Biosensors &
  • the measurement it has the functionality of a multiplexer, ie the sensor positions 4 individually connected to the ASIC are addressed serially (one after the other) and switched to a single bipotentiostat 34 for reading.
  • the individual switches of the multiplexer are not designed as on-off switches, but as change-over switches. In the unaddressed (not read out) state, they connect the sensor positions with a bias voltage, which serves to maintain the electrode poiarization during the non-reading state. This is illustrated with FIG. 6.
  • the potentiostat also includes a reference electrode and counter electrode (Ref and Aux), the use of which is known.
  • the only one-sided microelectrodes as WE1, WE2, WE3 to WEn correspond to the electrodes 3 of FIG. 3.
  • the multiplexer 10 corresponds to the address control and the switched-on state corresponds to the addressed or read state, in which WE1 is coupled to the read line 18 via the activated switch 12 . All other sensor positions are switched to the potential for electrode polarization, which is present on line 21, with switches 12 and switches 13 switched on.
  • the circuit 35 is not provided in the area of the sensor positions, but outside the carrier 1.
  • the trouble-free switchover when serial addressing a larger array of sensor electrodes, as shown in FIG. 3, is achieved in that, in addition to conventional address and measurement lines, such as have long been used for electronic memories, additional potential-carrying lines 20, 21 with bias potentials E, F or voltage E - F can be arranged on the carrier 1.
  • the addressing is carried out by an addressing element 10, which can be arranged outside the actual electrical sensor array in FIG. 3, via the address lines 14/15 and 16/17.
  • the measuring lines 18 and 19 in FIG. 3 and the bias lines 20 and 21 are read out by special sense amplifiers 11, which are likewise arranged outside the actual electrical sensor array.
  • all electrodes 3 of the different sensor positions are detected line by line and individually measured, while the parallel measuring lines 19 all interdigital electrodes 3 'in FIG. 3 are recorded line by line (row by row) and can measure individually.
  • All electrodes 3 are supplied by the bias line 21 with the same polarization voltage E, which is required, for example, for the oxidation of a type of molecule to be detected.
  • the switching devices 12 and 13 (as 12, 12 'and 13, 13') integrated at each sensor position 4 bring about the switching between a read and a non-read state.
  • the electrochemical reaction of a sensor position is measured using a pair of measuring lines 18, 19 and simultaneously controlled by means of the multipotentiostat.
  • the electrochemical processes e.g. Oxidation or reduction, by means of the bias lines 21 for 3 and 20 for 3 ', which are parallel at a distance from the sensor positions, continuously supplied and controlled with the polarization voltages.
  • the switching elements 12, 12 'and 13, 13' are e.g. with conventional CMOS technology with usual semiconductor technology in silicon wafers locally arranged at each sensor array position 4.
  • a liquid-resistant insulation layer is located above this integrated CMOS switch, to which measuring, bias and address lines are routed, e.g. made of silicon oxynitrite, optionally in combination with silicon dioxide.
  • the contact between the switching elements 12 and 13 and the individual electrodes 3 and 3 ', which are applied to this insulation layer by electron beam evaporation or sputtering and similar processes in the thin-film technology described, is produced by a vertical through-connection to the CMOS element level in the silicon. All structures above this liquid-resistant insulation layer correspond to the details shown in FIGS. 1 and 2, with the difference that the direct contacting by conductor tracks shown in FIG. 1 is omitted.
  • Switching devices 12 and 13 make it possible to switch over from the reading to the non-reading process or state for the interdigital ultramicroelectrodes without influence. This is a necessary prerequisite for the entire metrological process, since the electrode poiarization forms an electrochemical double layer on the electrode surface, which has to be preserved as a kind of chemical memory during the switching process.
  • the switching process takes only microseconds, so that locally available electrode capacitances 33 act as a voltage store during this time. Then the supply of the electrodes from the measuring lines 18 and 19 to the bias lines 20 and 21 is switched with polarization voltage.
  • the black full circles 12, 12 ' represent those switching elements which are supplied with the polarization voltage by the measuring lines 18 and 19 in the read state and are also connected through these lines to the sense amplifiers for the detection of the electrochemical voltametric or impedimetric event.
  • the addressing of the electronic element 10 takes place in columns, so that, as shown schematically, several sensor positions 4 are in the reading state.
  • each sensor position can be addressed and read individually or in rows.
  • These measuring, bias and address lines can be implemented in the silicon level by multi-layer wiring, as is customary in silicon technology for electronic memory components.
  • the measuring, bias and address lines are to be illustrated in FIG. 3a on a drawn-out array, sensor position 100. Only one operational representation was selected in FIG. 3, while all possible switching states that the array 100 can assume are shown in FIG. 3a.
  • the addressed state is shown, in which coupling of the electrodes 3, 3 'to measuring lines 19, 18 takes place via the switch elements 12, 12'.
  • These measuring lines lead the potential of the microelectrodes out of the sensor array and make it accessible to the measuring device 11.
  • the non-activated switches 13, 13 ' which are also shown and relate to the same array 100, are shown in dashed lines.
  • the address lines 14, 15 are controlled by the column addressing unit 10 such that a column of sensor positions is always in an addressed state with the switches 12, 12 'switched on, while all other sensor positions are triggered by an inverted signal on the lines 16, 17 of FIG. 3 are switched off.
  • the lines 16, 17 correspond to the lines 14, 15 functionally, only they are provided with a different reference number for the operational illustration in FIG. 3; they activate switches 13, 13 'and deactivate switches 12, 12'.
  • the switch-on state with closed switches 12, 12 ' is shown schematically in the lower part with a switch technology in FIG. 3a, while the switches for providing the maintenance voltage 13, 13' are open.
  • the address lines 14, 15 are inverted once at the sensor position, so that both switching states are always complementary and a change in the switching state of the address line enables a change in the switch position of the pair of switches 12, 13 and 12 ', 13' forming a respective changeover switch.
  • FIG. 4 The changeover switches described here are also used in FIG. 4 which follows later, but first the understanding of the changeover switches is to be deepened here by referring to FIGS.
  • FIGS. These figures are to be explained with reference to FIG. 3 and the changeover switches at sensor position 100 and FIG. 3a, which are already enlarged.
  • Sensor position 100 is shown at the top in FIG. 8
  • sensor position 101 is shown at the bottom in FIG. 8.
  • FIG. 8 would have to be rotated through 90 °, so that the lines 18, 21 as one of the bias lines and one of the measuring lines correspond in their orientation to the figures of the same designation from FIG. FIG.
  • the address line 14 and the parallel address line 16 are shown, which have different potentials.
  • a logical "zero" on the address line 14 ensures that the CMOS transistors 50, 53 are switched on, one of which is designed as a p-channel and one as an n-channel transistor, in order to be able to conduct currents in both directions.
  • the transistors 52, 51 have no logic switching function, but only serve to compensate for switching disturbances.
  • the transistors 50 to 53 form a capacitance-compensated switch 33, corresponding to the function 12.
  • the n-channel transistor 50 receives a switch-on signal "1" and the p-channel transistor 53 likewise.
  • the potential of the line 18, which is denoted here by D, is thus switched through or coupled through on the connecting line 6 to the microelectrode 3.
  • the CMOS transistor pair 40, 41 represents the other switch 13, which is switched off here.
  • the connection of the gates is designed such that the switch 13 is blocked at a logic zero on line 14. If the potential changes, the switching state of the two switch elements 12, 13 changes, as shown in FIG. 8 in the lower part.
  • the address line 16 (according to FIG. 3) there is a logical "1" cause that the transistors 40 ', 41' of the switch 13 switch on and enable a bipolar current direction, so that the maintenance potential E on the line 21 to the terminal 6 the electrode 3 'is coupled through.
  • the two transistors 50 'and 53' block the line 16 in order to assume the non-addressed state.
  • FIG. 8a The switching state becomes even clearer on the basis of FIG. 8a, in which the array position 100 is shown and both microelectrodes 3, 3 'are controlled by switches.
  • This representation corresponds to the schematic representation of FIG. 3a, it is only generalized here insofar as this switching configuration applies to all array positions (sensor positions) 100, 101, 102, 110, 111, 112 from FIG. 3 (and also from FIG. 4).
  • the corresponding assignments of the bias lines 20, 21, the measuring lines 18, 19 and the address lines are shown by the
  • FIG. 3 is used as an aid, so that a detailed explanation of FIG. 8a resulting from FIG. 8 and FIG.
  • additional memories are integrated into the electronic elements 22, 22 'and 23, 23'. Since the electrochemical process due to the constant electrode poiarization also takes place in the times in which sensor positions are in the non-reading state, this time is used in order to use the sense amplifiers of the elements 23, 23 'to generate the signal generated in the ultramicroelectrodes in an electronic buffer, for example accumulate and save. In this embodiment, the signal generated at the electrodes is put into a buffer via read amplifiers, which is used later
  • Reading process is read out via the measuring lines. During the reading process, the electrochemical result accumulated in the memory during the entire time of the non-reading state is read out very quickly.
  • CMOS well 24 typically with source 25 and drain 26.
  • the contacting of the chip-internal elements with the electrodes at the sensor array positions is likewise achieved by means of aluminum or also tungsten through a liquid-tight silicon nitride passivation 29.
  • the intersection area 32 shows an example of how conductor tracks cross, for example the address line 15 with the measurement line 18 according to FIG. 4.
  • the electrical sensor arrays described above equipped with various electronic elements are all equally suitable for multi-analyte measurement.
  • the immobilization of different affinity binding molecules on individual sensor array positions e.g. B. in the micro compartments, performed by microdosing, for example, inkjet-analogous metering technology (eg piezo metering) or microcapillary metering, the reaction solutions are supplied.
  • microdosing for example, inkjet-analogous metering technology (eg piezo metering) or microcapillary metering
  • stamping techniques which then react or adhere.
  • self-assembling layers are transferred from the stamp to the electrode surface by so-called contact temperature, and are thus individually coated with a thiol-gold bond.
  • the immobilization is achieved by means of attached micro flow systems or stamps for the application of liquids through inflow and outflow openings over individual array positions or in groups or in rows.
  • the array positions of all embodiments thus equipped with different affinity binding molecules are then brought into contact with a multianalyt mixture in its entirety. This can be done by immersing the sensor array in the analyte solution or by installing it in a flow cell or by filling compartments at the individual positions. Due to their high specificity, the different affinity-binding molecules on or above the array positions bind only their target molecule, provided that it is present in the analyte mixture. This binding process as well as an analogous binding process to immobilized molecules in gels or on particles is a prerequisite for the following electrochemical detection process.
  • Catcher molecules achieve high loading densities in a sensor array position because not only the areas but also the volume are used.
  • enzyme markers are used, which are either inserted with the target molecule at the sensor array position or, after specific binding, are bound by secondary binding processes such as antibody binding, intercalation, covalent attachment and other customary marking reactions.
  • the marker enzymes which are only located at array positions at which the molecular recognition reaction has taken place, are, for example, with an electrochemically inactive substrate.
  • a total current is generated determined, which strictly correlates with the amount of molecules bound to this array position.
  • the amount of marker enzymes introduced must be quantitative and stoichiometric. If the microcompartments produced for immobilization are also used for volume separation in this type of detection, the concentration of electroactive species which arises in each microcompartment is a quantitative measure of the number of recognition reactions which took place individually at this array position. In this way, the lack of an electrochemical reaction also means the absence of the detection event and thus the absence of the analyte sought at the respective array position.
  • the electrode-active molecules generated by the enzyme markers for redox recycling can easily diffuse to the electrode surface in water-containing gels. They also diffuse from a particle pack over the electrode array through the liquid between the solid particles, an increase in concentration being particularly rapidly brought about in the small residual volume.
  • the determining zone is the electrode double layer and a few molecular layers above it.
  • the method is independent of convection and determined solely by Braun's molecular movement, so that any active stirring can be avoided and, for example, stop-flow processes or closed chambers and micro-compartments can be used.
  • the planar sensor positions for redox recycling detection are again provided with volume-separating elements for the sensor positions. This can also be done, for example, by placing the stamp described above for immobilization. It can be used to separately measure and measure individual sensor positions, groups of sensor positions or rows of sensor positions.
  • the arrangements of the electronic switching and additional elements with alternating current described in FIGS. 1, 3 and 4 are also used. The specificity of this measurement method and the distance between the electrodes in the nm dimensions make it possible to measure such a reaction without a marker.
  • alternating currents with a specific frequency or frequency mixtures of 0.1 Hz - 1 MHz are impressed on a bias voltage of preferably 10 - 200 mV, which is applied to the electrodes of the sensor positions in the same way as the electrode poiarization for the voltametric methods.
  • electrode spacings ⁇ 500 nm, preferably 20-200 nm are used.
  • the affinity-binding molecules immobilized on or between the electrode surfaces in the sensor array position are brought together with the mixture of different analytes and the molecular recognition reaction proceeds as described above. With the strong electrical fields of a few MV / m that can be achieved due to the small electrode spacing, it is possible to individually measure in each position how the affinity-binding molecules cover the electrode surface. This is shown by the decrease in the surface coverage
  • the impedance spectroscopic detection method is semi-quantitative and allows a statement to be made about or molecular recognition reactions not taking place.
  • the parameters that are evaluated in impedance spectroscopy allow statements to be made about the size of the molecules that bound to the electrode surface during the recognition reaction and about the charge state of this molecule.
  • the density of the molecular coating also influences the measurement result. All parameters can be used for a closer analysis of the molecular recognition process and the partners involved.
  • the electrical sensor array is coated with a hydrogel after immobilization of the affinity-binding molecules or after a molecular recognition reaction has taken place and corresponding washing processes.
  • This coating with hydrogel can be advantageous for various methods of using the electrical sensor arrays.
  • the surface-bound affinity-binding molecules are covered with hydrogel, e.g. the analytes are actively brought into the gel and to the affinity partners by metering or electrophoretically by applying electrical fields by means of auxiliary electrodes or are supplied by diffusion processes.
  • the coating with hydrogels after the molecular recognition reaction has taken place on the surfaces can also be used to introduce and detect additional markers or reagents by electrophoretic processes or direct dosing on the molecular complexes.
  • hydrogels are used to enclose particle-bound immobilized capture molecules or target analytes immobilized in the microcompartments after the molecular recognition reaction has taken place.
  • the method is preferably suitable for the use of redox recycling since the diffusing enzyme products are little prevented by the gel from reaching the electrode surface. Only a slowdown in diffusion can be observed.
  • the hydrogels are applied uniformly over the entire electrical sensor array and, by virtue of their diffusion inhibition, bring about an improved assignment of the binding processes to individual array positions without microcompartments having been produced.
  • the electrodes arranged at the individual sensor positions and flat or auxiliary electrodes with point electrodes as well as the spiral or circular band electrodes according to FIG. 2 can be used in addition to their use for the detection processes themselves for the application of electrical fields in the sense of free field or gel electrophoresis.
  • Analyte molecules or reagents on the electrode surfaces for example at the location of the molecular recognition reactions, can particularly advantageously be used in parallel interdigital ultramicroelectrodes according to FIGS. 2b, 2c, 2d or 2g.
  • 2b, 2c and 2d are connected, for example, to form an electrophoretic system in such a way that two interdigital pairs of fingers or pairs of ribbon-shaped ultramicroelectrodes always form a pole of the electric field.
  • electrophoretic transport processes are initiated. If fields with a low frequency in the lower Hz and mHz range are used, molecules are mutually introduced to the electrodes. The electrical fields are usually generated in sequences. During electroless breaks, gases formed by electrolysis can diffuse and pH gradients can even out.
  • the auxiliary electrodes as in FIGS. 2e and 2f are used to apply the electrical fields described above. They can have the same polarization and be switched against an interdigital electrode pair 3, 3 ', or the field is generated between the auxiliary electrodes 3e and 3e' or 3f and 3f, so that the molecules in the vicinity of the detection electrodes 3, 3 'are pulled.
  • the auxiliary electrodes 3f and 3f allow a much higher current density per surface due to the improved active diffusion due to the punctiform active electrode surfaces with an ultramicroelectrode character.
  • the electrode construction 3g and 3g ' can also achieve a significantly higher current density per area than for the electrodes 3 and 3'. As a result of this punctiform structuring, the advantage of hemispherical diffusion is that a significantly higher current density per area can be achieved, despite the fact that the active electrode area is reduced.
  • This embodiment for the introduction of analyte or reagent molecules to the electrode surface is supplemented by the simultaneous use of the detection and auxiliary electrodes for generating electrical fields after the recognition reaction has taken place.
  • the considerable field strengths between the electrodes which are generated even at a low voltage below 1 V, are used so that weakly bound molecules can be removed by their affinity partner, in contrast to more strongly bound molecules, by the detection electrodes.
  • Even the simple "ultramicroelectrode interdigital pair" in 3, 3 'in FIG. 2c allows the removal of weak and thus incorrectly bound molecular complexes.
  • the alternating field with a low frequency means that the electrode which is charged to charge the undesired molecule always repels this molecule due to its high field.
  • the alternating fields put both electrodes in this repulsive state one after the other and the reaction takes place in the sum of the results on both interdigital systems.
  • the field application is interrupted after a short time, ie a few tenths of a second to seconds, by pauses in which gases and pH-changing species can diffuse.
  • the reaction can be supported by biochemical washing processes or by changing the temperature.
  • a temperature control can be carried out both externally and with a heater made of thin-film metal strips, such as platinum, applied to the chips.
  • the electrodes located on the outside in FIGS. 2b, 2e, 2f and 2i are used for generating the field, while the electrodes located in between are de-energized.
  • This type of application can also be used to introduce molecules to the intermediate electrode pairs, since these are located in a kind of field cage. Combined direct and alternating current applications, polarity reversal and optional addressing of the individual electrodes are also possible with the same multiple arrangements, thus achieving targeted effects of molecular introduction and removal on any electrodes.
  • the flat-shaped or dotted auxiliary electrodes can be used in such a way that the desired polarity of the electrodes for removing molecules is present for one or both ultramicroelectrodes.
  • Direct current or the low-frequency alternating current application is possible here crosswise, for example in FIG. 2e between electrodes 3e and 3 ', or 3e' and 3.
  • the individual electrodes can thus be treated selectively.
  • the different treatment of the electrode systems in FIGS. 2b, 2d, 2e and 2f can also be used in another embodiment for the treatment of individual electrodes unwanted bonds are removed and remain on others, so that the difference can be deduced from the difference.
  • the above-described methods for using the electric fields are particularly suitable in that a kind of field cage can be placed over the electrodes in between by a central electrode, so that they are also in the currentless state of this field can be used in the desired manner for the removal or introduction of molecules.
  • the punctiform electrode arrangement in FIG. 2h can advantageously be used to generate electric fields both for the enrichment of molecules and for the removal of molecules.
  • these electrodes are arranged at different points in a sensor array, for example as an external ring or concentrated in the inner position or by combining both selected positions of a sensor array. They are used to generate strong fields at other array positions across the sensor array space due to particularly high current densities.
  • the high current density that can be achieved at comparatively low voltages creates field cages that particularly improve the transport of charged molecules according to electrophoretic principles.
  • Example 1 Production of an electrical sensor array with direct contact derivation in silicon technology
  • Microelectrode structures according to FIGS. 1 and 2a are produced using standard silicon technology, cf. Reimer et al., Sensors and Actuators, A 46/47 (1995) 66. For this purpose, 500 nm thick thermal oxide is produced on 4 "silicon wafers. Photoresist is structured on the oxide photolithographically in such a way that the contours of the electrodes are exposed for the electrode structures.
  • the ultramicroelectrode system of concentric rings according to FIG. 2a consists of ring-shaped electrode strips with a width of 1.5 ⁇ m at a ring spacing of 800 nm. The rings are alternately connected to the contacts according to Figure 2a via the conductor tracks 6.
  • sensor positions in a 4 x 4 matrix there are 16 sensor positions in a 4 x 4 matrix with array positions of 300 ⁇ m diameter on the sensor array.
  • the 2 x 16 lead contacts are located on two adjacent sides of the 1 x 1 cm silicon chip The distances between the sensor array positions are 400 ⁇ m, so that an active area of approximately 2.5 mm x 2.5 mm is created.
  • the oxide is etched to a depth of approximately 150 ⁇ m by dipping in 10% hydrofluoric acid for 15 seconds.
  • a 20 nm thick titanium adhesive layer and a 150 nm thick gold layer are deposited on the entire surface by means of an electron beam.
  • a liftoff process removes all material between the electrodes, conductor tracks and contacts.
  • the wafer is then covered with a 400 nm thick silicon oxynitride layer, which is generated in the plasma by chemical deposition (PECVD-SiN x : H).
  • PECVD-SiN x : H chemical deposition
  • the array positions and the external contact areas are exposed down to the gold areas by reactive chemical dry etching. After a protective varnish has been applied, the wafer is sawn in from the back, approximately 250 ⁇ m deep, in accordance with the individual chip edges provided.
  • interdigital electrode arrays corresponding to FIG. 2e are structured with 9 sensor positions in a 3 x 3 grid using a photolithography corresponding to Example 1.
  • a 20 nm thick chromium adhesive layer is evaporated on the glass followed by a 150 nm thick platinum layer and Completely structured using liftoff technology as in exemplary embodiment 1.
  • a 3% solution is used as an adhesion promoter for the following insulation layer brought into contact with the surface of alkyloxysilane in acetone.
  • the 400 ⁇ m sensor array positions at a distance of 500 ⁇ m are structured after the application of a 10 ⁇ m thick polyimide layer using standard photolithography in such a way that the contact areas and the sensor positions are exposed.
  • the interdigital electrode system with auxiliary electrodes according to FIG. 2e consists of 90 fingers, each 200 ⁇ m long and 1 ⁇ m wide, on each electrode finger system, the interdigital distances being 0.9 ⁇ m.
  • Example 3 Production of an electrical sensor array system with CMOS switches
  • the switch level is with a CMOS standard process, cf. Widmann, Mader, Friedrich, technology of highly integrated circuits, Springer Verlag Berlin 1996, produced in a process with 1 ⁇ m minimal structures.
  • the crossings of conductor tracks required according to FIG. 3 are realized by crossovers 32 of polysilicon 31a and aluminum tracks 27.
  • the greater electrical resistance is irrelevant due to the small sensor currents.
  • the switches 12, 12 'and 13, 13' are advantageously designed as transmission gates.
  • a transmission gate connects points 12a, 12a 'to line 18 and 19, respectively, and points 13a, 13a' to bias line 21 and 20.
  • Address lines 14, 15, 16, 17 consist of one parallel pair of conductor tracks on which signals of complementary polarity are routed to the gates of the two transistors of a transmission gate.
  • an on-chip inverter can obtain two complementary signals from an address line at each sensor position in order to control the transmission gates 12, 13 in a complementary manner.
  • the transmission gate from 12a to 18 is conductive and the transmission gate from 12a to 21 is blocking (switching state 12). With reverse polarity, 12a-18 is blocking and 12a-21 is conductive (switching state 13).
  • the transmission gates switch both positive and negative currents.
  • the circuit according to FIG. 3 at points 12a, 12a 'and 13a, 13a' contains aluminum pads with which the connection to the electrode arrays is established.
  • the CMOS process is completed with the application of a PECVD nitride layer and opening of the connection pads in this passivating layer.
