EP0787290A1 - Analytselektiver sensor - Google Patents

Analytselektiver sensor

Info

Publication number
EP0787290A1
EP0787290A1 EP95934618A EP95934618A EP0787290A1 EP 0787290 A1 EP0787290 A1 EP 0787290A1 EP 95934618 A EP95934618 A EP 95934618A EP 95934618 A EP95934618 A EP 95934618A EP 0787290 A1 EP0787290 A1 EP 0787290A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
analyte
sensor according
layer
selective
selective sensor
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP95934618A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Alexandre Choulga
Benedikt Ahlers
Karl Cammann
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Institut fuer Chemo und Biosensorik Muenster eV ICB
Original Assignee
Institut fuer Chemo und Biosensorik Muenster eV ICB
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Institut fuer Chemo und Biosensorik Muenster eV ICB filed Critical Institut fuer Chemo und Biosensorik Muenster eV ICB
Publication of EP0787290A1 publication Critical patent/EP0787290A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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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

Definitions

  • the invention relates to an analyte-selective sensor which consists of an analyte-specific layer which is modified such that ions or neutral species contained in solutions can come into contact with the layer, so that a change in the electrical properties then occurs.
  • the potentiometric ion-selective electrode is often used to determine ions in solutions (Cammann, K. The work with ion-selective electrodes, 2nd edition, Springer Verlag: Berlin, Hei delberg, New York, 1977).
  • Ion-selective electrodes are electrochemical sensors with which the concentration (more precisely the activity) of certain ions can be determined by means of a potential difference.
  • the ion-selective potential difference occurs at the phase boundary of active electrode material / electrolyte and depends on the activity of a particular ion in the solution according to the Nernst equation.
  • the other fundamental limitation in the potentiometric analysis methods relates to the composition of the ion-selective membrane.
  • the requirements for the nature of the specific bond and / or the complexing sites within the membrane must be such that the potential difference at the membrane / solution interface is built up selectively depending on the presence of a particular species in the solution. For example, this bond should not be too strong, so that a sufficiently rapid exchange of the detected species between the membrane phase and the solution is possible.
  • the most frequently used electrochemical analysis methods are those which measure the current flow through a suitably manufactured or modified conductive or semiconducting working electrode.
  • the potential of this electrode is determined by that of the reference electrode.
  • the measured current flow results from the electrochemical redox reaction that occurs at the interface. before working electrode / solution expires.
  • the use of these measuring methods is further restricted by the fact that the measured species must be electroactive at the working potential applied to the working electrode and thus only a limited selection of analytes can be measured.
  • this potential must be different from that of the interfering species. The latter often poses a problem, since many chemical or large groups of chemical compounds have very similar redox properties.
  • the required electropotentials for many connections lie outside the practical range.
  • liquid chromatography belongs to the non-electrochemical methods most commonly used for the specific detection of landed and neutral species.
  • the sample to be analyzed is brought into contact with a so-called stationary phase, e.g. a polymer layer that specifically binds or retains the detected species.
  • stationary phase e.g. a polymer layer that specifically binds or retains the detected species.
  • the strength of this bond determines the retention time of the analyte within the chromatographic column.
  • a large number of species can be identified using tailor-made stationary phases.
  • this type of analytical measuring arrangement is very complex and expensive.
  • WO 93/06 237 describes the use of IDEs for measuring the change in conductivity of a layer of electroactive conductive polymers (polyaniline, polypyrrole). These changes result from the interaction of the functional redox groups of the polymer with the species of interest which are used in the solution or with species which result from an enzyme reaction result in the layer of the immobilized enzyme which is applied from above to the layer of said polymer.
  • Layer for a specific non-aqueous substance is permeable in a solution, which causes a change in the capacitance of the capacitor by entering the electric field between the IDE's.
  • the second layer contains valinomycin, which is selectively permeable to potassium ions.
  • the interdigital electrodes measure the changes in capacitance as a result of the specific uptake of ions in the valinomycin layer.
  • GB 21 37 361 does not provide a description of the membrane composition, ie there is no information on the conditions which are necessary to ensure the permeability of the sensitive second layer in relation to the species of interest. On the other hand, such conditions severely limit the number of detectable species.
  • the need to shield the senior Electrodes through an insulating layer complicates the manufacture of the transducer because of the high demands on the quality of such a layer and at the same time worsens sensor sensitivity.
  • Another problem is a sudden change in the dielectric constant of the measuring layer, which cannot be ruled out, depending on the composition of the solution to be analyzed.
  • a sensor which has an analyte-specific layer made of a liquid, solid or semi-solid material on a support, which is designed such that it is in contact with the ions or substances contained in the solution their bulk electrical properties, such as resistance, conductivity, admittance or impedance, change.
  • the analyte-specific layer For the measurement of the electrical properties of the analyte-specific layer, it is provided that preferably at least two electrodes are used which are in contact with the analyte-specific layer.
  • the analyte-specific Layer formed directly on the conductor surface. Standard two- or four-electrode arrangements can be used for this type of measurement.
  • the conductive materials used for the production of the solid or semi-solid or porous measuring electrons can be substances which, owing to the mobility of electrodes or defect sites, have properties of an electrical conductor, a semiconductor or a defect site conductor. Examples for this are:
  • noble metals Au, Au, Pt, Pd, ...
  • Carbon-based materials carbon fibers, glassy carbon, graphite
  • highly doped silicon poly-Si
  • the conductors can be free-standing, for example in the form of rods, wires or meshes, or embedded in plastic or other insulating supports which only leave the membrane contact area free.
  • the exposed part can be in the form of disks or bands, for example.
  • the conductors can also be on an insulating support in the form of thick or thin Layers are formed, produced with the aid of screen printing, by chemical or electrochemical polymerisation or deposition (the latter in the case of metals), by vacuum evaporation, sputtering or other techniques of thick and thin layer technologies.
  • the conductors applied to an insulating support can be in the form of ribbons, circles, disks or interdigital electrodes (IDE), for example.
  • the conductors can be arranged on the same or opposite sides of the carrier, in a plane or vertically separated from one another.
  • the surface of the measuring electrode need not necessarily be smooth or polished. It can be made rough to make better contact with the layer and to lower the interface resistance. A possible way is the use of platinized platinum electrodes or of chloridized silver electrodes.
  • a further preferred embodiment proposes to apply an additional layer between the conductors and the analyte-selective layer in the event that increased electrochemical resistance between the conductors and the layer occurs, which has redox-pair-forming substances to suppress the interface resistance.
  • Such redox pair-forming substances which suppress the interfacial resistance have already been described in CH 677 295.
  • the disclosure content is therefore expressly referred to.
  • the layer thickness of this layer is in the range from 0.1 ⁇ m to 100 ⁇ .
