WO2002054076A2 - Sensor zur lumineszenz-optischen bestimmung eines analyten - Google Patents

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Definitions

  • the invention relates to a luminescence-optical method for the qualitative and quantitative determination of at least one analyte or a component of a liquid measuring medium, which has a chromophore (or luminophore) reacting directly or indirectly by changing its absorption spectrum and one to be determined Has component non-responsive luminophore, wherein the emission spectrum of the luminophore at least partially overlaps with the absorption spectrum of the chromophore and the non-radiative energy transfer between the luminophore and chromophore measurably changes at least one luminescent property of the luminophore.
  • This principle is known as the so-called FRET principle.
  • the invention further relates to an opto-chemical sensor for the quantitative determination of at least one analyte or a component of a gaseous or liquid measuring medium which has a chromophore (or luminophore) reacting directly or indirectly to the component to be determined by changing its absorption spectrum and one to determining component has non-responsive luminophore, wherein the emission spectrum of the luminophore at least partially overlaps with the absorption spectrum of the chromophore and the non-radiative energy transfer between the luminophore and chromophore measurably changes at least one luminescent property of the luminophore.
  • a chromophore or luminophore
  • luminophores are understood to mean dyes which emit phosphorescence or fluorescence radiation after appropriate radiation excitation.
  • the absorption spectrum of the chromophore is influenced either directly by the component to be measured or indirectly by a chemical reaction product of the component to be measured.
  • “Quantitative determinations of a chemical component” are understood to mean both the determination of the concentration, the activity and the gas partial pressure, the measured variable being concluded from the values of at least one luminescent property of the luminophore.
  • a method and a sensor in which pH- and cation-sensitive chromophores (acceptor) are preferably covalently bound to a luminophore (donor) are known from US Pat. No. 5,232,858. From the luminescence decay time of the luminophore, it is concluded that the pH or the concentration of the cation to be determined in the measuring medium.
  • the state of the art is also US 5,648,269. This document suggests the use of the apparent luminescence decay time of the luminophore to determine the measurand.
  • the apparent luminescence decay time is identical to the effective decay time.
  • the apparent decay time is easier to ascertain, but has the disadvantage that - especially in the case of non-robust systems - the errors become larger.
  • Luminescence decay times can be obtained by phase modulation or time-resolved luminescence measurement techniques.
  • the radiation-free energy transfer rate from donor to acceptor molecules depends on the spatial proximity of the molecules of both substances.
  • the transfer rate k ⁇ (r) is extremely sensitive to the spatial distance r between donor and acceptor and decays with the 6th power of the distance:
  • X D is the luminescence decay time of the donor in the absence of the acceptor and Ro is the characteristic forester distance.
  • the latter is the donor-acceptor distance at which there is a 50% efficiency in energy transfer.
  • Ro is between 2 and 9 nanometers.
  • the macroscopically determinable values of the luminescence-optical parameters (luminescence quantum yield, luminescence intensity, luminescence decay time) of the luminophore change particularly efficiently if a substantial number of molecules of both substances are brought into close spatial contact.
  • the covalent connection of donor and acceptor molecules is proposed in US Pat. No. 5,232,858.
  • EP-A - 0 214 768 individual donor and acceptor molecules are covalently attached to the surface of a common substrate, e.g. B. glass bound.
  • long-lived luminophores with luminescence decay times> 100 ns, preferably> 1 ⁇ s
  • luminescence decay times > 100 ns, preferably> 1 ⁇ s
  • the optoelectronic arrangements and components for determining the luminescence decay time or variables derived therefrom can be determined particularly cost-effectively using phase or time-resolved methods.
  • the inventor of the present application has recognized that the previously known methods described above have the common disadvantage that in particular the Luminescence of long-lived luminophores is influenced by a number of components of the measuring medium.
  • a known property of such luminophores is the particularly large dependence of the luminescent property on the 02 content of the sample. Consequently, such luminophores are therefore often used to determine the O2 content (EP-A - 0 907 074).
  • these luminophores as donor dyes in sensors based on the FRET principle, it is therefore necessary to know or determine exactly the O2 content of the measuring medium and to carry out appropriate corrections. Examples of other substances which influence the luminescence quantum yield are amines and water.
