DE4437274A1

DE4437274A1 - Analytselektiver Sensor

Info

Publication number: DE4437274A1
Application number: DE4437274A
Authority: DE
Inventors: Alexandre Dr Choulga; Benedikt Dipl Chem Ahlers; Karl Prof Dr Cammann
Original assignee: Institut fuer Chemo und Biosensorik Muenster eV ICB
Current assignee: Institut fuer Chemo und Biosensorik Muenster eV ICB
Priority date: 1994-10-18
Filing date: 1994-10-18
Publication date: 1996-04-25
Anticipated expiration: 2014-10-19
Also published as: WO1996012176A1; EP0787290A1; US6004442A; JPH10507521A; DE4437274C2

Description

Die Erfindung betrifft einen analytselektiven Sensor, der aus einer analytspezifischen Schicht besteht, die so modifiziert ist, daß in Lösungen enthaltene Ionen oder neutrale Spezies mit der Schicht in Kontakt tre ten können, so daß dann eine Änderung der elektri schen Eigenschaften eintritt.

Zur Bestimmung von Ionen in Lösungen wird vielfach die potentiometrische ionenselektive Elektrode ver wendet (Cammann, K. Die Arbeit mit Ionenselektiven Elektroden, 2. Aufl., Springer Verlag: Berlin, Hei delberg, New York, 1977). Ionenselektive Elektrode sind elektrochemische Sensoren, mit denen die Konzen tration (genauer die Aktivität) bestimmter Ionen mit tels einer Potentialdifferenz bestimmt werden kann. Die ionenselektive Potentialdifferenz tritt an der Phasengrenze aktives Elektrodenmaterial/Elektrolyt auf und hängt gemäß der Nernst-Gleichung von der Ak tivität eines bestimmten Ions in der Lösung ab.

Die Notwendigkeit einer Referenzelektrode ist der entscheidende Nachteil bei dem Einsatz potentiometri scher Messungen zur Bestimmung von Ionenaktivitäten in Lösung. Anders als bei Widerstand und Kapazität haben die Absolutwerte des elektrischen Potentials keine physikalische Bedeutung, da das Potential nur in Bezug auf einen Referenzwert definiert werden kann. In der Elektrochemie wird solch ein Referenz wert gewöhnlich vom Potential der Referenzelektrode geliefert.

Die andere grundlegende Einschränkung bei den poten tiometrischen Analysemethoden betrifft die Zusammen setzung der ionenselektiven Membran. Die Anforderun gen an die Natur der spezifischen Bindung und/oder der komplexierenden Stellen innerhalb der Membran sind so zu stellen, daß die Potentialdifferenz an der Grenzfläche Membran/Lösung selektiv in Abhängigkeit von der Anwesenheit einer bestimmten Spezies in der Lösung aufgebaut wird. Zum Beispiel sollte diese Bin dung nicht zu stark sein, so daß ein genügend schnel ler Austausch der detektierten Spezies zwischen der Membranphase und der Lösung möglich ist.

Neben den potentiometrischen sind die am häufigsten verwendeten elektrochemischen Analyseverfahren dieje nigen, die den Stromfluß durch eine passend angefer tigte oder modifizierte leitende oder halbleitende Arbeitselektrode messen. Das Potential dieser Elek trode wird durch das der Referenzelektrode festge legt. Der gemessene Stromfluß resultiert aus der elektrochemischen Redoxreaktion, die an der Grenzflä che Arbeitselektrode/Lösung abläuft. Zusätzlich zu der erforderlichen Referenzelektrode wird der Einsatz dieser Meßverfahren noch dadurch eingeschränkt, daß die gemessene Spezies bei dem an der Arbeitselektrode angelegten Arbeitspotential elektroaktiv sein muß und somit nur eine begrenzte Auswahl an Analyten gemessen werden kann. Außerdem muß dieses Potential von dem der störenden Spezies verschieden sein. Das letztere stellt häufig ein Problem dar, da viele chemische oder große Gruppen chemischer Verbindungen sehr ähn liche Redoxeigenschaften aufweisen. Zum anderen lie gen die erforderlichen elektropotentiale für viele Verbindungen außerhalb des praktisch anwendbaren Be reichs.

Zu den zur spezifischen Erkennung von geladenen und neutralen Spezies meist verwendeten nicht-elektroche mischen Verfahren gehören die verschiedenen Arten der Flüssigchromatographie. In diesem Fall wird die zu analysierende Probe in Kontakt gebracht mit einer sogenannten stationären Phase, z. B. einer Polymer schicht, die die detektierte Spezies spezifisch bin det oder zurückhält. Die Stärke dieser Bindung be stimmt die Retentionszeit des Analyten innerhalb der chromatographischen Säule. Unter Verwendung maßge schneiderter stationärer Phasen können sehr viele Spezies identifiziert werden. Allerdings ist dieser Typ der analytischen Meßanordnung sehr komplex und teuer.

Die andere wichtige Klasse der analytischen Verfahren zur Detektion von geladenen und ungeladenen Spezies in gasförmigem oder flüssigem Medium macht Gebrauch von der Messung des Widerstandes oder der Kapazität. Änderungen der Leitfähigkeit oder der dielektrischen Eigenschaften einer Schicht eines sensitiven Materi als werden in Abhängigkeit von den Wechselwirkungen mit der detektierten Spezies angezeigt. So finden im Bereich der Detektion von Gasen Widerstands- und ka pazitive Sensoren eine breite Verwendung.

Im Gegensatz dazu trifft man nur gelegentlich auf die Anwendung solcher Sensoren bei chemischen Analysen in Flüssigkeiten. Die Messungen der totalen Leitfähig keit von Elektrolytlösungen sind nur von begrenzter analytischer Bedeutung, weil es ihnen im allgemeinen an Spezifität mangelt. Ein derartiges Verfahren wird von R.S. Sethi et al. in der GB 22 04 408 A beschrie ben. In dieser Schrift wird ein konduktometrischer Enzym-Biosensor vorgeschlagen, der Inter-Digitale fingerähnliche Elektroden (IDE) besitzt, welche durch eine Membran aus immobilisierter Urease abgedeckt werden. In Anwesenheit von Harnstoff in der Testlö sung erlaubt die Verwendung von dicht angeordneten Elektroden die Messung der Leitfähigkeit der Lösung, mit der die Enzymschicht abgesättigt ist, sofern sich die Leitfähigkeit spezifisch zur Hydrolyse des Harn stoffs verändert, die durch die Urease katalysiert wird. Zu den Schwächen solcher Biosensoren gehört die drastische Abnahme der Empfindlichkeit des Biosensors mit zunehmender Pufferkapazität und/oder Ionenstärke (Leitfähigkeit) der Lösung.

Die WO 93/06 237 beschreibt die Verwendung von IDE′s zur Messung der Leitfähigkeitsänderung einer Schicht elektroaktiv leitender Polymers (Polyanilin, Polypyr rol). Diese Änderungen resultieren aus der Wechsel wirkung der funktionellen Redoxgruppen des Polymers mit den in der Lösung anwesenden interessierenden Spezies oder mit Spezies, die aus einer Enzymreaktion in der Schicht des immobilisierten Enzyms resultie ren, welche von oben auf die Schicht des besagten Polymers aufgebracht wird.

L.S. Raymond et al. beschreibt in der GB 21 37 361 eine Anordnung zur kapazitiven Detektion, die folgen de Bestandteile enthält:

(I) ein Kondensator bestehend aus zwei IDE;
(II) eine erste Schicht aus elektrisch isolie rendem Material, die die elektrisch leiten de Elektrode abdeckt und gegenüber der zu analysierenden Lösung abschirmt;
(III) eine zweite Schicht eines Materials, die die erste Schicht abdeckt, wobei die zweite Schicht für eine spezifische nicht-wäßrige Substanz in einer Lösung durchlässig ist, welche durch ihr Eintreten in das elektri sche Feld zwischen den IDE′s eine Änderung der Kapazität des Kondensators bewirkt.

Die zweite Schicht enthält zum Beispiel das selektiv für Kaliumionen durchlässige Valinomycin. Die Inter digitalelektroden messen die Änderungen der Kapazität als Folge der spezifischen Aufnahme von Ionen in die Valinomycinschicht.

Die GB 21 37 361 liefert jedoch keine Beschreibung der Membranzusammensetzung, d. h. es fehlen Angaben zu den Bedingungen, die notwendig sind, um die erforder liche Durchlässigkeit der sensitiven zweiten Schicht in Bezug auf die interessierenden Spezies sicherzu stellen. Andererseits schränken solche Bedingungen in großem Umfang die Anzahl der detektierbaren Spezies ein. Die Notwendigkeit der Abschirmung der leitenden Elektroden durch eine isolierende Schicht erschwert die Herstellung des Transducers wegen der hohen An sprüche an die Qualität solch einer Schicht und ver schlechtert gleichzeitig die Sensorenempfindlichkeit. Ein weiteres Problem ist eine nicht auszuschließende sprunghafte Änderung der Dielektrizitätskonstanten der Meßschicht in Abhängigkeit von der Zusammenset zung der zu analysierenden Lösung.

Ausgehend hiervon, ist es die Aufgabe der vorliegen den Erfindung, ein neuartiges Sensorkonzept und ent sprechende Sensoren vorzuschlagen, die es erlauben, in Lösung enthaltene Ionen oder neutrale Spezies quantitativ und/oder qualitativ über eine Absolutmes sung zu bestimmen, so daß auf Referenzelektroden ver zichtet werden kann.

Die Lösung dieser Aufgabe erfolgt durch die kenn zeichnenden Merkmale des Anspruches 1. Die Unteran sprüche zeigen vorteilhafte Weiterbildungen auf.

Erfindungsgemäß wird somit vorgeschlagen, einen Sen sor zu verwenden, der auf einem Träger eine analyt spezifische Schicht aus einem flüssigen, festen oder halbfesten Material aufweist, die so ausgebildet ist, daß sie bei Kontakt mit den in der Lösung enthaltenen Ionen bzw. Stoffen ihre bulkelektrischen Eigenschaf ten, wie den Widerstand, die Leitfähigkeit, die Ad mittanz oder die Impedanz ändert.

Für die Messung der elektrischen Eigenschaften der analytspezifischen Schicht ist es dabei vorgesehen, daß bevorzugt mindestens zwei Elektroden verwendet werden, die mit der analytspezifischen Schicht in Kontakt stehen. Dazu wird die analytspezifische Schicht direkt auf der Leiteroberfläche gebildet. Für diesen Typ von Messungen können dabei Standard zwei - oder vier - Elektrodenanordnungen verwendet werden.

Die für die Herstellung der festen oder halbfesten bzw. porösen Meßelektronen verwendeten leitfähigen Materialien können Stoffe sein, die aufgrund der Be weglichkeit von Elektroden bzw. von Defektstellen Ei genschaften eines elektrischen Leiters, eines Halb leiters oder eines Defektstellenleiters aufweisen. Beispiele hierfür sind:

- edle Metalle (Ag, Au, Pt, Pd, . . .);
- andere ausreichend chemisch stabile Metalle (Ni, Ta, Ti, Cr, Cu, V, Al, . . .);
- leitfähige Pasten und Metall- oder Graphit partikel enthaltende Epoxidharze;
- Materialien auf Kohlenstoffbasis (Kohlenstoff- Fasern, Glaskohlenstoff, Graphit);
- hochdotiertes Silizium (Poly-Si);
- leitfähige Polymere (Polypyrrol, Polyanilin, Polyacetylen);
- zusammengesetzte leitende Polymere, die Me tall- oder Graphitpartikel enthalten.