  • Layer to be separated from the analyte-selective layer with the so-called phenomenon of capacitive coupling It is also possible to use the inductive coupling for contactless measurements of the electrical properties of layers. In this case the layer is placed in a coil through which a current then flows. Eddy currents are built up in the layer and cause a loss of performance depending on the layer conductivity. Another possibility is to use two coils which are connected by a circulating current in the sample.
  • the analyte-specific layer is essential to the invention in the analyte-selective sensors proposed here.
  • This layer is modified so that it changes its electrical properties in the presence of ions or substances contained in solutions.
  • the change in the electrical properties of the analyte-specific layer can be attributed to the distribution of the ion or substance to be determined between the solution and the layer. This changes the electrical properties, such as resistance, conductivity, admittance or impedance.
  • the analyte-selective sensors according to the invention have the following decisive advantages over the prior art: 1.
  • no reference electrode is required, since the measurements of such electrical properties as conductivity or admittance, in contrast to, for example, potential measurements in potentiometry, are absolute measurements.
  • the sensors can be constructed as highly integrated solid-state complete systems, which simplifies their manufacture, miniaturization and use.
  • the sensor design is compatible with microelectronics, in particular with IC technology, and thus allows the production of such sensors in large quantities at low costs, including disposable sensors.
  • Possible sensor arrays can be easily integrated on a substrate together with the signal processing electronics.
  • the method of operation of the sensors leads to an expansion of the detection range of the species to be determined in comparison to traditional electrochemical detection techniques and to an enlarged selection of materials which can be used as selectively binding components in the sensors.
  • these sensors allow the determination of analyte concentrations in solutions with very high ionic strength.
  • the sensors described in the present invention can then be used as dosimeters. An example of this is the determination of traces of toxic components, for example heavy metal ions.
  • the sensors can be used to measure the solution composition in closed vessels, e.g. in sealed glass ampoules possible.
  • the prerequisite is that the sensitive membrane is inside the vessel, e.g. on the inner surface of the walls, and that the changes in the electrical properties of the membrane are measured from outside the vessel, using contactless measuring techniques.
  • the layer consists of a liquid, semi-solid or solid component (material), so that the layer is able, due to its bulk properties or due to the presence of analyte-specific coupling elements, to remove the analyte from a
  • the analyte-specific layer preferably consists of a polymer which has or contains ion-selective or molecule-selective coupling elements, so that the analyte is selectively extracted from the solution into this polymer membrane layer.
  • coupling elements include functional groups, ion exchangers, complexing groups or chelate groups, cage compounds (for example cyelophans, crown ethers, antibiotics, cyclodextrins), antigens or antibodies, natural or synthetic polypeptides, lectins , understood specifically binding proteins, receptor proteins, lipids and surfactants.
  • the term coupling elements thus encompasses all of these compounds or residues which are capable of containing the analyte to bind ions or neutral particles.
  • the layer can be a polymer which itself has these coupling elements, ie the polymer itself has corresponding radicals or functional groups, or these coupling components are added to the polymer.
  • the selective extraction then involves a selective change in the ionic conductivity. It is not critical whether a reversible or irreversible analyte extraction or binding takes place in the analyte-specific layer, since the measurements of the layer properties, such as the resistance or the conductivity, are absolute measurements.
  • the senor according to the invention can be used as a dosimeter, ie the change in the electrical properties of the layer is to be understood as the sum parameter (dose) of the analyte traces in a medium to which the sensor is exposed over a longer period of time.
  • the analyte-specific layer is placed on a support, e.g. is applied to glass, metal, ceramic, sapphire, plastic or polymer in the form of films.
  • a support e.g. is applied to glass, metal, ceramic, sapphire, plastic or polymer in the form of films.
  • the techniques for applying the polymer membrane layer are known per se from the prior art. Suitable separation processes include:
  • a porous Matrix / carrier eg filter papers, fabric, microporous glass
  • a liquid to act as an analyte-specific layer.
  • the specificity in the extraction of the target analyte can be determined by certain bulk properties of the liquid, e.g. Lipophilia.
  • This liquid can be an organic solvent which is not or only slightly soluble in water, so that target analytes are extracted from aqueous media into this liquid, which forms the analyte-specific layer.
  • the following liquids are mentioned as examples:
  • Non-polar solvents such as carbon tetrachloride, chloroform, hexane, toluene and most aromatic and saturated aliphatic hydrocarbons.
  • the invention it is possible to control the specificity in the extraction of the target analyte by certain bulk properties of the analyte-specific polymer membrane layer, such as the polarity.
  • lipophilic components can be extracted from an aqueous phase into a membrane phase, which likewise consists of lipophilic components.
  • the polymer is an aliphatic main chain with non- or low polar substituents.
  • Polymers which form the polymer layer on the transducer are to be mentioned here. These homopolymers or copolymers, which originate from the monomer units of alkenes and are given carry non-polar or less polar substituents:
  • R j Rj — H, -F, -Cl, -BR, -N0 2 , -COR, -COOR (bonded to the main polymer chain via the oxygen atom or carbon atom), carboxylic acid nitrile groups, carboxamide groups, a1iphatic / aro atisehe ether groups, aromatic / hetero-aromatic radicals.
  • the polymer material can be of low molecular weight to very high molecular weight composition, but preferably high molecular weight.
  • the halogen atom is preferably a chlorine atom.
  • polymer materials are also suitable as the polymer of the solid or semisolid membrane:
  • Polyurethanes silicon-containing polymer material preferably a silicone resin or silicone rubber, cellulose derivatives such as cellulose ether or cellulose ester
  • Solid or semi-solid layers produced from such polymers can also contain organic, lipophilic, water-insoluble liquids, preferably ethers and esters of aliphatic alcohols.
  • the polymer of the layer should be a polymer or copolymer with strongly hydrophilic side groups or should have only small proportions of low-polar or hydrophobic groups.
  • Solid or semi-solid layers made from such polymers can also contain an aqueous electrolyte solution.
  • Such a film can be, for example, a solid polyethylene oxide film which contains alkali salts as ionic additives (conductive salts), preferably lithium salts with the anions CF 3 C0 2 -, CF 3 S0 3 -, C 6 F 13 S0 3 -, Hgl 3 - , AsF 6 -.
  • alkali salts as ionic additives (conductive salts), preferably lithium salts with the anions CF 3 C0 2 -, CF 3 S0 3 -, C 6 F 13 S0 3 -, Hgl 3 - , AsF 6 -.
  • the other suitable polymers which have a high chain mobility are, for example, polyphosphazenes (1) and polysiloxanes (2) with the side groups R, which have cation complexation and ion pair separation properties, as is the case, for example, with oligoalkyl ethers.