  • luminescent dyes can be completely or partially destroyed by the singlet O2 formed. Accordingly, additives have been proposed to limit this process.
  • a general disadvantage of known, advantageous luminescent dyes is the sensitivity of the luminescent properties to minor changes in the chemical-physical microenvironment, caused by any components of the sample, in particular water. In the case of sample media of unknown or variable chemical or biochemical composition, this leads to a significant restriction of the measurement accuracy. For example, reproducibilities of +/- 5 milli-pH are expected in the field of medical diagnostics in the area of determining the blood pH.
  • the object of the invention is to determine the luminescence-optical determination methods based on the FRET principle, based on a luminophore (donor) and a chromophore (acceptor, indicator), which reversibly binds the substance to be determined (analyte) or its reaction products with regard to the susceptibility to failure by components of the sample to be measured. Furthermore, particularly complex chemical synthesis steps for realizing the spatial proximity of a substantial number of acceptor and shielded donor molecules are to be avoided. This object is achieved in that the luminophore (donor) and the chromophore (acceptor) are in different chemical phases.
  • the matrix material of the donor phase should be essentially impermeable to components of the sample medium influencing the luminescence properties of the donor.
  • the matrix material of the acceptor phase should be permeable to the analyte or its reaction products.
  • the invention thus relates to an opto-chemical sensor which works on the FRET principle and has a chromophore which reacts to an analyte contained in a sample medium and a luminophore, and is characterized in that the luminophore and the chromophore are in separate chemical phases are located, the phase containing the luminophore for the sample medium or for the luminescent properties of the luminophore influencing components of the sample medium being impermeable.
  • the matrix material of the acceptor and donor phases is mixed in or in the form of a thin layer (sensor layer) which can be attached to a transparent substrate or to a light guide.
  • a thin layer sensor layer
  • an optical insulating layer permeable to the analyte is optionally provided, which is located between the sensor layer and the substance to be analyzed.
  • the sensor layer consists of a thin porous material.
  • the pores of this material contain the matrix material of the donor phase and the matrix material of the acceptor phase.
  • the sensor layer is formed from a thin film, which represents the matrix material of the acceptor phase.
  • the matrix material of the donor phase is homogeneously distributed in the form of particles in the matrix material of the acceptor phase.
  • the acceptor phase contains the acceptor molecules, homogeneously distributed, and in a sufficient concentration so that a sufficient number of acceptor molecules are in the spatial proximity required for the radiation-free energy transfer to the donor molecules present in the donor phase.
  • the acceptor molecules are bound to the surface of the particles.
  • the chromophore can be bound optically or electrostatically to the surface, or, particularly preferably, covalently to functional groups be bound.
  • the binding of the chromophore to the particle surface has the particular advantage that a) less chromophore is required, b) optical filter effects due to excessive chromophore concentrations in the acceptor phase can be avoided, and c) the ratio of donor and Acceptor molecules can already be set at the level of the production of the particles and is therefore independent of the concentration of the acceptor molecules in the acceptor phase.
  • the method according to the invention for the qualitative and / or quantitative determination of at least one analyte or a component of a gaseous or liquid measuring medium according to the FRET principle is characterized by the use of a sensor according to the invention.
  • the method according to the invention is preferably used to determine the pH of a sample, to determine the concentration or the activity of ions in a sample or to determine components which are acidic or alkaline in aqueous media and are gaseous under normal conditions.
  • the method according to the invention serves to determine the concentration or activity of Li + , Na + , K + , Mg, Ca " * or CI " .
  • the method according to the invention is also preferably used to determine CO 2 or NH 3 in a liquid measuring medium.
  • transducers relate to so-called transducers.
  • the chromophore does not react directly with the analyte, but indirectly. Examples of this are so-called enzymatic sensors (or for determining urea and creatinine).
  • One or more enzymes react with the analyte to form a product that reacts directly with the chromophore.
  • the measuring medium is preferably a body fluid, in particular blood, plasma or serum.
  • luminophores (donors) used according to the invention are those which are distinguished by a high luminescence quantum yield and a long luminescence decay time (> 100 ns).
  • Preferred luminophores are cationic organometallic complexes of palladium, rhodium, platinum, ruthenium, osmium, rare earths (in particular europium and lanthanum).