Die Leiter können freistehend sein, beispielsweise in der Form von Stäben, Drähten bzw. Maschen auftreten oder in Plastik oder andere isolierende Trager einge bettet sein, die nur die Membrankontaktfläche frei lassen. Der exponierte Teil kann zum Beispiel in der Form von Scheiben oder Bändern vorliegen.

Alternativ dazu können die Leiter auch auf einem iso lierenden Träger in Form von dicken oder dünnen Schichten gebildet werden, hergesellt mit Hilfe von Siebdruck, durch chemische oder elektrochemische Po lymerisation oder -abscheidung (das letztere im Fall von Metallen), durch Vakuumaufdampfung, Sputtern oder andere Techniken der Dick- und Dünnschichttechnolo gien. Die auf einem isolierenden Träger aufgebrachten Leiter können zum Beispiel in der Form von Bändern, Kreisen, Scheiben oder Interdigitalelektroden (IDE) vorliegen. Die Leiter können auf den selben oder den entgegengesetzten Seiten des Trägers angeordnet sein, in einer Ebene oder vertikal voneinander getrennt.

Die Oberfläche der Meßelektrode muß nicht notwendi gerweise glatt oder poliert sein. Sie kann absicht lich rauh gemacht werden, um einen besseren Kontakt zu der Schicht herzustellen und den Grenzflächenwi derstand zu senken. Ein möglicher Weg ist die Verwen dung von platinisierten Platinelektroden oder von chloridisierten Silberelektroden.

Eine weitere bevorzugte Ausführungsform schlägt vor für den Fall, daß erhöhte elektrochemische Grenzwi derstände zwischen den Leitern und der Schicht auf treten eine zusätzliche Schicht zwischen den Leitern und der analytselektiven Schicht anzubringen, die zur Unterdrückung des Grenzflächenwiderstandes redoxpaar bildende Substanzen aufweist. Derartige den Grenzflä chenwiderstand unterdrückende redoxpaarbildende Sub stanzen sind bereits in der CH 677 295 beschrieben. Auf den Offenbarungsgehalt wird deshalb ausdrücklich bezug genommen. Die Schichtdicke dieser Schicht liegt dabei im Bereich von 0,1 µm bis 100 µm.

Da kein Elektronentransfer zwischen den Elektroden und der analytspezifischen Schicht während der AC-Messungen notwendig ist, ist ein direkter Kontakt, wie vorstehend beschrieben, zwischen der Oberfläche des Leiters und der Schicht nicht erforderlich. Somit ist es möglich, solche Messungen mit Elektroden, wel che durch einen Luftspalt oder eine isolierende Schicht von der analytselektiven Schicht getrennt werden, mit dem sog. Phänomen der kapazitiven Kopp lung durchzuführen. Ebenso ist es möglich, die induk tive Kopplung für kontaktlose Messungen der elektri schen Eigenschaften von Schichten zu nutzen. In die sem Fall wird die Schicht in einer Spule plaziert, durch die dann ein Strom fließt. Wirbelströme werden in der Schicht aufgebaut und bewirken einen Lei stungsverlust in Abhängigkeit von der Schichtleitfä higkeit. Eine weitere Möglichkeit besteht in der Ver wendung von zwei Spulen, welche durch einen Kreis strom in der Probe verbunden werden.

Erfindungswesentlich bei den hier vorgeschlagenen analytselektiven Sensoren ist die analytspezifische Schicht. Diese Schicht ist dabei so modifiziert, daß sie in Anwesenheit von in Lösungen enthaltenen Ionen bzw. Stoffen ihre elektrischen Eigenschaften ändert. Die Änderung der elektrischen Eigenschaften der ana lytspezifischen Schicht sind dabei zurückzuführen auf die Verteilung des zu bestimmenden Ions bzw. des Stoffes zwischen der Lösung und der Schicht. Dadurch ändern sich nun die elektrischen Eigenschaften, wie der Widerstand, die Leitfähigkeit, die Admittanz oder die Impedanz.

Dadurch weisen die erfindungsgemäßen analytselektiven Sensoren gegenüber dem Stand der Technik folgende entscheidende Vorteile auf:

1. Bei den erfindungsgemäßen Sensoren wird keine Re ferenzelektrode benötigt, da die Messungen solcher elektrischer Eigenschaften wie der Leitfähigkeit oder Admittanz, im Gegensatz zu z. B. Potentialmessungen in der Potentiometrie, absolute Messungen sind.
2. Die Sensoren können als hochintegrierte Festkör perkomplettsysteme konstruiert werden, was ihre Her stellung, Miniaturisierung und Verwendung erleich tert.
3. Das Sensordesign ist kompatibel mit der Mikroelek tronik, im besonderen mit IC-Technologie und erlaubt somit die Produktion solcher Sensoren in großen Men gen zu niedrigen Kosten, eingeschlossen Wegwerfsenso ren.
Mögliche Sensor-Arrays können mitsamt der Signalver arbeitungselektronik leicht auf einem Substrat inte griert werden.
4. Die Arbeitsweise der Sensoren führt zu einer Er weiterung des Detektionsbereiches der zu bestimmenden Spezies im Vergleich zu traditionellen elektrochemi schen Detektionstechniken sowie zu einer vergrößerten Auswahl an Materialien, die als selektiv bindende Komponenten in den Sensoren verwendet werden können. Diese Sensoren erlauben im Gegensatz zu potentiome trischen Sensoren die Bestimmung von Analytkonzentra tionen in Lösungen mit sehr hoher Ionenstärke. Solan ge die Messungen der Schichteigenschaften wie der Widerstand oder die Leitfähigkeit absolute Messungen sind, ergeben sich in der Praxis keine Ein schränkungen beim Auftreten irreversibler Extraktio nen.
Die in der vorliegenden Erfindung beschriebenen Sen soren können dann als Dosimeter eingesetzt werden. Ein Beispiel dafür ist die Bestimmung von Spuren to xischer Komponenten, z. B. von Schwermetallionen.
5. Mit den Sensoren ist eine Messung der Lösungszu sammensetzung in verschlossenen Gefäßen, z. B. in zu geschmolzenen Glasampullen, möglich. Voraussetzung ist, daß sich die sensitive Membran innerhalb des Gefäßes befindet, z. B. auf der inneren Oberfläche der Wände, und daß die Änderungen der elektrischen Eigen schaften der Membran von außerhalb des Gefäßes gemes sen werden, unter Verwendung von kontaktlosen Meß techniken.

Erfindungsgemäß besteht die Schicht aus einer flüssi gen, halbfesten oder festen Komponente (Material), so daß die Schicht in der Lage ist, aufgrund ihrer Bulk eigenschaften oder durch Anwesenheit von analytspezi fischen Kopplungselementen den Analyten aus einer Lösung zu extrahieren. Bevorzugt besteht die analyt spezifische Schicht aus einem Polymer, das ionense lektive bzw. molekülselektive Kopplungselemente auf weist bzw. enthält, so daß der Analyt selektiv aus der Lösung in diese Polymermembranschicht extrahiert wird. Unter Kopplungselementen werden gemäß der vor liegenden Erfindung u. a. funktionelle Gruppen, Ionen austauscher, komplexierende Gruppen oder Chelatgrup pen, Käfigverbindungen (z. B. Cyclophane, Kronenether, Antibiotica, Cyclodextrine), Antigene oder Antikör per, natürliche oder synthetische Polypeptide, Lekti ne, spezifisch bindende Proteine, Rezeptor-Proteine, Lipide und Tenside verstanden. Der Begriff Kopplungs elemente umfaß somit alle diese Verbindungen bzw. Reste, die in der Lage sind, die im Analyt enthalte nen Ionen oder neutralen Teilchen zu binden. Die Schicht kann dabei ein Polymer sein, das selbst diese Kopplungselemente aufweist, d. h. das Polymer selbst hat entsprechende Reste bzw. funktionelle Gruppen oder dem Polymer werden diese Kopplungskomponenten zugesetzt. Durch die selektive Extraktion ist dann eine selektive Veränderung der ionischen Leitfähig keit verbunden. Es ist dabei nicht entscheidend, ob eine reversible oder irreversible Analytextraktion oder Bindung in der analytspezifischen Schicht statt findet, da die Messungen der Schichteigenschaften, wie der Widerstand oder die Leitfähigkeit, absolute Messungen sind. Bei irreversiblen Analytextraktionen bzw. Bindungen kann der erfindungsgemäße Sensor als Dosimeter verwendet werden, d. h. die Änderung der elektrischen Eigenschaften der Schicht ist als Sum menparameter (Dosis) der Analytspuren in einem Medium aufzufassen, dem der Sensor über einen längeren Zeit raum ausgesetzt ist.

Erfindungsgemäß ist vorgesehen, daß die analytspezi fische Schicht auf einen Träger, z. B. auf Glas, Me tall, Keramik, Saphir, Plastik oder Polymer in Form von Filmen aufgebracht wird. Die Techniken der Auf bringung der Polymermembranschicht sind dabei an und für sich aus dem Stand der Technik bekannt. Als ge eignete Abscheidungsverfahren wären zu nennen:
Abscheidung aus der Lösung, Auftropfen, Dip-Coating, Spraying, chemische-, fotochemische- oder elektroche mische Polymerisation, Spin-Coating oder Fotolitho graphie.

Hierbei kann es vorteilhaft sein für Flüssigkeiten, die die analytspezifische Schicht bilden, eine poröse Matrix/Träger (z. B. Filterpapiere, Gewebe, mikroporö ses Glas) zur Stabilisierung zu verwenden.

Erfindungsgemäß ist es möglich, daß eine Flüssigkeit als analytspezifische Schicht fungiert. Die Spezifi tät bei der Extraktion des Zielanalyten kann durch bestimmte Bulkeigenschaften der Flüssigkeit, wie z. B. Lipophilie, gesteuert werden. Hierbei kann diese Flüssigkeit ein organisches Lösungsmittel sein, wel ches nicht oder nur gering löslich in Wasser ist, so daß Zielanalyten aus wäßrigen Medien in diese Flüssigkeit, welche die analytspezifische Schicht bildet, extrahiert werden. Als Beispiele seien fol gende Flüssigkeiten genannt:

- nichtpolare Lösungsmittel wie Tetrachlormethan, Chloroform, Hexan, Toluol und die meisten aromati schen und gesättigten aliphatischen Kohlenwasserstof fe.

Erfindungsgemäß ist es dabei möglich, die Spezifität bei der Extraktion des Zielanalyten durch bestimmte Bulkeigenschaften der analytspezifischen Polymermem branschicht, wie der Polarität, zu steuern. Auf diese Weise können aus einer wäßrigen Phase lipophile Kom ponenten in eine Membranphase extrahiert werden, die ebenfalls aus lipophilen Komponenten besteht.