  • the polymers mentioned can be described by the following general formulas:
  • a layer can also be produced in such a way that the specific extraction of the analyte into the membrane phase is determined by the affinity of the analyte molecule for morphologically (structurally) defined binding sites within the layer.
  • This can e.g. in that the layer is obtained in the presence of free analyte molecules, e.g. by chemical, photochemical or electrochemical polymerization.
  • a non-covalent attachment of the analyte to monomeric units is obtained, i.e. via ionic, hydrogen bridge, hydrophobic or charge transfer interactions, opposite to the respective sides of the analyte molecule.
  • the analyte is later removed by washing or hydrolysis, leaving behind its "impressions" generated on the molecular scale during layer formation.
  • impressions now act as binding sites with increased affinity for the analyte.
  • the Affinity depends on the distribution of the charge or other functional groups in the analyte molecule as well as on its shape and size.
  • the affinity of such layers for certain species can be controlled inter alia via the conditions of the layer formation or via the ratio of the layer components.
  • the degree of occupancy of the "impression" binding sites by analyte molecules can, for example, influence the ionic conductivity of the layer, and these changes can be measured using the means belonging to the invention.
  • the layers based on the affinity principle can be prepared in such a way that they are able to bind specifically charged or neutral species or to distinguish between optical isomers.
  • Such membranes can e.g. consist of electrochemically produced polymer films.
  • films made of polypyrrole and polyaniline it is e.g. known from the prior art that the order of selectivity of the anion exchange is determined by the counterion taken up in the synthesis from the aqueous or organic solution.
  • Heteroaromatic / arotamic compounds e.g. Thiophenes, pyrroles, phenols, anilines, naphthenes, anthracenes, carbazoles.
  • the counterions used in electropolymerization can be, for example, inorganic or organic ions be, polyions, biomolecules and their fragments.
  • the hydrophobicity of such a material can be controlled either by using monomer units modified with hydrophobic groups or by taking up hydrophobic counterions.
  • the molecular recognition properties can be optimized by adding functional groups to the base monomers, by changing the ratio of the monomer units in copolymers or by changing the extent of crosslinking.
  • the polymer films can be overoxidized electrochemically, thereby producing an electronically non-conductive but ionically conductive material. Such a treatment simultaneously prevents an excess of anionic species in the polymer film.
  • the molecular selectivity of the film can also be tuned by controlling it via the redox state, ie by applying a DC potential.
  • the analyte-specific layer consists of a polymer which has ion-selective or molecule-selective coupling sites, so that the analyte can be selectively extracted from the solution into the layer. It is proposed for this embodiment that the polymer layer is an ion conductor.
  • these polymers can be complex-forming polymers which are polymeric chelating agents, that is to say products which can form chelates. They contain corresponding chelating functional groups in covalent bond to polymers that can be uncrosslinked or crosslinked. These groups can be complexed with metal ions both intramolecularly and intermolecularly.
  • Complexing groups (ligands) of conventional complex-forming polymers are iminodiacetic acid, hydroxyquinoline, thiourea, guanidine, dithiocarbamate, hydroxamic acid, amidoxime, aminophosphoric acid, (cycl.) Polyamino, mercapto, 1,3 - Dicarbonyl, u. Crown ether residues, some of which have very specific activities towards ions of different metals.
  • Basic polymers of the complex-forming polymers are, in addition to polystyrenes, polyacrylates, polyacrylonitriles, polyvinyl alcohols and polyethyleneimines.
  • the complex-forming polymers are preferably produced in polymer-analogous reactions on crosslinked polyvinyl compounds.
  • complex-forming polymers can be made from both natural polymers and cellulose.
  • the compounds can also be covalently bound to the polymer, such as cage compounds (for example cyelophans, crown ethers, antibiotics, cyclodextrins), antigens or antibodies, natural or synthetic polypeptides, lectins, specifically binding proteins, lipids and surfactants.
  • polysaccharides with active ligands examples include: polysaccharides with active ligands; Poly crown ether; Poly crown vinyls; Polyether copolymers with active ligands; Polysaccharides, polysiloxanes and polyacrylates with chiral selectors.
  • Surfactants, colloidal gold, graphite, glass or inorganic microparticles or pearls can be included in the polymer films as molecular carriers.
  • the selective binding of neutral or charged species, for example alkali metal ions, Mg 2 "1" , Ca 2+ or transition metal ions, to specifically functional groups in the polymer layer can bring about a change in the morphology and the pore size, specifically
  • Changes in morphology can lead to changes in the electrical properties of the membrane layer, e.g. ionic conductivity. This is the case with some gels, proteins, especially receptor proteins, lipids and surfactants, which contain functional groups which are capable of binding anions or cations or which are sensitive to lipophilic components of the sample.
  • polymer films can be used which contain ligands covalently bound to the polymer backbone, which are able to complex ions. These films can be cross-linked, e.g. by transition metal ions if these ions form complexes or chelates with the ligands contained in the polymer at different points in the polymer chain.
  • Cation receptor polymer layers for example multi-phase polymer layers, which are sensitive to Ca 2+ .
  • polyions such as proteins and synthetic or natural polypeptides should be mentioned.
  • polyanionic macromolecules proteoglycans and acidic glycoproteins
  • These macromolecules are polyanions, in accordance with their carboxylated, sialic or sulfate groups.
  • the conductive particles preferably have a size smaller than 10 ⁇ m, at best smaller than 1 ⁇ m and consist e.g. made of a semiconductor, metal or graphite.
  • the analyte-specific layer can have an ordered structure (ie the components of the medium form a liquid crystal phase), a partially ordered one (eg in the multi-double structures of films formed from polyionic complexes) or an amorphous one.
  • an effect on the conditioning of the membrane phase is possible, for example disorganization, as a result of which its bulk electrical properties are influenced.
  • the above-mentioned multi-double structures can be formed, for example, from polyionic complexes between quaternary ammonium ions, including surfactants and lipids, and from polyions, such as, for example, polystyrene sulphonate and polyvinyl sulphonate.
  • the components of such a film are, for example, dioctadegyldimethylammonium bromide (2C, 8 N + 2CBr ”) and sodium polystyrene sulfonate (PSS-Na + ).
  • Ion exchangers and ionic polymers can also be used as a sensitive layer material in the sense of the present invention, provided that the ion exchange for the detected ion results in a change in the electrical properties of the layer.
  • the characteristic feature of an ion exchanger and ionic polymer is the presence of a large amount of hydrophilic groups which are bound to the polymer. These groups can be, for example, -S0 3 H and -COOH in cation exchange resins, and quaternary ammonium groups in anion exchange resins.
  • Such polymers for example persulfone polymers such as Nafion or Eastman Kodak AQ polymers, can also contain essential hydrophobic regions. As a result, films are formed with a heterogeneous structure, with separately hydrophilic and hydrophobic regions. A characteristic of these materials is the fact that they contain themselves internally due to the inclusion of water. thin and prevent local ionization, which results in a conductivity close to that of aqueous electrolytes.