  • the organic part of these organometallic complexes can consist, for example, of ligands from the group of porphyrins, bipyridyls, phenanthrolines or other heterocyclic compounds.
  • Preferred pH- and cation-sensitive chromophores are anionic substances whose light absorption changes due to direct or indirect chemical / physical interaction with the component of the sample medium to be determined, and whose absorption spectrum overlaps at least partially with the emission spectrum of the luminophore.
  • optical sensors for determining the pH contain (MJP Leiner and OS Wolfbeis "Fiber Optic pH Sensors” in OS Wolfbeis “Fiber Optic Chemical Sensors and Biosensors", CRC-Press, Boca Raton, 1991, Vol. I, Chapter 8) usually an absorption dye (chromophore) or fluorescent dye present in an ion-permeable, preferably hydrophilic polymer matrix.
  • chromophore absorption dye
  • a thermodynamic equilibrium is established between the protonated and deprotonated forms of the chromophore or fluorophore.
  • the pH ratio of the sample medium can be deduced from the concentration ratio of both forms, which can be measured with optical methods.
  • Kd cAH AH is the protonated and A " is the deprotonated form of the pH sensitive chromophore. H + stands for a proton. K is the equilibrium constant, c stands for concentration.
  • pH-sensitive chromophores which are preferably covalently bound to a pH-insensitive luminophore (donor).
  • the pH value of the measurement solution is inferred from the luminescence decay time of the luminophore (L).
  • a pH-sensitive chromophore is used as the acceptor dye, for example, which is present in the acceptor phase or is at least in direct contact with the acceptor phase, the acceptor phase also the medium to be analyzed (measuring medium). can be.
  • the chromophore At low pH values (pH «pK of the chromophore) of the sample medium, the chromophore is completely in the protonated form. Because of the minimal spectral overlap of the absorption band of the deprotonated chromophore and the emission band of the luminophore, the radiation-free energy transfer rate from the luminophore to the chromophore reaches a minimum. Accordingly, the values of the mean luminescence decay time and the relative luminescence intensity of the luminophore reach a maximum.
  • the chromophore At high pH values (pH »pKa of the chromophore) of the sample medium, the chromophore is completely in the deprotonated form. Because of the maximum spectral overlap of the absorption band of the deprotonated chromophore and the emission band of the luminophore, the radiation-free energy transfer rate from the luminophore (donor, donor dye) to the chromophore (acceptor, acceptor dye) reaches a maximum. Accordingly, the values of the mean luminescence decay time and the relative luminescence intensity of the luminophore reach a minimum.
  • the mean luminescence decay time or the relative luminescence intensity of the luminophore can be concluded with sufficient accuracy on the pH of the sample medium.
  • Optical sensors and optical measuring methods for determining the concentration or activity of cations in a sample medium are based on different methods.
  • the above-mentioned US Pat. No. 5,232,858 describes cation-sensitive chromophores which are preferably covalently bound to a cation-sensitive luminophore.
  • cY + p »Kd of the chromophore At very high cation concentrations (cY + p »Kd of the chromophore) of the sample medium, the chromophore is completely in the complexed form. (Y is the cation to be determined, + p is its charge number). At very low cation concentrations (cY * 15 «Kd of the chromophore) of the sample medium, the chromophore is in a free, uncomplexed form.
  • the mean luminescence decay time or the relative luminescence intensity of the luminophore can be measured with sufficient accuracy to the concentration of the determining cations in the sample medium.
  • optical measuring methods or sensors for determining the concentration or activity of cations are, for. B. from US-A 4,645,744, EP-A - 0 358 991 and EP-A - 0 461 392 known, wherein a pH-sensitive chromophore or a pH-sensitive luminophore and a charge-neutral ionophore in a substantially hydrophobic Polymer matrix are present.
  • the measurement method disclosed is based on the fact that cations (Y + p ) are exchanged with the sample medium (for example K + for ET 1 " or Ca * " for 2H + ). As a result, the measurement results depend on the pH of the sample medium.
  • Such measuring methods are suitable for those measuring situations where the pH of the Sample medium is known or can be adjusted to a known value by means of a pH buffer layer.