Das Polymer ist dabei eine aliphatische Hauptkette mit un- bzw. niedrig polaren Substituenten. Hierbei sind Polymerisate zu nennen, welche die Polymer schicht auf dem Transducer bilden. Bevorzugt sind diese Homopolymerisate oder Copolyinerisate, die aus den Monomereinheiten von Alkenen stammen und gegebe nenfalls unpolare oder wenig polare Substituenten tragen:

Als Beispiele für Substituenten R_i seien folgende genannt: R_i=-H, -F, -Cl, -BR, -NO₂, -COR, -COOR (über das Sauerstoffatom oder Kohlenstoffatom an die Poly merhauptkette angebunden), Carbonsäurenitrilgruppen, Carbonsäureamidgruppen, aliphatische/aromatische Ethergruppierungen, aromatische/hetero-aromatische Reste. Das Polymermaterial kann von niedermolekularer bis sehr hochmolekularer Zusammensetzung sein, vor zugsweise jedoch hochmolekular.

Von den genannten Homopolymerisaten bzw. Copolymeri saten auf der Basis von Monomereinheiten, die von einem Alken stammen, sind diejenigen speziell bevor zugt, die ein Vinylhalogenidhomopolymerisat, eine Vinylhalogenidcopolymerisat, ein Vinylidenhalogenid homopolymerisat oder ein Vinylidenhalogenidcopolyme risat sind. In diesen Homo- bzw. Copolymerisaten ist das Halogenatom vorzugsweise ein Chloratom.

Des weiteren kommen als Polymer der festen oder halb festen Membran auch weitere folgende Polymermateria lien (entsprechende Homo-/Copolymerisate) in Be tracht:

- Polyester
- Polyamide
- Polyurethane
- siliziumenthaltendes Polymermaterial, vor zugsweise ein Silikonharz oder Silikongummi
- Cellulosederivate wie Celluloseether oder Celluloseester

Aus solchen Polymeren hergestellte feste oder halbfe ste Schichten können ebenfalls organische, lipophile, wasserunlösliche Flüssigkeiten, vorzugsweise Ether und Ester aliphatischer Alkohole, enthalten.

Alternativ dazu ist auch eine Detektion von polaren Additiven in organischem Medium, z. B. von Ölen, durch Extraktion in ionisch leitende feste oder halbfeste Polymerfilme möglich, die nicht mischbar mit der Meß lösung sind.

In diesem Fall sollte das Polymer der Schicht ein Polymer oder Copolymer mit stark hydrophilen Seiten gruppen sein oder nur geringe Anteile an niedrig-po laren oder hydrophoben Gruppen aufweisen. Aus solchen Polymeren hergestellte feste oder halbfeste Schichten können ebenfalls eine wäßrige Elektrolytlösung ent halten.

Solch ein Film kann z. B. ein fester Polyethylenoxid film sein, der Alkalisalze als ionische Additive (Leitsalze) enthält, vorzugsweise Lithiumsalze mit den Anionen CF₃CO₂-, CF₃SO₃-, C₆F₁₃SO₃-, Hgl₃-, AsF₆-. Die anderen passenden Polymere, die über eine hohe Kettenbeweglichkeit verfügen, sind z. B. Polyphospha zene (1) und Polysiloxane (2) mit den Seitengruppen R, die über Kationenkomplexierungs- und ionenpaar trennungseigenschaften verfügen, wie z. B. bei Oligo alkylethern der Fall ist. Die erwähnten Polymere kön nen durch folgende allgemeine Formeln beschrieben werden:

Bevorzugt sind die Polymere mit R = OCH₂CH₂OCH₂CH₂OCH₂.

Auf der anderen Seite kann eine Schicht auch so her gestellt werden, daß die spezifische Extraktion des Analyten in die Membranphase von der Affinität des Analytmoleküls gegenüber morphologisch (strukturell) festgelegten Bindungsstellen innerhalb der Schicht bestimmt wird. Dies kann z. B. dadurch erreicht wer den, daß die Schicht in Anwesenheit von freien Ana lytmolekülen, z. B. durch chemische, photochemische oder elektrochemische Polymerisation, hergestellt wird. Man erhält eine nicht kovalente Anlagerung des Analyten an monomere Einheiten, d. h. über ionische, Wasserstoffbrücken-, hydrophobe oder Charge-Transfer- Wechselwirkungen, entgegengesetzt zu den jeweiligen Seiten des Analytmoleküls. Später wird der Analyt durch Waschen oder Hydrolyse entfernt, wobei er seine während der Schichtbildung im molekularen Maßstab er zeugten "Abdrücke" hinterläßt.

Diese "Abdrücke" fungieren nun als Bindungsstellen mit erhöhter Affinität gegenüber dem Analyten. Die Affinität ist von der Verteilung der Ladung oder an derer funktioneller Gruppen im Analytmolekül sowie von seiner Form und Größe abhängig. Die Affinität solcher Schichten gegenüber bestimmten Spezies kann unter anderem über die Bedingungen der Schichtbildung oder über das Verhältnis der Schichtkomponenten ge steuert werden. Der Besetzungsgrad der "Abdruck"-Bin dungsstellen durch Analytmoleküle kann z. B. die ioni sche Leitfähigkeit der Schicht beeinflussen, und die se Änderungen können unter Verwendung der zur Erfin dung gehörigen Mittel gemessen werden.

Die auf dem Affinitätsprinzip beruhenden Schichten können so angefertigt werden, daß sie dazu in der Lage sind, spezifisch geladene oder neutrale Spezies zu binden oder zwischen optischen Isomeren zu unter scheiden.

Solche Membranen können z. B. aus elektrochemisch her gestellten Polymerfilmen bestehen. Für Filme aus Po lypyrrol und Polyanilin ist es z. B. aus dem Stand der Technik bekannt, daß die Selektivitätsreihenfolge des Anionenaustausches durch das bei der Synthese aus der wäßrigen oder organischen Lösung aufgenommene Gege nion bestimmt wird.

Die Basiskomponenten, die auf dem Wege der Elektropo lymerisation herstellbar sind, sind folgende:

- Heteroaromatische/arotamische Verbindungen, z. B. Thiophene, Pyrrole, Phenole, Aniline, Napthalene, Anthracene, Carbazole.

Die bei der Elektropolymerisation verwendeten Gegen ionen können z. B. anorganische oder organische Ionen sein, Polyionen, Biomoleküle und deren Fragmente. Die Hydrophobizität solch eines Materials kann entweder durch die Verwendung von mit hydrophoben Gruppen mo difizierten Monomereinheiten oder durch die Aufnahme von hydrophoben Gegenionen gesteuert werden. Die mo lekularen Erkennungseigenschaften können optimiert werden durch Hinzufügen funktioneller Gruppen an die Basismonomere, durch Veränderung des Verhältnisses der Monomereinheiten in Copolymeren oder durch Ände rung des Ausmaßes an Quervernetzung. Zur Verhinderung von Interferenzen im Meßprozeß, die auf Veränderungen in der inneren elektronischen Leitfähigkeit der Poly meren zurückzuführen sind, können die Polymerfilme elektrochemisch überoxidiert werden, wodurch ein elektronisch nicht leitendes, aber ionisch leitendes Material erzeugt wird. Solch eine Behandlung verhin dert gleichzeitig einen Überschuß anionischer Spezies im Polymerfilm. Alternativ dazu kann die molekulare Selektivität des Films auch abgestimmt werden durch Steuerung über den Redoxzustand, d. h. unter Anlegen eines Gleichstrompotentials.

Für die vorstehend beschriebene Ausführungsformen wird vorgeschlagen, daß die analytspezifische Schicht aus einem Polymer besteht, die ionenselektive bzw. molekülselektive Kopplungsstellen aufweist, so daß der Analyt selektiv aus der Lösung in die Schicht extrahiert werden kann. Für diese Ausführungsform wird vorgeschlagen, daß die Polymerschicht ein Ionen leiter ist.

Erfindungsgemäß können diese Polymere komplexbildende Polymere sein, die polymere Chelatbildner, also Produkte, die Chelate bilden können. Sie enthalten entsprechende chelatisierende funktionelle Gruppen in kovalenter Bindung an Polymere, die unvernetzt oder vernetzt sein können. Komplexbildung dieser Gruppen mit Metall-Ionen kann sowohl intra- als auch inter molekular erfolgen. Komplexierende Gruppen (Liganden) üblicher komplexbildenden Polymere sind Iminodiessig säure-, Hydroxychinolin-, Thioharnstoff-, Guanidin-, Dithiocarbamat-, Hydroxamsäure-, Amidoxim-, Amino phosphorsäure-, (cycl.) Polyamino-, Mercapto-, 1,3- Dicarbonyl-, u. Kronenether-Reste mit z. T. sehr spe zifischen Aktivitäten gegenüber Ionen unterschiedli cher Metalle.

Basispolymere der komplexbildenden Polymere sind ne ben Polystyrolen, Polyacrylate, Polyacrylnitrile, Polyvinylalkohole und Polyethylenimine. Die Herstel lung der komplexbildenden Polymere erfolgt vorzugs weise in polymeranalogen Reaktionen an vernetzten Polyvinyl-Verbindungen.

Durch polymeranaloge Reaktionen können komplexbilden de Polymere sowohl aus natürlichen Polymeren wie Cel lulose, Stärke, Lignin oder Chitin als auch aus modi fizierten natürlichen Polymeren, z. B. Huminsäuren, gewonnen werden. Ebenso können die Verbindungen kova lent an das Polymer gebunden sein, wie Käfigverbin dungen (z. B. Cyclophane, Kronenether, Antibiotica, Cyclodextrine), Antigene oder Antikörper, natürliche oder synthetische Polypeptide, Lektine, spezifisch bindende Proteine, Lipide und Tenside. Beispiele für solche Polymere sind: Polysaccharide mit aktiven Li ganden; Poly-Kronenether; Poly-Kronenvinyle; Poly ethercopolymere mit aktiven Liganden; Polysaccharide, Polysiloxane und Polyacrylate mit chiralen Selekto ren.

Tenside, kolloidales Gold, Graphit, Glas oder anorga nische Mikropartikel oder Perlen können eingeschlos sen in den Polymerfilmen, als molekulare Carrier die nen.

Die selektive Bindung von neutralen oder geladenen Spezies, z. B. Alkalimetallionen, Mg²⁺, Ca²⁺ oder Über gangsmetallionen, an spezifisch funktionelle Gruppen in der Polymerschicht kann die Änderung der Morpholo gie und der Porengröße bewirken und zwar

(a) Zu-/ Abnahme der Quervernetzung des Matrixpo lymers oder
(b) Konformative, moleküle Änderung der Komponenten der Membranschicht.

Änderungen der Morphologie können zur Änderung der elektrischen Eigenschaften der Membranschicht führen, z. B. der ionischen Leitfähigkeit. Dies ist der Fall bei einigen Gelen, Proteinen, besonders Rezeptor-Pro teinen, Lipiden und Tensiden, welche funktionelle Gruppen enthalten, die fähig sind, Anionen oder Ka tionen zu binden oder sensitiv gegenüber lipophilen Komponenten der Probe sind.