  • the adhesive layer and gold electrodes 30 are vapor-deposited directly onto this insulation layer using the same lift-off technique as shown in embodiment 1 and as above described structured photolithographically. No further passivation is provided, since the contacts from the interdigital and auxiliary electrodes are led directly vertically into the switch level below.
  • Example 4 Production of an electrical sensor array with switches, amplifiers and integrator in CMOS technology
  • Electrical sensor arrays such as those produced according to Examples 1 to 4, are freed from protective lacquer with acetone in an ultrasonic bath and repeatedly with alcohol and
  • Ultrapure water washed. In the following step, they are provided with micro-compartments by laminating a previously perforated 400 ⁇ m thick polypropylene film.
  • the perforation corresponds to the sizes of the sensor array positions and the contact areas on the outer edges.
  • Laminating is done using heat-sealing technology through inductive heating.
  • the adjustment of the film applied by means of a vacuum stamp in wafer size is carried out by means of alignment marks on the wafer surface by optical control.
  • the wafer cooled to -10 ° C is broken along the pre-sawn chip edges so that the individual chips are obtained.
  • Example 6 Structure of micro-compartments with photolithographically structured polymers
  • Electrical sensor arrays such as those constructed according to Example 1 -4, are freed from protective aciae in acetone in an ultrasonic bath and repeatedly with alcohol and
  • Ultrapure water washed. Then they are spin-coated with Teflon AF (DuPont) with a 15 ⁇ m thick film. The entire wafer is previously wetted with the associated adhesive (DuPont). After baking the Teflon layer at 150 ° C for 20 minutes, the areas of the sensor positions and the contact pads are exposed to the metallic surfaces by means of reactive dry etching. The wafer is broken along the pre-sawn chip edges, so that the individual chips are obtained.
  • Teflon AF DuPont
  • Example 7 Immobilization of oligonucleotides on electrical sensor arrays
  • a chip produced according to Example 5 with 400 ⁇ m high polymeric microcompartments is mounted on a ceramic carrier with conventional conductor tracks and wire-bonded.
  • a reaction vessel with a diameter of approx. 5 mm is attached to the chip by gluing a polymer molded part made of polysiloxane along the edge of the chip, which delimits the active electrode areas.
  • a 5 mM solution of 11-mercapto-undecanyl-amine in cyclohexanone is poured into this reaction vessel, covered, and left at room temperature for 5 hours.
  • the assignment of the electrodes by self-assembling is controlled by an online impedance measurement (EG&G Model 398).
  • the decreasing capacity due to the covering with the monomolecular molecular layer is a measure of the covering.
  • the assignment is canceled when the original capacity of the chip electrodes has decreased by 70%.
  • This covering of the metal surfaces can alternatively also be carried out before the chips are broken and separated by dipping the entire previously stripped wafer into the analog solutions.
  • the surface of the chip derivatized with amino functions is then incubated with a drop (0.1-10 ⁇ l) of 20 mM tolylene-2,4-diisocyanate (TDI) in ethyl acetate (EEE) at RT for 10-60 min. It is washed with EEE and dried.
  • TDI tolylene-2,4-diisocyanate
  • EEE ethyl acetate
  • Example 8 Affinity binding of DNA on electrical sensor arrays with carrier-bound oligonucleotides
  • the analyte is applied as a DNA mixture to an electrical sensor array loaded with different capture oligonucleotides according to Example 7.
  • Analyt DNA is used, into which biotinylated primers biotinylated residues were introduced during the conventional duplication of the DNA by means of PCR.
  • the analyte DNA in SSPE buffer is transferred with Denhardt's solution (0.5 g Ficoll, 0.5 g polyvinylpyrrolidone, 0.5 g RSA in 0.5 IH 2 0) to a concentration of 1 ⁇ g / ml and applied to the sensor array and incubated at room temperature for 2 hours. To remove excess analyte DNA, it is washed at 40 ° C. with SSC buffer (52.6 g NaCl, 26.5 g Na citrate in 0.81 H 2 O).
  • An electrical sensor array which was produced in accordance with Example 1 and provided with micro-compartments in accordance with Example 5, is attached to a conventional magnet
  • electrical sensor arrays with immobilized oligonucleotides according to Example 7 are prepared analogously to Example 8 for readout by means of redox recycling.
  • the entire electrical sensor array is filled with 1.5 ⁇ l of a neutral phosphate buffer solution of the marker enzyme alkaline phosphatase, which is present as a streptavidine conjugate.
  • the biotin / strepavidin binding takes place over an hour. All unbound enzyme conjugates are then rinsed away from the sensor surface using 2 mM p-aminophenyl phosphate in phosphate buffer pH 9.5.
  • the p-aminophenol concentration that is produced in each microcompartment by the enzyme reaction and is adequate for the amount of double-stranded DNA is individually measured with a 16-channel multipotentiostat (self-made).
  • the ultramicroelectrodes are charged in pairs with 2 different potentials.
  • the anodic and cathodic current of each array position is evaluated as current increase dl / dt at the respective sensor position.
  • a current increase of 0.5 to 2 nA per minute is obtained depending on the load density.
  • the sum of both streams is a quantitative measure of the number of bound target DNA at each sensor position.
  • the amount of bound DNA per sensor position is determined by using an array position of the sensor array as an internal standard. To this end, a 35mer oligonucleotide, which has 20 complementary bases to the capture oligonucleotide at an array position, is added to the analyte in a known concentration.
  • Example 11 Detection of the affinity binding on surfaces of electrical sensor arrays by means of impedance spectroscopy
  • Electrical sensor arrays which are constructed according to Example 6, are filled with 10nl oligonucleotide solution in a concentration of 10 ⁇ g per ml phosphate buffer pH 7 at each sensor array position.
  • the 24-mer oligonucleotides all have 6 thymidine residues at the 5 'chain end, the last 3 of which are modified with thiolate groups.
  • the sulfur / gold bond of the thiolate groups has ended after 12 hours.
  • each array position is measured using impedance spectroscopy (EG&G Model 392) in a frequency range between 10mHz and 1MHz and the complex impedance is analyzed.
  • the sensor array is washed with SSPE buffer (0.9M NaCl, 50mM NaH 2 PO 4 , 5mM Na 2 EDTA, pH 7.5).
  • SSPE buffer 0.1% NaCl, 50mM NaH 2 PO 4 , 5mM Na 2 EDTA, pH 7.5.
  • the analyte DNA in SSPE buffer is transferred with Denhardt's solution (0.5 g Ficoll, 0.5 g polyvinylpyrrolidone, 0.5 g RSA in 0.51 H 2 0) to a concentration of 1 ⁇ g / ml and applied to the sensor array and at Incubated at room temperature for 2 hours.
  • SSC buffer 52.6 g NaCl, 26.5 g Na citrate in 0.81 H 2 O).
  • each array position is measured again using impedance spectroscopy in a frequency range between 10 MHz and 1 MHz and the complex impedance is analyzed.
  • the difference in the measurements at each sensor array position before and after DNA binding indicates the position with successful DNA binding in the event of a decrease in the electrical conductivity temperature of the complex impedance.
  • Example 12 Transport of charged molecules to detector electrodes of the electrical sensor array
  • the analyte DNA in 200 mmol / l succinic acid buffer pH 5.1 is applied to the sensor array at a concentration of approx. 1 ⁇ g / ml.
  • Example 13 Electrical stringency treatment of hybridized DNA on electrical sensor arrays
  • An electrical sensor array with hybridized DNA as used in Example 12, is loaded with a 200 mmol / l succinic acid buffer pH 5.1.
  • An external current source is used to apply 10nA alternating current of 50 Hz current to all electrode pairs 3, 3 'for 0.2sec. After a pause of 0.2sec, the entire switching sequence is repeated 100 times. Diffused, weakly bound molecules are then washed away at 40 ° C. with SSC buffer (52.6 g NaCl, 26.5 g Na citrate in 0.81 H 2 O).
  • Example 14 Selective Desorption of Surface-Bound Molecules on Electrical Sensor Array Chips
  • An electrical sensor array is produced according to Example 1 and loaded with oligonucleotides according to Example 7. For this, electrode geometries at the sensor array positions according to FIG. 2e are used. PH 5.1 is poured into the sample ring.
  • All electrodes 3 and 3 'on the sensor array are connected to a power source. Now alternating current with 20 Hz and a voltage of 2V is applied for one second and switched on again after a pause of 0.5 seconds. This sequence is repeated 50 times. The electrical sensor array is then washed with SSPE buffer (0.9M NaCl, 50mM NaH 2 PO 4 , 5 mM Na 2 EDTA, pH 7.5).
  • labeling is carried out with alkaline phosphatase.
  • the electrodes 3 and 3 ' measure the p-aminophenol concentration which is produced on the surfaces 3e, 3e'.
  • the current increase dl / dt is evaluated at the respective sensor position. A current increase of 0.2 to 2 nA per minute is obtained depending on the load density.
  • Example 15 Control and measurement value acquisition using an ASIC
  • An electrical sensor array is produced analogously to Example 15, loaded with oligonucleotide scavengers and used for affinity binding of target DNA and the following enzyme labeling.
  • a self-developed ASIC for serial electrode control with 32 switching outputs is connected to the 32 lines 6, 6 'of the sensor array and connected to a bipotentiostat.
  • the preparation and implementation of the redox recycling are carried out as in Example 10.
  • the anodic potentials of +350 mV and the cathodic potentials of -100 mV are applied to the ASIC by the bipotentiostat and routed via the direct conductor tracks to the individual sensor positions 4.
  • Each sensor position 4 is assigned to a switch system on the ASIC.
  • each sensor position is then read out serially (in succession) by the bipotentiostat for 0.1 sec.
  • the bipotentiostat When switching an array position from read to non-read state, the anic and cathodic potentials are switched to the respective bias line by means of the ASIC. As a result, all 16 array positions work continuously in redox recycling.
  • Example 16 Control and measurement acquisition with partially integrated electronics
  • the address lines 14, 15 and 16, 17 of the sensor array, which are shown in FIG. 3, are connected to a PC-controlled decoder.
  • a channel of an 8-channel multipotentiostat is connected to each of the read lines 18, 19.
  • the bias lines 20, 21 are supplied with analog anodic (+ 350mV) and the cathodic potential (-100mV) as in Example 15.
  • Example 10 The preparation and implementation of the redox recycling are carried out as in Example 10.
  • Non-reading state and connected by the integrated switches 13, 13 'to the bias lines 20 and 21, respectively, so that here too the corresponding potentials are applied to the electrodes 3 and 3' and the redox reaction takes place continuously.
  • each active sensor position is now read out by the multipotentiostat for 0.1 sec. Then the decoder sets this column with switches 12, 12 'into the non-reading state and immediately addresses the next row by means of the adjacent address lines.
  • An electrical sensor array is produced according to Examples 4 and 5, with electrode geometries that correspond to FIG. 2c.
  • the electrical sensor array with chemical components is prepared analogously to Example 15.
  • the address lines 14, 15 and 16, 17 of the sensor array, as shown in FIG. 4, are connected to a PC-controlled decoder, analogously to example 15.
  • a highly sensitive amplifier is connected with its output to an ADC.
  • the bias lines 20, 21 are supplied with analog anodic (+ 350mV) and cathodic potential (-100mV) from a bipotentiostat. Addressing takes place as in example 16.

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Abstract

Es wird ein elektrisches Sensorarray vorgeschlagen, das mehrere Sensorpositionen aufweist, die als jeweils ein Array (4) aus zumindest zwei Mikroelektroden bestehen. Mit diesem Array können molekulare Stoffe elektrochemisch detektiert werden, geladene Moleküle können transportiert oder gehandhabt werden. Ebenfalls möglich sind Messvorgänge, insbesondere zwischen zwei jeweiligen Adressiervorgängen, nachdem die Sensorpositionen individuell adressierbar sind und jederzeit elektrochemisch bzw. elektrisch kontrollierbar sind, zur Aufrechterhaltung einer Polarisationsspannung zwischen zwei Adressiervorgängen. Die Leitungsführung (14, 15; 16, 17) ist so ausgebildet, dass einzelne Arrays oder Gruppen von Arrays ansteuerbar sind. Für Biomolekulare Assays werden affinitätsbindende Moleküle an jeder Sensorposition oder zwischen den Mikroelektroden oder auf Hilfsflächen immobilisiert, was eine mögliche Verwendung des Arrays ist. Eine weitere liegt in der individuellen elektrischen Auslesung und der Möglichkeit, zwischen den Adressiervorgängen abgelaufene Ereignisse nachträglich zu messen, die vor der Messadressierung abgelaufen sind.

Description

Sensoranordnung mit elektrisch ansteuerbaren Arrays
Die Erfindung betrifft ein elektrisches Sensorarray, das aus multiplen Ultramikroelektroden als elektrochemischen Transduktoren besteht und zum gleichzeitigen Nachweis von verschiedenen Molekülen aus Substanzgemischen in der biochemischen Analytik der medizinischen Diagnostik und der Umweltüberwachung als Teil von Meßanordnungen verwendet werden kann. Außerdem betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Verbesserung analytischer Prozesse.
Für die analytische Untersuchung biochemischer Assays ist es erwünscht, mehrere Analyte gleichzeitig in sogenannten Arrayanordnungen zu detektieren. Solche Arrays sind auf der Basis optischer Detektion weit verbreitet. Es wäre von Vorteil, direkt elektrische Meßsignale ohne Umweg über optische Detektionshilfen zu erfassen und auf diese Weise partikeltolerant und volumenunabhängig zu messen. Die elektrische Detektion würde Preisvorteile und robustere Handhabung ermöglichen.
Ausgehend vom klassischen Elektrodensystem zur elektrochemischen Detektion gibt es umfangreiche Bemühungen, Elektroden zu miniaturisieren. Mit dem Begriff bezeichnet man üblicherweise elektrochemisch genutzte Elektrodenstrukturen in Dimensionen unter 5 μm. R.M. Wightman und D.O. Dipf beschreiben Möglichkeiten der Voltammetrie an Ultramikroelektroden in Electroanalytical Chemistry, Ed.A.J. Bard (Marcel Dekker, New York 1988) Vol.15, p.267.
Solche Ultramikroelektroden ermöglichen auch besondere Detektionsverfahren wie das Redox-Recycling, vgl. O. Niwa et al., Electroanalysis 3(1991 )163-168, das besonders für biochemische Affinitätsassays mit Enzymmarkierung, wie sie bei Immuno- und DNA- Assays üblich sind, vorteilhaft eingesetzt werden kann. Elektrodenstrukturen unter 300nm Strukturbreiten ermöglichen die markerfreie Detektion der Affinitätsbindung großer Moleküle an elektrodengebundene Fängermoleküle mittels der Impedanzspektroskopie, vgl. auch DE-A 196 10 115.
Ein Paar plaπarer Interdigitalelektroden für konduktometrische und voltametrische Messungen bezeichnen Sheppard et al. in Anal. Chem., 65(1993)1202 als Array.
Ein Paar interdigitaler Ultramikroelektroden in Siliziumtechnologie verwendeten Aoki et al. [J. Elektroanal. ehem., 79 (1997) 49] für reversible Redoxreaktionen, das sogenannte Redox-Recycling. Wiederum ein einzelnes interdigitales Elektrodenpaar wurde von H.T. Tang et al. [Anal. Chimica Acta, 214(1988) 187] als Detektorsystem für ein Immunoassay, bestehend aus einem Antigen und einem Antikörper genutzt.
Alle diese Anordnungen wurden aber nur zur Einzelanalytbestimmung beschrieben, so daß arraytypische unterschiedliche Molekülspezies nicht einzelnen elektrisch detektiert werden konnten.
Mikroelektrodenarrays mit 16 parallelen Bandelektroden und 0,1 mm Elektrodenbreite wurden von Aoki et al. Anal. Chem. 64(1992)44 zur elektrochemischen Detektion beschrieben. Dabei werden unterschiedliche Polarisationsspannungen an den einzelnen Bandelektroden angelegt und konstant gehalten. Die Elektroden werden seriell im rnsec- Takt ausgelesen, ohne daß den Einzelelektroden Schalter zugeordnet sind. Ein Tiefpaßfilter verhindert das Auftreten von Ladeströmen. Diese Anordnung ermöglicht nur die Detektion einzelner oder verschiendener elektrodenaktiver Spezies in Lösung.
Eine Weiterentwicklung interdigitaler Elektrodenpaare zu einem Array mit multiplen interdigitalen Elektroden wurden in DE 4318519 zum simultanen Betrieb an einem Multipotentiostaten angegeben. Bei diesem Verfahren werden die Potentiale an den Elektroden individuell kontrolliert und konstant gehalten. Das Array ist auch nur zur simultanen und parallelen Messung eines Analyten in Lösung geeignet. Ebenfalls mit einem Multipotentiostaten wurden 4 Felder mit punktförmigen Mikroelektroden parallel zur Bestimmung verschiedener Metalle mittels anodischem Strippingverfahren beschrieben (DE 4424355C2). Das Verfahren erlaubt nur die spezieile Stripping-Voltammetrie als Detektionsverfahren, wobei mit Hilfe der Square-wave- Voltametrie Spannungsrampen aufmoduliert wurden.
Das Prinzip einer voltametrischen parallelen Multikanalmessung an Mikroelektrodenarrays ist in Elektroanalysis 8, 10 (1996) 891 , aufgezeigt. Ein Elektrodenarray mit 1 bis 2 μm großen Querschnitten von eingebetteten Kohlefasem benutzten T.G. Strein und A.G. Ewing [Analytical Chemistry 65 (1993) 1203]. Beide Verfahren gestatten keine serielle elektrische Abfrage verschiedener Sensorpositionen.
Yon Hin et al. [Sensors and Actuators B1 (1990)550] beschreiben ein Multianalyt- Elektrodenarray bestehend aus mäanderförmigen parallelen Elektrodenbändem zur parallelen Analyse von Glukose und Galaktose mittels Leitfähigkeitsmessung. Dazu wurden Glukoseoxidase und Galactosidase in ieitfähigem Polypyrol auf den Elektrodenoberflächen einpolymerisiert, gesteuert durch die Elektropolymerisation. Da dieses Array die elektrische Leitfähigkeit als Detetektionsgöße nutzt, sind Schaltvorgänge im Hinblick auf Störungen bei der Voltametrie ohne Bedeutung.
Ein nanostrukturiertes Goldelektrodenarray zur Immunodetektion wird von C. R. Musiel et al. [Journal of Vacuum Science and Technology B13 (6)(1995)2781] beschrieben. Dieses Elektrodenarray ist durch das Herauslösen von Nanopartikeln aus einer auf Gold aufgebrachten Isolationsschicht stochastisch verteilt und kann nicht individuell adressiert und ausgelesen werden.
Im US Patent 5,605,662 ist ein Elektrodenarray individuell ansteuerbarer Einzelelektroden mit ca. 30μm Durchmesser und davon separierten größeren Gegenelektroden auf einem Siliziumchip angegeben. Dieses Array wird nicht zur elektrochemischen Detektion, sondern nur zur Adressierung und Felderzeugung zwischen gelbeschichteten Einzelelektroden und den am Rande dieses Arrays angeordneten Gegenelektroden benutzt. Mit dem erzeugten Feld werden geladene
Moleküle auf individuelle Elektrodenpositionen transportiert oder durch entgegengesetzte Polarisation von diesen Feldern entfernt. Für einen konkreten Fall ist dies für das Anreichern von DNA im Gel über individuellen Elektroden zur DNA-Hybridisierung an Fängern und im umgekehrten Fall das Beseitigen von Mismatches durch Feldunterstützung der DNA-Stringenzbehandlung beschrieben [R.G.Sosnowski et al., Proc. Natl. Acad. Sei., USA, 94 1997)1119]. Die Anwendung dieses Systems zur molekularbiologischen Multianaiytdiagnostik ist in US 5,5632,957 beschrieben, wobei der elektrische Transport mit optischer Detektion gekoppelt ist.
Ein Array zur potentiometrischen Anwendung mit mehr als tausend individuell adressierbaren Elektrodenelementen wird von T. Hermes et al. in Sensors and Actuators B 21(1994)33 beschrieben. Die Einzelpositionen dieses Sensorarrays werden nur zum Zeitpunkt der Auslesung aktiv angeschaltet, während im Nichtlesezustand keine Spannung anliegt und keine Reaktion stattfindet. CMOS-Schalter für dieses An- und Ausschalten der Elektroden sind an jeder Arrayposition individuell angeordnet. Ein analog aufgebautes Multielektrodenarray mit nMOS-Schaltern an jeder Sensorposition wurde von Fiaccabriono G. C. et al. Sensors and Actuators B, 18 - 19 (1994) 675 beschrieben. Bei dieser Art von Arrays entstehen beträchtliche Ladeströme, die amperometrische Detektionsverfahren stark beeinträchtigen. Ein Array von 19 Iridiumelektroden mit 10 μm Durchmesser als einzeln adressierbare Elektroden beschreiben S.P. Kounaves et al. in Anal. Chem. 66(1994)418. Die Elektroden wurden seriell in 2-Elektrodentechnik ausgelesen und nur im Lesezustand mit einem Potential belegt. Ein Überblick über die Elektrochemie an Ultramikroelektroden ist zu finden in Physical Electrochemistry, Ed. Rubinstein, Marcel Dekker, 1995 New York, p. 131-208.
Die Applikation eines Paares von 20 - 300 nm-strukturierten Interdigitalelektrodenarrays zur markerfreien Impedanzanalyse einer Molekülkonjugation auf den
Elektrodenoberflächen wurde in DE-A 196 10 115 beschrieben. Ein einzelnes Paar nanostrukturierter Interdigitalelektroden für die Admitanzspektroskopie gelöster Moleküle wurde in J. Vac. Sci.Technol. A 13 (3) (1995) 1755 beschrieben. Das analoge Prinzip der Impedanzmessung im Elektrodenzwischenraum immobilisierter Moleküle mittels eines interdigitalen Paars schattenartig an eine Grubenwand gedämpfter Nanometerelektroden ist in PCT/EP 96/05290 gezeigt. Bei allen beschriebenen Impedanzmessungen mit Ultramikroelektroden wurde ein interdigitales Elektrodenpaar in Zweipol-Technik an ein kommerzielles Impedanzmeßgerät angeschlossen.
Eine besondere Form individuell adressierbarer sub-μm-Bandelektrodenarrays sind von M. P. Nagale und I. Fritsch in Analytical Chemistry 70,14 (1998) 2902 als gestapelte, voneinander isolierte Dünnfilmelektroden beschrieben. Dabei sind die Querschnitte der Stapel als aktive Elektroden verwendet worden. Zur elektrochemischen Kontrolle wurde ein kommerzieller computergestützter Potentiostat mit Arbeits-, Referenz- und Gegenelektrode verwendet. Die Auslesung der 15 Elektrodenschichten erfolgte seriell durch An- und Ausschalten.
Ein Mikroelektrodenarray zur extrazellulären Aktivitätsmessung und Stimulation lebender Zellen und neuronaler Gewebe benutzt individuell adressierbare Mikroelektroden von 14 μm im Durchmesser, die mittels eines CMOS VLSI-Chips zur Stimulation und zur Detektion eingesetzt werden, wobei jede Chipelektrode zellulär erzeugte Biopotentiale zwischen 0,9 - 2,1 mV und 100 - 400 μV individuell erfassen kann [J.J. Pancrazio et al. Biosensors & Bioelectronics 13(1998) 971]. Zur Stimulation werden Frequenzen zwischen 0,7 und 50 kHz mit Biasspannungen von 12 - 16 μV appliziert. Die Elektroden werden seriell im ein-oder ausgeschaltenen Zustand betrieben.