  • a pH-sensitive chromophore which is in the acceptor phase or at least contacts it
  • a pH-insensitive luminophore which is in the donor phase, and one which is selective for the cation to be determined, are used to determine the cation concentration charge-neutral ionophore (I), which is in the acceptor phase, is provided.
  • the pH-sensitive chromophore in the polymer matrix is in the protonated and / or deprotonated form. With increasing degree of deprotonation, the absorption of the deprotonated form increases. The degree of deprotonation (and consequently The absorption) depends on the pH and the concentration of the anion to be determined
  • the pH of the measuring medium must be known or set to a known value in order to be able to draw conclusions about the concentration of the anion to be determined.
  • a pH-sensitive chromophore which is in an essentially hydrophobic acceptor phase permeable to chloride ions of the measuring medium by means of co-extraction, or contacts it (the acceptor phase NOT the measuring medium ), a luminophore, which is in a donor phase, and a lipophilic cationic substance (lonophore) are provided.
  • the lipophilic substance (Q +) can e.g. B. be a quaternized ammonium compound.
  • PH-sensitive chromophores used in accordance with the invention are listed as examples in Table 1 below.
  • the pH-sensitive chromophore is preferably in the protonated form and the optically inactive cationic substance forms a counterion to Cl " in the matrix.
  • the absorption of the deprotonated chromophore form reaches a minimum.
  • the values of mean luminescence decay time and the relative luminescence intensity of the luminophore reach a maximum.
  • the pH-sensitive chromophore is preferably in the deprotonated form, the optically inactive cationic substance compensating for the negative charge resulting from the dissociation of the proton.
  • the deprotonated chromophore form is absorbed. Maximum. The values of the mean luminescence decay time and the relative luminescence intensity of the luminophore reach a minimum.
  • the chloride concentration of the measuring medium can be inferred from the values of the mean luminescence decay time or the relative luminescence intensity of the luminophore.
  • Optical sensors for determining the CO 2 partial pressure of a liquid or gaseous measuring medium usually consist of a reaction space which is separated from the material to be measured by an ion-impermeable, gas-permeable material.
  • the reaction space is often identical to the indicator-bearing material of an optical pH sensor.
  • one or more pH buffer substances for example carbonates, phosphates, and / or in aqueous media are usually acidic or basic in the reaction space reacting organic compounds. The p CO 2 determination of the measuring medium can thus be traced back to an optical pH determination.
  • the reaction space is in the form of "droplets" in an ion-impermeable, gas-permeable polymer material.
  • the reaction space is in the form of a hydrophilic layer, covered by an ion-impermeable, gas-permeable polymer material.
  • AH is the protonated and A " is the deprotonated form of the chromophore. H stands for a proton.
  • a donor shielded according to the invention from chemical parameters and a pH-sensitive acceptor dye are present in a hydrophilic reaction space separated from the measurement medium by an ion-impermeable, gas-permeable material.
  • the CO determination with sensors according to the invention consisting of a reaction chamber containing an aqueous pH buffer and an ion-impermeable, gas-permeable material that separates the reaction chamber from the measurement medium, is attributed to a determination of the pH in the reaction chamber of the sensor.
  • High CO 2 values of the measuring medium correspond to low pH values of the reaction space and low CO 2 values of the measuring medium correspond to high pH values of the reaction space.
  • an essentially lipophilic, pH-sensitive chromophore which is in an acceptor phase which is essentially impermeable in the case of aqueous measurement media for ionic substances or contacts it, becomes a luminophore which is in a donor phase. as well as essential lipophilic cationic substance which is in the acceptor phase.
  • the C ⁇ 2 determination with a sensor consisting of a reaction chamber without aqueous buffer substances, is attributed according to the invention to the determination of the ratio of the protonated and deprotonated forms of a pH-sensitive chromophore.
  • the chromophore is preferably in the deprotonated form and forms an ionic connection in the matrix with the optically inactive cationic substance.
  • the absorption of the deprotonated chromophore form reaches a maximum.
  • the values of the mean luminescence decay time and the relative luminescence intensity of the luminophore reach a minimum.
  • the chromophore is present in the protonated form.
  • the optically inactive cationic substance forms an ionic compound with hydrogen carbonate.
  • the absorption of the deprotonated chromophore form reaches a minimum.
  • the values of the mean luminescence decay time and the relative luminescence intensity of the luminophore reach a maximum.