  • ionic polymers refers to polymers which have basic or acidic functional groups attached to or in the basic structure of the polymer.
  • ionic groups of the ionic polymers i.a. Salts of carboxy, sulfonic acid, phosphonic acid, ammonium or phosphonium groups act.
  • the ionomers forming the sensitive layer can belong in particular to the following groups:
  • Terpolymers Terpolymer ethylene propylene diene sulfonate; substituted polyvinyls such as polyacrylates, in particular polyacetates or butyrals or polyvinylimidazole;
  • Perfluoropolymers especially perfluorosulfonates.
  • the analyte-specific layer additionally of the polymer materials and / or liquids described above also contains ion-selective or molecule-selective coupling elements.
  • the analyte-specific polymer layer can consist of a polymer, the corresponding one
  • Coupling elements to enable a selective extraction of the analyte but on the other hand it is also possible that the layer, as described above, contains a polymer material and / or liquid and that ion-selective or molecule-selective coupling elements are additionally added.
  • Such coupling elements are preferably complexing agents for cations / anions / neutral particles. Such complexing agents then enable complexing and transfer mobility of ions or neutral molecules in the lipophilic, sensitive layer.
  • This complexing agent should have lipophilic properties and form complexes which are charged or uncharged with cations / anions / neutral particles.
  • anion / cation exchangers also represent components in the layer, which bring about the mobility of ions within the layer. Both the complexing agents for cations / anions / neutral particles and anion / cation exchangers with their lipophilic properties can be present side by side in the layer.
  • ion-selective or molecule-selective components with lipophilic properties are described in the literature, for example those used in ion-selective membranes of ion-selective electrodes, extraction or washing processes.
  • ion-selective components are described in the literature, for example those used in ion-selective membranes of ion-selective electrodes, extraction or washing processes.
  • Cation exchangers diacyl phosphates, tetraaryl borates and their salts, e.g. Tetraphenyl borate and its silver and alkali salts, such as sodium tetraphenyl borate.
  • the phenyl nuclei of the tetraphenyl borates can be unsubstituted or substituted, preferably monochloro-substituted in the para position.
  • Anion exchanger trialkylmethylammonium salts, cationic metal complexes
  • -cyclic for example macrocycles such as crown ether (alkali selectivity), natural antibiotics (valinomycin - potassium selectivity, nonactin - ammonium selectivity)
  • non-cyclic for example dicarboxylic acid diamides (high selectivities towards alkali / alkaline earth ions), tridodecyl laminate (H + Sensitivity)
  • Complexing agents for anions e.g. Guanidine compounds, complexation of oxo anions such as phosphate or nitrate
  • boric acid such as boronic acid (complex formation with glucose), calixarenes
  • plasticizers be added to the solid or semi-solid polymer. These plasticizers also preferably have lipophilic properties. The use of such plasticizers is known from the literature. Examples for this are:
  • Ether e.g. o-nitrophenyloctyl ether ester plasticizers, particularly Dicar diester diester plasticizers, tetracarboxylic acid tetraester plasticizers, the esterifying component being an aliphatic alcohol, generally having at least five carbon atoms, e.g. Bis (2-ethyl hexyl) sebacate, diester of phosphoric acid or phosphonic acid.
  • the ion-selective or molecule-selective layers preferably consist of the following composition of the individual components:
  • Polymer membrane layers particularly preferably have the following composition:
  • Solid materials for example crystalline bodies, single crystals such as LaF 3 doped with EU 2+ for F, polycrystalline Ag 2 S compacts, ionic conductors (for example NASICON) or ion-selective glass (for example pH-pNa electrode glass) can also be used .
  • Another variant of the invention now proposes to additionally provide an analyte-specific polymer membrane layer as described above with an enzyme-containing layer.
  • Appropriate biosensors can now be produced as a result.
  • at least one further layer is formed on the analyte-specific polymer membrane layer, which contains an enclosed or immobilized enzyme and, if necessary, also a redox mediator.
  • the operation of such a bio-sensor is based on the detection of the change in the electrical properties of the analyte-specific polymer membrane layer as a result of the biocatalytic Activity of the enzyme in the additional enzyme-containing layer.
  • the material forming the layer preferably contains at least one macromolecular component, which is preferably a protein, polysaccharide or synthetic polymer or copolymer.
  • non-enzymatic proteins such as collagens and albumins. These proteins can be cross-linked to form a membrane for enzyme immobilization.
  • Polysaccharides have the advantage that inorganic catalysts are not present in the polymerization, which can be the case with synthetic polymers. Diethylaminoethyl dextran (DEAE dextran) or polyethyleneimine could be used. Polysaccharides with a molecular weight of 5,000 to 500,000, preferably 5,000 to 50,000, should be selected.
  • Suitable polymers include polyacrylamide gels; likewise vinyl polymers, in particular vinyl acetates; Polyvinyl alcohols, preferably polyvinyl butyral.
  • polyurethanes and polysiloxanes also heteropolysiloxanes which contain functional groups, for example amino groups.
  • the crosslinking is preferably carried out using bifunctional or multifunctional reagents, for example glutaralaldehyde and its oligomers. It should be mentioned here that the crosslinking depends on the exposure time to the glutaralaldehyde, and this should be between 10 and 90 minutes, preferably 30 minutes at room temperature.
  • the ratio enzyme / (matrix component) is important for the diffusion properties of the membrane.
  • the ratio is in the range from 5 to 100% by weight, preferably between 10 and 50% by weight.
  • the mechanical and adhesive properties of the enzymatic membranes can be improved if the solution forming the membrane contains a polyhydric alcohol, preferably glycerol or sorbitol or lactitol.
  • a polyhydric alcohol preferably glycerol or sorbitol or lactitol.
  • the preferred concentration of the polyhydric alcohol is in the range from 5 to 30% by volume.
  • the presence of a polyhydric alcohol or polysaccharide in the solution from which the membrane is formed can lead to better preservation of the enzyme activity during immobilization and thus to an extended service life of the sensor.
  • the enzymatic membrane may contain oxidizing or reduced agents (e.g. ferrocenes) which are able to recycle the active center of the enzyme.
  • oxidizing or reduced agents e.g. ferrocenes
  • the enzyme can also be immobilized on the analyte-selective layer by covalent binding. This can take place if the analyte-selective measurement it carries suitable functional groups (eg -OH, -NH 2 , or -COOH), or if an additional layer, which contains corresponding functional groups, is formed on the analyte-selective membrane layer, so that the enzyme is bound to the additional layer .
  • suitable functional groups eg -OH, -NH 2 , or -COOH
  • differential measurements can be carried out.