Ein Verfahren und Vorrichtung zur Anreicherung und Aufreinigung von Molekülen an großflächigen Elektroden wird von PCT/DE 97/01368 beschrieben. Dabei werden nur geringe Feldstärken erzeugt und keinerlei Detektionsverfahren einbezogen.
Die Modifizierung und Belegung der Oberflächen mit Biomolekülen, wie sie für das elektrische Sensorarray benutzt werden, wird durch kovalente Bindung oder Adhäsion an die metallischen oder nichtmetallischen Oberflächen oder an die Wandungen von Kompartments erreicht. Die Moleküle werden dabei als Monolayer oder Multilayer durch kovalente Anbindung, durch Adsorption, durch Einlagerung in Polymere oder als adhäsive Filme aufgebracht [C.F. Mandenius et al., Methods in Enzymology 137(1988)388]. Weit verbreitet ist die Haftschichterzeugung auf Oberflächen mit funktionalisierten Silanen als Monoschichten [C. M. Fischer et al., Europhysics Letters 28 (2) (1994) 129 - 134] über gasförmig oder in flüssiger Phase aufgebrachte quervemetzten Schichten [R.A. Williams et al. Biosensors & Bioelectronics 9(1994) 159]. An diese Silanderivate, die Amino-, Thiol-, Aldehyd-, Hydroxyl-, Caboxyl- oder andere funktioneile Gruppen tragen können, werden meist mit Hilfe von Crosslinking-Techniken [H.G. Baumert and H. Fasold, Methods in Enzymology, Vol. 172, p. 584] verschiedenste andere Verbindungen mit passenden reaktiven Gruppen kovalent gebunden. Auf diese Weise sind alle als affinitätsbindende Fängermoleküle geeigneten bioaktiven Substanzen wie Olihgonukleotide, Peptide, Haptene und andere auf den Elektrodenflächen zu immobilisieren.
Eine spezifisch die Metalloberflächen nutzende Immobilisierung ist die Ausbildung von Self-assembling-monoschichten durch Thiol/Goldbindungen. Nach Ausbildung der Self- assembling-monolschicht wird z.B. über Streptavidin/Biotin-Kopplungen die geordnete Anbindung von Proteinen wie Antikörpern erreicht [J. Spinke et al., Langmuir 9 (1993) 1821]. In einem anderen Ansatz werden auf Goldflächen über Chelator-thioalkane, histidinmarkierte Proteine geordnet an die Oberflächen gebunden [D. Kroger et al., Biosensors und Bioelectronics 14 (1999) 155].
Eine weitere Methode zur selektiven Aufbringung organischer Haft- und Kopplungsschichten ist die Elektropolymerisation, beispielsweise für die Bindung von Ferrocenen auf Platinelektroden [G.N. Kamau et al. in Anal. Chem. 66(1994)994].
Für die Herstellung biomolekularer Arrays in Mikrodimensionen sind eine Reihe von Verfahren gebräuchlich. Von makroskopischen Auftupfen ist das Aufsetzen miniaturisierter Ringe auf Chipoberflächen abgeleitet, auf die vorher entsprechende Moleküle durch Tauchen aufgebracht wurden [S.D. Rose, J. Ass. Lab.Autom. 3,3(1998) 53].
Das piezoelektrische Drucken, analog den Tintenstrahldruckern, zum Aufbau von DNA- Chips gelang A.P. Blanchard [Genetic Engineering, Principles and Methods, 20(1998)111]. Das sogeannte Mikrokontaktdrucken, d.h. das Übertragen von Molekülen mittels Mikrostempel wurde von A. Kumar und G.M. Whitesidess [Appl.Phys.Lett.63(1993)2002] beschrieben.
Eine mit photolithgraphischen Masken unterstützte Festphasensynthese auf Chip- Mikroarreaien, die Nucleotidaufbau mittels Photoaktivierung erlaubt, beschreiben G. Mcgall et al. [Proc. Natl. Acad. Sei., USA 93(1996) 13555].
Durch elektrochemische Fokussierung werden nach US 5605662 geladene Moleküle aus der Lösung zu ihren Bindungsplätzen in Gelen über Elektroden transportiert.
Durch perforierte Membranen, die auf Chipoberflächen aufgedrückt werden, sind an den offenen Stellen Immobilisierungsreaktionen an den Oberflächen in flüssiger Phase möglich [E. Ermantraut et al., Proc. of μTAS'98, Alberta, Can., 1998, p. 217].
Die aufgezeigten Verfahren stehen für Standardmethoden, die es erlauben, DNA, Oligonukleotide, Proteine und andere Moleküle auf Arraypositionen zu immobilisieren.
Nachteil aller bisher beschriebenen elektrischen Sensorarray-Anordnungen mit Elektroden als Transducer ist es, daß sie nur zur Monoanalytbestimmung geeignet sind, oder daß die eigentliche sensorische Funktion von zusätzlichen optischen Komponenten übernommen werden muß. Die bisher als Array bezeichneten Elektrodensysteme, z.B. Interdigitalelektroden, stellen keine Arrays im eigentlichen Sinn dar, die zur Multianalytmessung geeignet sind. Bisher ist zudem nicht bekannt, wie man Elektrodenarrays mit den in der Computertechnik üblichen seriellen Verfahren, d. h. nacheinander, auslesen kann, ohne daß dabei die elektrische Doppelschicht, die sich durch Polarisation an den Elektroden bei voltammetrischen Detektionsverfahren aufbaut, gestört wird.
Zur Verbesserung dieser Situation ist also eine Arrayanordnung zur Multianalytmessung notwendig, die eine rein elektrische Sensorfunktionen ermöglicht und die mit elektrischen Steuer- und Meßverfahren ausgeführt werden kann.
Aufgabe der Erfindung ist es, ein Sensorarray für biochemische Affinitätsassays zur Verfügung zu stellen, das mit den Methoden der Halbleitertechnologie gefertigt werden kann und als elektrochemischer Transducer meßtechnisch einfache elektrische Signale direkt in der Position wählbar und ohne optische Komponenten erzeugt. Weiterhin soll ein Meßverfahren zur Verfügung gestellt werden, mit dem aus Stoffgemischen unterschiedliche Analyte gleichzeitig bestimmt werden. Aufgabe ist es weiterhin, ein Verfahren zur seriellen elektrischen Auslesung des Senssorarrays zur Verfügung zu stellen, das Störungen des elektrischen Meßprozesses vermeidet und technologisch kompatibel zu den Methoden der Computertechnologie ist. Es sollen Miniaturisierungs-, Fertigungs- und Handhabungsvorteile realisiert sowie die verbesserte analytische Handhabung molekularbiologischer Assays aufgezeigt werden.
Die Erfindung bezieht sich zum einen darauf, daß als sensorisches Element eine Vielzahl von Ultramikroelektroden, d.h. vorzugsweise Elektroden mit typischen Strukturdimensionen unter 1 μm verwendet und als Arrays auf einem Träger angeordnet werden. Die Anordnung der Ultramikroelektroden im jeweiligen Array zielt neben der Miniaturisierung auf ein vorteilhaftes Diffusionsverhalten der zu detektierenden Moleküle und weiterhin auf die Nutzung voltametrischer und impedimetrischer Detektionsverfahren, wie Redox-Recycling und markerfreie Impedanzmessungen, für die derartige Elektroden Voraussetzung sind.
Die Erfindung bezieht sich femer auf ein spezielles serielles Adressierungsverfahren (für Auslesung oder Transport) der elektrochemischen Prozesse an den Sensorpositionen (Arrays). Die erfindungsgemäße Ultramikroelektrodenanordnung bezieht sich gleichermaßen auf die Erzeugung multipler elektrischer Felder mit sehr hohen Feldstärken, die zum aktiven Transport von Molekülen individuell an allen Sensorpositionen geeignet sind.
Diese Aufgabe wird insbesondere auch gelöst durch ein elektrisches Sensorarray für die Multianalyt-Messung biochemischer molekularer Assays, welches folgendes umfaßt:
(a) ein mechanisch stabiles planares Substrat, auf dem als Array mehrere Sensorpositionen, die jeweils aus lokal separierten, mindestens paarweisen Ultramikroelektroden und wahlweise zusätzlichen Hilfselektroden bestehen,
(b) isolierten Leitungen, die eine individuelle elektrische Adressierung jeder Sensorposition und Einzelelektrode gestatten,
(c) zusätzlichen elektrischen Leitungen, die eine elektrochemische Kontrolle und Steuerung an jeder Position ermöglichen, und wahlweise elektrische Gleich- und/oder Wechselfelder an jeder Sensorposition ermöglichen,
(d) die Immobilisierung unterschiedlicher oder gleicher affinitätsbindender Moleküle, die entweder auf allen oder ausgewählten Oberflächen der einzelnen Sensorpositionen direkt oder an partikulären Trägern oder gelartigen Substanzen gebunden oder eingeschlossen sind und die individuell über den einzelnen Sensorpositionen angeordnet werden, (e) integrierte elektronische Funktionselemente, die die individuelle Kontrolle elektrochemischer Reaktionen an den einzelnen Sensorpositionen und unabhängig davon die individuelle elektrische Messung dieser Reaktionen an jeder Position gestatten, wobei die elektronischen Schaltelemente Gruppen, Reihen oder Einzelpositionen der Sensorarrays zugeordnet sind.
Die Erfindung ermöglicht durch aktive Schaltelemente, bevorzugt im Substrat, eine serielle, d.h. nacheinander erfolgende, elektrische Auslesung der elektrochemischen Prozesse an einzelnen Sensorpositionen. Die aktiven Schalt-, Steuer- und Auslesefunktionen an jeder Sensorposition werden so ausgeführt, daß eine elektrische Doppelschicht, die sich bei elektrochemischen Prozessen an den Mikroelektroden ausbildet, nicht gestört wird.
Intelligente elektronische Funktionselemente als separate Bauelemente oder direkt an den einzelnen Sensorpositionen (Anspruch 7) ermöglichen es außerdem, elektrochemische Prozesse bei einer Sensorposition in den Zeiten zwischen den Adressierungen zum Auslesen aufzuzeichnen und damit zwischenzuspeichern.
Mit der Erfindung wird ein elektrisches Sensorarray zur Verfügung gestellt, das durch die variable Anzahl spezifischer Sensorpositionen für unterschiedliche Analyte erlaubt, unterschiedliche analytische Fragestellungen zu lösen. Darüber wird erfindungsgemäß ein Verfahren aufgezeigt, das es ermöglicht, mit den zur Detektion verwendeten Elektroden partikeltolerant, d.h. unabhängig von optischen Eigenschaften in Sub-μl- Volumina pro Sensorposition zu messen.
Von Vorteil ist weiterhin die Herstellung des Sensorelements mit waferorientierten Technologien der Halbleiterindustrie, die auch kompatibel zu den Verfahren für die Immobilisierung bzw. Beladung von biochemischen affinitätsbindenden Erkennungsmolekülen auf den Arraypositionen sind.
Eine besondere erfindungsgemäße Variabilität der Anordnungen und Verfahren wird auch durch die folgenden Maßnahmen erreicht:
Bei weniger als ca. 50 elektrische Sensorpositionen im Sensorarray werden die Ultramikroelektroden durch direkte Leiterbahnen unter einer Isolationsschicht zu
(frei liegenden) Kontaktflächen geleitet. Als planare Substrate finden für diese Applikation Silizium, Glas, Keramik oder Polymere vorteilhafte Verwendung. Sowohl geringe als auch große Zahlen von Sensorpositionen pro Sensorarray werden durch Integration der Leitungen mittels Si-Chip-Technologie realisiert. Silizium als planares Trägerelement wird insbesondere auch dann verwendet, wenn eine größtmögliche dichte Anordnung von einzelnen Sensorelementen bzw. Positionen erreicht werden soll.
Als Träger für das Sensorarray wird Silizium auch verwendet, weil es die Anwendung einer effizienten Technologie gestattet und insbesondere dann sinnvoll ist, wenn zur individuellen Kontrolle der Sensorpositionen des Sensorarrrays Steuerung und Schaltung sowie Auslesung der einzelnen Sensorpositionen zusätzliche elektronische Elemente wie Transistoren, Dioden, Widerstände und andere übliche elektronische Komponenten positionsbezogen im Träger integriert werden.
- Sowohl bei den elektrischen Sensorpositionen mit direkter Kontaktierung als auch bei jenen mit integrierten elektronischen Elementen an den individuellen Sensorpositionen wird erfindungsgemäß ein neues Verfahren zur unabhängigen Kontrolle und seriellen elektrochemischen Detektion an den Sensorpositionen benutzt. Für die elektrochemische Detektion werden dazu durch Elektrodenpolarisation erzeugte elektrische Doppelschichten an den
Elektrodenoberflächen kontinuierlich an alle Sensorpositionen appliziert. Erreicht wird dies durch Umschalter, die verhindern, daß durch serielle, d. h. im zeitlichen Abstand nacheinander erfolgende elektrische Auslesungen der einzelnen Sensorpositionen, diese Polarisation gestört wird und keine sogenannten Umladungsprozesse auftreten.
Ein besonderer Nutzen entsteht dadurch, daß die zur Detektion verwendeten Ultramikroelektroden wahlweise ergänzt um weitere Hilfselektroden, gleichzeitig sowohl als Elemente zur Ausführung elektrophoretischer Transportvorgänge der Analytmoleküle zu den Orten affinitätsbindender Partnermoleküle als auch zur
Beseitigung unerwünschter Bindungsereignisse eingesetzt werden.
Das Vermeiden der Störung der Polarisation wird durch die Anordnung zur elektrischen Kontrolle erreicht, die die nicht mehr adressierten Arrays mit einer Polarisationsspannung kontinuierlich weiterhin versorgt (Anspruch 6). Die Weiterversorgung dauert bis zum nächsten Zeitpunkt der Adressierung, zu dem eine Information der Sensorposition erneut abgefragt wird. Die elektrische Kontrolle in den Nicht-Adressierungszeiten ist in der Lage, einen Stromfluß bereitzustellen, bevorzugt durch eine im wesentlichen galvanische oder ohmsche Verbindung von einem jeweiligen Array zu der das Potential liefernden Quelle, insbesondere fernab von der Sensoφosition (Anspruch 36,37).
Es sind drei Qualitäten von Leitungsführungen vorgesehen. Eine Leitungsführung dient der Adressierung, also der Auswahl eines Arrays, einer Spalte oder einer Zeile von Arrays (Anspruch 5). Eine weitere Leitungsführung dient der Übertragung von Signalen (Strom, Spannung, Potential oder solche Verläufe) mit Bezug auf eine jeweils individuelle Sensoφosition. Eine dritte Leitungsführung dient der Bereitstellung der beschriebenen Polarisationsspannung bzw. solcher Potentiale, zum Anlegen an die gerade nicht adressierten (d.h. gerade nicht gelesenen) Arrays.
Bevorzugt können die Leitungsführungen zum Auslesen und zum Bereitstellen der Polarisationsspannung (Erhaltungsspannung) parallel und mit dem Träger gekoppelt verlaufen. Ebenfalls bevorzugt verläuft die Leitungsführung zur Adressierung senkrecht dazu (Anspruch 35).
Die Leitungsführungen können, mit Ausnahme der "weiteren Leitungen" auch außerhalb des Trägers vorgesehen sein.
Die Umschalter (Anspruch 39, Anspruch 42) sorgen für ein Verändern der Zuordnung der Elektroden zu entweder der einen oder der anderen Leitungsführung, abhängig vom Zustand der Adressierung. Ein Zustand, bei dem die Anschlüsse der Elektroden "nicht angeschlossen sind" (not connected oder n.c), existiert nicht. Es ergeben sich kontrollierte und störungsfreie Umschaltungen von Meß- zu Erhaltungspotential bzw. eine zwischenzeitliche Erfassung und Speicherung der Vorgänge, die durch den
Adressiervorgang erkannt werden können (Anspruch 8). Besonders vorteilhaft ist die Möglichkeit einer zwischenzeitlichen Erfassung, um während der nicht adressierten Perioden keine Zeit nutzlos verstreichen lassen zu müssen. Durch die elektrische Kontrolle und die Erhaltungspotentiale kann der Prozeß ständig weiterlaufen und auch die zwischen zwei Erfassungen liegende Zeit aktiv genutzt werden. Beschreibung der Zeichnungen und der Ausführungsbeispiele.
Figuren 1 zeigen ein Array mit interdigitalen Ultramikroelektroden mit paarweisen
Mikroelektroden und Details einzelner Sensorpositionen. Figuren 2 zeigen Anordnungen und Kombinationen verschiedener Formen von Ultramikroelektroden und Hilfselektroden einer einzelnen Arrayposition.
Figur 3 zeigt ein Schema eines Arrays von Paaren interdigitaler Ultramikroelektroden mit aktiven CMOS-Schaltlelementen zur Addressierung und Kontrolle der individuellen Elektrodenpolarisation sowie externen Lese- und Meßverstärkem. Figur 3a ist eine Ausschnittsvergrößerung einer Sensorposition aus der Figur 3, wobei sämtliche mögliche Schaltpfade zu den beiden Ultramikroelektroden gezeigt sind, hier aber der Schaltpfad über den Schalter 12 (integrierte Schaltung im adressierten Zustand) durchgeschaltet ist. Der gestrichelt gezeichnete Schaltpfad 13 ist nicht durchgeschaltet, also gesperrt. Figur 4 zeigt ein Schema eines Arrays von Paaren interdigitaler Ultramikroelektroden mit aktiven CMOS-Schaltlelementen zur Addressierung und Kontrolle der individuellen Elektrodenpolarisation, mit Kontrollverstärker, Lese- und Steuereinrichtungen 22,23 an jeder Sensoφosition sowie externen Lese- und Meßverstärkem. Figur 5 zeigt ein Schema der Anordnung von Arrayelektroden und integrierten-CMOS- Elementen. Figur 6 veranschaulicht die Ansteuerung eines Elektrodenarrays gemäß Figuren 1 , wobei die Schalter 12 und 13 schematisch eingezeichnet sind, angesteuert über einen Multiplexer 10 (1 aus n-Dekoder). Ersichtlich ist, daß diejenigen Meßzellen (hier mit WE1 , WE2, WE3 bezeichnet), die nicht zum Auslesen aktiviert ist, mit den Schaltelementen 13, die ebenso aufgebaut sein können, wie aus Figur 3, 4 und 5 ersichtlich, an einen Ruhepotential gelegt sind. Das Schaltelement WE1 ist aktuell adressiert dargestellt, durch einen Schaltzustand 12, entsprechend dem Schalter 12 der Figur 3 und seines Schaltpfades.
Figur 7 zeigt eine voltammetrische Meßschaltung mit Elektrodenarrays zum Redox- Recycling entsprechend dem später erläuterten Anwendungsbeispiel 10, zur Ansteuerung des Arrays nach Figuren 1 oder Figur 3. Figur 8 veranschaulicht die integrierten Schalter 12, 13, der Figuren 3 und 4 in einer schematischen Darstellung mit mehreren CMOS-Schaltem, die über die
Adressenleitungen 14 ansteuerbar sind. Figur 8a veranschaulicht das in Figur 3a hervorgehobenen Beispiel aus der Figur 3 mit CMOS-Schaltem (als Transmission Gates) entsprechend Figur 8. Figur 9 zeigt Meßkurven des elektrochemischen Redox-Recycling von p-Aminophenol, die entsprechend dem Anwendungsbeispiel 16 erhalten werden. Jede der eingezeichneten Langzeit-Kurven K1 bis K8 besteht aus mehreren Meßpunkten, hier inteφoliert und von einem Meßrauschen überlagert dargestellt. Die Meßzeit pro Punkt beträgt zwischen 20 msec und 100 msec.
Einige Bezugszeichen aus den Figuren.
I planarer Träger 1s Siliziumsubstrat 2 Kontaktflächen
3a ringförmiges Ultramikroelektrodensystem
3a* ringförmiges Ultramikroelektrodensystem
3b Hilfselektrode
3c Hilfselektrode 3, 3' interdigitales Ultramikroelektrodenpaar
3d, 3d' Interdigitalelektrodenpaar
3e, 3e' Hilfselektrodenpaar
3f, 3f Ultramikroelektrodenarray
3g, 3g' Interdigitalelektrodenpaar mit Ultramikroelektrodenarray 3h, 3h' Elektrodenpaar mit Ultramikroelektrodenarrays
3i, 3i' mäanderförmige Ultramikroelektroden
3j Hilfselektrode
4 Areale der Sensorpositionen
5 Abdeckung der Elektrodenzuleitungen und Steuerleitungen 6,6' Metallische Leitungsbahnen zu den Elektroden 3, 3'
6" Metallische Leiterbahnen zu den Hilfselektroden
7 Siliziumdioxid
8 Kompartimentmaterial
9 punktförmige Ultramikroelektroden 10 elektronische Vorrichtung zur Adressierung und Dekodierung
I I elektronische Einrichtung mit Leseverstärkern 12, 12' integrierte Schaltung im adressierten Zustand 12a, 12a1 Durchkontaktierung
13, 13' integrierte Schaltung im nicht adressierten Zustand 13a, 13a* Durchkontaktierung
14 aktive Adreßleitung A
15 aktive Adreßleitung A'
16 inaktive Adreßleitungen B
17 inaktive Adreßleitungen B' 18 Meßleitung Signal C
19 Meßleitung Signal D 0 Bias-Leitung Signal E 1 Bias-Leitung Signal F , 22' adressierte integrierte Lese-, Verstärker- und Speicherelektronik , 23' nicht adressierte integrierte Lese-, Verstärker- und Speicherelektronik CMOS-Wanne Source Drain CMOS-Aluminium CMOS-Dielektrikum flüssigkeitsresistente Passivierung Goldelektrode Polysilizium-Gate a Polisilizium-Leiterbahn Kreuzung von Adreßleitung und Meßleitung Kapazitätskompensierter Schalter (Fig. 8)
In Figur 1a ist ein Siliziumchip dargestellt, bei dem auf jeder Arrayposition 4 (Sensorposition) jeweils 1 Paar ringförmiger Mikroelektroden 3a und 3a' angeordnet sind, die durch direkte Leiterbahnen zu elektrischen Verbindungskontaktflächen 2 am Rande des Chips verlaufen. In Figur 1b ist eine Detailvergrößerung des Chips des Arrayelementes aus Figur 1 a im Ausschnitt PP' dargestellt. Von jeder Arrayposition 4 werden die Ringelektroden 3a und 3a' zu jeweils einer individuellen Kontaktfläche 2 am Rande des Chips über die Leitungen 6 geführt. Die Leiterbahnen 6 sind dabei von einer flüssigkeitsdichten Isolationsschicht 5 bedeckt. Ein Querschnitt dieser Abbildung entlang der Schnittlinie l-l ist in Figuren 1c und 1d dargestellt. Auf dem Silizium-Substrat 1 ist eine isolierende Schicht aus Siliziumdioxid 2 aufgebracht, die die Elektroden 3a und 3a' sowie die Leiterbahnen 6 als Dünnfilmmetallstrukturen trägt. Durch die isolierende Abdeckung 5 werden die Leiterbahnen 6 bedeckt, während die aktiven Elektroden 3a und 3a' in den Arraypositionen 4 frei bleiben. Die Abdeckung 5 dient auch zur Abgrenzung zwischen den Elektroden der einzelnen Arraypositionen. In Figur 1d ist der Querschnitt l-l dargestellt, mit einer zusätzlichen dickeren Polymerschicht 8, die zur Ausbildung von Mikrokompartments (Kompartiments) oder Distanzringen an den Arraypositionen mit den Ringelektroden 3a und 3a' dienen.