Ebenso können Polymerfilme verwendet werden, die ko valent an das Polymergrundgerüst angebundene Liganden enthalten, welche Ionen zu komplexieren vermögen. Diese Filme können quervernetzt werden, z. B. durch Übergangsmetallionen, wenn diese Ionen Komplexe oder Chelate mit den im Polymer enthaltenen Liganden an verschiedenen Stellen der Polymerkette bilden.

Kationen-Rezeptor Polymerschichten, z. B. Mehrphasen polymerschichten, die sensitiv gegenüber Ca²⁺ sind, können Poly-L-Glutaminsäureketten in einem Block-Co polymer enthalten.

Unter den Molekülen, welche fähig sind, konformative Änderungen, induziert durch Anionen- oder Kationen bindung, vorzunehmen, seien Polyionen wie Proteine und synthetische oder natürliche Polypeptide zu nen nen. Besonders die zwei Klassen der polyanionischen Makromoleküle, Proteoglycane und saure Glycoproteine, zeigen, z. B. für Natrium und Calcium, die oben ge nannten Charakteristika. Diese Makromoleküle stellen Polyanionen dar und zwar entsprechend ihrer carbox ylierten, sialischen oder Sulfatgruppen.

Wenn die oben beschriebenen Polymerfilme dispergier te, leitende Partikel enthalten, bewirkt die Kontrak tion des Films eine Zunahme der Film-Leitfähigkeit entsprechend des erhöhten Kontaktes zwischen den Par tikeln. Die leitenden Partikel haben vorzugsweise eine Größe kleiner als 10 µm, bestenfalls kleiner als 1 µm und bestehen z. B. aus einem Halbleiter, Metall oder Graphit.

Die analytspezifische Schicht kann eine geordnete Struktur haben (d. h. die Komponenten des Mediums bil den eine flüssige Kristallphase), eine teilweise ge ordnete (z. B. bei den Multi-Doppelstrukturen von Fil men, die aus polyionischen Komplexen gebildet werden) oder eine amorphe. Bei der Extraktion des Analyten in die Membranphase ist eine Auswirkung auf die Kondi tionierung der Membranphase möglich, z. B. eine Des organisierung, wodurch deren bulkelektrische Eigen schaften beeinflußt werden.

Die oben erwähnten Multi-Doppelstrukturen können z. B. aus polyionischen Komplexen zwischen quartären Ammo niumionen einschließlich Tenside und Lipide und aus Polyionen, wie z. B. Polystyrolsulphonat und Polyvi nylsulphonat gebildet werden. Die Komponenten solch eines Films sind beispielsweise Dioctadegyldimethyl ammoniumbromid (2C₁₈N⁺2CBr⁻) und Natriumpolystyrol sulphonat (PSS-Na⁺).

Ionenaustauscher und ionische Polymere können eben falls als sensitives Schichtmaterial im Sinne der vorliegenden Erfindung verwendet werden, sofern der Ionenaustausch gegen das detektierte Ion eine Verän derung der elektrischen Eigenschaften der Schicht zur Folge hat.

In dieser Erfindung wird die Defination eines Ionen austauschers gemäß "RÖMPP CHEMIE LEXIKON, Georg Thie nie Verlag Stuttgart, 9. Auflage, 1989, Bd. 3, Seite 2026-2028" verwendet.

Das charakteristische Merkmal eines Ionenaustauschers und ionischen Polymers ist die Anwesenheit einer gro ßen Menge an hydrophilen Gruppen, die an das Polymer gebunden sind. Diese Gruppen können in Kationenaus tauschharzen z. B. -SO₃H und -COOH sein, in Anionen austauschharzen z. B. quartäre Ammoniumgruppen. Solche Polymere, z. B. Persulfonpolymere wie Nafion oder Eastman Kodak AQ-Polymere, können auch wesentliche hydrophobe Bereiche enthalten. Dadurch werden Filme mit heterogener Struktur gebildet, mit getrennt hy drophilen und hydrophoben Regionen. Charakteristisch für diese Materialien ist die Tatsache, daß sie sich durch den Einschluß von Wasser selbst innerlich ver dünnen und eine lokale Ionisation verhindern, woraus eine Leitfähigkeit nahe der von wäßrigen Elektrolyten resultiert.

Der Begriff "ionische Polymere" bezieht sich nach der vorliegenden Erfindung auf Polymere, die an das oder in das Grundgerüst des Polymers angebundene basische oder saure funktionelle Gruppen besitzen.

Definition gemäß "RÖMPP CHEMIE LEXIKON, Georg Thieme Verlag Stuttgart, 9. Auflage, 1989, Bd. 3, Seite 2038", verwendet. Als ionische Gruppen der ionischen Polymere können u. a. Salze von Carboxy-, Sulfonsäure-, Phosphonsäure-, Ammonium- oder Phosphoniumgruppen fungieren.

Nach der Erfindung können die die sensitive Schicht bildenden Ionomere im besonderen folgenden Gruppen angehören:

- Copolymere von Ethylen, Acryl- oder Metacrylsäure;
- Carboxielastomere;
- Terpolymere;
- Terpolymer Ethylen-Propylen-Diensulfonat;
- substituierte Polyvinyle wie Polyacrylate, im besonderen Polyacetate oder Butyrale oder Polyvinylimidazole;
- Perfluoropolymere, im besonderen Perfluorosulfonate;
- Polyampholyte

Eine weitere bevorzugte Ausführungsform schlägt nun vor, daß die analytspezifische Schicht zusätzlich zu der vorstehend beschriebenen Polymermaterialien und/ oder Flüssigkeiten noch ionenselektive bzw. molekül selektive Kopplungselemente enthält. Demnach kann die analytspezifische Polymerschicht einerseits aus einem Polymer bestehen, die selbst entsprechende Kopplungselemente aufweist, um eine selektive Extrak tion des Analyten zu ermöglichen, andererseits ist es aber auch möglich, daß die Schicht, wie vorstehend beschrieben ein Polymermaterial und/oder Flüssigkeit enthält und daß zusätzlich ionenselektive oder mole külselektive Kopplungselemente zugegeben werden. Als derartige Kopplungselemente sind bevorzugt Komplex bildner für Kationen/Anionen/Neutralteilchen zu nen nen. Derartige Komplexbildner ermöglichen dann eine Komplexierung sowie eine Transfer-Beweglichkeit von Ionen oder neutralen Molekülen in der lipophilen, sentiven Schicht.

Dieser Komplexbildner sollte lipophile Eigenschaften aufweisen und mit Kationen/Anionen/Neutralteilchen geladene oder ungeladene Komplexe bilden. Des weite ren stellen Anionen-/Kationenaustauscher ebenfalls Komponenten in der Schicht dar, welche die Beweglich keit von Ionen innerhalb der Schicht bewirken. Sowohl die Komplexbildner für Kationen/Anionen/Neutralteil chen als auch Anionen-/Kationentauscher mit ihren lipophilen Eigenschaften können nebeneinander in der Schicht vorliegen.

Für die oben genannten ionenselektiven oder molekül selektiven Komponenten mit lipophilen Eigenschaften sind in der Literatur viele Beispiele beschrieben, z. B. die in ionenselektiven Membranen ionenselektiver Elektroden, Extraktions- oder Maschierungs-Prozessen, eingesetzt werden.

Als Beispiele für ionenselektive Komponenten seien hier genannt:

- Kationenaustauscher: Diakylphosphate, Te traarylborate und deren Salze, z. B. Tetra phenylborat und dessen Silber- und Alkali salze, wie Natriumtetraphenylborat. Die Phenylkerne der Tetraphenylborate können unsubstituiert sein oder substituiert, vor zugsweise monochlorsubstituiert in Para stellung.
- Anionenaustauscher: Trialkylmethylammonium salze, kationische Metallkomplexe
- Komplexbildner für Kationen: -zyclische, z. B. Makrozyclen wie Kronenether (Alkalise lektivität), natürliche Antibiotika (Vali nomycin - Kaliumselektivität, Nonactin - Ammoniumselektivität) nichtzyclische, z. B. Dicarbonsäurediamide (hohe Selektivitäten gegenüber Alkali-/Erdalkiionen), Tridodecy lamin (H⁺-Sensivität)
- Komplexbildner für Anionen: z. B. Guanidini umverbindungen, Komplexierung von Oxo-Anio nen wie Phosphat oder Nitrat
- Komplexbildner für Neutralteilchen: z. B. Derivate der Borsäure wie die Boronsäure (Komplexbildung mit Glucose), Calixarene (Komplexierung von organischen Verbindungen wie Tetrachlorethen).

Eine weitere bevorzugte Ausführungsform schlägt dann noch vor, daß dem festen oder halbfesten Polymer Weichmacher zugesetzt werden. Diese Weichmacher wei sen ebenfalls bevorzugt lipophile Eigenschaften auf. Der Einsatz derartiger Weichmacher ist aus der Lite ratur bekannt. Beispiele hierfür sind:

- -Ether, z. B. o-Nitrophenyloctylether
- -esterweichmacher, hierbei besonders Dicar bonsäurediesterweichmacher, Tetracarbon säure-tetraesterweichmacher, wobei die veresternde Komponente ein aliphatischer Alkohol ist, im allgemeinen mit mindestens fünf Kohlenstoffatomen, z. B. Bis (2-ethyl hexyl)sebacate, Diester der Phosphorsäure oder Phosphonsäure.

Erfindungsgemäß ist es bevorzugt, wenn ein Polymer sowie Weichmacher und ionen- bzw. molekülselektive Komponenten verwendet werden, daß die ionenselektiven oder molekülselektiven Schichten bevorzugt aus fol gender Zusammensetzung der einzelnen Komponenten be steht:

20 bis 40 Gew.-% Polymermaterial
50 bis 75 Gew.-% Weichmacher
1 bis 10 Gew.-% ionen-molekülselektive Komponenten.

Besonders bevorzugt weisen Polymermembranschichten folgende Zusammensetzung auf:

30 bis 35 Gew.-% Polymermaterial
60 bis 65 Gew.-% Weichmacher
1 bis 5 Gew.-% ionen-molekülselektive Komponenten.

Alle Membranen und Membranbestandteile, welche gemäß des Standes der Technik zur Herstellung von potentio metrischen Elektroden verwendet werden können, die selektiv gegenüber neutralen und geladenen Spezien sind, können ebenso für die Herstellung der erfin dungsgemäß vorgeschlagenen analytspezifischen Poly mermembranschicht eingesetzt werden. Eine Übersicht ist hier bei der folgenden Quelle zu entnehmen:
"CRC Handbook of ion-selective electrode: selectivity coefficients"/Ed.
Umezawa Y., CRC Press: Boca Raton, 1990; in Firmen zeitschriften z. B. Selectophore (ionophore for ion selective electrodes and optrodes) und Quasts, Crowns and Poylesters von Fluka Chemie AG.

Ebenso kann Festkörpermaterial (z. B. kristalline Kör per, Einkristalle wie LaF₃ dtiert mit EU²⁺ für F⁻, polykristalline Ag₂S-Preßlinge, ionische Leiter (z. B. NASICON) oder ionenselektives Glas (z. B. pH-pNa-Elek trodenglas) verwendet werden.