  • NH 3 as an example of a component which reacts in a basic manner in an aqueous environment, can be similar to the determination of CO 2 according to Mills. (T. Werner et al., Analyst 120, 1995, 1627-1631). No optically inactive cationic substance is required.
  • PH-sensitive chromophores which can be used according to the invention:
  • Rl-6 can independently be H, halogen atoms, nitro groups and alkyl groups.
  • R1-R4 are independently substituents, for example halogen atoms, nitro groups or alkyl groups and groups suitable for covalent immobilization, but at least one -OH group must be represented.
  • Cation-sensitive chromophores which can be used according to the invention:
  • Cation-sensitive chromoionophores which can be used according to the invention for the determination of lithium, potassium, sodium, magnesium and calcium ions are, for example, anionic azo dyes, stilbene dyes and merocyanines which contain at least one ion-selective group (ionophore group) and whose long-wave absorption band at least partly coincides with that Emission band of the luminophore overlaps, the interaction with the cations to be determined leading to a spectral shift in the longest wavelength absorption band.
  • Neutral ionophores are given in Table 2 below.
  • substantially impermeable polymer materials are suitable for ionic substances in the measuring medium ,
  • These materials are also suitable for producing sensors according to the invention for determining gases or gaseous components of liquid measuring media.
  • All essentially hydrophobic polymers which are soluble in organic solvents such as, for example, polyvinyl chloride, polystyrenes, polycarbonates, polyethylenes, polyurethanes, silicones, copolymers of polyvinyl alcohol and polyvinyl acetate and copolymers of polyvinyl chloride, polyvinyl alcohol and / or polyvinyl acetate, are preferred.
  • plasticizers such as dioctyl sebacate, tris (2-ethylhexyl) phosphate, 2-nitrophenyl octyl ether, 2-nitrophenyl butyl ether can be added to these materials.
  • hydrophilic, ion-permeable polymers are preferred.
  • Examples include cellulose, polyurethanes with hydrophilic groups,
  • Polyhydroxyethyl methacrylates crosslinked polyvinyl alcohols and / or polyacrylamides.
  • Suitable materials for donor phases are, for example, hard, non-plasticized polymers such as polyacrylonitrile and derivatives, PVC and polyvinylidene chloride. The invention is explained in more detail with reference to Figs. 1 to 7, wherein
  • Fig. 1 shows a calibration curve of a pH reagent
  • Fig. 2 shows a calibration curve of a pH sensor according to the invention
  • Fig. 4 shows a calibration curve of a CO sensor according to the invention
  • 5 to 7 each show an embodiment of a sensor according to the invention in a schematic representation, as described on page 5.
  • the calibration curves ( Figures 1-4) and O2 dependencies were determined by determining the phase shift of the luminescence with respect to the sinusoidally modulated excitation light. Since a long-life luminophore is used, a simple measuring arrangement with a modulation frequency of 45 kHz is sufficient.
  • sensor disks were punched out of the sensor foils, these were attached to the end of a 2-arm fiber optic bundle and brought into contact with the respective measuring media or the end of the fiber optic bundle was immersed directly in the measuring medium containing the sample.
  • a blue LED (470 nm) was used as the excitation light source and was supplied with a voltage of the amplitude 5 V which was modulated sinusoidally to 45 kHz.
  • Blue foil filters were used as filters for the excitation light. The excitation light was led to the sensor foil or measuring liquid by means of a light guide.
  • the emitted luminescent light was guided by means of an optical fiber bundle to a filter, a combination of an OG 570 glass filter (Schott) and a red foil filter, and further to a detector (photomultiplier, type Hamamatsu H5702).
  • the sinusoidally modulated supply voltage of the LED and the signal from the detector were evaluated using a lock-in amplifier.
  • the phase shift ⁇ was obtained as the measurement signal.
  • Phosphate buffers were used as measuring and calibration media for pH probes (Fig. 1) and pH sensors (Fig.
  • Fig. 1 shows the calibration curve of an optical pH reagent based on the FRET principle (produced according to 2.3) with pH-sensitive acceptor dye, the donor dye being “protected” in a donor phase according to the invention.
  • the two curves show the phase angle (ordinate) of the Luminescent light of the pH sample dispersed in calibration liquids of different pH values (abscissa).