  • a difference signal is measured between the ASIS with and without the enzyme.
  • Another layer of cross-linked proteins or synthetic / natural polymer can be applied to the enzymatic layer. This layer improves the biosensor properties in the following way:
  • the additional layer In order to suppress the negative influence of the buffer capacity for a buffer with weakly acidic groups and pK ⁇ 7, the additional layer must carry functional groups which are negatively charged at a given pH of the sample. For buffers with weakly basic residues and pK> 7, the functional groups must be positively charged under the assay conditions. Further details, features and advantages of the present invention result from the following description of exemplary embodiments and from the drawings.
  • FIG. 1 shows the schematic structure of a first embodiment of an analyte-selective sensor with an analyte-specific polymer membrane layer (sensor)
  • FIG. 2 shows the schematic structure of an analyte-selective sensor in the form of a biosensor
  • FIG. 3 shows exemplary measuring electrode arrangements in which the conductors are formed in the form of wires or in the form of thick or thin layers
  • FIG. 4 shows exemplary measuring electrode arrangements in which the conductors are designed in the form of disk electrodes
  • FIG. 5 shows schematically the structure of the measuring electrodes in the form of IDE and a measuring arrangement for measuring the admittance of the sensor
  • FIG. 6 shows the dependency of the real part of the admittance, Re (Y), of the ASA based on IDE using PVC membranes containing valinomycin for determining the concentration of K + in the solution. The measurements were carried out at 100 kHz. 1 M NaN0 3 was used as the background electrolyte. 7 shows the dependence of the real part of the admittance, Re (Y), of the ASA based on two coated wire electrodes using valinomycin-containing membranes for determining the concentration of K + in the solution. The measurements were carried out at 100 kHz. 1 M NaN0 3 was used as the background electrolyte.
  • FIG. 1 shows in section the schematic structure of an analyte-selective sensor 1 according to the invention.
  • Sensor 1 is in direct contact with solution 4 and is constructed in such a way that the analyte-specific polymer membrane layer 3 is applied to an inert support 7.
  • the layer thickness of the sensitive layer 3 can be in the range from 0.1 ⁇ m to 1 mm.
  • the electrodes 5, 6 have direct contact with the layer 3.
  • this layer has the following composition: 32% by weight of polymer material, 66% by weight of plasticizer and
  • K lium-selective membrane High molecular weight polyvinyl chloride homopolymer was used as polymer material, plasticizer was o-nitrophenyl octyl ether. As a potassium-selective component, one is known from the prior art
  • Component used the natural antibiotic valinomycin.
  • Ammonium-selective membrane High molecular weight polyvinyl chloride homopolymer was used as the polymer material, plasticizer was dibutyl sebacate. A component known from the prior art, the natural antibiotic nonactin, was used as the ammonium-selective component.
  • H + -selective membrane high-molecular polyvinyl chloride homopolymer was used as polymer material, plasticizer was o-nitrophenylloctyl ether.
  • H + selective component de uses a component known from the prior art, ionophore ETH 1907 (4-nonadecylpyridine).
  • Ca 2+ -selective membrane High molecular weight polyvinyl chloride homopolymer was used as the polymer material.
  • the plasticizer was o-nitrophenyl octyl ether.
  • FIG. 2 now shows the schematic structure of a biosensor according to the invention analogous to the exemplary embodiment according to FIG. 1.
  • the biosensor 2 consists of an analyte-specific polymer membrane layer 8 applied to a carrier 7.
  • the electrodes 5, 6 are now provided with an additional layer 10, which suppresses the interface resistance .
  • This layer 10 contains redox-pair-forming substances according to CH 677 295.
  • the enzyme-containing polymer membrane layer 9 is not applied directly to the analyte-specific polymer membrane layer 8, but rather A further layer 11 is provided between these two layers, which serves to better bind layer 9 to layer 8.
  • this layer 11 consists of carboxylated or aluminized PVC and has a layer thickness of 10 ⁇ m to 1 mm.
  • the enzyme-containing polymer membrane layer 9 can be in the thickness range from 1 ⁇ m to 1 mm.
  • the thickness of this layer is preferably 10 ⁇ m to 500 ⁇ m.
  • a further layer 12 made of cross-linked protein or synthetic or natural polymer is now provided on the enzyme-containing polymer membrane layer 9.
  • This layer advantageously improves the biosensor properties.
  • this layer consists of Nafion or acetate cellulose and has a thickness of 100 ⁇ m.
  • biosensors were produced in accordance with the structure according to FIG. 2:
  • Biosensors for urea and amino acid the enzyme-containing polymer membrane layer 9 consisting of urease or amino acid oxidase and the analyte-specific polymer membrane layer 8 consisting of ammonium-selective PVC membrane (ammonium ionophores).
  • glucose oxidase or acetylcolinesterase There is glucose oxidase or acetylcolinesterase and the analyte-specific polymer membrane layer 8 is a pH-selective PVC membrane (H + ionophore).
  • FIG 3 now shows, by way of example, measuring electrode arrangements as can be used for the sensors according to the invention.
  • the practical implementation of the measurements of the electrical properties of the layer can preferably be distinguished between two basic types of measuring cells, as is shown in FIG. 3: 1. Both conductors (11) are covered by the layer (13), which in this way forms a continuous bulk phase. (Fig. 3 a, b);
  • the conductivity of the sample is much larger than the conductivity of the analyte-specific membranes used.
  • the sensor characteristics were determined in a standard solution of known or adjusted conductivity before and after the measurement in a solution. * Parallel measurements of the conductivity of the sample were made and considered.
  • Case 1.2 corresponds to the situation when the proportion of the volume conductivity of the sample to the sensor output signal is minimal, so that the measured signal mainly corresponds to the bulk conductivity of the analyte-selective layer.
  • the invention basically includes the following design options for the sensor:
  • the sensor consists of two metal wires (11) that are covered with an electrically insulating polymer (e.g. TFPE, PVC) or an inorganic (glass) layer
  • an electrically insulating polymer e.g. TFPE, PVC
  • each wire (11) is connected to the measuring device (15).
  • the analyte-selective layer (13) is applied to the other exposed end of each wire (13).
  • the thickness of the analyte-selective layer (13) formed in this way should preferably be less than that of the insulating layer (14) covering the rest of the wire, especially in the event that the layer has a very low conductivity.
  • B disc electrodes fFi ⁇ . 4 Two interconnected wires or strips (16) are pressed on or embedded in an electrically insulating plastic block (17), as shown in FIG. 4. The conductor ends protruding on one side of the block are connected to the measuring device (15). The other side of the block (17) is polished so that the working electrodes form a flat surface in one plane with the surrounding surface of the plastic block.
  • the analyte-selective layer is applied to both electrodes simultaneously or separately on each.