Eine weitere Variante der Erfindung schlägt nun vor, eine wie vorstehend beschriebene analytspezifische Polymermembranschicht zusätzlich mit einer enzym-ent haltenden Schicht zu versehen. Dadurch können nun entsprechende Biosensoren hergestellt werden. Erfin dungsgemäß werden demgemäß auf der analytspezifischen Polymermembranschicht mindestens eine weitere Schicht gebildet, die ein eingeschlossenes oder immobilisier tes Enzym und, falls es nötig ist, auch einen Redox mediator enthält. Die Arbeitsweise solch eines Bio sensors basiert dabei auf der Detektion der Änderung der elektrischen Eigenschaften der analytspezifischen Polymermembranschicht als Folge der biokatalytischen Aktivität des Enzyms in der zusätzlichen enzym-ent haltenden Schicht.

Das die Schicht bildende Material enthält vorzugswei se mindestens eine makromolekulare Komponente, welche bevorzugt ein Protein, Polysaccharid oder syntheti sches Polymer oder Copolymer ist.

Unter den bevorzugten Polymeren seien die nicht enzy matischen Proteine wie Kollagene und Albumine zu nen nen. Diese Proteine können vernetzt werden, um eine Membran für die Enzymimmobilisierung zu bilden.

Bezüglich der Polysaccharide seien folgende Beispiele zu nennen:
Alginate; Hitin; Cellulose und seine Derivate wie z. B. Nitrocellulose oder Ester und Ether der Cellulo se;
Natürliche Polymere wie z. B. Polysaccharide haben den Vorteil, daß anorganische Katalysatoren bei der Poly merisation nicht vorhanden sind, was bei syntheti schen Polymeren der Fall sein kann. Diethylaminoet hyl-Dextran (DEAE-Dextran) oder Polyethylenimin könn ten verwendet werden. Es sollten Polysaccharide mit einem Molgewicht von 5000 bis 500 000, vorzugsweise von 5000 bis 50 000, ausgewählt werden.

Unter den geeigneten Polymeren sind Polyacrylamid- Gele zu nennen; ebenso Vinyl-Polymere, im besonderen Vinylacetate; Polyvinylalkohole, vorzugsweise Polyvi nylbutyral.

Ebenfalls geeignet sind Polyurethane und Polysiloxane (auch Heteropolysiloxane), welche funktionelle Grup pen, z. B. Aminogruppen, enthalten.

Im Fall von Albumin wird die Vernetzung vorzugsweise mit bi- oder multifunktionellen Reagentien durchge führt, z. B. Glutaralaldehyd und seinen Oligomeren. Hierbei ist zu erwähnen, daß die Vernetzung abhängig von der Expositionszeit mit dem Glutaralaldehyd ist, und diese sollte zwischen 10 und 90 Minuten liegen, vorzugsweisen 30 Min. bei Raumtemperatur.

Das Verhältnis Enzym/(Matrixkomponente) ist wichtig für die Diffusionseigenschaften der Membran. Hierbei liegt das Verhältnis im Bereich von 5 bis 100 Gew.-%, vorzugsweise zwischen 10 und 50 Gew.-%.

Die mechanischen und Adhäsionseigenschaften der enzy matischen Membranen können verbessert werden, wenn die die Membran bildende Lösung einen mehrwertigen Alkohol enthält, vorzugsweise Glycerol oder Sorbitol oder Laktitol. Die bevorzugte Konzentration des mehr wertigen Alkohols liegt im Bereich von 5 bis 30 Vol.-%.

Die Anwesenheit eines mehrwertigen Alkohols oder Po lysaccharides in der Lösung, aus der die Membran ge bildet wird, kann zu einer besseren Bewahrung der Enzymaktivität während der Immobilisierung und somit zu einer erweiterten Lebensdauer des Sensors führen.

Im Hinblick auf immobilisierte Redox-Enzyme kann die enzymatische Membran oxidierende oder reduzierte Agentien enthalten (z. B. Ferrocene), welche fähig sind, das aktive Zentrum des Enzyms zu recyclen.

Ebenso kann das Enzym auf der analytselektiven Schicht durch kovalente Bindung immobilisiert werden. Dieses kann erfolgen, wenn die analytselektive Mem bran geeignete funktionelle Gruppen trägt (z. B. -OH, -NH₂, oder -COOH), oder wenn eine zusätzliche Schicht, welche entsprechende funktionelle Gruppen enthält, auf der analytselektiven Membranschicht ge bildet wird, so daß das Enzym an die zusätzliche Schicht gebunden ist.

Zur Reduzierung von Störungen und Interferenzen kön nen Differenzmessungen durchgeführt werden. In diesem Fall wird ein Differenzsignal zwischen dem ASIS mit und ohne Enzym gemessen.

Eine weitere Schicht aus vernetzten Proteinen oder synthetischem/natürlichem Polymer kann auf die enzy matische Schicht aufgebracht werden. Diese Schicht verbessert die Biosensoreigenschaften in folgender Weise:

- Gewährleistung optimaler Bedingungen für die Funktionstüchtigkeit des Enzyms;
- Reduzierung des nachteiligen Effektes der Puf fer-Kapazität der Probe auf das Ansprechver halten des Biosensors;
- Ermöglichung der Einstellung des dynamischen und linearen Bereichs des Biosensors.

Um den negativen Einfluß der Puffer-Kapazität für einen Puffer mit schwach sauren Gruppen und pK < 7 zu unterdrücken, muß die zusätzliche Schicht funktionel le Gruppen tragen, die bei gegebenem pH-Wert der Pro be negativ geladen sind. Für Puffer mit schwach basi schen Resten und pK < 7 müssen die funktionellen Gruppen bei den Assay-Bedingungen positiv geladen sein.

Weitere Einzelheiten, Merkmale und Vorteile der vor liegenden Erfindung ergeben sich aus der nachfolgen den Beschreibung von Ausführungsbeispielen und anhand der Zeichnungen.

Es zeigen:

Fig. 1 den schematischen Aufbau einer ersten Ausfüh rungsform eines analytselektiven Sensors mit einer analytspezifischen Polymermembranschicht (Chemosen sor),

Fig. 2 zeigt den schematischen Aufbau eines analytse lektiven Sensors in Form eines Biosensors,

Fig. 3 zeigt beispielhafte Meßelektroden-Anordnungen, bei denen die Leiter in Form von Drähten bzw. in Form von dicken oder dünnen Schichten gebildet sind,

Fig. 4 zeigt beispielhafte Meßelektroden-Anordnungen, bei denen die Leiter in Form von Scheibenelektroden ausgebildet sind,

Fig. 5 zeigt schematisch den Aufbau der Meßelektroden in Form von IDE und eine Meßanordnung für die Mes sung der Admittanz des Sensors,

Fig. 6 zeigt die Abhängigkeit des Realteils der Ad mittanz, Re(Y), des ASS auf der Basis von IDE unter Verwendung von Valinomycin enthaltenden PVC-Membranen zur Bestimmung der Konzentration an K⁺ in der Lösung. Die Messungen wurden bei 100 kHz durchgeführt. 1 M NaNO₃ wurde als Untergrundelektrolyt verwendet.

Fig. 7 zeigt die Abhängigkeit des Realteils der Ad mittanz, Re(Y), des ASS basierend auf zwei Coated- Wire-Elektroden unter Verwendung von Valinomycin ent haltenden Membranen zur Bestimmung der Konzentration an K⁺ in der Lösung. Die Messungen wurden bei 100 kHz durchgeführt 1 M NaNO₃ wurde als Untergrundelektolyt verwendet.

Fig. 8 zeigt die Abhängigkeit des Realteils der Ad mittanz, Re(Y), des ASS auf der Basis von IDE unter Verwendung von Nonactin enthaltenden PVC.Membranen zur Bestimmung der Konzentration an NH₄⁺ in der Lö sung. Die Messungen wurden bei 100 kHz durchgeführt, 1 M NANO₃ wurde als Untergrundelektrolyt verwendet.

Fig. 9 zeigt die Abhängigkeit des Kehrwertes des Realteils der Admittanz, 1/Re(Y), des ASS auf der Basis von IDE unter Verwendung von ETH-1907 Ionophor enthaltenden PVC-Membranen zur Bestimmung des pH-Wer tes der Lösung. Es wurden Standard-Merck-Puffer ver schiedener pH-Werte verwendet. Die Messungen wurden bei 100 kHz durchgeführt.

Fig. 10 zeigt die Abhängigkeit des Realteils der Ad mittanz, Re(Y), des ASS auf der Basis von IDE unter Verwendung von Ca-IV Ionophor von Fluka enthaltenden PVC- Membranen zur Bestimmung der Konzentration an Ca²⁺ in der Lösung. Die Messungen wurden bei 100 kHz durchgeführt. 1 M NaNO₃ wurde als Untergrundelektro lyt verwendet.

Fig. 1 zeigt im Schnitt den schematischen Aufbau ei nes erfindungsgemäßen analytselektiven Sensors 1. Der Sensor 1 steht in direktem Kontakt mit der Lösung 4 und ist dabei so aufgebaut, daß die analytspezifische Polymermembranschicht 3 auf einen inerten Träger 7 aufgebracht ist. Die Schichtdicke der sensitiven Schicht 3 kann dabei im Bereich von 0,1 µm bis 1 mm liegen. In der Ausführungsform nach Fig. 1 weisen die Elektroden 5, 6 einen direkten Kontakt mit der Schicht 3 auf. Diese Schicht hat im Beispielsfall nach Fig. 1 folgende Zusammensetzung:

- 32 Gew.-% Polymermaterial
- 66 Gew.-% Weichmacher und
- 2 Gew.-% ionenselektive Komponenten.

Mit einer derartigen Zusammensetzung der analytspezi fischen Polymermembranschicht wurden folgende Senso ren hergestellt:

1. Kaliumselektive Membran: Als Polymermaterial wurde hochmolekulares Polyvinylchloridhomopoly merisat verwendet, Weichmacher war o-Nitrophe nyloctylether. Als kaliumselektive Komponente wurde eine aus dem Stand der Technik bekannte Komponente verwendet, das natürliche Antibioti kum Valinomycin.
2. Ammoniumselektive Membran: Als Polymermateri al wurde hochmolekulares Polyvinylchloridhomopo lymerisat verwendet, Weichmacher war Dibutylse bacate. Als ammoniumselektive Komponente wurde eine aus dem Stand der Technik bekannte Kompo nente verwendet, das natürliche Antibiotikum Nonactin.
3. H⁺-selektive Membran: Als Polymermaterial wurde hochmolekulares Polyvinylchloridhomopoly merisat verwendet, Weichmacher war o-Nitrophe nylloctylether. Als H⁺-selektive Komponente wur de eine aus dem Stand der Technik bekannte Kom ponente verwendet, Ionophor ETH 1907 (4-Nonade cylpyridine).
4. Ca²⁺-selektive Membran: Als Polymermaterial wurde hochmolekulares Polyvinylchloridhomopoly merisat verwendet. Weichmacher war o-Nitrophe nyloctylether. Als Ca²⁺-selektive Komponente wurde eine aus dem Stand der Technik bekannte Komponente verwendet, Ca-IV Ionophor von Fluka (N,N-Dicyclohexyl-N′,N′-dioctadecyl-3-oxapentan diamid).