In den Figuren 2 sind einzelne Arraypositionen 4 mit verschiedenen Anordnungen der Ultramikroelektroden und Hilfselektroden dargestellt. Figur 2a zeigt im Detail ein Paar ringförmige Ultramikroelektroden 3a und 3a' mit den Verbindungsleitungen 6 auf einer Arrayposition 4 entsprechend Figur 1a. In Figur 2b sind ringförmige Bandelektroden 3a und 3a' sowie 3c angeordnet und zusätzlich eine zentrale kreisförmige Hilfselektrode 3b im Zentrum dieser Bandelektroden. Figur 2c zeigt im Detail ein Paar Ultramikroelektroden 3 und 3' mit den Ableitungen 6, 6' auf der Arrayposition. Figur 2d zeigt 2 Paare interdigitaler Ultramikroelektroden unterschiedlicher Geometrie mit schmalen Elektrodenstrukturen 3 und 3' und vergrößerten Strukturen 3d und 3d' mit individuellen Verbindungsleitungen 6. In Figur 2e ist ein interdigitales Ultramikroelektrodenpaar 3 und 3' mit zwei metallischen Hilfselektroden 3e und 3e' angeordnet; die Verbindungsleitungen der Hilfselektroden sind 6". Figur 2f zeigt ein Paar interdigitaler Ultramikroelektroden 3 und 3' und zwei flächige Hilfselektroden 3f und 3f , die von der isolierenden Schicht 5 bedeckt sind. In dieser Abdeckung 5 sind punktförmig aktive Elektrodenflächen 9 freigelegt, die parallel geschaltet sind. In Figur 2g ist ein interdigitales Elektrodenpaar 3g und 3g' mit analogem Aufbau wie die Hilfselektroden 3f und 3f dargestellt. Die punktförmigen Elektroden 9 sind entsprechend der Fingerstruktur elektrisch miteinander verbunden. Figur 2h zeigt ein Paar flächiger Elektroden 3h und 3h', die ebenfalls von einer Abdeckschicht 5 bedeckt sind, und Öffnungen mit aktiven punktförmigen Elektroden 9 aufweisen. In Figur 2i ist ein mäanderförmiges Elektrodenpaar 3i und 3i' mit einer flächigen (W-förmigen) Hilfselektrode 3j kombiniert.
Die obigen Darstellungen in allen Figuren 2 (die Figuren 2a bis Figur 2i) sind der Vereinfachung halber funktionell beziffert. Jeweilige Verbindungsleitungen, die zu den Hauptelektroden 3, 3' führen, sind mit 6, 6' bezeichnet, unabhängig davon, welche jeweilige geometrische Struktur die Hauptelektroden besitzen. Die Verbindungsleitungen zu den Hilfselektroden sind mit 6" bezeichnet, auch unabhängig davon, wie die Geometrie und die Gestaltung der Hilfselektroden jeweils ist. Für die folgende Beschreibung wird von Hauptelektroden 3, 3' ausgegangen und die
Verbindungsleitungen ebenfalls funktionell jeweils mit 6, 6' bezeichnet, auch wenn an verschiedenen Arraypositionen unterschiedliche Verbindungsleitungen vorhanden sind. Funktionell gedacht sind bei einer Vielzahl gleichgestalteter Arraypositionen (Sensoφositionen) praktisch alle Arraypositionen gleich, nur unterschiedlich auf dem Substrat 1 plaziert, so daß es für das Gesamtverständnis als hilfreich angesehen wird, wenn funktionell gleiche Elemente auch mit denselben Bezugszeichen durchgängig bezeichnet werden. Gleiches gilt für die weiter unten erläuterten CMOS-Schalter 12, 13, die mit ihrem Schaltzustand beziffert werden.
In Figur 3 ist ein Array mit Paaren von interdigitalen Ultramikroelektroden 3,3' gezeigt, wo Adressierung und Steuerung der Elektrodenpolarisation durch CMOS-Schalter 12, 12' und 13, 13' im Siliziumchip 1 an jedem einzelnen Interdigitalsystem 3 und 3' (Sensoφosition 4) angeordnet sind. Die flüssigkeitsdichte Abdeckung 7 liegt über dieser Schalterebene. Die Leitungen 6,6' in der Ebene der Ultramikroelektroden führen an den Stellen 12a, 12a' und 13a, 13a' durch Öffnungen in der isolierenden Abdeckschicht 7 (Figur 1 ) zu der tiefer liegenden Ebene der CMOS-Schalter.
Von einer auf dem Silizium-Chip angeordneten elektronischen Adressiereinheit 10 werden die Adreßleitungen 14 und 15 bzw. 16 und 17 angesteuert.
Die Schalter 12, 12' zeigen einen aktivierten Schaltzustand beim Auslesen einer Spalte von Ultramikroelektroden-Paaren. Die adressierten Ultramikroelektroden sind mit den Meßleitungen 18, 19 verbunden. Die Leitungen 18, 19 führen zu einem Leseverstärker 11. Die Schalter 13, 13' sind in Ruhestellung, die nicht adressierten Ultramikroelektroden sind mit Bias-Leitungen 20, 21 verbunden.
Die oben beschriebenen Meßleitungen, Bias-Leitungen und Adreßleitungen sind mit Signalen belegt, die zu unterschiedlichen Zeiten aktiv sind. Die Adreßsignale A, A' sind das Aktivierungssignal für die linke (vertikale) Spalte der Sensoφositionen 4, hier die Sensoφositionen 100 und 110. Das Adressignal A aktiviert den Schalter 12, der die Elektrode 3 über die Leitung 6 und die Durchkontaktierung 12a an die Meßleitung 18 koppelt. Das Adressignal A' aktiviert den Schalter 12', der die gegenüberliegende Elektrode 3' über die gegenüberliegende Leitung 6', die gegenüberliegende
Durchkontaktierung 12a' an die zweite Meßleitung 19 legt. An den Meßleitungen 18, 19 entsteht das Meßsignal C, D, das von dem Meßverstärker 11 empfangen, gespeichert und/oder ausgewertet werden kann. In gleicher weise arbeiten die nicht aktivierten Spalten von Sensoφositionen 101,111 und 102,112, die in der Mitte und rechts in Figur 3 gezeigt sind. Am Beispiel soll die mittlere, obere Sensorposition 101 beschrieben werden, bei der das Adressignal B den Schalter 13 so einschaltet, daß die Elektrode 3 über die Leitung 6, die Durchkontaktierung 13a auf das Biaspotential E der Leitung 21 geschaltet wird. Der zu der Durchkontaktierung 13a führende Schalter 12 ist deaktiviert, so daß keine Meßsignale von dieser, in deaktiviertem Zustand befindlichen Arrayposition erhalten werden. Auf der gegenüberliegenden Seite, bei der Elektrode 3', die über die Leitung 6', die Durchkontaktierung 13a' und den Schalter 13' an die Biasleitung 20 mit Potential F gelegt wird, geschieht dasselbe. Auch hier ist der zugehörige Schalter 12' deaktiviert. Die nicht adressierten Sensoφositionen werden also über die Schalter 13, 13' mit den Biasleitungen 20, 21 verbunden, so daß die Elektroden 3, 3' nicht einem beliebigen Potential überlassen sind, sondern einem von außen fest vorgegebenen Potential.
Für die Figur 3 und auch für die weiter unten beschriebene Figur 4 ist folgendes zu berücksichtigen. Zur Veranschaulichung des eingeschalteten Zustandes zum Messen (Leitungen 18, 19 mit Signalpotentialen C, D) und der "abgeschalteten Zustände" (Bias- Leitungen 20, 21 , mit Signalen E, F) ist eine jeweilige Sensoφosition 4 nur so eingezeichnet, daß ihr aktueller Schaltzustand der Schalter 12, 12' bzw. 13, 13' verdeutlicht ist. Auf dem ganzen Chip ist aber jede Sensorposition so ausgestaltet, wie eine überlagerte Fassung des linken oberen und mittleren oberen Sensorarrays, besitzt also zwei Schalter 12, 12' zum Schalten einer und derselben Sensorposition 4 auf die Meßleitung 18, 19 und zwei Schalter 13, 13' zum Schalten derselben Durchgangsstellen 12a, 12a' auf die Bias-Leitungen 20, 21 bei abgeschalteten unteren Schaltern 12, 12'. Nur einer dieser Schalterpaare ist jeweils aktiv, so wie in Figur 3 für unterschiedliche Sensorpositionen 4 eingezeichnet. Mit anderen Worten werden die Interdigitalelektroden 3, 3' mit den unteren beiden Schaltern 12, 12' an die
Meßleitungen 18, 19 gelegt, von denen mehrere beabstandet parallel verlaufen, für jede Reihe von Interdigitalelektroden. Dabei werden die Schalter 12 und die Schalter 12' in einer vertikalen Reihe über die Adreßleitungen 14, 15 bzw. die Adreßsignale A, A' eingeschaltet. Gleichzeitig sind die Adreßleitungen B, B' für die anderen Interdigital- Spalten auch vorhanden, nur haben sie einen anderen Schaltzustand, so daß die zu denselben, gerade beschriebenen Interdigitalelektroden gehörenden Schalter 13, 13' eingeschaltet sind. Bei einem Wechsel, also bei einem Abschalten der zur Messung führenden Schalter 12, 12' schalten die zur Bias-Leitung 20, 21 führenden Schalter 13, 13' ein und sorgen dafür, daß eine kontrollierte und störungsfreie Umschaltung von Meß- zu Erhaltungspotential stattfindet. So lange, wie das Erhaltungspotential der Leitung 20, 21 an den Elektrodenpaaren 3, 3' anliegt, und das sind all diejenigen Elektrodenpaaren, die nicht in einer gerade adressierten vertikalen Spalte liegen, findet keine Störung der Polarisation statt und es finden keine Umladungsprozesse statt. Das erlaubt eine zwischenzeitliche Erfassung während des nicht ausgelesenen (zum Auslesen adressierten) Zustandes, so daß während des nicht ausgelesenen Zustandes keine nutzlose Zeit verstreicht, die nicht zur Erfassung eines Signals dient. Das Signal wird vielmehr auch hier erfaßt und in gemäß Figur 4 beschriebenen Schaltungen 23, 23' gespeichert, um es später, bei einem nächsten Adressiervorgang auslesen zu können.
In Figur 4 ist ein Sensor-Array mit Paaren von interdigitalen Ultramikroelektroden gezeigt, das der Anordnung nach Figur 3 entspricht. Die oval umrandeten Bereiche 22, 22' und 23,23' sind elektronische Schaltungen mit Integratoren als Meßwertspeichern, welche die Stromwerte der benachbarten Ultramikroelektroden 3, 3' speichern. In den Gebieten 23, 23' wird über die Adreßleitungen 16, 17 das Signal zur Durchführung einer Integration angelegt und die Ultramikroelektroden mit den Bias-Leitungen 20, 21 verbunden. In den Bereichen 22, 22' ist durch die Signale der Adreßleitungen 14, 15 die Ausgangsspannung eines Integrators an die Meßleitungen 18, 19 gelegt.
In Figur 5 ist in Silizium 1s als planarem Träger eine CMOS-Wanne 24 mit Source 25 und Drain 26 integriert. Ein Gate und Leiterbahnen aus Polysilizium 31 verbinden zusammmen mit CMOS-Aluminium 27 im CMOS-Dielektrikum 28 die chip-internen Elemente. Ebenfalls mittels Aluminium ist die Source 25 mit der Goldelektrode 30 durch eine flüssigkeitsdichte Siliziumnitrid-Passivierung 29 hindurch elektrisch verbunden. In einem Kreuzungsbereich 32 kreuzen sich z.B. Leiterbahnen wie die Adreßleitung 15 mit der Meßleitung 18 gemäß Figur 4.
Bevorzugte Anordnungen
Für die Konstruktion des elektrischen Sensorarrays werden planare Träger bzw. Substrate aus verschiedenen Materialien verwendet. Ein besonders günstiges Material ist Silizium, weil mit den eingeführten technologischen Methoden der Halbleiterfertigung die erfindungsgemäßen Ultramikroelektrodenarrays in Dünnfilmtechnologie und in Waferprozessen hergestellt werden können. Diese Methode ist variabel und preisgünstig, wenn Arraypositionen mit geringer Dichte, d. h. ca. 10 - 30 Arraypositionen pro elektrisches Sensorarray hergestellt werden sollen, so daß wie in Figuren 1 dargestellt, die Ultramikroelektroden über isoliert verlaufende direkte Kontaktierungen mit Kontaktflächen am Rand des Chips verbunden werden.
Wenn zur Ansteuerung individueller Positionen des Sensorarrays für eine Steuerung und Schaltung sowie Auslesung der einzelnen Positionen zusätzliche elektronische Elemente wie Transistoren, Dioden, Widerstände und Kondensatoren integriert werden, wie in Figuren 3 und 4 dargestellt, ist die Siliziumtechnologie sehr günstig. Silizium als planares Trägerelement wird insbesondere auch dann verwendet, wenn mehr als ca. 60 Arraypositionen pro Sensorelement oder eine sehr dichte Anordnung dieser Positionen erreicht werden soll.
Bei direkter elektrischer Kontaktierung ist die Venwendung von Glas und glasähnlichen Substanzen sowie Keramik und auch den besonders verschiedenen Arten von Polymeren als planarer Täger möglich. Alle Substrate müssen dabei die Eigenschaft aufweisen, daß metallische Leiterbahnen und die strukturierten Ultramikroelektroden auf ihnen haftfest aufgebracht werden können. Das halbleitende Silizium wird durch dünne Schichten aus Siliziumdioxid oder Siliziumnitrid oder deren Gemische isoliert. Auf den Einzelpositionen des elektrischen Sensorelements werden die Ultramikroelektroden und bedarfsweise Hilfselektroden oder Hilfsflächen aus Metallen durch Aufdampfen oder Aufsputtern von Edelmetallfilmen wie Gold, Platin oder Iridium aufgebracht und üblicherweise durch photolithographische Prozesse und/oder Naß- bzw. Trockenätzen strukturiert. Mit Hilfe dünner Haftschichten aus Chrom oder Titan oder Tantal oder anderen ähnlichen Metallen wird die Haftung dieser Edelmetalle zum planaren Substrat verbessert. In besonderen Ausführungsformen werden nm-strukturierte Ultramikroelektroden in die Isolatorschichten eingelegt und damit zum Zwecke hoher Chipausbeuten und Kurzschlußfestigkeit planarisiert.
Die für die Detektion verwendeten Ultramikroelektroden, gemäß Figuren 2 sind mindestens paarweise angeordnet und können als interdigitale Ringstrukturen 3a, 3a', 3b, 3c, als interdigitale Strukturen verschiedener Geometrien 3, 3', 3d, 3d' 3g, 3g' in einfacher oder mehrfacher Ausführung oder auch als Mäander 3i, 3i' angeordnet sein. Sie können zusammen mit Flächen diskförmiger Ultramikroelektroden sowie auch zusammen mit Hilfselektroden in verschiedensten Kombinationen benutzt werden. Die bandförmigen Elektrodenstrukturen, die paarweise als kreis- oder spiralförmige oder interdigitale oder mäandrische Anodnungen ausgeführt sind, werden bevorzugt für das Redox-Recycling als Detektionsverfahren benutzt und photolithografisch in Dimensionen zwischen 200 nm und 800 nm gefertigt, sind aber prinzipiell auch sowohl in größeren als auch in kleineren Dimensionen geeignet.
Analoge Elektrodenstrukturen unter 500 nm Strukturbreiten, bevorzugt zwischen 100 und 300 nm, werden zur markerfreien Detektion der Affinitätsbindung großer Moleküle an die elektrodengebundenen Fängermoleküle mittels Impedanzspektroskopie gefertigt.
Eine besondere Eigenschaft der bandförmigen paarweisen Ultramikroelektroden- strukturen und auch der in großer Nähe angeordneten zusätzlichen Elektroden ist die Erzeugung hoher elektrischer Felder mit Feldstärken bis zu mehreren Megavolt pro m mit relativ geringen Spannungen von typischerweise 0,5 bis 20 V. Die elektrischen Felder zwischen sub-μm-Elektroden verlaufen nur in allernächster Nähe der Elektroden und durchdringen damit bevorzugt die aufliegenden Molekülschichten, erfassen aber vergleichsweise wenig von der umgebenden Elektrolytlösung.
Dies wiederum gestattet, einen elektrophoretischen Transport von Molekülen schon mit Spannungen von wenigen Volt und damit einem erheblich niedrigeren Spannungsbedarf als bei den sog. Makroelektroden mit Abmessungen typischerweise über 10 μm zu realisieren. Auch durch höhere Spannungen hervorgerufene störende Vorgänge wie Elektrolyse, pH-Gradientenerzeugung u.a. werden auf diese Weise reduziert oder verhindert.
Bei mehrfacher Anordnung paarweiser Ultramikroelektroden, wie in Figur 2b gezeigt, ist eine wahlweise Felderzeugung zwischen den verschiedenen Elektroden möglich. Auch die Möglichkeit von Differenz- oder Brückenschaltungen bei der elektrochemischen Detektion ergibt meßtechnische Vorteile zur Kompensation von Störungen. So sind die in Figur 2d dargestellten zwei Paare interdigitaler Ultramikroelektroden mit unterschiedlichen Geometrien für Differenzschaltungen auf Grund unterschiedlicher Detektionseigenschaften, wie die Amplifikationsrate beim Redox-recyling, geeignet.
Auch unterschiedliche organische Beladungen erfüllen diesen Zweck einer Differenzmessung. Mittels Abdeckung eines Paares durch galvanische Abscheidung von nicht Self-asssembling-monoschichten ausbildenden Metallen, wie z.B. Nickel o.a., wird eine Immobilisierung verhindert. Auch nachträgliche individuelle Entfernung der Immobilisierungsschicht auf einer Elektrode z.B. durch Desorption einer Self-assembling- Schicht mittels elektrischer Oxidation auf einem dieser Elektrodenpaare kann für solche Differenzmessungen genutzt werden.
Die Erzeugung 1 bis 2 μm großer punktförmiger Ultramikroelektroden 9 auf den in der übrigen Fläche isolierten Arrays, wie in Figuren 2f, 2g und 2h dargestellt, dient optimaler hemisphärischer Diffusion von elektrodenaktiven Partikeln zu den Elektrodenflächen. Diese hemisphärische Diffusion bewirkt an den punktförmigen Elektroden eine mehr als zehnfach höhere Stromdichte pro Fläche sowohl bei der Detektion als auch bei der Applikation von elektrischen Feldern verglichen mit Makroelektroden.
In einer besonderen Ausführungsform können diese punktförmigen Elektroden wie auch die bandförmigen Elektroden gemäß Figuren 2a, 2b, 2c, 2d, 2e, 2f, 2h und 2i von einer dünnen Isolatorschicht auf einer oder beiden Elektroden eines Paares bedeckt sein und damit ein besonderes Meßelement zur Kapazitätsmessung immobilisierter oder an die Oberfläche anbindender Moleküle darstellen. Gleichermaßen ist durch solche Isolierung eines von zwei Paaren von Ultramikroelektroden eine Differenzmessung möglich.
Die Kombination eines Ultramikroelektrodenpaares mit flächenförmigen Hilfselektroden wie in Figur 2e dargestellt, wird verwendet zur Vergrößerung metallischer Bindungsflächen zur Immobilisierung von Molekülen. Gleichzeitig können diese Flächen wie 3e und 3e', aber auch zur Applikation von elektrischen Zusatzfeldern benutzt werden, um beispielsweise Moleküle in die Nähe der Detektionselektroden 3 und 3' zu transportieren oder bei der Beseitigung von unerwünschten Molekülen Feldunterstützung zu ermöglichen. In Figur 2f ist die Kombination eines interdigitalen Ultramikroelektrodenpaares mit Hilfselektroden 3f, 3f gezeigt, die mit den beschriebenen punktförmigen Elektroden besetzt sind. Dabei werden die für band- und punktförmige Elektroden vorstehend beschriebenen unterschiedlichen Eigenschaften der Ultramikroelektroden kombiniert.
In einer besonderen Ausführungsform, wie in Figur 2h dargestellt, werden flächenförmige Elektroden mit ultramikroelektrodenförmigen Punkten 9 besonders zur Anwendung für die Impedanzspektroskopie benutzt. Dabei können immobilisierte Moleküle sowohl über den gesamten Elektrodenflächen oder in den Zwischenräumen oder auf den aktiven Elektrodenoberflächen spezifisch gebunden sein. In einer anderen Ausführungsvariante werden die Moleküle auf den vorgenannten dünnen Isolatorschichten über den Elektroden immobilisiert. Weitere Kombination von Elektrodenformen und damit deren Eigenschaften wie z. B. die Doppelanordnung der Elektrodenpaare 3, 3' oder die Kombination von 3a, 3a' mit 3e, 3e' oder 3e, 3e' mit 3g, 3g' und andere sind dabei möglich.
Eine besondere Ausführungsform sind die ringförmigen Ultramikroelektroden 3a, 3a' in Figuren 1 , 2a und 2b, die im Prinzip analoge Eigenschaften wie die Paare interdigitaler Mikroelektroden 3 und 3' zeigen, aber effektiver die Ausnutzung der Sensorarrayfläche gestatten und die Applikation zentraler 3b und äußerer Hilfselektroden 3c ermöglichen, die für Feldverteilung und Felderzeugung von Bedeutung sind. Mit letzterer Anordnung läßt sich ein käfigähnliches Feld über z.B. zeitweise inaktiven Elektroden 3a, 3a' erzeugen und gezielt Moleküle in diesen Bereich hereinziehen oder abstoßen.
Die in Figur 2i dargestellten mäanderförmigen Elektroden 3i und 3i' entsprechen in ihren Eigenschaften den ringförmigen- und den interdigitalen Bandelektroden und können ebenso mit den Hilselektroden 3j für Differenzmessungen oder zur Felderzeugung kombiniert werden.
Eine spezielle, nicht in den Abbildungen dargestellte Form bandförmiger Elektroden ist die spiralförmige Anordnung der Ultramikroelektroden, bei denen parallele Elektrodenbänder von außen nach innen oder von innen nach außen laufen und zu getrennten Kontaktleitungen führen. Auch die spiralförmigen Ultramikroelektroden können wieder mehrfach als Paare mit unterschiedlichen Geometrien kombiniert werden, gegebenenfalls auch mit zusätzlichen Hilfselektroden, entweder flächenförmig oder entsprechend 3b und 3c.
Sowohl die ringförmigen als auch die kreis- und spiralförmigen Ultramikroelektroden können in Analogie zur Figur 2g mit punktförmigen Ultramikroelektroden zusätzlich strukturiert sein und weisen dann auch analoge Eigenschaften auf.