  • the curve labeled “O” was recorded saturated with air (21.95% O 2 ).
  • the curve marked "N” was recorded saturated with N 2 .
  • Fig. 2 shows the calibration curve of an optical pH sensor based on the FRET principle (manufactured according to 2.4), the donor dye being "protected” in a donor phase according to the invention.
  • the two curves "N” and “O” refer to the same samples as explained for Fig. 1 and illustrate the phase angle (ordinate) with calibration liquids of different pH values (abscissa).
  • Fig. 3 shows the calibration curve of an optical CO 2 sensor based on the FRET principle (manufactured according to 3.1), the donor dye being “unprotected” in the acceptor phase.
  • the two curves illustrate the luminescence decay times (ordinate) with calibration gases of different partial pressures on CO 2 (Abscissa).
  • the curve “OF” means oxygen-free.
  • the curve “AC” means "air condition” with 21.95% O 2 .
  • Fig. 4 shows the calibration curve of an optical CO 2 sensor based on the FRET principle (manufactured according to 3.2), the donor dye being "protected” in a donor phase according to the invention.
  • the two curves (meanings of "OF” and “AC” as in Fig. 3) illustrate the luminescence decay times (ordinate) with calibration gases of different partial pressures on CO 2 (abscissa).
  • Fig. 5 shows a preferred embodiment of the sensor according to the invention. Here mean:
  • Fig. 6 shows a further preferred embodiment of the sensor according to the invention, the reference numerals 1, 2 and 3 having the same meaning as in Fig. 5.
  • Fig. 7 shows a further preferred embodiment of the sensor according to the invention, the reference numerals 1, 2 and 3 having the same meaning as in Fig. 5.
  • Measuring arrangement (45 kHz, blue LED, OG 570)
  • 02 air saturated gaseous and aqueous media
  • O2 sensitivity of 2.9 ° (dry acceptor phase) or 4.9 ° (wet acceptor phase).
  • Measuring arrangement (45 kHz, blue LED, OG 570)
  • the measurement result shows that the donor dye Ru (diphphen) 3 TMS 2 incorporated in a nanoparticle according to the invention and thus “protected” in the donor phase, in contact with O2-free or 21.95% O2 saturated, gaseous or aqueous media, is one O2 sensitivity of 0.8 ° (dry acceptor phase) or 1.6 ° (wet acceptor phase).
  • an OH-functional co-polymer is produced from acrylonitrile and an OH-functional methacrylate.
  • nanoparticles with built-in donor dye are made from this polymer.
  • a pH-sensitive acceptor dye is covalently bound to the functional groups of the co-polymer.
  • the acceptor dye is predominantly located in the “soft” hydrophilic areas (acceptor phase) of the particles and is therefore accessible to ions.
  • the donor dye is predominantly dissolved in the “hard” areas (donor phase) and is therefore more difficult to access for interfering substances.
  • the particles are suspended in a solution of a hydrophilic polymer and the solution onto a suitable one Carrier material applied. After the solvent has evaporated, a pH-sensitive sensor film is created.
  • the particles produced in this way were suspended in an aqueous measuring medium and the measurements were carried out at various pH values with air and N2 saturation.
  • Fig. 2 shows the pH dependence of the phase signal of the optical sensor manufactured in this way.
  • pH 7.5 buffer air saturated: 49.3 ° O2-free (SO 3 2 " ): 51.3 °
  • the luminescent nanoparticles are built into a polymer film in which the indirectly CO2-sensitive absorption indicator is present in solution.
  • the difference from the pH sensor (2.4) is essentially that there is no covalent coupling of the analyte-sensitive absorption dye to the nanoparticles.
  • the suspension was drawn onto a 125 ⁇ m thick polyester film (Mylar, Goodfellow, UK) with a wet thickness of 125 ⁇ m by racking. After the solvent had evaporated off, an approximately 10 ⁇ m thick CO2-sensitive layer was obtained.
  • This sensor consists of a nanoporous membrane (Teflon membrane from Millipore), which is coated with a thin film of polyacrylonitrile, in which the donor dye is incorporated. This is done by simply soaking the porous membrane with the donor cocktail and then evaporating the solvent. A second coating is then produced using the analyte-sensitive color chemistry (in this case a CO 2 sensor). The donor and acceptor are thus in separate phases.