  • Such a sensor probe can be immersed directly in the test solution or pressed onto a micro-flow measuring cell using an O-ring.
  • One of the advantages of this design is the ease of renewing the probe simply by polishing the electrode surface.
  • interdigital electrodes Two interdigital electrodes (IDE) or conduction bands (19) are applied to an insulating substrate (20) (FIG. 5).
  • the latter can in particular be a polymer tape (eg polyimide), glass, ceramic (eg molten aluminum or sital) or sapphire.
  • the electrode materials can be selected from what has been described above, just like the analyte-specific layer (22).
  • the regions of the electrodes connecting the measuring part to the contact surfaces of the sensor chip must be covered by an electrically insulating layer (21) which only leaves the electrical tap and the sensitive surface of the electrode (19) free.
  • This passivation layer (21) can either be a polymer film (eg silicone rubber, high-temperature cross-linked polyimide or photoresists) or inorganic films such as pyrolytic silicon oxide, CVD silicon nitride or applied glass films.
  • a polymer film eg silicone rubber, high-temperature cross-linked polyimide or photoresists
  • inorganic films such as pyrolytic silicon oxide, CVD silicon nitride or applied glass films.
  • the advantage of using an IDE lies in the possibility of a dense arrangement of the electrodes (dimensions a and b can be reduced down to the submicro scale) with a large periphery at the same time, which leads to an increase in the sensitivity of the measurement in a small area.
  • the lowest achievable limit for the dimensions a and b is 0.1 ⁇ m, 2 ⁇ m and 50 ⁇ m, respectively, if electron photolithography, optical photolithography or screen printing technology are used for the electrode production.
  • the thickness of the electrodes, h is usually between 0.01 ⁇ m and 10 ⁇ m.
  • the analyte-selective layer (22) is applied to the measuring surface of the IDE, which is free of passivation.
  • the layer must cover the entire sensitive area of the electrodes (19). Since the electrical conductivity of the layer can be rather low (the resistance of a lipophilic ion-selective membrane based on PVC can reach a height of 10 8 ⁇ cm 2 , for example), even small parts of the electrode which are directly exposed to the solution make one reliable measurement of membrane conductivity impossible because its resistance is less than the membrane resistance themselves, and thus they can short-circuit the current flow in the measuring circuit.
  • the sensitive layer absorbs water and has the same conductivity as the solution
  • the requirements for the quality of the passivation layer are of less importance, so that in some cases passivation is not necessary. This is e.g. the case when the surface of the measuring electrodes with the covering layer is much larger than the area of other parts of the electrode which are exposed to the solution.
  • the dimensions of a, b and h should be chosen so that the ratio 1.2 (see above) is met, i.e. the layer thickness d should ideally be greater than a as well as b and h.
  • the thickness of the passivation layer covering the central part of the chip should preferably be greater than that of the measuring layer. In this case, changes in the background conductivity of the sample interfere to the smallest extent with the measurement of the conductivity of the selective layer.
  • the invention comprises not only individual, but also multi-analyte probes, which are produced by combining or integrating multiple electrodes on a sensor unit or a support, coated with layers specific for different analytes.
  • Sensors with moderate selectivity can also be integrated in a multisensor unit, which leads to the obtaining of so-called "fingerprints" which correspond to the different compositions of the sample solutions.
  • fingerprints which correspond to the different compositions of the sample solutions.
  • a corresponding sample composition can be assigned to the respective response patterns.
  • the preferred construction of the multisensor is based on the use of microelectronic chips with the required number of the above-described integral digital electrode pairs, each pair being coated with the appropriate layer. Such a design has the advantage of technological compatibility with IC technologies and the simplicity of miniaturization.
  • FIG. 5 One of the simplest electrical arrangements used for measuring the admittance (impedance) of the sensor and thus the conductivity of the layer is shown in FIG. 5.
  • the load resistance, R is connected in series with the sensor to be examined and the voltage drop at R L supplies the output signal.
  • the condition for the use of such an arrangement is that that inner ⁇ half of the frequency range of the input voltage used, the impedance of the tested sensor ⁇ sensor "should be much greater than R L.
  • the current flow towards the load resistance is mainly determined by the impedance of the sensor and can easily be according to the formula
  • ⁇ is the angular frequency of the input voltage, V m . and U out - the output voltage.
  • the first term on the right side represents the real part of the sensor admittance
  • the impedance Z of the sensor is measured instead of the admittance Y.
  • the impedance Z of a system represents the reciprocal of the associated admittance. Impedance measurements can therefore also be used to characterize the conductivity of a layer.
  • the measurements of the admittance or alternatively, a phase component of the output signal of the measurement order from FIG. 5, are used in the preferred implementation of the invention. These values also depend on the frequency, and this dependency can vary in the different frequency ranges.
  • the usual operating frequency is selected taking into account these factors with the aim of optimizing the sensor sensitivity, reducing the requirements for the measuring device and suppressing unspecific disturbances.
  • the preferred working range for contact measurements is at frequencies between 1 Hz and 100 kHz.
  • the preferred frequencies for contactless measurements of membrane conductivity are: from 1 MHz to 100 MHz if capacitive coupling is used; - from 10 Hz to 10,000 Hz if inductive coupling is used.
  • Two identical pairs of interdigital metal electrodes (Ni, PT or Au) were produced by vacuum evaporation on a 0.5 mm thick ceramic substrate.
  • the dimensions of a sensor chip are 5mm 20mm.
  • an intermediate layer made of chrome (0.1 ⁇ m thick) was applied.
  • Each electrode finger was 70 ⁇ m wide and approximately 1 mm long with a 70 ⁇ m spacing between the electrode fingers of a pair.
  • the sentive area of each pair of electrodes forming the impediometric transducer was approximately 1 mm 1.5 mm.
  • the central part of the chip was encapsulated with a layer of Dow Corning silicone rubber. The complete chip layout is shown schematically in FIG.
  • the ion-selective membrane was applied to the sensitive surface of the IDE and CWE by means of dip coating from the solution of the membrane components in THF.
  • the sensor admittance measurements were carried out using an ONO SOKKI dual channel analyzer CF 940 or a lock-in amplifier EG & G 5209 in accordance with the measuring arrangement in FIG. 5.
  • the IDE were coated with PVC membranes containing valinomycin.
  • Re (Y) and the imaginary part Im (Y) -the admittance of the sensor from the potassium concentration was checked in a frequency range from 0.05 Hz to 100 kHz. It has been observed that Re (Y) at frequencies from 100 Hz to 100 kHz, corresponding to the industry speed increases with increasing potassium concentration. The detection limit was in the range of 10 "5 M and this even with 1 M sodium nitrate solution as an interfering ion electrolyte. At a frequency of 100 Hz, the dependence Re (Y) against pK + was quasi linear for pK + in the range from 1 to 4 (FIG. 6 ).