Eine besondere Ausführungsform der Ultramikroelektrodenarrays entsteht nach
Anspruch 7 dadurch, daß auf den einzelnen Positionen bandförmige Elektroden, wie in Figuren 2a, 2b, 2c, 2d oder 2i, oder flächenförmige Elektroden analog Figur 2e, mehrfach übereinander gestapelt werden und die dann von isolierenden Zwischenschichten wie Siliziumdioxid, Siliziumnitrit, Siliziumoxinitrit voneinander isoliert sind. Dazu wird das Aufdampfen von Metallen und die PECVD-Abscheidung der Isolatorschichten kombiniert. Diese gestapelten Elektroden sind typischerweise 10 - 200 nm dick und bewirken an den Schnittkanten eines solchen Stapels, der von einem Isolationsmaterial bedeckt ist, ein Ultramikroelektrodenverhalten, wo allerhöchste Annäherung der Elektroden und die Erzeugung ultrahoher Feldstärken erreicht werden. Die einzelnen Schichten werden bei dieser Anordnung unter einer isolierenden Bedeckung seitlich zu Kontaktflächen einzeln und individuell herausgeführt.
Prinzipiell ist es auch möglich, die in den Figuren 2 gezeigten und vorstehend beschriebenen Ultramikroelektroden und Hilfselektrodenstrukturen mit metallischen Flächen zu kombinieren, die keinen elektrischen Anschluß tragen. Sie dienen dann z.B. als Areale zur Immobilisierung von affinitätsbindenden Molekülen.
Die Ultramikroelektroden einer einzelnen Arrayposition werden mit metallischen
Gesamtflächen von typischerweise 100 - 30 000 μm2 ausgeführt und gestatten es daher, Arraypositionen mit sehr kleinen Abmessungen zu konstruieren, wobei die Abstände der Arraypositionen typischerweise den Abmessungen der aktiven Elektrodenflächen von 30 μm bis 300 μm entsprechen, aber auch wesentlich größer oder kleiner sein können, wenn Applikationen dies erfordern.
Wie in Figur 1d dargestellt, werden für spezielle Anwendungen, dies sind insbesondere quantitative voltametrische Meßverfahren wie das Redox-recyling, die Arraypositionen durch volumenseparierende Mikrokompartmentwände 8 voneinander abgetrennt. Im Falle qualitativer Detektion, wie lokale Impedanzspektroskopie an sensorgebundenen Fängermolekülen ist die Volumenseparierung in der Regel nicht erforderlich.
Volumenkompartimentierte Mikroareale werden auch dann benutzt, wenn Reaktionen und Molekülimmobilisierungen auf individuellen Arraypositionen ausgeführt werden sollen. Falls die Detektion dies erfordert, können diese Kompartments wahlweise nach ausgeführten Immobilisierungsreaktionen wieder entfernt werden. Damit ensteht ein ideal planares Sensorarray, das homogen sowohl für Analyt- als auch Reagenzlösungen zugänglich ist.
Mittels Stempel-, Piezo- oder Tintenstrahltechnik oder anderen Spottingverfahren, wie Mikrokapillardosierung können die zu immobilisierenden Moleküle ebenfalls auf den Sensorpositionen ohne Kompartimentierung lokal positioniert werden.
Die zu immobilisierenden Fängermoleküle selbst werden nach bekannten Verfahren über bifunktionelie Reagenzien z.B. Alkyloxisilane mit verschiedenen funktioneilen Gruppen wie Halogen-, Amino-, Thioester- und Aldehydgruppen, Succinimid-, Carbodiimid- und andere gebräuchliche Kopplungsgruppen [H.G. Baumert and H. Fasold, Methods in Enzymology, Vol. 172, p. 584] an die Oberflächen der planaren Trägerelemente wie z.B. Siliziumdioxid, Glas, Keramik oder Polymere oder auch an die Wandungen der Si- oder polymeren Mikrokompartments gebunden.
Eine bevorzugte Immobilisierungsform ist die Nutzung der Gold- und Platinoberfläche als Immobilisierungsareal für Thiolderivate von Fängermolekülen, die sog. selbstorganisierende molekulare Monolayer auf diesen gut definierten Elektrodenoberflächen ausbilden [S.D. Evans et al., J. Amer. Chem. Soc. 113 (1991)5866].
In einer anderen Ausführungsform werden die im ganzen mit Self-assembling-schichten auf den Elektroden belegten Arraypositionen teilweise wieder gereinigt. Moleküle, die sowohl auf Detektions- als auch Hilfsflächen gemeinsam auf den Metalloberflächen immobilisiert wurden, können durch Applikation elektrischer Felder gezielt von den Detektorelektroden wieder desorbiert werden. Durch elektrische Potentiale wird die Desoφtion von Thiolen erreicht, so daß die Detektionselektroden frei von
Beschichtungen werden. Sie können dann Produkte detektieren, die z.B. auf anderen Flächen der Sensorposition, wie den metallischen Hilfsflächen gebildet werden.
Alternativ zu den vorstehend beschriebenen Immobilisierungen von affinitätsbindenden Molekülen auf den Elektroden oder Hilfselektroden oder metallischen Hilfsflächen bzw. den Wandungen oder anorganischen Teilflächen der einzelnen Sensorareale können diese affinitätsbindenden Moleküle wahlweise auch über den Sensorpositionen angeordnet und dazu an partikulären oder gelartigen Trägem gebunden werden. In dieser Form ist es möglich, die Produkte der Enzymmarker von biochemischen Assays , die an kugelförmigen oder partikelförmigen Polymeren oder metallischen oder mineralischen Partikeln gebunden sind, in den o.g. Mikrokompartments anzuordnen oder mechanisch, beispielsweise durch Einschluß zu fixieren. Auch die Fixierung magnetischer Trägerpartikel in den Mikrokompartments durch Magnete unterhalb der Chips ist geeignet, unterschiedliche Sensorpositionen zu beladen.
Auch das Einbringen von Gelen mit inkoφorierten affinitätsbindenden Molekülen oder Molekülkomplexen in den Mikrokompartments zwischen den Wänden 8 oder über die gesamte Sensorfläche ist möglich. Solche Gele können üblicherweise durch Diffusion oder elektrisch unterstützte Diffusion wie bei der Gelelektrophorese mit biochemischen Assays oder Assaykomponenten beladen werden. Durch die Anordnung mehrerer Ultramikroelektroden an jeder Arrayposition ist dies im Gegensatz zu anderen beschriebenen Verfahren an jeder einzelnen Sensoφosition unabhängig möglich. In einer besonderen Ausführungsform werden die an der Sensoroberfläche immobilisierten Moleküle partiell in den Kompartments oder homogen über die gesamte Sensorfläche mit einem diffusiblen Hydrogel bedeckt. Das Gel wirkt als Schutzschicht oder erleichtert den Molekültransport durch Elektrophorese.
Die Anordnung immobilisierter biochemischer Assays an Partikeln oder in Gelen über den Elektroden wird dadurch möglich, daß Detektionsverfahren wie das Redox-Recycling, die niedermolekularen von den Assays produzierten und an die Elektroden diffundierenden Enzymprodukte messen, solange die Wassereinlagerung in den Gelen oder Zwischenräumen zwischen Partikeln eine Diffusion gestatten. Das Redox-Recycling selbst ist durch die geringen Distanzen zwischen den Ultramikroelektroden dadurch ausgezeichnet, daß aufliegende Partikel oder Gele solche Detektionen nicht stören, da sie vorzugsweise in oder nahe der molekularen Doppelschicht, die durch Polarisation an den Elektrodenoberflächen entsteht, verlaufen. In gleicher Weise ist auch eine impedimetrische Detektion an den Ultramikroelektroden im Gegensatz zu üblichen Verfahren, die weit voneinander entfernte Elektroden nutzen [V.M. Mirsky et al. Biosensors & Bioelectronics 12,9-10(1997)977] weitgehend partikelunabhängig. Bei Ultramikroelektroden mit einem Elektrodenabstand von 200 nm und ca. 1 μm langen DNA-Molekülen, die an deren Oberfläche in größter Nähe zueinander affinitätsgebunden sind, verläuft das elektrische Feld zwischen 2 Bandelektroden im wesentlichen durch die Moleküle selbst, wobei weiter entfernte Partikel ebenso wie der Grundelektrolyt in der Lösung wenig Einfluß haben.
Eine individuelle Kontrolle elektrochemischer Prozesse zur Detektion an jeder einzelnen Arrayposition erfolgt unabhängig in der Weise, daß durch elektrisches Auslesen und damit verbundenes Schalten (Adressieren) diese Prozesse nicht gestört werden. Die Elektrodenpolarisation wie sie beispielsweise für das voltammetrische Redox-Recycling benötigt wird, wird an allen Sensoφositionen individuell erzeugt. Dies ist problemlos durch Multipotentiostaten mit direkten Leiterbahnen zu jeder Chiparrayposition und jeder Einzelelektrode simultan und parallel möglich, vgl. Hintsche et al., Biosensors &
Bioelectronics, 9(1994)697. Da auf diese Weise die Zahl der möglichen Sensoφositionen sehr durch den elektronischen Aufwand beim Meßgerät begrenzt ist und auch durch die Zahl der Leiterbahnen limitiert ist, werden die einzelnen Detektorelektroden seriell, d. h. nacheinander vermessen. Dabei bleiben die elektrischen Potentiale zur Polarisation für Anode und Kathode beim Redox-Recycling auch dann erhalten, wenn die Elektroden einzeln nacheinander oder in Gruppen (Reihen oder Spalten) mittels individueller Schalter an ein Meßgerät über integrierte Meßleitungen auf dem Sensorchip angeschlossen werden. In der einfachsten Ausführungsform mit direkter Kontaktierung der Elektroden Positionen nach Figuren 1 wird dazu ein ASIC 25 "off Chip" benutzt. Bezüglich der Messung hat er die Funktionalität eines Multiplexers, d.h. die individuell mit dem ASIC verbundenen Sensorpositionen 4 werden seriell (nacheinander) adressiert und auf einen einzigen Bipotentiostaten 34 zur Auslesung geschaltet. Die einzelnen Schalter des Multiplexers sind nicht als Ein-Aus-Schalter, sondern als Umschalter ausgelegt. Im nicht adressierten (nicht ausgelesenen) Zustand verbinden sie die Sensoφositionen mit einer Biasspannung, die der Aufrechterhaltung der Elektrodenpoiarisation während des Nichtlesezustands dient. Veranschaulicht wird dies mit Figur 6. Hier sind dieselben zuvor anhand der Figur 3 beschriebenen Schalterzustände eingezeichnet, so daß diese Figur selbsterklärend ist. Zum Potentiostaten gehören noch eine Referenzelektrode und Gegenelektrode (Ref und Aux), deren Verwendung bekannt ist. Die nur einseitigen Mikroelektroden als WE1 , WE2, WE3 bis WEn entsprechen den Elektroden 3 von Figur 3. Der Multiplexer 10 entspricht der Adressensteuerung und der eingeschaltete Zustand entspricht dem adressierten oder Lesezustand, bei dem WE1 über den aktivierten Schalter 12 an die Leseleitung 18 gekoppelt ist. Alle anderen Sensoφositionen sind mit abgeschalteten Schaltern 12 und eingeschalteten Schaltern 13 an das Potential zur Elektrodenpolarisation geschaltet, das an der Leitung 21 anliegt. Die Schaltung 35 ist nicht im Bereich der Sensoφositionen, sondern außerhalb des Trägers 1 vorgesehen.
In einer komplexeren Ausführungsvariante wird die störungsfreie Umschaltung beim seriellen Adressieren eines größeren Arrays von Sensorelektroden, wie in Figur 3 dargestellt, dadurch erreicht, daß neben üblichen Adreß- und Meßleitungen, wie sie für elektronische Speicher seit langem verwendet werden, zusätzliche potentialführende Leitungen 20, 21 mit Biaspotentialen E, F bzw. Spannung E - F am Träger 1 angeordnet werden. Die Adressierung wird dabei von einem Adressierelement 10, das außerhalb des eigentlichen elektrischen Sensorarrays in Figur 3 angeordnet sein kann, über die Adreßleitungen 14/15 und 16/17 ausgeführt werden. Die Meßleitungen 18 und 19 in Figur 3 und die Biasleitungen 20 und 21 werden dabei von speziellen Leseverstärkem 11 ausgelesen, die ebenfalls außerhalb des eigentlichen elektrischen Sensorarrays angeordnet sind. Durch die parallelen Meßleitungen 18 werden dabei alle Elektroden 3 der unterschiedlichen Sensorpositionen zeilenweise erfaßt und individuell gemessen, während die parallelen Meßleitungen 19 alle Interdigitalelektroden 3' in Figur 3 zeilenweise (reihenweise) erfaßt und individuell messen kann. Alle Elektroden 3 werden von der Biasleitung 21 mit der gleichen Polarisationsspannung E, die z.B. für die Oxidation einer zu detektierenden Molekülart erforderlich ist, versorgt. In gleicher weise können alle Elektroden 3' durch die Biasleitung 20 mit dem Potential F für die Elektrodenpolarisierung, das für eine Reduktion notwendig ist, versorgt werden.
Die an jeder Sensoφosition 4 integrierten Umschalteinrichtungen 12 und 13 (als 12, 12' und 13, 13') bewirken dabei die Umschaltung zwischen einem Lese- und einem Nichtlesezustand. Beim Lesezustand wird die ablaufende elektrochemische Reaktion einer Sensoφosition meßtechnisch über ein Paar von Meßleitungen 18, 19 erfaßt und gleichzeitig mittels des Multipotentiostaten gesteuert. Im Nichtlesezustands werden die elektrochemischen Vorgänge, z.B. Oxidation oder Reduktion, durch die im Abstand der Sensoφositionen parallelen Biasleitungen 21 für 3 und 20 für 3' kontinuierlich mit den Polarisationsspannungen versorgt und kontrolliert.
Die Schaltelemente 12, 12' und 13, 13' werden z.B. mit konventioneller CMOS- Technologie mit üblicher Halbleitertechnologie in Siliziumwafern an jeder Seonsorarrayposition 4 lokal angeordnet. Über diesen integrierten CMOS-Schaltem, an die Meß-, Bias- und Adreßleitungen geführt werden, befindet sich eine flüssigkeitsresistente Isolationsschicht, z.B. aus Siliziumoxinitrit, wahlweise in Kombination mit Siliziumdioxid. Der Kontakt zwischen den Schaltelementen 12 und 13 und den individuellen Elektroden 3 und 3', die in der beschriebenen Dünnfilmtechnologie auf dieser Isolationsschicht durch Elektronenstrahlverdampfen oder Sputtem und ähnliche Prozesse aufgebracht werden, wird durch eine senkrechte Durchkontaktierung zur CMOS-Elementebene im Silizium erzeugt. Alle Strukturen oberhalb dieser flüssigkeitsresistenten Isolationsschicht entsprechen den in Figuren 1 und 2 dargestellten Details mit dem Unterschied, daß die in Figuren 1 gezeigte direkte Kontaktierung durch Leiterbahnen entfällt. Die besondere Konstruktion der integrierten CMOS-
Schalteinrichtungen 12 und 13 ermöglicht es, das Umschalten vom Lese- in den Nichtleseprozeß oder -zustand für die interdigitalen Ultramikroelektroden ohne Einfluß zu realisieren. Dies ist notwendige Voraussetzung für den gesamten meßtechnischen Prozeß, da sich durch die Elektrodenpoiarisation an der Elektrodenoberfläche eine elektrochemische Doppelschicht ausbildet, die als eine Art chemisches Gedächtnis während des Schaltprozesses erhalten bleiben muß.
Der Umschaltprozeß dauert nur Mikrosekunden, so daß während dieser Zeit lokal vorhandene Elektrodenkapazitäten 33 als Spannungsspeicher wirken. Danach ist die Versorgung der Elektroden von den Meßleitungen 18 und 19 auf die Biasleitungen 20 und 21 mit Polarisationsspannung umgeschaltet. In Figur 3 stellen die schwarzen Vollkreise 12, 12' diejenigen Schalteiemente dar, die im Lesezustand von den Meßleitungen 18 und 19 mit der Polarisationsspannung versorgt werden und durch diese Leitungen auch mit den Leseverstärkern zur Detektion des elektrochemischen voltametrischen oder impedimetrischen Ereignisses verbunden sind. Die Adressierung vom elektronischen Element 10 erfolgt dabei spaltenweise, so daß sich, wie schematisch dargestellt, mehrere Sensoφositionen 4 im Lesezustand befinden. Sie können durch das meßtechnische Element mit Leseverstärkern 11 nacheinander, mit einem Leseverstärker oder parallel mit zwei oder mehr Leseverstärkern ausgelesen werden bzw. der elektrochemische Vorgang verfolgt werden. Die spaltenweise Adressierung durch die parallelen Adreßleitungspaare 14, 15 erlaubt eine beliebige Verlängerung dieser als Spalte adressierter Sensoφositionen und beliebig viele Elemente, die jeweils wieder durch parallele Meßleitungspaare 18, 19 nacheinander oder parallel durch Leseverstärker ausgemessen werden können. Nach Beendigung des Meßereignisses an dieser senkrechten mit schwarzen Schaltelementen dargestellten Spalte von Sensorpositionen kann die benachbarte senkrechte Spalte mit den bisher inaktiven Schaltelementen 13, 13' durch das nächste Adreßleitungspaar 16, 17, die jeweils die Elektroden 3 oder 3' ansteuern, in die Meßposition wie vorstehend beschrieben umgeschaltet werden. Dies geschieht, nachdem die vorher in Lesezustand befindliche Spalte auf den Nichtlesezustand umgeschaltet wurde. So fortschreitend kann einzeln oder in Reihen jede Sensorposition adressiert und gelesen werden. Diese Meß-, Bias- und Adreßleitungen können in der Siliziumebene durch eine Mehrlagenverdrahtung realisiert werden, wie sie in der Siliziumtechnologie für elektronische Speicherbauelemente üblich ist.
Die Meß-, Bias- und Adreßleitungen sollen in Figur 3a an einem herausgezeichneten Array, der Sensorposition 100, verdeutlicht werden. In Figur 3 war nur eine betriebliche Darstellung gewählt, während in Figur 3a alle möglichen Schaltzustände eingezeichnet sind, die das Array 100 einnehmen kann. Zentral liegen die beiden Elektroden 3,3' mit ihren Zuführungen 6,6' und der Durchkontaktierung 12a, 12a'. Eingezeichnet ist der adressierte Zustand, bei dem über die Schalterelemente 12,12' eine Kopplung der Elektroden 3,3' zu Meßleitungen 19,18 stattfindet. Diese Meßleitungen führen das Potential der Mikroelektroden aus dem Sensorarray heraus und machen es für die Meßeinrichtung 11 zugänglich. Die ebenfalls eingezeichneten und dasselbe Array 100 betreffenden nicht aktivierten Schalter 13,13' sind gestrichelt eingezeichnet. Sie sind erst dann aktiviert, wenn die Adreßleitungen 14 und 15 ihren Schaltzustand wechseln, so daß gleichzeitig der Schalter 12,12" abschaltet und die Schalter 13,13' einschalten. Koppeln letztere Schalter die Elektroden 3,3' von den Durchkontaktierungen 12a,12a' an die ebenfalls parallel verlaufenden Erhaltungsleitungen 20,21 , so liegt eine erneute unmittelbare Kopplung der Elektroden zu einem Erhaltungspotential vor, ohne daß eine Unterbrechung der Spannungsversorgung eintrat.
Die Adreßleitungen 14,15 werden von der Spaltenadressiereinheit 10 so angesteuert, daß immer eine Spalte von Sensoφositionen in einem adressierten Zustand mit eingeschalteten Schaltern 12,12' ist, während alle übrigen Sensorpositionen durch ein jeweils invertiertes Signal auf den Leitungen 16,17 von Figur 3 abgeschaltet sind. Die Leitungen 16,17 entsprechen den Leitungen 14,15 funktionell, nur sind sie für die betriebliche Darstellung der Figur 3 mit einem anderen Bezugszeichen versehen; sie aktivieren die Schalter 13,13' und deaktivieren die Schalter 12,12'.
Schematisch ist mit einer Schaltertechnik in Figur 3a im unteren Teil der eingeschaltete Zustand bei geschlossenen Schaltern 12,12' gezeigt, während die Schalter zum Bereitstellen der Erhaltungsspannung 13,13' geöffnet sind. Die Adreßleitungen 14,15 werden dabei an der Sensorposition einmal invertiert, so daß beide Schaltzustände immer komplementär vorliegen und ein Wechsel des Schaltzustandes der Adreßleitung einen Wechsel in der Schalterstellung des einen jeweiligen Umschalter bildenden Schalterpaares 12,13 sowie 12', 13' ermöglicht.
Die hier beschriebenen Umschalter finden auch bei der später folgenden Figur 4 Anwendung, zunächst soll hier aber das Verständnis der Umschalter dadurch vertieft werden, daß auf die Figuren 8,8a Bezug genommen wird. Diese Figuren sollen mit Bezug auf Figur 3 und die ohnehin schon herausvergrößerten Umschalter an der Sensorposition 100 und der Figur 3a erläutert werden. Die Sensorposition 100 ist in Figur 8 oben gezeigt, die Sensorposition 101 ist in Figur 8 unten gezeigt. Symbolisch müßte die Figur 8 um 90° gedreht werden, so daß die Leitungen 18,21 als eine der Bias- Leitungen und eine der Meßleitungen mit den Figuren gleicher Bezeichnung von Figur 3 in ihrer Orientierung übereinstimmen. Figur 8 zeigt demgemäß nur den linken Schaltarm der Sensorposition 100 und den linken Schaltarm der Sensorposition 101 , also einen adressierten Zustand und einen nicht-adressierten und mit Erhaltungsspannung gekennzeichneten Zustand. Die einzelnen Schaltelemente, die zum Umschalten verwendet werden, sollen kurz erläutert werden. Gezeigt ist die Adressenleitung 14 und die parallele Adressenleitung 16, die unterschiedliche Potentiale besitzen. Eine logische "Null" auf der Adressenleitung 14 sorgt für ein Einschalten der CMOS-Transistoren 50,53, von denen einer als p-Kanal und einer als n-Kanal-Transistor ausgebildet ist, um in beiden Richtungen Ströme leiten zu können. Die Transistoren 52,51 haben keine logische Schaltfunktion, sondern dienen nur der Kompensation von Umschaltstörungen. Die Transistoren 50 bis 53 bilden einen kapazitätskompensierten Schalter 33, entsprechend der Funktion 12.
Mit der eingezeichneten logischen Null an der Adreßleitung erhält der n-Kanal- Transistor 50 ein Einschaltsignal "1" und der p-Kanal-Transistor 53 ebenfalls. Damit ist das Potential der Leitung 18, das hier mit D bezeichnet ist, an der Anschlußleitung 6 zu der Mikroelektrode 3 durchgeschaltet bzw. durchgekoppelt.
Das CMOS-Transistorpaar 40,41 repräsentiert den anderen Schalter 13, der hier abgeschaltet ist. Die Verbindung der Gates ist so gestaltet, daß bei einer logischen Null auf Leitung 14 der Schalter 13 gesperrt ist. Wechselt das Potential, so ändert sich der Schaltzustand der beiden Schalterelemente 12,13, wie in Figur 8 im unteren Teil gezeigt. Hier ist auf der Adressenleitung 16 (gemäß Figur 3) eine logische "1" Ursache dafür, daß die Transistoren 40',41' des Schalters 13 einschalten und eine bipolare Stromrichtung ermöglichen, so daß das Erhaltungspotential E auf der Leitung 21 zu dem Anschluß 6 der Elektrode 3' durchgekoppelt wird. Die beiden Transistoren 50' und 53' sperren bei diesem Schaltzustand der Leitung 16, um den nicht-adressierten Zustand einzunehmen.