Fig. 2 zeigt nun analog dem Ausführungsbeispiel nach Fig. 1 den schematischen Aufbau eines erfindungsgemä ßen Biosensors. In der Ausführungsform nach Fig. 2 besteht der Biosensor 2 dabei aus einer auf einen Träger 7 aufgebrachten analytspezifischen Polymermem branschicht 8. In der Ausführungsform nach Fig. 2 sind nun die Elektroden 5, 6 mit einer zusätzlichen Schicht 10 versehen, die den Grenzflächenwiderstand unterdrückt. Diese Schicht 10 enthält redoxpaar-bil denden Substanzen gemäß der CH 677 295. In der Aus führungsform nach Fig. 2 ist weiterhin vorgesehen, daß die enzym-enthaltende Polymermembranschicht 9 nicht direkt auf der analytspezifischen Polymermem branschicht 8 aufgebracht ist, sondern daß zwischen diesen beiden Schichten eine weitere Schicht 11 vor gesehen ist, die zur besseren Bindung der Schicht 9 an der Schicht 8 dient. Diese Schicht 11 besteht im Beispielsfall aus carboxyliertem oder aminierten PVC und weist eine Schichtdicke von 10 µm bis 1 mm auf. Die enzym-enthaltende Polymermembranschicht 9 kann im Dickenbereich von 1 µm bis 1 mm liegen. Bevorzugt be trägt die Dicke dieser Schicht 10 µm bis 500 µm. Im Beispielsfall nach Fig. 2 ist nun noch auf der enzym enthaltenden Polymermembranschicht 9 eine weitere Schicht 12 aus vernetztem Protein oder synthetischem oder natürlichem Polymer vorgesehen. Diese Schicht verbessert die Biosensoreigenschaften in günstiger Weise. Diese Schicht besteht im Beispielsfall nach Fig. 2 aus Nafion oder Acetatcellulose und weist eine Dicke von 100 µm auf.

Entsprechend dem Aufbau nach Fig. 2 wurden folgende Biosensoren hergestellt:

1. Biosensoren für Harnstoff- und Aminosäure, wobei die enzym-enthaltende Polymermembranschicht 9 aus Urease respektive Aminosäure-Oxidase besteht und die analytspezifische Polymermembranschicht 8 aus ammoni umselektiven PVC-Membran (Ammoniumionophore).
2. Glucose- oder Acetylcolin-Biosensoren, wobei hier dann die enzymspezifische Polymermembranschicht 9 aus Glucose-Oxidase bzw. Acetylcolinesterase besteht und die analytspezifische Polymermembranschicht 8 eine pH-selektive PVC-Membrane (H⁺-Ionophore) ist.

Fig. 3 zeigt nun beispielhaft Meßelektrodenanordnun gen, wie sie für die erfindungsgemäßen Sensoren ein gesetzt werden können.

Die praktische Durchführung der Messungen der elek trischen Eigenschaften der Schicht betreffend, kann bevorzugt zwischen zwei grundlegenden Typen von Meß zellen unterschieden werden, so wie es in Fig. 3 ge zeigt wird:

1. Beide Leiter (11) werden von der Schicht (13) überdeckt, die auf diese Weise eine kontinuier liche Bulkphase bildet. (Fig. 3a, b);
2. Jeder der Leiter (11) wird durch die Schicht (13) abgedeckt, aber die Schichten bilden keine kontinuierliche Bulkphase (Fig. 3c, d);
3. Nur ein Leiter wird durch die Schicht (13) abgedeckt.

Für den Fall 1 (s. Fig. 3a) können das Verhältnis zwischen den charakteristischen Abmessungen der Schicht (13) (Dicke - d) und denen der Leiter (11) (geringster Abstand zwischen den Leitern - a, größte Breite der Leitern entlang der Verbindungslinie - b) betreffend zwei charakteristische Fälle ausgeführt werden:

1.1 entweder a oder b oder beide sind größer als
1.2 a und b sind beide kleiner als d

Die Fälle 1.1, 2 und 3 sind in dem Sinne ähnlich, daß bei solchen Anordnungen die Veränderung der Leitfä higkeit der getesteten Lösung, in die die Sensorsonde eintaucht, zum gemessenen Sensor-Output-Signal bei trägt. Die Messungen der spezifischen Analytenkonzen tration sind jedoch immer noch möglich, wenn:

- Die Untergrundleitfähigkeit der Probe konstant ist;
- Die Leitfähigkeit der Probe sehr viel größer ist als die Leitfähigkeit der verwendeten ana lytspezifischen Membranen.
- Die Sensor-Charakteristika in einer Standard lösung bekannter oder eingestellter Leitfähig keit vor und nach der Messung in einer Lösung bestimmt wurden.
- Parallele Messungen der Leitfähigkeit der Pro be gemacht und in Betracht gezogen wurden.

Der Fall 1.2 entspricht der Situation, wenn der An teil der Volumenleitfähigkeit der Probe am Sensor- Output-Signal minimal ist, so daß das gemessene Si gnal hauptsächlich der Bulkleitfähigkeit der analyt selektiven Schicht entspricht.

Die Erfindung umfaßt grundsätzlich folgende Konstruk tionsmöglichkeiten des Sensors:
A Drahtelektroden (Abb. 3d). Der Sensor besteht aus zwei Metalldrähten (11), die bis auf die Enden über all mit einem elektrisch isolierenden Polymer (z. B. TFPE, PVC) oder einer anorganischen (Glas-)Schicht (14) mit einer Dicke von über 50 µm, besser mehr als 100 µm, noch besser mehr als 500 µm, überzogen sind. Anstelle der Metalldrähte können auch Koaxialkabel als Meßelektroden verwendet werden. Ein Ende jedes Drahtes (11) ist mit der Meßeinrichtung (15) verbun den. Die analytselektive Schicht (13) wird auf das andere exponierte Ende jedes Drahtes (13) aufge bracht. Die Dicke der so gebildeten analytselektiven Schicht (13) sollte vorzugsweise geringer sein als diejenige der den Rest des Drahtes bedeckenden iso lierenden Schicht (14), besonders für den Fall, daß die Schicht eine sehr niedrige Leitfähigkeit auf weist. Während der Messungen werden die Schicht-be deckten Bereiche beider Drähte in der Weise in die Testlösung getaucht, daß sie so nah wie möglich bei einander liegen (Abb. 3c).

Der Vorteil einer solchen Konstruktion liegt in der äußerst einfachen Herstellung.

B Scheibenelektroden (Fig. 4). Zwei miteinander ver bundene Drähte oder Bänder (16) werden aufgepreßt oder eingebettet in einen elektrisch isolierenden Plastikblock (17), so wie es in Fig. 4 gezeigt ist. Die an einer Seite des Blocks herausragenden Leite renden werden an die Meßeinrichtung (15) angeschlos sen. Die andere Seite des Blocks (17) wird poliert, so daß die Arbeitselektroden eine flache Oberfläche in einer Ebene mit der umgebenden Oberfläche des Pla stikblocks bilden. Die analytselektive Schicht wird auf beiden Elektroden simultan oder auf jeder separat aufgebracht. Solch eine Sensorsonde kann direkt in die Testlösung getaucht werden oder mittels O-Ring auf eine Mikro-Durchflußmeßzelle gepreßt werden.

Einer der Vorteile dieser Konstruktionsweise besteht in der Einfachheit der Erneuerung der Sonde lediglich durch Polieren der Meßoberfläche der Elektroden.

C Interdigitalelektroden. Zwei Interdigitalelektroden (IDE) oder Leitungsbänder (19) werden auf ein isolie rendes Substrat (20) aufgebracht (Fig. 5). Das letz tere kann im besonderen ein Polymerband (z. B. Polyi mid), Glas, Keramik (z. B. geschmolzenes Aluminium oder Sital) oder Saphir sein. Die Elektrodenmateria lien können aus dem vorstehend Beschriebenen ausge wählt sein, genauso wie die analytspezifische Schicht (22).

Die den messenden Teil mit den Kontaktflächen des Sensorchips verbindenden Bereiche der Elektroden müs sen durch eine elektrisch isolierende Schicht (21) abgedeckt sein, die nur den elektrischen Abgriff und die sensitive Fläche der Elektrode (19) freiläßt. Diese Passivierungsschicht (21) kann entweder ein Polymerfilm sein (z. B. Silikongummi, hochtemperatur vernetztes Polyimid oder Photoresists) oder anorgani sche Filme wie pyrolytisches Silikonoxid, CVD-Sili konnitrid oder aufgebrachte Glasfilme.

Der Vorteil bei der Verwendung einer IDE liegt in der Möglichkeit der dichten Anordnung der Elektroden (die Abmessungen a und b können bis in den Submikromaßstab hinein verringert werden) bei gleichzeitig großer Peripherie, was zu einer Erhöhung der Sensitivität der Messung auf einer geringen Fläche führt. Die niedrigste erreichbare Grenze für die Abmessungen a und b liegt bei 0,1 µm, 2 µm bzw. 50 µm, wenn Elek tronen-Photolithographie, optische Photolithographie bzw. Siebdrucktechnologie zur Elektrodenherstellung angewandt werden. Die Dicke der Elektroden, h, liegt meistens zwischen 0.01 µm und 10 µm.

Die analytselektive Schicht (22) wird auf der Meßflä che der IDE aufgebracht, die frei von Passivierung ist. Die Schicht muß die gesamte sensitive Fläche der Elektroden (19) abdecken. Da die elektrische Leitfä higkeit der Schicht eher niedrig sein kann (der Wi derstand einer lipophilen ionselektiven Membran auf der Basis von PVC kann z. B. eine Höhe von 10⁸ Ω·cm² erreichen), machen sogar kleine, der Lösung direkt ausgesetzte Teile der Elektrode eine zuverlässige Messung der Membranleitfähigkeit unmöglich, weil ihr Widerstand geringer ist als der Membranwiderstand selbst, und sie somit den Stromfluß im Meßkreis kurz schließen können.

In dem Fall, daß die sensitive Schicht Wasser auf nimmt, und dieselbe Leitfähigkeit wie die Lösung be sitzt, sind die Anforderungen an die Qualität der Passivierungsschicht von geringerer Bedeutung, so daß in einigen Fällen eine Passivierung nicht notwendig ist. Dieses ist z. B. der Fall, wenn die Oberfläche der Meßelektroden mit der bedeckenden Schicht viel größer ist als die Fläche von anderen Teilen der Elektrode, welche der Lösung ausgesetzt sind.

Die Abmessungen von a, b und h sollten möglichst so gewählt werden, daß das Verhältnis 1.2 (s. o.) erfüllt wird, d. h. die Schichtdicke d sollte am besten größer sein als a sowie b und h. Die Dicke, der den zentra len Teil des Chips bedeckenden Passivierungsschicht, sollte vorzugsweise größer sein als die der Meß schicht. Für diesen Fall stören Veränderungen in der Untergrundleitfähigkeit der Probe in geringstem Um fang die Messung der Leitfähigkeit der selektiven Schicht.