  • the ASA based on CWE (coated wire electrodes) using PVC membranes containing valinomycin showed a quasi-linear dependence of the Re (Y) on the pK + in the range from 0 to 4 with 1 M sodium nitrate solution as the interference ion electrolyte , measured at a frequency of 100 kHz ( Figure 7).
  • the ASA based on IDE (interdigital electrodes) using PVC membranes containing nonactin showed a dependence of the Re (Y) on the pNH 4 + in the range from 0 to 5 with 1 M sodium nitrate solution as the interfering ion electrolyte, measured at a frequency of 100 kHz (FIG. 8).
  • Example 4 The ASS based on IDE (interdigital electrodes) using pH-sensitive PVC membranes (Ionophore ETH 1907) showed quasi-linear dependence of the Re (Y) on the pH in the range from 2 to 8, measured at a Frequency of 100 kHz ( Figure 9). Standard Merck buffers of different pH values were used.
  • the ASA based on IDE using Ca-IV ionophore from Fluka containing PVC membranes showed a dependence of the Re (Y) on the Ca 2+ concentration in the range from 10 " 7 to 0.1 M at 1 M Sodium nitrate solution as an interfering ion electrolyte, measured at a frequency of 100 kHz (FIG. 10).

Abstract

Die Erfindung betrifft einen analytselektiven Sensor (ASS) zur qualitativen und/oder quantitativen Bestimmung von in Lösungen enthaltenen Ionen bzw. Stoffen, wobei der ASS (1) aus mindestens einer mit der Lösung in Kontakt stehenden, auf einem inerten Träger (7) aufgebrachten analytspezifischen Schicht (3) aus einem flüssigen, festen oder halbfesten Material, besteht, die mit mindestens zwei Elektroden (5, 6) in Verbindung steht, wobei die Schicht (3) den Analyten selektiv aus der Lösung entfernt, so daß sich durch Aufnahme des Analyten die elektrischen Eigenschaften der Schicht (3), wie der Widerstand, die Leitfähigkeit, die Admittanz oder die Impedanz, ändert.

Description

Analytselektiver Sensor
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- sehen 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- tiometrisehen Analysemethoden betrifft die Zusammen¬ setzung der ionenselektiven Membran. Die Anforderun¬ gen an die Natur der spezifischen Bindung und/oder der ko plexierenden 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- 1er Austausch der detektierten Spezies zwischen der Membranphase und der Lösung möglich ist.
Neben den potentio etrischen sind die am häufigsten verwendeten elektrochemischen Analyseverfahren dieje- nigen, die den Stromfluβ 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 Stromfluβ resultiert aus der elektrochemischen Redoxreaktion, die an der Grenzflä- ehe 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 gelandenen 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 funktioneilen Redoxgruppen des Polymers mit den in der Lösung anwensenden 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, AI,...);
• leitfähige Pasten und Metall- oder Graphitp artikel 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 Träger 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 absieht- lieh 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 μ .
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- ehe 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- sehen 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 erfindungegemäßen 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 Detektionsbereiehes der zu bestimmenden Spezies im Vergleich zu traditionellen elektrochemi- sehen 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 Me߬ techniken.
Erfindungsgemäβ 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. funktioneile Gruppen, Ionen¬ austauscher, komplexierende Gruppen oder Chelatgrup- pen, Käfigverbindungen (z.B. Cyelophane, 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. funktioneile 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¬ fisehe 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 analytspezifisehe 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 analytspezifisehe 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 oer nur gering löslich in Wasser ist, so daß Zielanalyten aus wäßrigen Medien in diese Flüssigkeit, welche die analytspezifisehe 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 Copolymerisate, die aus den Monomereinheiten von Alkenen stammen und gegebe- nenfalls unpolare oder wenig polare Substituenten tragen:
Ri R,
*i *i n
Als Beispiele für Substituenten Rj seien folgende genannt: Rj—H, -F, -Cl, -BR, -N02, -COR, -COOR (über das Sauerstoffatom oder Kohlenstoffatom an die Poly¬ merhauptkette angebunden) , Carbonsäurenitrilgruppen, Carbonsäureamidgruppen, a1iphatisehe/aro atisehe 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- säten 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 Poly ermateria- 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 CF3C02-, CF3S03-, C6F13S03-, 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 :
(i) (2)
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 Baiskomponenten, die auf dem Wege der Elektropo- ly erisation 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 Copoly eren 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 analytspezifisehe 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 funktioneile 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.
Baisipolymere 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 Polyviny1-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. Cyelophane, 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"1", Ca2+ oder Über¬ gangsmetallionen, an spezifisch funktioneile Gruppen in der Polymerschicht kann die Änderung der Morpholo- gie und der Porengröße bewirken und zwar
(a) Zu-/ Abnahme der Quervenetzung des Matrixpo lymers oder
(b) Konformative, oleküle 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 funktioneile 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 analytspezifisehe 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 (2C,8N+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- me 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. -S03H 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 funktioneile 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:
Carboxielasto ere;
Terpolymere; Terpolymer Ethylen-Propylen-Diensulfonat; substituierte Polyvinyle wie Polyacrylate, im besonderen Polyacetate oder Butyrale oder Polyviny1imidazo1e;
Perfluoropolymere, im besonderen Perfluoro- sulfonate.
Polya pholyte
Eine weitere bevorzugte Ausführungsform schlägt nun vor, daß die analytspezifisehe Schicht zusätzlich zu der vorstehend beschriebenen Polymermaterialien und/- oder Flüssigkeiten noch ionenselektive bzw. molekül¬ selektive Kopplungselemente enthält. Demnach kann die analytspezifisehe 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 Natriu tetraphenylborat. Die Phenylkerne der Tetraphenylborate können unsubstituiert sein oder substituiert, vor- zugsweise monochlorsubstituiert in Para- stellung.
Anionenaustauscher: Trialkylmethylammonium- salze, kationsche 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 analytspezifisehe 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 5.000 bis 500.000, vorzugsweise von 5.000 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 funktioneile 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 Me - bran geeignete funktioneile Gruppen trägt (z.B. - OH, -NH2, oder -COOH) , oder wenn eine zusätzliche Schicht, welche entsprechende funktioneile 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 funktione1- 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 funktioneilen 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 (Che osen- 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 Meβelektroden 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 NaN03 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 NaN03 wurde als Untergrundelektolyt verwendet.
Fig. 8 zeigt die Abhängigkeit des Realteils der Ad- mittanz, Re(Y), des ASS auf der Basis von IDE unter Verwdndung von Nonactin enthaltenden PVC.Membranen zur Bestimmung der Konzentration an NH4 + in der Lö¬ sung. Die Messungen wurden bei 100 kHz durchgeführt, 1 M NAN03 wurde als Untergrundelektrolyt verwendet.