Noch deutlicher wird der Schaltzustand anhand von Figur 8a, bei dem die Arrayposition 100 eingezeichnet ist und beide Mikroelektroden 3,3' mit Umschaltern angesteuert sind. Diese Darstellung entspricht der schematischen Darstellung von Figur 3a, sie ist hier nur insoweit verallgemeinert, als diese Schaltkonfiguration für alle Arraypositionen (Sensorpositionen) 100,101 ,102,110,111 ,112 von Figur 3 (und auch von Figur 4) gilt. Die entsprechenden Zuordnungen der Biasleitungen 20,21 , der Meßleitungen 18,19 sowie der Adreßleitungen ist durch die eingezeichneten
Bezugsziffern ohne weiteres ersichtlich, wenn Figur 3 zu Hilfe genommen wird, so daß eine vertiefte Erläuterung der sich aus Figur 8 und Figur 3 sowie Figur 3a ergebenden Figur 8a hier nicht stattfinden soll.
In einer anderen spezifischen Ausführungsform, die in Figur 4 schematisch dargestellt ist, werden an den Sensorpositionen zusätzlich neben den CMOS-Schalteinrichtungen 12 und 13 zusätzlich integrierte Elemente zur Auslesung, Verstärkung und gegebenenfalls zur Zwischenspeicherung vorgesehen. Dabei wird der Lesezustand, wie vorstehend zu Figur 3 beschrieben, in gleicher weise durch die Adreßleitungen 14, 15 bestimmt und die übrigen Sensorpositionen mit den Adreßleitungen 16, 17 über die Biasleitungen 20 und 21 potentialmäßig kontrolliert und durch die Meßleitungen 18, 19 ausgelesen. In den elektronischen Elementen 22, 22' und 23, 23' in Figur 4 sind an jeder Sensorposition und an jeder individuellen Elektrode 3 und 3' elektronische Verstärker angeordnet. Dabei wird an der Sensoφosition direkt das elektrochemische Meßsignal, was durch die Elektrodenprozesse generiert wird, über Vorverstärker verstärkt und kann dann entsprechend Figur 3 über das Meßleitungspaar 18, 19 im adressierten Zustand ausgelesen werden. Bei dieser Verfahrensweise sind die nichtadressierten Leseverstärker in den elektronischen Elementen 23, 23' der parallelen, benachbarten Spalten ohne Funktion.
In einer besonderen Ausführungsform werden in die elektronischen Elemente 22, 22' und 23, 23' zusätzlich Speicher integriert. Da der elektrochemische Prozeß durch die konstant erhaltene Elektrodenpoiarisation auch in den Zeiten abläuft, in denen sich Sensoφositionen im Nichtlesezustand befinden, wird diese Zeit genutzt, um über die Leseverstärker der Elemente 23, 23' das in den Ultramikroelektroden generierte Signal in einem beispielsweise elektronischen Zwischenspeicher zu akkumulieren und abzuspeichern. Bei dieser Ausführungsform wird das an den Elektroden generierte Signal über Leseverstärker in einen Zwischenspeicher gegeben, der beim späteren
Lesevorgang über die Meßleitungen ausgelesen wird. Beim Lesevorgang wird das während der gesamten Zeit des Nichtlesezustandes im Speicher akkumulierte elektrochemische Ergebnis sehr rasch ausgelesen.
Es ist bei dieser Anordnung nicht notwendig, längere Meßzeiten während eines Auslesevorganges einer Sensoφosition 4 in Kauf zu nehmen. Die besondere Konstruktion mit den zusätzlichen Biasleitungen macht diese Art der (verborgenen) Meßwertgewinnung und Zwischenspeicherung möglich. Man erreicht auf diese Weise eine erhebliche Beschleunigung des Ausleseprozesses und eine wesentliche Verbesserung des Nutzsignals. In der Ausführungsvariante gemäß Figur 4 lassen sich durch die Integration elektronischer Komponenten an den einzelnen Sensoφositionen auch elektrische Sensorarrays mit höherer Dichte der Arraypositionen (1000 und mehr) anordnen.
Typisch für die integrierten CMOS-Schalter und elektronischen Zusatzelemente unterhalb der Arraypositionen im Silizium werden Standard-Transistoren, wie in Figur 5 schematisch gezeigt, als CMOS-Wanne 24 mit Source 25 und Drain 26 angeordnet. Gates und Leiterbahnen aus Polysiiizium 31 verbinden wie auch CMOS-Aluminium 27 im CMOS-Dielektrikum 28 die chip-intemen Elemente. Ebenfalls mittels Aluminium oder auch Wolfram wird die Kontaktierung der chip-internemen Elemente mit den Elektroden an den Sensorarraypositionen durch eine flüssigkeitsdichte Siliziumnitrid-Passivierung 29 hindurch erreicht. Der Kreuzungsbereich 32 zeigt exemplarisch, wie sich Leiterbahnen kreuzen, z.B. die Adreßleitung 15 mit der Meßleitung 18 gemäß Figur 4. Die vorstehend beschriebenen mit verschiedenen elektronischen Elementen ausgerüsteten elektrischen Sensorarrays eignen sich alle in gleicher weise für eine Multianalytmessung. Wie vorstehend beschrieben, wird die Immobilisierung unterschiedlicher affinitätsbindender Moleküle auf einzelnen Sensorarraypositionen, z. B. in den Mikrokompartments, ausgeführt, indem durch Mikrodosierung beispielsweise tintenstrahlanaloge Dosiertechnik (z.B. Piezodosierer) oder Mikrokapillardosierung die Reaktionslösungen zugeführt werden. Es ist ebenso möglich, durch Stempeltechniken individuell auf einzelne Positionen Moleküle aufzubringen, die dann reagieren oder haften. Beispielsweise werden Selfassembling-Schichten durch sog. Kontaktstempeiung vom Stempel auf die Elektrodenoberfläche übertragen und damit individuell über eine Thiol-Goldbindung belegt.
Bei einer anderen Ausführungsform wird die Immobilisierung durch aufgesetzte Mikrodurchflußsysteme bzw. Stempel für die Applizierung von Flüssigkeiten durch Ein- und Ausflußöffnungen über einzelnen Arraypositionen oder in Gruppen oder in Reihen erreicht. Die so mit unterschiedlichen affinitätsbindenden Molekülen ausgestatteten Arraypositionen aller Ausführungsformen werden dann mit einem Multianalytgemisch in ihrer Gesamtheit in Kontakt gebracht. Dies kann durch Tauchen des Sensorarrays in die Analytlösung oder durch Einbau in eine Durchflußzelle oder durch Befüllen von Kompartimenten an den Einzelpositionen erfolgen. Die unterschiedlichen affinitätsbindenden Moleküle auf oder über den Arraypositionen binden durch ihre hohe Spezifität ausschließlich ihr Zielmolekül, sofern es im Analytgemisch vorhanden ist. Dieser Bindungsprozeß ebenso wie ein analoger Bindungsprozeß an immobilisierten Molekülen in Gelen oder auf Partikeln ist Vorausetzung für den folgenden elektrochemischen Detektionsprozeß. Die Verwendung von trägergebundenen
Fängermolekülen erzielt hohe Beladungsdichten in einer Sensorarrayposition, da nicht nur die Flächen, sondern das Volumen genutzt werden.
Für das Redox-Recycling werden Enzymmarker verwendet, die entweder mit dem Zielmolekül an die Sensorarrayposition eingeführt werden oder nach der erfolgten spezifischen Bindung durch sekundäre Bindungsprozesse wie Antikörperbindung, Interkalation, kovalente Anheftung und andere gebräuchliche Markierungsreaktionen gebunden werden. Die Markerenzyme, die sich nur an Arraypositionen befinden, an denen die molekulare Erkennungsreaktion stattgefunden hat, werden mit einem elektrochemisch inaktiven Substrat z. B. p-Aminophenylphosphat versetzt, das dann durch die Enzymreaktion in ein elektrodenaktives Produkt das p-Aminophenol umgewandelt wird. Im zyklischen Prozeß einer an Anode und Kathode der bandförmigen Ultramikroelektroden ablaufenden Oxidation und Reduktion wird ein Summenstrom ermittelt, der mit der Menge der an dieser Arrayposition gebundenen Moleküle streng korreliert. Bezogen auf gebundene Analytmoleküle muß die Menge eingeführten Markerenzyme quantitativ und stöchiometrisch sein. Nutzt man die zur Immobilisierung hergestellten Mikrokompartments auch zur Volumentrennung bei dieser Art Detektion aus, ist die in jedem Mikrokompartment entstehende Konzentration an elektroaktiven Spezies ein quantitatives Maß für die Zahl der an dieser Arrayposition individuell stattgefundenen Erkennungsreaktionen. Auf diese Weise bedeutet das Fehlen einer elektrochemischen Reaktion auch das Ausbleiben des Erkennungsereignisses und damit die Abwesenheit des gesuchten Analyten an der jeweiligen Arrayposition.
Die von den Enzymmarkem für das Redox-Recycling erzeugten eiektrodenaktiven Moleküle können problemlos in wasserhaltigen Gelen an die Elektrodenoberfläche diffundieren. Auch aus einer Partikelpackung über dem Elektrodenarray diffundieren sie über die Flüssigkeit zwischen den festen Partikeln, wobei im geringen Restvolumen besonders rasch eine Konzentrationserhöhung herbeigeführt wird.
Da sich der Detektionsprozeß durch das Ultramikroelektrodenverhalten nur unmittelbar an der Elektrodenoberfläche abspielt, ist die bestimmende Zone die Elektrodendoppelschicht und wenige Moleküllagen darüber. Dadurch ist die Methode unabhängig von Konvektion und allein durch die Braun'sche Molekularbewegung bestimmt, so daß jegliches aktives Rühren unterbleiben kann und zum Beispiel mit Stop- Flow-Verfahren oder geschlossenen Kammern und Mikrokompartments gearbeitet werden kann.
In einer anderen Ausführungsform, wenn die Mikrokompartments nach erfolgter
Immobilisierung wieder entfernt wurden, erhält man nur qualitative Aussagen für die Anoder Abwesenheit von Analyten unter der Bedingung, daß die Konvektion sich bildendender Markerenzymprodukte genügend unterdrückt wird, z.B. durch ausreichenden Abstand der Positionen und stopped flow Analytik.
In einerweiteren Ausführungsform werden die planaren Sensorpositionen zur Redox- Recycling- Detektion wieder mit volumentrennenden Elementen für die Sensorpositionen versehen. Dies kann beispielsweise auch durch das Aufsetzen der vorstehend zur Immobilisierung beschriebenen Stempel erfolgen. Es lassen sich damit Einzelsensoφositionen, Gruppen von Sensoφositionen oder Reihen von Sensoφositionen separat erfassen und messen. Bei einer anderen Ausführungsform, die die elektrochemische Impedanzspektroskopie als Detektionsmethode verwendt, werden ebenfalls die in Figuren 1 , 3 und 4 beschriebenen Anordnungen der elektronischen Schalt- und Zusatzelemente mit Wechselstrom verwendet. Die Spezifität dieser Meßmethode und der Abstand der Elektroden in den nm-Dimensionen machen es möglich, eine solche Reaktion markerfrei zu vermessen.
Zur Messung werden Wechselströme mit bestimmter Frequenz oder Frequenzgemische von 0,1 Hz - 1 MHz auf eine Biasspannung von vorzugsweise 10 - 200 mV aufgeprägt, die in der gleichen Weise wie die Elektrodenpoiarisation für die voltametrischen Methoden an die Elektroden der Sensoφositionen angelegt wird. Bei dieser Detektionsmethode werden Elektrodenabstände < 500 nm, bevorzugt 20 - 200 nm, verwendet. Wie bei den Ausführungsvarianten für das Redox-Recycling werden die auf oder zwischen den Elektrodenoberflächen in der Sensorarrayposition immobilisierten, affinitätsbindenden Moleküle mit dem Gemisch verschiedener Analyte zusammengebracht und die molekulare Erkennungsreaktion läuft wie voranstehend beschrieben ab. Mit den durch die geringen Elektrodenabständen erzielbaren starken elektrischen Feldern von einigen MV/m kann auf jeder Position individuell vermessen werden, wie die affinitätsbindenden Moleküle die Elektrodenoberfläche bedecken. Dies zeigt sich entsprechend der Bedeckung der Oberflächen durch die Abnahme der
Kapazität der Ultramikroelektroden. Erfolg der Immobilisierung und der Bedeckungsgrad lassen sich auf diese Weise quantitativ verfolgen. Die mit affinitätsbindenden Fängerelektroden versehenen einzelnen Sensorarraypositionen werden individuell mittels Impedanzspektroskopie vermessen, wobei Kapazität, Leitfähigkeit und Dielektrizitätskonstante sowie der Phasenwinkel durch die Messung und ihre Auswertung separiert werden können. Nach erfolgter Erkennungsreaktion an einer einzelnen Arrayposition, die üblicherweise mit einem größeren Biomakromolekül erfolgt, bildet sich ein großer Molekülkomplex, der typischerweise größer ist als der Abstand zwischen zwei Elektroden. Das elektrische Feld reicht dabei nicht erheblich über diese Molekülkomplexe hinaus und erfaßt so nur die elektrodennahen Bereiche, so daß schwebende Partikel nicht stören. Eine neue Impedanzmessung nach erfolgten Erkennungsreaktionen mit den gleichen Parametern wird zur Differenzbildung benutzt. Eine sichtbare Veränderung gibt Auskunft darüber, an welchen Positionen Komplexbindungen stattgefunden haben. Die Impedanzänderung wird durch die Verdrängung des Elektrolyten und Beeinflußung des elektrischen Feldes z.B. durch geladene DNA-Moleküle hervorgerufen.
Im Unterschied zum quantitativen Redox-Recyciing ist die impedanzspektroskopische Detektionsmethode semiquantitativ und gestattet eine Aussage über stattgefundene oder nicht stattgefundene molekulare Erkennungsreaktionen. Die Parameter, die bei der Impedanzspektroskopie ausgewertet werden, erlauben Aussagen über die Größe der Moleküle, die an der Elektrodenoberfläche bei der Erkennungsreaktion gebunden haben sowie über den Ladungszustand dieses Moleküle. Auch die Dichte der Molekülbelegung hat Einfluß auf das Meßergebnis. Alle Parameter können zur näheren Analyse des molekularen Erkennungsvorgangs und der beteiligten Partner herangezogen werden.
In einer spezieilen Ausführungsform wird das elektrische Sensorarray nach Immobilisierung der affinitätsbindenden Moleküle oder nach stattgefundener molekularer Erkennungsreaktion und entsprechender Waschvorgänge mit einem Hydrogel belegt. Diese Belegung mit Hydrogel kann für verschiedene Verfahren zur Anwendung der elektrischen Sensorarrays vorteilhaft sein. Bei der Bedeckung der oberflächengebundenen affinitätsbindenden Moleküle mit Hydrogel können z.B. die Analyte aktiv durch Dosierung oder elektrophoretisch durch Applikation elektrischer Felder mittels Hilfselektroden in das Gel und an die Affinitätspartner herangebracht oder durch Diffusionsprozesse zugeführt werden. Die Beschichtung mit Hydrogelen nach stattgefundener molekularer Erkennungsreaktion an den Oberflächen kann auch dazu verwendet werden, zusätzliche Marker oder Reagenzien durch elektrophoretische Prozesse oder Direktdosierung an die Molekülkomplexe heranzuführen und zu detektieren.
Alternativ werden Hydrogele benutzt, um partikelgebundene immobilisierte Fängermoleküle oder nach stattgefundener molekularer Erkennungsreaktion immobilisierte Zielanalyte in den Mikrokompartments einzuschließen. Die Methode ist bevorzugt geeignet für die Anwendung des Redox-Recycling, da die diffundierenden Enzymprodukte durch das Gel wenig gehindert werden, an die Elektrodenoberfläche zu gelangen. Zu beobachten ist dabei lediglich eine Verlangsamung der Diffusion.
In einer anderen Ausführungsform werden die Hydrogele über das gesamte elektrische Sensorarray gleichmäßig aufgebracht und bewirken durch ihre Diffusionshemmung eine verbesserte Zuordnung der Bindungsvorgänge zu einzelnen Arraypositionen, ohne daß Mikrokompartments hergestellt wurden.
Die an den einzelnen Sensorpositionen angeordneten Elektroden und flächenförmigen oder mit Punktelektroden besetzten Hilfselektroden sowie die spiral- oder kreisförmig angeordneten Bandelektroden nach Figuren 2 können neben ihrer Verwendung für die Detektionsprozesse selbst auch zur Applikation elektrischer Felder im Sinne einer Freifeld- oder Gelelektrophorese eingesetzt werden. Für die Heranführung geladener Analytmoleküle oder Reagenzien an die Elektrodenoberflächen, z.B. an den Ort der molekularen Erkennungsreaktionen, können besonders vorteilhaft parallel angeordnete interdigitale Ultramikroelektroden nach Figuren 2b, 2c, 2d oder 2g verwendet werden. Dabei werden in einer Ausführungsform des Verfahrens die beiden Ultramikroelektrodenpaare in Figuren 2b, 2c und 2d beispielsweise in der Weise zu einem elektrophoretischen System geschaltet, daß immer zwei zusammengehörige interdigitalen Fingeφaare oder Paare von bandförmigen Ultramikroelektroden einen Pol des elektrischen Feldes bilden. Je nach Polarisation und Ladung der Moleküle werden elektrophoretische Transportvorgänge eingeleitet. Verwendet man Felder mit niedriger Frequenz im unteren Hz und mHz-Bereich, werden wechselseitig Moleküle an die Elektroden herangeführt. Üblicherweise werden die elektrischen Felder in Sequenzen erzeugt. In den stromlosen Pausen können durch Elektrolyse gebildete Gase abdiffundieren und auch pH-Gradienten sich ausgleichen.
In einer anderen Ausführungsform werden die Hilfselektroden wie in Figuren 2e und 2f zur Applikation der vorstehend beschriebenen elektrischen Felder benutzt. Sie können dabei die gleiche Polarisation aufweisen und gegen einen interdigitaies Elektroden paar 3, 3' geschaltet werden, oder es wird das Feld zwischen den Hilfselektroden 3e und 3e' bzw. 3f und 3f erzeugt, so daß die Moleküle in die Nähe der Detektionselektroden 3, 3' gezogen werden. Im Gegensatz zu den flächenhaften Hilfselektroden 3e und 3e' erlauben die Hilfselektroden 3f und 3f durch die punktförmigen aktiven Elektrodenflächen mit Ultramikroelektrodencharakter eine wesentlich höhere Stromdichte pro Fläche durch eine verbesserte Diffusion. Auch durch die Elektrodenkonstruktion 3g und 3g' kann eine wesentlich höhere Stromdichte pro Fläche als für die Elektroden 3 und 3' erreicht werden. Im Ergebnis dieser punktförmigen Strukturierung gibt sich durch hemispherische Diffusion der Vorteil, daß eine wesentlich höhere Stromdichte pro Fläche erreicht werden kann, trotzdem die aktive Elektrodenfläche verkleinert ist.
Diese Ausführungsform zur Heranführung von Analyt oder Reagenzmolekülen an die Elektrodenoberfläche wird ergänzt durch die gleichzeitige Verwendung der Detektions- und Hilfselektroden zur Erzeugung elektrischer Felder nach stattgefundener Erkennungsreaktion. Bei dieser Verfahrensweise werden die schon bei niedriger Spannung unter 1V enstehenden erheblichen Feldstärken zwischen den Elektroden dazu genutzt, daß schwach gebundene Moleküle von ihrem Affinitätspartner im Unterschied zu stärker gebundenen Molekülen von den Detektionslektroden wieder entfernt werden können. Schon das einfache "Ultramikroelektrodeninterdigitalpaar" in 3, 3' in Figur 2c gestattet die Beseitigung schwächer und damit falsch gebundener Molekülkomplexe. Dazu wird das applizierte Feld zwischen den Elektroden 3 und 3' als Wechselfeld mit niedriger Frequenz (wenige Hz bis mHz) benutzt, von beiden Elektroden unerwünschte Spezies zu entfernen. Das Wechselfeld mit niedriger Frequenz bewirkt dabei, daß immer die Elektrode, die gleich zur Ladung des unerwünschten Moleküls geladen ist, durch ihr hohes Feld die Abstoßung dieses Moleküles bewirkt. Durch die Wechselfelder werden beide Elektroden nacheinander in diesen abstoßenden Zustand versetzt und die Reaktion findet im Summenergebnis auf beiden Interdigitalsystemen statt. Die Feldapplikation wird nach kurzer Zeit, d.h. wenige Zehntelsekunden bis Sekunden durch Pausen unterbrochen, in denen Gase und pH-verändemde Spezies abdiffundieren können. Die Reaktion kann durch biochemische Waschvorgänge oder durch Temperaturveränderung unterstützt werden. Eine Temperaturkontrolle kann sowohl extern als mit einem auf den Chips aufgebrachten Heizer aus Dünnfilmmetallbändern, wie Platin, realisiert werden.
Mit Elektrodenanordnungen, wie in Figuren 2b, 2d, 2e, 2f und 2i, ist die Anwendung des Prozesses, wie für Figur 2a beschrieben, für jedes Paar interdigitaler oder bandförmiger Ultramikroelektroden möglich. Prinzipiell kann dieser Prozeß durch Kombination beliebiger Detektor- und/oder Hilfselektroden mit dem gleichen Verfahren der niedrigfrequenten Feldumpolung und der Beseitigung schwach-bindender bzw. unerwünschter Moleküle von den Elektrodenoberflächen benutzt werden.
Als besondere Ausführung werden die in Figuren 2b, 2e, 2f und 2i außen liegenden Elektroden zur Felderzeugung verwendet, während die dazwischen liegenden Elektroden stromlos sind. Diese Art der Applikation kann auch zur Heranführung von Molekülen an die zwischenliegenden Elektrodenpaare benutzt werden, da sich diese in einer Art Feldkäfig befinden. Mit den gleichen multiplen Anordnungen sind überdies auch kombinierte Gleich- und Wechselstromapplikationen, Umpolungen sowie wahlweise Adressierung der Einzelelektroden möglich und damit gezielte Effekte der Molekülheranführung und der Molekülbeseitigung an beliebigen Elektroden zu erzielen.
In den Ausführungsformen gemäß Figuren 2e und 2f lassen sich die flächenförmigen oder mit Punkten besetzten Hilfselektroden so einsetzen, daß jeweils zu einer oder beiden Ultramikroelektroden die gewünschte Polung der Elektroden zur Beseitigung von Molekülen vorliegt. Hier ist Gleichstrom oder die niedrigfrequente Wechselstromapplikation über Kreuz, z.B. in Figur 2e zwischen Elektroden 3e und 3', bzw. 3e' und 3 möglich. Damit lassen sich die Einzelelektroden selektiv behandeln. Die unterschiedliche Behandlung der Elektrodensysteme in Figuren 2b, 2d, 2e und 2f läßt sich in einer anderen Ausführungs auch dazu verwenden, daß an einzelnen Elektroden unerwünschte Bindungen beseitigt werden und an anderen bestehen bleiben, so daß aus der Differenzmessung auf die Differenzmenge geschlossen werden kann.