Die Erfindung umfaßt jedoch nicht nur Einzel-, son dern auch Multianalytsonden, die durch das Vereinigen bzw. Integrieren von Mehrfachelektroden auf einer Sensoreinheit oder einem Träger hergestellt werden, überzogen mit für verschiedene Analyten spezifischer Schichten. Sensoren mit mäßiger Selektivität können ebenfalls in einer Multisensoreinheit integriert wer den, was zum Erhalt von sog. "Fingerprints" führt, die den unterschiedlichen Zusammensetzungen der Pro benlösungen entsprechend. Nachträglich kann dann un ter Anwendung verschiedener Methoden der Mustererken nung den jeweiligen Ansprechmustern eine entsprechen de Probenzusammensetzung zugeordnet werden. Die be vorzugte Konstruktion des Multisensors basiert dabei auf der Verwendung von mikroelektronischen Chips mit der erforderlichen Anzahl der vorstehend beschriebe nen Integraldigital-Elektrodenpaaren, wobei jedes Paar mit der geeigneten Schicht überzogen ist. Solch eine Konstruktionsweise hat den Vorteil, der techno logischen Kompartibilität mit IC-Technologien sowie der Einfachheit der Miniaturisierung.

Mit den Sensoren, die gemäß dem Ausführungsbeispiel nach Fig. 1 und nach Fig. 2 hergestellt wurden, wur den Leitfähigkeitsmessungen durchgeführt.

Für die Messung der Admittanz oder Impedanz des Sen sors und damit z. B. der Leitfähigkeit der stoffselek tiven Schicht sind mehrere Techniken verfügbar, grundsätzlich unterteiltbar in DC- und AC-Techniken (Cooper, W.D., Helfrick, A.D.E., Elektrische Meßtech nik, VCH: Weinheim, Base, Cambridge, New York, 1989). Die AC-Techniken werden im allgemeinen bevorzugt, da sie eine Erniedrigung des Verhältnisses von Signal zu Rauschen erlauben und, besonders in unserem Fall der ionischen Leitfähigkeit, eine Konzentrationspolaria sation in der Nähe der Elektrodenoberflächen verhin dern.

Alternativ können Messungen der Bulkleitfähigkeit von Schichten mittels der biopolaren Pulstechniken, be schrieben bei Johnson, D.E. and Enke C.G., Biopolar pulse technique for fast conductance measurements, Analytical Chemistry, 1970, v. 42, p. 329-335, durchgeführt werden. Die Vorteile dieser Technik be stehen darin, daß sie schnell durchgeführt werden können (bis zu 10 µs) und unabhängig von parallelen und seriellen Streukapazitäten sind.

Eine der einfachsten für die Messung der Admittanz (Impedanz) des Sensors und damit der Leitfähigkeit der Schicht verwendeten elektrischen Anordnungen ist in Fig. 5 dargestellt.

Der Lastwiderstand, R_L, wird mit dem zu untersuchen den Sensor in Reihe geschaltet und der Spannungsab fall an R_L liefert das Ausgangssignal. Beim Anlegen einer AC-Eingangsspannung ist die Bedingung für den Einsatz einer solchen Anordnung diejenige, daß inner halb des verwendeten Frequenzbereiches der Eingangs spannung die Impedanz des getesteten Sensors, Z_Sensor, wesentlich größer sein sollte als R_L. In diesem Fall ist der Stromfluß Richtung Lastwiderstand hauptsäch lich von der Impedanz des Sensors bestimmt und kann leicht nach der Formel

I (ω) = U_out (ω)/R_L (1)

berechnet werden. Hier ist ω die Winkelfrequenz der Eingangsspannung, U_in und U_out - die Ausgangsspannung.

Wenn eine AC-Eingansspannung angelegt wird, sind so wohl Amplitude als auch die Phase des Ausgangssignals (Spannung oder Strom) frequenzabhängig. Die Disper sion (Frequenz-Abhängigkeit) des Ausgangssignals ist unter den oben festgelegten Bedingungen hauptsächlich durch die AC-Impedanz des getesteten Sensors be stimmt. Die Admittanz des Sensors kann berechnet wer den mit der Formel

Der erste Term auf der rechten Seite stellt den Real teil der Sensoradmittanz

dar, der proportional zum gemessenen Ausganssignal ist und mit Hilfe von Gleichung 3 berechnet werden kann, vorausgesetzt daß R_L und die Amplitude der Ein gangsspannung bekannt sind.

Bei einigen Meßgeräten wird statt der Admittanz Y die Impedanz Z des Sensors gemessen. Die Impedanz Z eines Systems stellt den Kehrwert zur dazugehörigen Admit tanz dar. Impedanzmessungen können daher ebenfalls zur Charakterisierung der Leitfähigkeit einer Schicht angewandt werden.

Um die Änderungen der Schichtfähigkeit verfolgen zu können, werden in der bevorzugten Verwirklichung der Erfindung die Messungen der Admittanz oder alterna tiv, einer Phasen-Komponenten des Ausgangssignals der Meßordnung aus Abb. 5 verwendet. Diese Werte hängen ebenfalls von der Frequenz ab, und diese Ab hängigkeit kann in den verschiedenen Frequenzberei chen variieren. Die übliche Betriebsfrequenz wird unter Einbeziehung dieser Faktoren mit dem Ziel der Optimierung der Sensorempfindlichkeit, der Verringe rung der Anforderungen für die Meßeinrichtung sowie der Unterdrückung unspezifischer Störungen ausge wählt.

Der bevorzugte Arbeitsbereich bei den Kontaktmessun gen liegt bei Frequenzen zwischen 1 Hz und 100 kHz.

Die bevorzugten Frequenzen für kontaktlose Messungen der Membranleitfähigkeit sind:

- von 1 MHz bis 100 MHz, wenn kapazitive Kopp lung verwendet wird;
- von 10 Hz bis 10.000 Hz, wenn induktive Kopp lung verwendet wird.

Ausführungsbeispiele 1. Des ASS auf der Basis von IDE

Zwei identische Paare von interdigitalen Metallelek troden (Ni, PT oder Au) wurden durch Vakuumaufdamp fung auf ein 0,5 mm dickes Keramiksubstrat herge stellt. Die Abmessungen eines Sensorchips liegen bei 5 mm _* 20 mm. Zur besseren Haftung, im Fall von Pt- oder Au-Elektroden, wurde eine Zwischenschicht aus Chrom (0,1 µm dick) aufgebracht. Jeder Elektrodenfin ger war 70 µm breit und ungefähr 1 mm lang mit 70 µm Abstand zwischen den Elektrodenfingern eines Paares. Die sentive Fläche jedes den impediometrischen Trans ducer bildenden Elektrodenpaares betrug ungefähr 1 mm _* 1,5 mm. Um die sensitive Fläche des Sensors abzugren zen, wurde der zentrale Teil des Chips mit einer Schicht Dow Corning Silikongummi verkapselt. Das vollständige Chip.Layout ist in Fig. 5 schematisch dargestellt.

2. Des ASS basierend auf zwei Coated-Wire-Elektroden (CWE)

Es wurden zwei Silberdrähte mit einem Durchmesser von 1 mm und einer Länge von 3 cm verwendet. Der zentrale Teile jedes Drahtes wurde mit einer Schicht Dow Cor ning Silikongummi verkapselt, wobei ein Stück von 5 mm Länge auf beiden Seiten der Drähte freigelassen wurde.

Das Aufbringen der ionenselektiven Membran auf die sensitive Fläche der IDE und CWE erfolgte mittels Dip-Coating aus der Lösung der Membrankomponenten in THF.

Die Messungen der Sensor-Admittanz wurden durchge führt unter Benutzung eines ONO SOKKI Dual Channel Analysers CF 940 oder eines Lock-In-Verstärkers EG & G 5209 entsprechend der Meßanordnung in Fig. 5.

Beispiel 1

Die IDE wurden beschichtet mit Valinomycin enthalten de PVC-Membranen. Die Abhängigkeit des Realteils Re(Y) und des Imaginärteils Im(Y)-der Admittanz des Sensors von der Kaliumkonzentration wurde überprüft in einem Frequenzbereich von 0,05 Hz bis 100 kHz. Es wurden beobachtet, daß Re(Y) bei Frequenzen von 100 Hz bis 100 kHz, entsprechend der Membranleitfähig keit, mit zunehmender Kaliumkonzentration wächst. Die Nachweisgrenze war im Bereich 10^-5 M und dieses sogar bei 1 M Natriumnitratlösung als Störionenelektrolyt. Bei einer Frequenz von 100 Hz war die Abhängigkeit Re(Y) gegen pK⁺ quasi linear für den pK⁺ im Bereich von 1 bis 4 (Fig. 6).

Überraschend war, im Gegensatz zu den in der Litera tur berichteten Daten, daß Im(Y), die entsprechende kapazitive Komponente der Sensorimpedanz, keine oder nur eine zufällige Abhängigkeit von der Kaliumkonzen tration zeigte. Dieses war auch bei den weiteren Bei spielen der Fall.

Beispiel 2

Die ASS auf Basis von CWE (Coated-Wire-Elektroden) unter Verwendung von Valinomycin enthaltenden PVC- Membranen zeigten eine quasi-lineare Abhängigkeit des Re(Y) von dem pK⁺ im Bereich von 0 bis 4 bei 1 M Na triumnitratlösung als Störionenelektrolyt, gemessen bei einer Frequenz von 100 kHz (Fig. 7).

Beispiel 3

Die ASS auf Basis von IDE (Interdigital-Elektroden) unter Verwendung von Nonactin enthaltenden PVC-Mem branen zeigten eine Abhängigkeit des Re(Y) von dem pNH₄⁺ im Bereich von 0 bis 5 bei 1 M Natriumnitratlö sung als Störionenelektrolyt, gemessen bei einer Fre quenz von 100 kHz (Fig. 8).

Beispiel 4

Die ASS auf Basis von IDE (Interdigital-Elektroden) unter Verwendung von pH-sensitiven PVC-Membranen (Ionophore ETH 1907) zeigten quasi-lineare Abhängig keit des Re(Y) von dem pH im Bereich von 2 bis 8, gemessen bei einer Frequenz von 100 kHz (Fig. 9). Es wurden Standard-Merck-Puffer verschiedener pH-Werte verwendet.

Beispiel 5

Die ASS auf Basis von IDE unter Verwendung von Ca-IV Ionophor von Fluka enthaltenden PVC-Membranen zeigten eine Abhängigkeit des Re(Y) von der Ca²⁺-Konzentra tion im Bereich von 10^-7 bis 0,1 M bei 1 M Natriumni tratlösung als Störionenelektrolyt, gemessen bei ei ner Frequenz von 100 kHz (Fig. 10).

Claims

1. Analytselektiver Sensor (ASS) zur qualitativen und/oder quantitativen Bestimmung von in Lösun gen enthaltenen Ionen bzw. Stoffen, dadurch gekennzeichnet, daß der ASS (1, 2) aus mindestens einer mit der Lösung in Kontakt stehenden, auf einem inerten Träger (7) aufgebrachten analytspezifischen Schicht (3, 8) aus einem flüssigen, festen oder halbfe sten Material, besteht, die mit mindestens zwei Elektroden (5, 6) in Verbindung steht, wobei die Schicht (3, 8) den Analyten selektiv aus der Lösung entfernt, so daß sich durch Aufnahme des Analyten die elektrischen Eigenschaften der Schicht (3, 8), wie der Widerstand, die Leitfä higkeit, die Admittanz oder die Impedanz, än dert.

2. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Elektroden (5, 6) in direktem Kontakt mit der analytspezifischen Schicht (3, 8) stehen und als zwei oder vier Elektrodenanordnungen ausgeführt sind.

3. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Elektroden (5, 6) Draht-Elektroden oder Scheiben-Elektroden oder Interdigital-Elektroden (IDE) sind.

4. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Elektroden-Mate rialien elektrische Leiter, Halbleiter oder De fektstellenleiter sind.

5. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Elektrodenmate rialien ausgewählt sind aus Silber, Gold, Pla tin, Paladium, Nickel, Tantal, Titan, Chrom, Kupfer, Vanadium, Aluminium oder leitfähigen Pa sten und Metall- oder Graphitpartikel enthalten den Epoxidharzen oder Materialien auf Kohlen stoffbasis oder hochdotiertes Silizium oder leitfähige Polymere oder zusammengesetzten lei tenden Polymeren, die Metall- oder Graphitparti kel enthalten.

6. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Elektrodenober fläche aufgerauht ist.

7. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Elektroden (5, 6) direkt auf den dem Träger (7) angeordnet sind.

8. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen den Elek troden (5, 6) und der analytspezifischen Schicht (3, 8) mindestens eine weitere Schicht (11) auf gebracht ist, die mindestens eine Substanz ent hält, die in der Lage ist, ein Redoxpaar zu bil den, so daß der Widerstand der Phasengrenze ver ringert wird oder konstant bleibt.

9. Analytspezifischer Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß der inerte Träger (7) Glas, Papier, Epoxidharz, Plastik, Polymer, Saphir oder Keramik ist.

10. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß der Träger (7) die Innenfläche einer Kapillare eines Rohres oder geschlossenen Gefäßes ist.

11. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die analytspezifi sche Schicht (3, 8) eine Flüssigkeit ist, welche die Fähigkeit besitzt, den Analyten selektiv aus der Lösung (4) in die Schicht (3, 8) zu extra hieren.

12. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Flüssigkeit aus nichtpolaren Flüssigkeiten wie Chloroform, He xan, Toluol oder aus aromatischen und/oder ge sättigten aliphatischen Kohlenwasserstoffen aus gewählt ist.

13. Analytischer Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß die analytischspezi fische Schicht (3, 8) eine Flüssigkeit ist, wel che molekülselektive oder ionenselektive Kopp lungselemente enthält, so daß der Analyt selek tiv aus der Lösung (4) in die Schicht (3, 8) ex trahiert wird.

14. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die analytspezifi sche Schicht (3, 8) ein Polymer ist, so daß der Analyt selektiv aus der Lösung (4) in die Schicht (3, 8) extrahiert wird.

15. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die analytspezifi sche Schicht (3, 8) ein Polymer ist, welches molekülselektive oder ionenselektive Kopplungs elemente enthält, so daß der Analyt selektiv aus der Lösung (4) in die Schicht (3, 8) extrahiert wird.

16. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymer aus ei nem Homo- oder Copolymerisat mit einer aliphati schen Hauptkette mit Niedrig- bzw. Unpolarsub stituenten besteht.

17. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymer ausge wählt ist aus Homopolymerisaten bzw. Copolymeri saten von Monomereinheiten, die von einem Alken stammen, wie Vinylhalogenidcopolymerisate, Viny lidenhalogenidhomo- und Copolymerisate, wobei das Halogenatom vorzugsweise ein Chloratom ist.

18. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymer ausge wählt ist aus substituierten Polyolefinen, -Po lysilanen, -Polysiloxane, -Polyphosphazenen, -Polyester, -Polyamide, -Polyurethane und Cellu losederivate.

19. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 16, 17 oder 18, dadurch gekennzeichnet, daß die Substituenten ausgewählt sind aus Wasserstoff, Halogen, NO₂, COR, COOR, Carbonsäurenitrilgruppen, Carbonsäu reamidgruppen, aliphatische/aromatische Ether gruppierungen und aromatische/heteroaromatische Reste.

20. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die analytspezifi sche Schicht (3, 8) ein Polyethylenoxidfilm oder ein Polymer wie Polyphosphazene, Polysiloxane ist, welche Kationenkomplexierungs- und Ionen paartrennungseigenschaften aufweisen.

21. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß die analytspezifi sche Schicht (3, 8) Alkalisalze als ionische Ad ditive enthält, vorzugsweise Lithiumsalze mit den Anionen CF₃CO₂-, CF₃SO₃-, C₆F₁₃SO₃-, Hgl₃-, AsF₆-.

22. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymer durch chemische, photochemische oder elektrochemische Polymerisation eines polymerisierbaren Monomers ausgewählt aus heteroaromatischen/ aromatischen Verbindungen z. B. Thiophene, Pyrrole, Phenole, Aniline, Azulene Napthalene, Anthracene, Carbar zole in Gegenwart von freien Analytmolekülen hergestellt wird, und daß anschließend das Ana lytmolekül aus dem Polymer ausgewaschen wird, so daß sich während der Membranbildung im moleku laren Maßstab "Abdrücke" des Analyten bilden, die dann als Kopplungselemente mit erhöhter Af finität gegenüber dem Analyten wirken.

23. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymer ein kom plexbildendes Polymer ist, dessen vernetzte oder unvernetzte Basispolymere neben Polystyrolen, Polyacrylate, Polyacrylnitrite, Polyvinylalkoho le, Polyethylenimine, Polysiloxane, Polysaccha ride, modifizierte Cellulose, Stärke, Lignin, Chitin sind, wobei das Polymer in Gegenwart von komplexierenden Gruppen bzw. Chelatgruppen ge bildet wird, so daß analytspezifische Kopplungs elemente entstehen.

24. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, daß die komplexierenden Gruppen bzw. Chelatgruppen ausgewählt sind aus Iminodiessigsäure-, Hydroxychinolin-, Thioharn stoff-, Guanidin-, Dithiocarbamat-, Hydroxamsäu re-, Amidoxim-, Aminophosphorsäure-, (cycl.) Po lyamino-, Mercapto-, 1,3-Dicarbonyl-Reste, Kä figverbindungen (z. B. Cyclophane, Kronenether, Antibiotica, Cyclodextrine), Antigene oder Anti körper, natürliche oder synthetische Polypepti de, Lektine, spezifisch bindende Proteine, Lipi de und Tenside.

25. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymer ausgewählt ist aus Polyionen, wie Gelen, Proteinen, Lipiden und Tensiden, ist, die funktionelle Gruppen (Kopplungselemente) aufweisen, die Anionen oder Kationen selektiv binden können, so daß bei der selektiven Bindung eine Morphologieänderung des Polymers eintritt.

26. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymer aus Proteoglycane oder Glycopro teinen besteht.

27. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die analytspezifi sche Schicht (3, 8) aus einer kristallinen Flüs sigphase besteht.

28. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die analytspezifi sche Schicht (3, 8) aus polyionischen Komplexen zwischen quartären Ammoniumionen und weiteren Polyionen gebildet ist.

29. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymer ein Io nenaustauscher oder ein ionisches Polymer ist.

30. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, daß die Ionenaustauscher bzw. ionischen Polymere ausgewählt sind aus Co polymeren von Ethylen, Acryl- oder Met acrylsäure: Carboxielastomere, Terpolymere, Ter polymer Ethylen-Propylen-Diensulfonat, substitu ierte Polyvinyle wie Polyacrylate, im besonderen Polyacetate oder Butyrale oder Polyvinylimidazo le, Perfluoropolymere, im besonderen Perfluoro sulfonate, Polyampholyte.

31. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 14 bis 30, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymer zusätz lich ionenselektive oder molekülselektive Kopp lungselemente enthält.

32. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, daß die Kopplungselemen te ausgewählt sind aus Kationenaustauscher, Ani onenaustauscher, Komplexbildner für Kationen, Komplexbildner für Anionen und Komplexbildner für Neutralteilchen.

33. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 31 oder 32, dadurch gekennzeichnet, daß die Komplexbildner ausgewählt sind aus Kronenether, natürlichen Antibiotika, Dicarbonsäurediamiden, Tridodecyla min, Guamidiniumverbindungen, Derivaten der Bor säure, Calixarenen, Cyelophanen, Lipiden, Tensi den.

34. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 14 bis 33, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymer zusätz lich einen Weichmacher enthält.

35. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 34, dadurch gekennzeichnet, daß der Weichmacher aus gewählt ist aus Ethern wie o-Nitrophenyloctylet her, Ester-Weichmacher wie Dicarbonsäurediester weichmacher oder Diester der Phosphorsäure bzw. Phosphonsäure.

36. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 35, dadurch gekennzeichnet, daß die analytspezifi sche Schicht (3, 8) eine Dicke von 1 µm bis 1 mm aufweist.

37. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 36, dadurch gekennzeichnet, daß die analytspezifi sche Schicht aus 20 bis 80 Gewichtsprozent Poly mer, 20 bis 80 Gewichtsprozent Weichmacher und 1 bis 60 Gewichtsprozent ionen- bzw. molekülselek tiven Komponenten besteht.

38. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 37, dadurch gekennzeichnet, daß zur Stabilisierung der analytspezifischen Schicht (3, 8) ein porö ser Träger/Matrix (z. B. Filterpapiere, Gewebe, Glas) verwendet wird.

39. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 38, dadurch gekennzeichnet, daß auf der analytspezi fischen Schicht (3, 8) mindestens eine weitere enzymenthaltende Schicht (9) aufgebracht ist.

40. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 39, dadurch gekennzeichnet, daß die Schicht (9) aus gewählt ist aus vernetzten Proteinen, wie Kolla gene, Albumine, natürlichen Polymere wie Poly saccharide, wie z. B. Alginate, Hitin oder Cellu lose und seiner Derivate, wie Nitrocellulose, synthetischen Polymere wie Vinylpolymere, Poly vinylalkohole oder Vinylacetate, Polysiloxane, Polyacrylamide, Polyurethane.

41. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 40, dadurch gekennzeichnet, daß die Enzyme in der Schicht immobilisiert sind.

42. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 39 bis 41, dadurch gekennzeichnet, daß das Verhältnis Enzym zu Matrixkomponente im Bereich von 5 bis 100 Gewichtsprozent liegt.

43. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 40, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen der analyt spezifischen Schicht (3, 8) und der enzymenthal tenden Schicht (9) eine zusätzliche Schicht (11) aufgebracht ist, die aus Derivaten der Cellulose oder der Vinylpolymere besteht und funktionelle Gruppen ausweist, so daß eine verbesserte Ver bindungsbildung erreicht wird.

44. Analytselektiver Sensor nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 43, dadurch gekennzeichnet, daß eine zusätzliche Schicht (12) vorgesehen ist, die auf der analyt spezifischen Schicht (3, 8) bzw. auf der enzyma tischen Schicht (9) aufgebracht ist und ausge wählt ist aus Copolymeren von Ethylen, Acryl- oder Metacrylsäure: Carboxielastomere, Terpoly mere, Terpolymer Ethylen-Propylen-Diensulfonat, substituierte Polyvinyle wie Polyacrylate, im besonderen Polyacetate oder Butyrale oder Poly vinylimidazole, Perfluoropolymere, im besonderen Perfluorosulfonate, Polyampholyte.