Fig. 9 zeigt die Abhängigkeit des Kehrwertes des Realteils der Admittanz, l/Re(Y) , des ASS auf der Basis von IDE unter Verwendung von ETH-1907 lonophor 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 uner
Verwendung von Ca-IV lonophor von Fluka enthaltenden PVC- Membranen zur Bestimmung der Konzentration an Ca2+ in der Lösung. Die Messungen wurden bei 100 kHz durchgeführt. 1 M NaN03 wurde als Untergrundelektro- lyt verwendet.
Fig. 1 zeigt im Schnitt den schematischen Aufbau ei¬ nes erfindungs äßen analytselektiven Sensors 1. Der Sensor 1 steht in direktem Kontakt mit der Lösung 4 und ist dabei so aufgebaut, daß die analytspezifisehe 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 Ko penenten. Mit einer derartigen Zusammensetzung der analytspezi¬ fischen Polymermembranschicht wurden folgende Senso¬ ren hergestellt:
1. K liumselektive Membran: Als Polymermaterial wurde hochmolekulares Polyvinylchloridhomopoly¬ merisat verwendet, Weichmacher war o-Nitrophe- nyloctylether. Als kaliumselektive Komponente wurde eine aud dem Stand der Technik bekannte
Komponente verwendet, das natürliche Antibioti¬ kum Valinomycin.
2. Ammoniumsβlβktive 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, lonophor 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 lonophor von Fluka
(N,N-Dicyclohexy1-N',N '-dioctadecy1-3-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 a inierten 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 A inosäure-Oxidase besteht und die analytspezifisehe 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 analytspezifisehe 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 Me߬ 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. 3 a, b) ;
2. Jeder der Leiter (11) wird durch die Schicht
(13) abgedeckt, aber die Schichten bilden keine kontinuierliche Bulkphase (Fig. 3 c, d) ;
3. Nur ein Leiter wird durch die Schicht (13) abgedeckt.
Für den Fall 1 (s. Fig. 3 a) 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 d;
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 Menbranen. * 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- tions öglichkeiten 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. 3 c) .
Der Vorteil einer solchen Konstruktion liegt in der äußerst einfachen Herstellung.
B Scheibenelektroden fFiσ. 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 Meβoberflache 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 analytspezifisehe 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 Ωcm2 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 Erike CG., 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 Figur 5 dargestellt.
Der Lastwiderstand, R , wird mit dem zu untersuchen- den Sensor in Reihe geschaltet und der Spannungsab¬ fall an RL 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, ^Sensor» wesentlich größer sein sollte als RL. In diesem Fall ist der Stromfluß Richtung Lastwiderstand hauptsäch¬ lich von der Impedanz des Sensors bestimmt und kann leicht nach der Formel
1 («) β üo«t («) / *L (1)
berechnet werden. Hier ist ω die Winkelfrequenz der Eingangsspannung, Vm. und Uout - die Ausgangsspannung.
Wenn eine AC-Eingansspannung angelegt wird, sind so- wohl Amplitude als auch die Phase des Ausgangssignals (Spannung oder Strom) freqzuenzabhängig. Die Disper¬ sion (Frequenz-Abhängigkeit) des Ausgangssignals ist unter den oben festgelegten Bedingungen hauptsächlich durch die AC-I pedanz 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
Re( „)
Re(Y) = ~R^J <3)
dar, der proportional zum gemessenen Ausganssignal ist und mit Hilfe von Gleichung 3 berechnet werden kann, vorausgesetzt daß RL 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 Er indung die Messungen der Admittanz oder alterna¬ tiv, einer Phasen-Komponenten des Ausgangssignals der Meßordnung aus Abbildung 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 5mm 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 Figur 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 Figur 5.
Beispiel l
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 Me branleitfähig- keit, mit zunehmender Kaliumkonzentration wächst. Die Nachweisgrnze 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 (Figur 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 (Figur 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 (Figur 8) .
Beispiel 4 Die ASS auf Basis von IDE (Interdigital-Elektroden) unter Verwendung con 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 (Figur 9) . Es wurden Standard-Merck-Puffer verschiedener pH-Werte verwendet.
Beispiel 5
Die ASS auf Basis von IDE unter Verwendung von Ca-IV lonophor 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 (Figur 10) .

Claims

Patentansprüche
1. Analytselektiver Sensor (ASS) zur qualitativen und/oder quantitativen Bestimmung von in Lösun¬ gen enthaltenen Ionen bzw. Stoffen. dadurch g e k e n n z e i c h n e t , daß der ASS (1, 2) aus mindestens einer mit der Lösung in Kontakt stehenden, auf einem inerten Träger (7) aufgebrachten, ionisch leitenden, analytspe¬ zifischen Schicht (3, 8) aus einem flüssigen, festen oder halbfesten Material, besteht, die mit mindestens zwei Elektroden (5, 6) in Verbin¬ dung steht, wobei die Schicht (3, 8) Kopplungs- elemente enthält, welche den Analyten selektiv aus der Lösung entfernen, so daß sich durch Auf¬ nahme des Analyten die elektrischen Eigenschaf¬ ten der Schicht (3, 8), wie der Widerstand, die Leitfähigkeit, die Admittanz oder die Impedanz, ändern.
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¬ sehe 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¬ sehe 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¬ sehe 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, N02,
COR, COOR, Carbonsäurenitrilgruppen, Carbonsäu- reamidgruppen, aliphatische/aromatische Ether- gruppierungen und aromatische/heteroaromatische Reste.
20. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die analytspezifi¬ sehe Schicht (3, 8) ein Polyethylenoxidfilm oder ein Polymer wie Polyphosphazene, Polysiloxane ist, welche Kationenkomple ierungs- und Ionen- paartrennungseigenschaften aufweisen.
21. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß die analytspezifi- sehe Schicht (3, 8) Alkalisalze als ionische Ad¬ ditive enthält, vorzugsweise Lithiumsalze mit den Anionen CF3C02-, CF3S03-, C6F13S03-, Hgl3-, AsF^.
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, Anthraeene, 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 analytspezifisehe 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. Cyelophane, 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 funktioneile 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¬ sehe Schicht (3, 8) aus einer kristallinen Flüs¬ sigphase besteht.
28. Analytselektiver Sensor nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die analytspezifi¬ sehe 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 Polyaeetate 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- lungsele ente 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. Analyselektiver 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¬ sehe 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¬ sehe 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 l 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 enzy a- 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 5 besonderen Polyaeetate oder Butyrale oder Poly- vinylimidazole, Perfluoropolymere, im besonderen Perfluorosulfonate, Polyampholyte.
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