An den kreisförmigen Elektroden gemäß Figur 2b oder spiralförmigen analogen Strukturen sind die vorstehend beschriebenen Verfahren zur Verwendung der elektrischen Felder dadurch besonders geeignet, daß durch eine zentrale Elektrode eine Art Feldkäfig über die dazwischen liegenden Elektroden gelegt werden kann, so daß diese auch im stromlosen Zustand von diesem Feld in gewünschter Weise zur Entfernung oder Heranführung von Molekülen genutzt werden können.
Die punktförmige Elektrodenanordnung in Figur 2h kann in einer anderen Ausführungsform vorteilhaft zur Erzeugung elektrischer Felder sowohl zur Anreicherung von Molekülen als auch zur Entfernung von Molekülen eingesetzt werden. Dazu werden diese Elektroden an verschiedenen Stellen eines Sensorarrays z.B. als außen liegender Ring oder konzentriert in Innenposition oder durch Kombination von beiden ausgewählten Positionen eines Sensorarrays angeordnet. Sie dienen zur Erzeugung starker Felder an anderen Arraypositionen über den Raum des Sensorarrays hinweg durch besonders hohe Stromdichten. Die erzielbare hohe Stromdichte bei vergleichsweise niedrigen Spannungen erzeugt Feldkäfige, die den Transport von geladenen Molekülen nach elektrophoretischen Prinzipien besonders verbessern.
Ausführungsbeispiele
Beispiel 1 : Herstellung eines elektrischen Sensorarrays mit direkter Kontaktableitung in Siliziumtechnologie
Mikroelektrodenstrukturen entsprechend Figuren 1 und 2a werden in Standardsiliziumtechnologie hergestellt, vgl. Reimer et al., Sensors and Actuators, A 46/47(1995)66. Dazu wird 500 nm dickes thermisches Oxid auf 4"-Siliziumwafem erzeugt. Auf dem Oxid wird Fotolack photolithografisch so strukturiert, daß die Konturen der Elektroden für die Elektrodenstrukturen freiliegen. Das Ultramikroelektrodensystem konzentrischer Ringe gemäß Figur 2a besteht aus ringförmigen Elektrodenbändern mit 1 ,5 μm Breite im Ringabstand von 800 nm. Die Ringe sind abwechselnd über die Leiterbahnen 6 mit den Kontakten gemäß Figur 2a verbunden. Es sind 16 Sensoφositionen in einer 4 x 4 Matrix mit Arraypositionen von 300 μm Durchmesser auf dem Sensorarray angeordnet. Die 2 x 16 Ableitkontakte befinden sich auf zwei benachbarten Seiten des 1 x 1 cm großen Siliziumchips. Die Abstände der Sensorarraypositionen betragen 400 μm, so daß ein aktives Gebiet von ca. 2,5 mm x 2,5 mm entsteht.
Durch 15 sec Tauchen in 10%ige Flußsäure wird das Oxid ca. 150 μm tief angeätzt. Eine 20 nm dicke Titanhaftschicht und eine 150 nm dicke Goldschicht werden auf die gesamte Oberfläche mittels Elektronenstrahl aufgedampft. Durch einen Liftoff-Prozeß wird alles Material zwischen den Elektroden, Leiterbahnen und Kontakten beseitigt. Der Wafer wird anschließend mit einer 400nm dicken Siiizium-oxinitrid-Schicht bedeckt, die im Plasma durch chemische Abscheidung (PECVD-SiNx:H) erzeugt wird. Im folgenden werden die Arraypositionen und die außenliegenden Kontaktflächen durch reaktives chemisches Trockenätzen bis auf die Goldflächen freigelegt. Nach Aufschleudem eines Schutzlackes wird der Wafer von der Rückseite entsprechend der vorgesehenen Einzelchipkanten ca. 250 μm tief von der Rückseite eingesägt.
Beispiel 2: Herstellung eines elektrischen Sensorarrays mit direkter Kontaktierung auf Glas
Auf 4"-Pyrexglaswafem werden mit einer dem Beispiel 1 entsprechenden Photolithographie Interdigitalelektrodenarrays entsprechend Figur 2e mit 9 Sensoφositionen im Raster 3 x 3 strukturiert. Dazu wird abweichend von Beispiel 1 auf das Glas eine 20 nm dicke Chromhaftschicht gefolgt von einer 150 nm dicken Platinschicht aufgedampft und wie im Ausführungsbeispiel 1 durch Liftoff-Technik fertig strukturiert. Als Haftvermittler für die folgende Isolationsschicht wird eine 3%ige Lösung von Alkyloxysilan in Aceton mit der Oberfläche in Kontakt gebracht. Die 400 μm großen Sensorarraypositionen im Abstand von 500 μm werden nach Aufschleudem einer 10μm dicken Polyimidschicht mit Standard-Photolithographie so strukturiert, daß die Kontaktflächen und die Sensoφositionen freigelegt werden. Das Interdigital-Elektroden- System mit Hilfselektroden entsprechend Figur 2e besteht an jedem Elektrodenfingersystem aus 90 je 200 μm langen und 1 μm breiten Fingern, wobei die Interdigitalabstände 0,9 μm betragen. Die Hilfselektroden 3e und 3e' sind wie in der Figur 2e dargestellt, bis 50 μm vom Rand der Sensorarrayposition flächig ausgeführt. Wie im Beispiel 1 wird der Wafer geschützt und eingesägt.
Beispiel 3: Herstellung eines elektrischen Sensorarray-Systems mit CMOS-Schaltem
Die Schalterebene wird mit einem CMOS-Standardprozeß, vgl. Widmann, Mader, Friedrich, Technologie hochintegrierter Schaltungen, Springer Verlag Berlin 1996, in einem Prozeß mit 1 μm Minimalstrukturen hergestellt. Die nach Figur 3 erforderlichen Kreuzungen von Leiterbahnen werden durch Überkreuzungen 32 von Polysilizium- 31a und Aluminium-Bahnen 27 realisiert. Der größere elektrische Widerstand spielt wegen der kleinen Sensorströme keine Rolle. Im verwendeten CMOS-Prozeß werden die Schalter 12, 12' und 13, 13' vorteilhaft als Transmission-Gates ausgeführt. Jeweils ein Transmission-Gate verbindet die Punkte 12a, 12a' mit der Leitung 18 bzw. 19 und die Punkte 13a, 13a' mit der Bias-Leitung 21 bzw. 20. Die Adreß-Leitungen 14, 15, 16, 17 bestehen aus einem parallel laufenden Paar von Leiterbahnen, an denen Signale komplementärer Polarität zu den Gates der beiden Transistoren eines Transmission- Gates geführt werden. Alternativ kann auch ein on-chip Inverter an jeder Sensorposition zwei komplementäre Signale aus einer Adreßleitung gewinnen, um die Transmission Gates 12, 13 komplementär anzusteuern. Bei der einen Polung ist das Transmission- Gate von 12a nach 18 leitend und das Transmission-Gate von 12a nach 21 sperrend (Schaltzustand 12). Bei der umgekehrten Polung ist 12a-18 sperrend und 12a-21 leitend (Schaltzustand 13). Die Transmission-Gates schalten sowohl positive als auch negative Ströme.
Zusätzlich zu den üblichen Anschlußpads einer CMOS-Schaltung an den Rändern des Chips enthält die Schaltung nach Figur 3 an den Stellen 12a, 12a' und 13a, 13a' Aluminiumpads, mit denen die Verbindung zu den Elektroden-Arrays hergestellt wird. Standardmäßig wird der CMOS-Prozeß mit der Aufbringung einer PECVD-Nitridschicht und Öffnung der Anschluß-Pads in dieser passivierenden Schicht abgeschlossen. Auf diese Isolationsschicht werden mit gleicher Liftoff-Technik, wie in Ausführungsbeispiel 1 dargestellt, Haftschicht und Goldelektroden 30 direkt aufgedampft und wie oben beschrieben photolithographisch strukturiert. Eine weitere Passivierung ist nicht vorgesehen, da die Kontakte von den Interdigital- und Hilfselektroden direkt senkrecht in die darunterliegende Schalterebene geführt werden.
Beispiel 4: Herstellung eines elektrischen Sensorarrays mit Schaltern, Verstärkern und Integrator in CMOS-Technologie
Für die Herstellung des Ausführungsbeispiels nach Figur 4 werden der gleiche CMOS- Standard-Prozeß, sowie die gleichen Elektroden und Leitungsanordnungen benutzt, wie unter Beispiel 3 beschrieben wurde. In der 1 μm-Technologie werden diese Bauteile auf einer Fläche von 300 μm x 400 μm angeordnet. Zwischen den Elektroden und den Transmission-Gates, die zu den Meßleitungen 18, 19 führen, liegt jetzt ein Operationsverstärker und eine integrierte Kapazität von 1 pF, die den Ausgang mit dem Eingang des Operationsverstärker verbindet. Weiterhin liegt ein Schalter parallel zu dieser Kapazität. Von der Adressiereinheit 10 führen zusätzliche Steuerleitungen zu diesem Schalter, die ihn außerhalb der Meßzeiten geschlossen halten. In der beschriebenen Ausführung erzeugt ein Strom von 1 nA an den Elektroden am Ausgang des Operationsverstärkers nach 1 msec eine Spannung von 1 V. Diese Spannung wird wie in Beispiel 3 beschrieben mit Transmission-Gates auf die Meßleitungen 18, 19 geschaltet und mit dem Leseverstärker 11 gemessen.
Beispiel 5: Aufbau von Mikrokompartments mit vorgefertigten Polymeren
Elektrische Sensorarrays, wie sie nach Beispiel 1 bis 4 hergestellt worden sind, werden mit Aceton im Ultraschallbad von Schutzlack befreit und mehrmals mit Alkohol und
Reinstwasser gewaschen. Im folgenden Schritt werden sie durch das Aufiaminieren einer vorher perforierten 400 μm dicken Polypropylen-Folie mit Mikrokompartments versehen. Die Perforation entspricht dabei den Größen der Sensorarraypositionen und den Kontaktflächen an den Außenrändern. Das Aufiaminieren geschieht mittels Heißsiegel- Technologie durch induktive Erwärmung. Die Justage der mittels eines Vakuumstempels in Wafergröße aufgebrachten Folie wird mittels Justiermarken auf der Waferoberfläche durch optische Kontrolle vorgenommen. Der auf -10° C gekühlte Wafer wird entlang der vorgesägten Chipkanten gebrochen, so daß die einzelnen Chips erhalten werden. Beispiel 6: Aufbau von Mikrokompartments mit photolithographisch strukturierten Polymeren
Elektrische Sensorarrays, wie sie nach Beispiel 1 -4 aufgebaut wurden, werden mit Aceton im Ultraschallbad von Schutziack befreit und mehrmals mit Alkohol und
Reinstwasser gewaschen. Anschließend werden sie im Spincoat-Verfahren mit Teflon AF (DuPont) mit einem 15 μm dicken Film beschichtet. Zuvor wird der gesamte Wafer mit dem zugehörigen Haftmittel (DuPont) benetzt. Nach Ausbacken der Teflonschicht bei 150°C für 20 Minuten werden mittels reaktivem Trockenätzen die Gebiete der Sensoφositionen und der Kontaktpads bis zu den metallischen Oberflächen freigelegt. Der Wafer wird entlang der vorgesägten Chipkanten gebrochen, so daß die einzelnen Chips erhalten werden.
Beispiel 7: Immobilisierung von Oligonukleotiden auf elektrischen Sensorarrays
Ein nach Beispiel 5 hergestellter Chip mit 400 μm hohen polymeren Mikrokompartments wird auf einen Keramikträger mit üblichen Leiterbahnen montiert und drahtgebondet. Durch Aufkleben eines polymeren Formteils aus Polysiloxan entlang der Chipkanten, das die aktiven Elektrodengebiete eingrenzt, wird ein Reaktionsgefäß von ca. 5 mm Durchmesser auf dem Chip befestigt. In dieses Reaktionsgefäß wird eine 5 mM Lösung von 11-Merkapto-undecanyl-amin in Cyclohexanon, eingefüllt, abgedeckt und bei Raumtemperatur für 5 Stunden belassen. Die Belegung der Elektroden durch Self- assembling wird kontrolliert durch eine Online-Impedanz-Messung (EG&G Model 398). Die abnehmende Kapazität durch die Belegung mit der monomolekularen Molekülschicht ist ein Maß für die Bedeckung. Die Belegung wird abgebrochen, wenn die ursprüngliche Kapazität der Chipelektroden um 70% abgesunken ist.
Diese Belegung der Metalloberflächen kann alternativ auch vor dem Brechen und Vereinzeln der Chips durch Tauchen des gesamten vorher entlackten Wafers in die analogen Lösungen vorgenommen werden.
Die mit Aminofunktionen derivatisierte Oberfläche des Chips wird anschließend mit einem Tropfen (0,1 - 10 μl) 20 mM Tolylen-2,4- diisocyanat (TDI) in Essigsäureethylester (EEE) bei RT während 10 - 60 min inkubiert. Es wird mit EEE gewaschen und getrocknet.
Nach Waschen eines so aktivierten Chips mit neutraler Phosphatpufferlösung werden mittels Mikrokapillardosierung nacheinander in jede Sensorarrayposition je 5nl 24mer- Oligonukleotid eingebracht, die am 5'-Terminus eine Jodoacetyl-Gruppe tragen. Die Nucleotidsequenz ist an jeder Arrayposition unterschiedlich entsprechend der zu analysierenden verschiedenen Ziel-DNA-Moleküle. Dabei sind die Volumina der Reaktionsflüssigkeiten kleiner als das Kompartimentvolumen. Die Kopplungsreaktion erfolgt spontan während einer Stunde bei Zimmertemperatur. Nach erfolgter kovalenter Anbindung wird das elektrische Sensorarray mit SSPE-Puffer (0,9 M NaCI, 50 mM NaH2P04, 5 mM Na2EDTA, pH 7,5) gewaschen.
Beispiel 8: Affinitätsbindung von DNA auf elektrischen Sensorarrays mit trägergebundenen Oligonucleotiden
Auf ein nach Beispiel 7 mit unterschiedlichen Fängeroligonukleotiden beladenes elektrisches Sensorarray wird der Analyt als DNA - Gemisch aufgegeben. Es wird Analyt- DNA verwendet, in welche bei der konventionellen Vervielfältigung der DNA mittels PCR biotinylierte Primer Biotin-Reste eingeführt wurden. Die Analyt-DNA in SSPE-Puffer wird mit Denhardt's Lösung (0,5g Ficoll, 0,5g Polyvinylpyrrolidon, 0,5 g RSA in 0,5 I H20) in eine Konzentration von 1 μg/ml überführt und auf das Sensorarray aufgegeben und bei Raumtemperatur 2 Stunden inkubiert. Zur Entfernung überschüssiger Analyt-DNA wird bei 40° C mit SSC-Puffer (52,6g NaCI, 26,5g Na-Citrat in 0,81 H20) gewaschen.
Beispiel 9: Immobilisierung von partikelgebundenen affinitätsbindenden Molekülen auf elektrischen Sensorarrays
Ein elektrisches Sensorarray, das nach Beispiel 1 hergestellt und nach Beispiel 5 mit Mikrokompartments versehen wurde, wird über einem üblichen Magneten zur
Handhabung magnetischer Carrier plaziert, in jedes Mikrokompartment werden durch Mikrokapillardosierung 10nl Flüssigsuspensionen magnetischer Polymerkügelchen mit unterschiedlichen Oligonukleotiden appiiziert und durch die Magneten am Boden der Mikrokompartments über den Elektroden fixiert. Die Beladung der magnetischen Träger erfolgte zuvor separat für alle Positionen nach einem Standardverfahren (Boehringer) durch Streptavidin/Biotin-Kopplung. Die Träger sind dabei oberflächlich mit Streptavidin beschichtet und binden die 5' -biotin-modifizierten 24mer-Nukleotide. Über die Streptavidin/Biotin-Bindung wurden unterschiedliche Oligonukleotide fest auf den magnetischen Trägem immobilisiert. Beispiel 10: Detektion der Affinitätsbindung an Oberflächen von elektrischen Sensorarrays
Elektrische Sensorarrays mit immobilisierten Oligonukleotiden nach Beispiel 7 werden nach Hybridisierung analog Beispiel 8 zur Auslesung mittels Redox-Recycling vorbereitet. Dazu wird das gesamte elektrische Sensorarray mit 1 ,5 μl einer neutralen Phosphatpufferlösung des Markerenzyms alkalische Phosphatase, die als Streptavidinkonjugat vorliegt, befüllt. Die Biotin/Strepavidin-Bindung erfolgt während einer Stunde. Danach werden alle nicht gebundenen Enzymkonjugate mittels 2 mM p- Aminophenylphosphat in Phosphatpuffer pH 9,5 von der Sensoroberfläche weggespült. Nach Absaugen aller über die Mikrokompartments überstehenden Flüssigkeit wird die in jedem Mikrokompartment durch die Enzymreaktion enstehende p- Aminophenolkonzentration, die der Menge doppelstranggebundener DNS adäquat ist, individuell mit einem 16-Kanal-Multipotentiostaten (Eigenbau) gemessen. Für das Redox- Recycling werden die Ultramikroelektroden paarweise mit 2 verschiedenen Potentialen beaufschlagt. Die Anode mit + 350 mV und die Kathode mit - 100 mV gegen eine Silber/Silberchlorid-Referenzelektrode (sh. Figur 7). Der anodische und der kathodische Strom jeder Arrayposition wird als Stromanstieg dl/dt an der jeweiligen Sensorposition ausgewertet. Man erhält einen Stromanstieg von 0,5 bis 2 nA pro Minute je nach Beladungsdichte. Die Summe beider Ströme ist ein quantitatives Maß für die Anzahl gebundener Ziel-DNA an jeder Sensorposition.
Die Menge gebundener DNA pro Sensorposition wird dadurch bestimmt, daß eine Arrayposition des Sensorarray als interner Standard benutzt wird. Dazu wird dem Analyten ein 35mer-Oligonucleotid, welches 20 komplementäre Basen zu dem Fängeroligonucleotid an einer Arrayposition aufweist in bekannter Konzentration beigemischt.
Beispiel 11 : Detektion der Affinitätsbindung auf Oberflächen von elektrischen Sensorarrays mittels Impedanzspektroskopie
Elektrische Sensorarrays, die nach Beispiel 6 aufgebaut werden, werden an jeder Sensorarrayposition mit 10nl Oligonukleotidlösung in einer Konzentration von 10 μg pro ml Phosphatpuffer pH 7 befüllt. Die 24-mer-Oligonukleotide besitzen einheitlich 6 Thymidin-Reste am 5'-Kettenende, deren letzte 3 mit Thiolat-Gruppen modifiziert sind. Nach 12 Stunden ist die Schwefel/Gold-Bindung der Thiolatgruppen beendet. Bei Raumtemperatur wird jede Arrayposition mittels Impedanzspektroskopie (EG&G Model 392) in einem Frequenzbereich zwischen 10mHz und 1MHz vermessen und die komplexe Impedanz analysiert.
Das Sensorarrays wird mit SSPE-Puffer (0,9M NaCI, 50mM NaH2P04, 5mM Na2EDTA, pH 7,5) gewaschen. Die Analyt-DNA in SSPE-Puffer wird mit Denhardt's Lösung (0,5g Ficoll, 0,5g Polyvinylpyrrolidon, 0,5g RSA in 0,51 H20) in eine Konzentration von 1μg/ml überführt und auf das Sensorarray aufgegeben und bei Raumtemperatur 2 Stunden inkubiert. Zur Entfernung überschüssiger Analyt-DNA wird bei 40°C Mit SSC-Puffer (52,6g NaCI, 26,5g Na-Citrat in 0,81 H20) gewaschen.
Bei Raumtemperatur wird jede Arrayposition mittels Impedanzspektroskopie in einem Frequenbereich zwischen 10mHz und 1 MHz erneut vermessen und die komplexe Impedanz analysiert.
Die Differenz der Messungen an jeder Sensorarray-Position vor und nach DNA-Bindung zeigt im Falle der Erniedrigung des elektrischen Leitfähigkeitstherms der komplexen Impedanz die Position mit erfolgter DNA-Bindung an.
Beispiel 12: Transport geladener Moleküle zu Detektorelektroden des elektrischen Sensorarrays
Die Analyt-DNA in 200 mmol/l Bernsteinsäure-Puffer pH 5,1 wird mit einer Konzentration von ca. 1 μg/ml auf das Sensorarray aufgegeben.
Mit Hilfe einer externer Präzisionsstromquelle wird auf alle Elektroden 3e' und 3 ein Strom von 20 nA für 80 msec aufgeprägt. Danach wird für 80 msec auf die Elektroden 3e und 3' umgeschaltet. Die Elektroden 3 und 3' sind dabei positiv gepolt. Die gesamte Schaltsequenz wird 100 mal wiederholt. Zur Entfernung überschüssiger Analyt-DNA wird dann bei 40°C mit SSC-Puffer (52,6g NaCI, 26,5g Na-Citrat in 0,81 H20) gewaschen.
Beispiel 13: Elektrische Stringenzbehandlung von hybridisierter DNA auf elektrischen Sensorarrays
Ein elektrisches Sensorarray mit hybridisierter DNA, wie im Beispiel 12 verwendet, wird mit einer 200 mmol/l Bernsteinsäure-Puffer pH 5,1 beaufschlagt. Mittels einer externen Stromquelle wird 10nA Wechselstrom von 50 Hz Strom für 0,2sec auf alle Elektrodenpare 3, 3' aufgeprägt. Nach einer Pause von 0,2sec wird die gesamte Schaltsequenz 100 mal wiederholt. Abdiffundierte schwächer gebundene Moleküle werden dann bei 40°C mit SSC-Puffer (52,6g NaCI, 26,5g Na-Citrat in 0,81 H20) weggewaschen.
Beispiel 14: Selektive Desorption von oberflächengebundenen Molekülen auf elektrischen Sensorarraychips
Ein elektrisches Sensorarray wird nach Beispiel 1 hergestellt und nach Beispiel 7 mit Oligonukleotiden beladen. Dazu werden Elektrodengeometrien an den Sensorarraypositionen gemäß Figur 2e verwendet. In den Probenring wird pH 5,1 eingefüllt.
Alle Elektroden 3 und 3' auf dem Sensorarray werden an eine Stromquelle angeschlossen. Nun wird Wechselstrom mit 20 Hz und einer Spannung von 2V für eine Sekunde angelegt und nach einer Pause von 0,5 Sekunden erneut eingeschaltet Diese Sequenz wird 50 mal wiederholt. Anschließend wird das elektrische Sensorarray mit SSPE-Puffer (0,9M NaCI, 50mM NaH2P04, 5 mM Na2EDTA, pH 7,5) gewaschen.
Die folgende Hybridisierung von Analyt-DNA erfolgt nur noch auf fängerbeladenen Elektroden 3e, 3e' und wird analog Beispiel 8 ausgeführt.
Wie in Beispiel 10 wird mit alkalischer Phosphatase markiert. Mittels Redox-Recycling messen die Elektroden 3 und 3' die p-Aminophenolkonzentration die auf den Flächen 3e, 3e' produziert wird. Dabei wird der Stromanstieg dl/dt an der jeweiligen Sensoφosition ausgewertet. Man erhält einen Stromanstieg von 0.2 bis 2 nA pro Minute je nach Beladungsdichte.
Beispiel 15: Kontrolle und Meßwerterfassung mittels eines ASIC
Ein elektrisches Sensorarray wird analog Beispiel 15 hergestellt, mit Oligonukleotidfängern beladen und zur Affinitätsbindung von Ziel-DNA sowie folgender Enzymmarkierung verwendet. An die 32 Leitungen 6, 6' des Sensorarrays wird ein selbstentwickelter ASIC zur seriellen Elektrodensteuerung mit 32 Schaltausgängen angeschlossen und mit einem Bipotentiostaten verbunden. Die Vorbereitung und Realisierung des Redox-Recycling werden wie nach Beispiel 10 ausgeführt. Die anodischen Potentiale von +350 mV und die kathodischen Potentiale von -100 mV werden vom Bipotentiostaten an den ASIC angelegt und über die direkten Leiterbahnen zu den einzelnen Sensorpositionen 4 geleitet. Dabei ist jede Sensoφosition 4 einem Schaltersystem auf dem ASIC zugeordnet. Prozessorkontrolliert wird nun seriell (nacheinander) durch den Bipotentiostaten jede Sensoφosition für 0,1 sec ausgelesen. Beim Umschalten einer Arrayposition vom Lese- in den Nichflesezustand wird mittels des ASIC das anodische und das kathodische Potential auf die jeweilige Biasleitung geschaltet. Alle 16 Arraypositionen arbeiten dadurch kontinuierlich im Redox-Recycling.
Dieser serielle Auslesezyklus wird 5min ausgeführt. Der Anstieg des Summenstroms pro Zeit je Arrayposition wird gemessen und wie in Beispiel 10 interpretiert.
Beispiel 16: Kontrolle und Meßerfassung mit teilintegrierter Elektronik
Die Adreßleitungen 14, 15 und 16, 17 des Sensorarrays, die in Figur 3 gezeigt sind, werden mit einem PC-gesteuerten Dekoder verbunden. An je eine der Leseleitungen 18, 19 wird ein Kanal eines 8-kanaligen Multipotentiostaten angeschlossen. Die Biasleitungen 20, 21 werden mit analogem anodischen (+350mV) und dem kathodischen Potential (-100mV) wie in Beispiel 15 versorgt.
Die Vorbereitung und Realisierung des Redox-Recycling werden wie nach Beispiel 10 ausgeführt.
Im Lesezustand werden alle Sensoφositionen in der Spalte entlang den Adreßleitungen 14, 15 aktiviert und durch die integrierten Schalter 2, 12' an die jeweiligen Meßkanäle des Multipotientiostaten geschaltet. Alle anderen Sensoφositionen sind im
Nichflesezustand und durch die integrierten Schalter 13, 13' mit den Biasleitungen 20 bzw. 21 verbunden, so daß auch hier die entsprechenden Potentiale an den Elektroden 3 bzw. 3' anliegen und die Redoxreaktion kontinuierlich abläuft.
Prozessorkontrolliert wird nun durch den Multipotentiostaten jede aktive Sensorposition für 0,1 sec ausgelesen. Danach wird durch den Dekoder diese Spalte mit Schalter 12, 12' in den Nichflesezustand versetzt und sofort die nächste Reihe mittels der benachbart liegenden Adreßleitungen adressiert.
Dieser Auslesezyklus wird ca. 5 Minuten ausgeführt. Der Anstieg des Stroms pro Zeit wird für jede Sensoφosition separat gemessen und im PC gespeichert. Die Auswertung entspricht Beispiel 15. Dargestellt ist die Aufzeichnung in Figur 9. Beispiel 17: Kontrolle und Meßwerterfassung mit integriertem Zwischenspeicher
Ein elektrisches Sensorarray wird gemäß Beispiel 4 und 5 hergestellt, mit Elektrodengeometrien, die der Figur 2c entsprechen. Die Vorbereitung des elektrischen Sensorarrays mit chemischen Komponenten erfolgt analog Beispiel 15.
Die Adreßleitungen 14, 15 und 16, 17 des Sensorarrays, wie in Figur 4, gezeigt werden mit einem PC-gesteuerten Decoder verbunden, analog Beispiel 15. An jede der Leseleitungen 18, 19 wird ein hochempfindlicher Verstärker mit seinem Ausgang an einen ADC angeschlossen. Die Biasleitungen 20, 21 werden mit analogem anodischen (+350mV) und dem kathodischen Potential (-100mV) aus einem Bipotentiostaten versorgt. Die Adressierung erfolgt wie im Beispiel 16.
Abweichend von diesem Beispiel werden nur die im Nichtlesezustand an den Elektroden 3 und 3' durch Redox-Recycling generierten Ströme durch integrierte Vorverstärker mit internen Integratoren 23, 23' für jede Elektrode einzeln gespeichert. Beim späteren Lesevorgang durch Adressierung wird nur der Inhalt dieser Integratoren abgefragt.
Das dort ablaufende Redox Recycling generiert Strom, der über den internen Verstärker in der Schaltung 23 zum internen positionsspezifischen Integrator geleitet und dort aufsummiert wird. Die Aufsummation geschieht während des gesamten Nichtlesezustandes.

Claims

Ansprüche:
1. Elektrisch ansteuerbare Sensoranordnung mit einer Vielzahl von Arrays (4), geeignet zur elektrochemischen Detektion molekularer Stoffe und geeignet zum Transport oder zur Handhabung geladener Moleküle, gekennzeichnet durch mehr als zwei Sensoφositionen auf einem im wesentlichen planaren Träger (1 ), wobei jede Sensoφosition als ein Array (4) von zumindest zwei Mikroelektroden (3a,3a'; 3,3'; 3i,3i*) ausgebildet ist; - eine erste Leitungsführung (14,15;16,17) zur elektrischen Adressierung jedes
Arrays (4) auf dem Träger (1 ); eine Anordnung (20,21 ;13,13') zu einer elektrischen Kontrolle an den zumindest zwei Arrays (4), mit der nach dem Ende eines elektrischen Adressiervorgangs (12, 12'; 14, 15) die nicht (mehr) adressierten Arrays (4) mit einer Polarisationsspannung kontinuierlich versorgbar sind;
- um wahlweise elektrische Gleich- und/oder Wechselfelder an den Arrays (4) zu erzeugen;
- um unterschiedliche elektrochemische Reaktionen oder Eigenschaften individuell an den Arrays (4) zu detektieren; - um die - zwischen zwei elektrischen Adressierungen derselben
Sensoφosition - an dieser Sensoφosition abgelaufenen Ereignisse elektrisch auszulesen; oder
- um affinitätsbindende Moleküle auf eines der Arrays (4), an einen dort befindlichen partikulären Träger oder in ein dort befindliches Gel unabhängig von optischen Eigenschaften zu transportieren und dort zu immobilisieren.
2. Sensoranordnung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, daß der planare Träger (1 ) aus Silizium, Glas, Keramik oder Kunststoff besteht.
3. Sensoranordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, daß eine Elektrodenoberfläche der Mikroelektroden (3,3a') aus einem Edelmetallfilm, wie Gold, Platin oder Iridium, oder aus Kohlenstoff besteht.
4. Sensoranordnung nach Anspruch 1 , wobei die erste Leitungsführung (14,15) eine individuelle elektrische Adressierung jedes Arrays (Sensorposition) erlaubt.
5. Sensoranordnung nach Anspruch 1 , wobei die erste Leitungsführung (14,15;16,17) eine Zeilen- oder spaltenweise Adressierung mehrer Sensoφositionen erlaubt und die adressierten Sensorpositionen (101 ,110) im wesentlichen parallel, aber individuell auslesbar sind.
6. Sensoranordnung nach Anspruch 1 , wobei die Mikroelektroden an jeder einzelnen Sensoφosition mit einer jeweiligen elektronischen Schaltung (13,12;12',13') so adressierbar sind, daß elektrochemische Ereignisse auslesbar sind und Potentiale zur Polarisation ohne Unterbrechung nach einem Auslesen bestehen bleiben, um eine elektrische Doppelschicht an flüssigkeitsbenetzten Elektroden nicht zu beeinflussen.
7. Sensoranordnung Anspruch 1 , wobei integrierte Schaltungen als Umschalter (12,13;12',13') im aus Silizium bestehenden planaren Träger (1) vorgesehen sind, oder außerhalb des planaren Trägers (1 ) angeordnet sind (Figur 6), welche Schaltungen Bestandteil der Anordnung zur elektrischen Kontrolle (20,21 ;16,17) sind.
8. Sensoranordnung nach Anspruch 1 , wobei - bei einer seriellen Auslesung - elektrochemische Vorgänge, die bei den Mikroelektroden, insbesondere auch zusätzlichen Elektroden, eines einzelnen Arrays (4) in der Zeit zwischen aufeinanderfolgenden aber zeitlich beabstandeten individuellen Adressierungsvorgängen dieses Arrays (4) ablaufen, dem einzelnen Array zugeordnet, (individuell) erfaßt, gespeichert und/oder aufsummiert werden.
9. Sensoranordnung nach Anspruch 1 oder 5, bei der die Arrays (4) in elektrisch einander zugeordneten Gruppen über die erste Leitungsführung (14,15;16,17) ansteuerbar sind, wobei eine jeweilige Gruppe von Arrays (4) individuell angesteuert wird, bestehend aus zumindest zwei Arrays (4).
10. Sensoranordnung nach Anspruch 1 oder 8, wobei den zumindest zwei, vorzugsweise im wesentlichen allen Sensorpositionen, eine Meß- und Speichereinheit (22,23;22',23') zugeordnet ist, insbesondere bei den Mikroelektroden räumlich eng benachbart angeordnet ist, um die abgelaufenen
Ereignisse eine Zeit zu speichern, bevor sie bei einer folgenden Adressierung elektrisch ausgelesen werden.
11. Sensoranordnung zur elektrochemischen Detektion molekularer Assays und zum Transport geladener Moleküle nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet daß Ultramikro- und Hilfselektrodenoberflächen aus unterschiedlichen Materialien bestehen.
12. Sensoranordnung zur elektrochemischen Detektion molekularer Assays und zum Transport geladener Moleküle nach einem der vorigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß jede einzelne Sensorposition zumindest ein Ultramikroelektrodenpaar gleicher oder verschiedener Geometrie aufweist.
13. Sensoranordnung zur elektrochemischen Detektion molekularer Assays und zum Transport geladener Moleküle nach einem der vorigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die paarweise angeordneten Ultramikroelektroden als interdigitale Fingerelektroden oder als mit punktförmigen Ultramikroelektroden bedeckte Flächen oder Interdigitalanordnungen oder spiral- oder kreisförmig angeordnete Bandstrukturen angeordnet sind.
14. Sensoranordnung nach einem der vorigen Ansprüche, wobei die paarweise angeordneten Ultramikroelektroden mehrschichtig als von Isolatorschichten getrennte bandförmige Metallfilme vertikal gestapelt sind.
15. Sensoranordnung nach einem der vorigen Ansprüche, wobei an jeder einzelnen Sensorposition neben den Ultramikroelektroden zusätzlich weitere flächige oder strukturierte Elektroden, die kein Ultramikroelektrodenverhalten aufweisen und/oder unkontaktierte metallische Flächen angeordnet sind.
16. Sensoranordnung zur elektrochemischen Detektion molekularer Assays und zum Transport geladener Moleküle nach einem der Ansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Sensoφositionen von Flüssigkeiten bedeckt sind und Reagenzien, Analyte oder Analytgemische jeder einzelnen Sensorposition oder allen Sensorpositionen gleichzeitig zuführbar sind.
17. Sensoranordnung zur elektrochemischen Detektion molekularer Assays und zum Transport geladener Moleküle nach einem der Ansprüche 1 bis 16 dadurch gekennzeichnet, daß an den einzelnen Sensoφositionen affinitätsbindende Moleküle auch mit unterschiedlicher Spezifität auf den einzelnen Elektroden und/oder auf metallischen Hilfsflächen und/oder auf Flächen des Trägers und/oder
Kompartmentwandungen so immobilisiert sind, daß voltametrische oder impedimetrische Meßverfahren mit den Ultramikroelektroden ausführbar sind.
18. Sensoranordnung zur elektrochemischen Detektion molekularer Assays und zum Transport geladener Moleküle nach einem der vorigen Ansprüche, wobei an den einzelnen Sensorpositionen affinitätsbindende Moleküle, die auf den Ultramikroelektroden gebunden wurden, durch Desorption oder elektrochemische Oxidation wieder entfernbar sind.
19. Sensoranordnung zur elektrochemischen Detektion molekularer Assays und zum Transport geladener Moleküle nach einem der Ansprüche 1 bis 18, dadurch gekennzeichnet, daß eine voltametrische Detektion in flüssigen Analyten unabhängig von partikulären Bestandteilen und/oder aufliegenden Gelen und/oder anhaftenden Substanzen vorgenommen wird, insbesondere als Verfahren oder Verwendung des Sensorarrays.
20. Sensoranordnung zur elektrochemischen Detektion molekularer Assays und zum Transport geladener Moleküle nach einem der vorigen Ansprüche, wobei eine impedimetrische Detektion in flüssigen Analyten unabhängig von insbesondere schwebenden partikulären Bestandteilen vorgenommen wird.
21. Sensoranordnung zur elektrochemischen Detektion molekularer Assays und zum Transport geladener Moleküle nach einem der vorigen Ansprüche, wobei an jeder Sensorposition individuelle molekulare Bindungsereignisse elektrochemisch detektiert werden, nachdem Analyte aus Stoffgemischen an die auf oder über den
Sensoφositionen immobilisierten affinitätsbindenden Moleküle spezifisch gebunden worden sind.
22. Sensoranordnung nach einem der vorigen Ansprüche, wobei an jeder Sensoφosition individuell das Ausbleiben molekularer Bindungsereignisse detektiert wird, nachdem Analyte aus Stoffgemischen mit den auf oder über den Sensoφositionen immobilisierten affinitätsbindenden Molekülen eine spezifische Bindung eingegangen sind.
23. Sensoranordnung nach Anspruch 1 , wobei an jeder Sensoφosition individuelle molekulare Bindungsereignisse nach Bindung von Analyten aus Stoffgemischen an die auf oder über den Sensoφositionen immobilisierten affinitätsbindenden
5 Moleküle dadurch mit den Ultramikroelektroden detektiert werden, daß redoxaktive
Reaktionsprodukte bindungsspezifisch eingebrachter Enzymmarker qualitativ und/oder quantitativ erfaßt werden.
24. Sensoranordnung nach Anspruch 1 , wobei die einzelnen Sensoφositionen durch o volumenseparierende Kompartments so abtrennbar sind, daß eine positionsspezifische quantitative elektrochemische Detektion möglich ist.
25. Sensoranordnung nach Anspruch 1 , wobei die Ultramikroelektroden aus Edelmetall und wahlweise weitere flächige oder strukturierte Elektroden und/oder 5 unkontaktierte metallische Flächen gleichzeitig als Immobilisierungsflächen für
Selfassembling-Monoschichten unterschiedlicher thiolmodifizierter affinitätsbindender Moleküle auf den verschiedenen Sensorpositionen genutzt werden.
o 26. Sensoranordnung nach Anspruch 25, wobei die Ausbildung von Selfassembling- Monoschichten so ausgeführt wird, daß auf allen Sensoφositionen eine gleichartige Beschichtung mit bifunktionellen thiolmodifizierten Molekülen vorgenommen wird, die in einem zweiten Reaktionsschritt zur Bindung gleicher oder unterschiedlicher affinitätsbindender Moleküle auf jeder einzelnen Sensorposition genutzt werden. 5
27. Sensoranordnung nach Anspruch 24 oder 25, wobei die an den einzelnen Sensoφositionen immobilisierten affinitätsbindenden Moleküle mit einer Schicht aus Hydrogelen belegt werden, die insbesondere auch das gesamte elektrische Sensorarray bedecken. 0
28. Sensoranordnung nach Anspruch 1 , wobei in Kompartments an den einzelnen Sensoφositionen unterschiedliche affinitätsbindende Moleküle, die an Polymere oder an Nanopartikel aus Metallen oder mineralischen Stoffen oder in gelartigen Substanzen trägergebunden sind, eingebracht und fixiert werden. 5
29. Sensoranordnung nach Anspmch 1 oder 22 oder 27, wobei die an einzelnen Sensorpositionen eingebrachten und an partikulären Trägem immobilisierten affinitätsbindender Moleküle zusätzlich in einer Schicht aus Hydrogelen fixiert werden, die wahlweise auch das gesamte elektrische Sensorarray bedecken kann.
30. Sensoranordnung nach Anspmch 1 , wobei zwischen den Ultramikroelektrodenpaaren der verschiedenen Positionen des elektrischen Sensorarrays, wahlweise unter Einbeziehung von Hilfselektroden des Sensorarrays, solche elektrischen Felder erzeugt werden, daß geladene Moleküle nach elektrophoretischen Prinzipien bewegbar sind.
31. Sensoranordnung nach Anspmch 1 , wobei zwischen den Ultramikroelektrodenpaaren der verschiedenen Positionen des elektrischen Sensorarrays, insbesondere unter Einbeziehung von Hilfselektroden des Sensorarrays, solche elektrischen Wechselfelder erzeugbar sind, daß gebundene
Analytmoleküle abhängig von Bindungsstärke und Ladung von den einzelnen Sensoφositionen entfernbar sind.
32. Sensoranordnung nach Anspmch 1 , wobei eine zweite Leistungsfühmng (18,19) dem Träger (1 ) zugeordnet ist, zur Übertragung von Meßsignalen (C,D) aus der von der ersten Leitungsfühmng (14,15) adressierten Sensoφosition (100).
33. Sensoranordnung nach Anspmch 1 , wobei bei der elektrischen Adressiemng - über die erste Leitungsfühmng (14,15) im Träger - eine Detektion oder Reaktion bei der adressierten Sensoφosition (100) erfolgt, insbesondere unter Stromverbrauch.
34. Sensoranordnung nach Anspmch 1 oder 33, wobei bei der elektrischen Kontrolle
- über eine zweite Leitungsfühmng (18,19) im Träger - eine Detektion oder Reaktion bei der, insbesondere bei allen nicht adressierten Sensorpositionen (101 ) erfolgt, insbesondere unter Stromverbrauch.
35. Sensoranordnung nach Anspmch 1 , wobei der Adressiervorgang über die erste Leitungsfühmng (14,15) erfolgt und eine zweite Leitungsfühmng aus dem Träger (1) zugeordneten Bahnen (18,19), insbesondere im wesentlichen senkrecht zur ersten Leitungsfühmng, vorgesehen ist, welche zweite Leitungsfühmng Bestandteil der
Anordnung zur elektrischen Kontrolle der zum Lesen nicht adressierten Sensoφositionen (101 ,102,111 ,112) ist.
36. Sensoranordnung nach Anspmch 1 , wobei die Kontrollanordnung eine stromtragfähige Direktverbindung (20,13',13a'; 21 ,13,13a) der Elektroden (6,6';3,3') der Sensoφositionen (4,100,101) zu mindestens einem Stromfluß bereitstellenden Potential (E,F) enthält, das bevorzugt außerhalb der Sensoφositionen vorgesehen
5 ist.
37. Sensoranordnung nach Anspmch 36, wobei die Kontrollanordnung im wesentlichen verlustfreie Direktverbindungen (20,13',13a'; 21 ,13,13a) von beiden Elektroden (6,6';3,3') einer jeweiligen Sensoφositionen zu einem Stromfluß bereitstellenden o Potential oder einer Potentialdifferenz (E,F), insbesondere fernab von den
Sensoφositionen enthält.
38. Elektrisch ansteuerbare Sensoranordnung mit einer Vielzahl von Arrays (4), geeignet zur elektrochemischen Detektion molekularer Stoffe und geeignet zum s Transport oder zur Handhabung geladener Moleküle, gekennzeichnet durch mehr als zwei Sensorpositionen auf einem im wesentlichen planaren Träger (1 ), wobei jede Sensoφosition als ein Array (4) von zumindest einem, vorzugsweise zwei Mikroelektroden (3a,3a'; 3,3'; 3i,3i') ausgebildet ist; erste Leitungen (14,15;16,17) zur elektrischen Adressiemng jedes Arrays (4) o auf dem Träger (1 ) und zum Koppeln zumindest einer ausgewählten der
Mikroelektroden an zumindest eine Meßleitung (18,19); zweite Leitungsbahnen (20,21;13,13') zu einem Anlegen einer mit Strom belastbaren elektrischen Polarisationsspannung an die zumindest zwei Arrays (4), wobei nach dem Ende eines jeweiligen Adressiervorgangs das 5 nicht (mehr) adressierte Array (4) im wesentlichen kontinuierlich versorgbar ist.
39. Sensorarray nach Anspmch 1 oder 38, wobei jeder Elektrode (3,3") eines Arrays (4) als Sensorposition ein Umschalter (12,12',13,13') zugeordnet ist, um die Elektroden (3,3') des Arrays zwischen einer Meßleitungsführung (18,19) und einer zweiten 0 Leitungsfühmng (20,21 ) zur Bereitstellung einer Erhaltungsspannung (E,F) umzuschalten oder mit den einen oder den anderen Leitungen zu koppeln.
40. Ansteuerverfahren für eine Sensoranordnung mit einer Vielzahl von Arrays (4) aus jeweils zumindest zwei Mikroelektroden (3a,3a'; 3,3'; 3i,3i'), wobei die Sensoranordnung eine erste Anordnung (12,12';14,15;16,17) zur Adressiemng jedes Arrays (4) auf dem Träger (1 ) aufweist;
5 - um wahlweise elektrische Gleich- und/oder Wechselfelder an den
Arrays (4) zu erzeugen;
- um unterschiedliche elektrochemische Reaktionen oder Eigenschaften individuell an den Arrays (4) zu detektieren;
- um die - zwischen zwei elektrischen Adressiemngen derselben o Sensoφosition - an dieser Sensoφosition abgelaufenen Ereignisse elektrisch auszulesen; oder
- um affinitätsbindende Moleküle auf eines der Arrays (4), an einen dort befindlichen partikulären Träger oder in ein dort befindliches Gel 5 unabhängig von optischen Eigenschaften zu transportieren und dort zu immobilisieren; gekennzeichnet durch eine elektrischen Kontrolle an den nicht adressierten Arrays (4), wobei nach dem
Ende eines Adressiervorgangs (12,12';14,15) die nicht (mehr) adressierten o Arrays (4) mit einer im wesentlichen konstanten Polarisationsspannung weiterhin versorgt werden.
41. Ansteuerverfahren nach Anspmch 40, wobei die im wesentlichen konstante Polarisationsspannung ihre Spannung auch dann beibehält, wenn in der Zeitspanne 5 der elektrischen Kontrolle durch die nicht adressierten Arrays (4) Strombelastungen entstehen.
42. Verfahren nach Anspmch 39, wobei jedem Array (4) als Sensorposition zumindest zwei Umschaltfunktionen (12,12',13,13') zugeordnet sind, um das Array zwischen 0 einem Meßleitungspaar (18,19) und einer zweiten Leitungsfühmng (20,21) zur
Bereitstellung einer Erhaltungsspannung (E,F) umzuschalten oder mit den einen oder anderen Leitungen zu koppeln.
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