  • a nanoporous membrane Teflon membrane from Millipore
  • a nanoporous Teflon filter is impregnated with a 5% polyacrylonitrile-ruthenium complex solution. The solvent is then allowed to evaporate. (100 ° C for 10 hours). In a second step, the same porous membrane is soaked in the CO2-sensitive cocktail.
  • the cocktail has the following composition:
  • the filter is then dried again and the sensor is ready for use. 30% decrease in cooldown between 100% CO2 and 0% CO2.

Abstract

Die Erfindung betrifft einen optisch-chemischen Sensor, der nach dem FRET-Prinzip arbeitet und einen Probenmedium Analyt reagierenden Akzeptor (Chromophor oder Luminophor) sowie einen Donor (Luminophor) aufweist, dadurch gekennzeichnet, da< sich der Akzeptor und der Donor in voneinander getrennten chemischen Phasen befinden, wobei die den Donor enthaltende Phase für die Luminseszenzeigenschaften des Luminophors beeinflussende Komponenten des Probenmediums in wesentlichen impermeabel ist. Die Erfindung betrifft weiters ein Verfahren zur qualitativen und/oder quantitativen Bestimmung zumindest eines Analyten bzw. Einer Komponente eines gasförmigen oder flüssigen Me?mediums nach dem FRET-Prinzip, gekennzeichnet durch die Verwendung des erfindungsgemä?en Sensors.

Description

SENSOR ZUR LUMINESZENZ-OPTISCHEN BESTIMMUNG EINES ANALYTEN
Die Erfindung betrifft ein lumineszenz-optisches Verfahren zur qualitativen und quantitativen Bestimmung zumindest eines Analyten bzw. einer Komponente eines flüssigen Meßmediums, welche einen auf die zu bestimmende Komponente direkt oder indirekt durch Änderung seines Absorptionsspektrums reagierenden Chromophor (oder Luminophor) und einen auf die zu bestimmende Komponente nicht ansprechenden Luminophor aufweist, wobei das Emissionsspektrum des Luminophors zumindest teilweise mit dem Absorptionsspektrum des Chromophors überlappt und der strahlungslose Energietransfer zwischen Luminophor und Chromophor zumindest eine Lumineszenzeigenschaft des Luminophors meßbar ändert. Dieses Prinzip ist als sogenanntes FRET-Prinzip bekannt.
Die Erfindung betrifft weiters einen optisch-chemischen Sensor zur quantitativen Bestimmung zumindest eines Analyten bzw. einer Komponente eines gasförmigen oder flüssigen Meßmediums, welche einen auf die zu bestimmende Komponente direkt oder indirekt durch Änderung seines Absorptionsspektrums reagierenden Chromophor (oder Luminophor) und einen auf die zu bestimmende Komponente nicht ansprechenden Luminophor aufweist, wobei das Emissionsspektrum des Luminophors zumindest teilweise mit dem Absorptionsspektrum des Chromophors überlappt und der strahlungslose Energietransfer zwischen Luminophor und Chromophor zumindest eine Lumineszenzeigenschaft des Luminophors meßbar ändert.
Im folgenden werden unter Luminophore Farbstoffe verstanden, welche nach entsprechender Strahlungsanregung Phosphoreszenz- oder Fluoreszenzstrahlung emittieren. Das Abso tionsspektrum des Chromophors wird entweder direkt durch die zu messende Komponente oder indirekt durch ein chemisches Reaktionsprodukt der zu messenden Komponente beeinflußt. Unter „quantitative Bestimmungen einer chemischen Komponente" wird sowohl die Bestimmung der Konzentration, der Aktivität als auch des Gaspartialdruckes verstanden, wobei aus den Werten von zumindest einer Lumineszenzeigenschaft des Luminophors auf die Meßgröße geschlossen wird.
Ein Verfahren und ein Sensor, bei welchem pH- und kationensensitive Chromophore (Akzeptor) vorzugsweise kovalent an einen Luminophor (Donor) gebunden sind, sind aus der US 5,232,858 bekannt. Aus der Lumineszenzabklingzeit des Luminophors wird auf den pH- Wert bzw. auf die Konzentration des zu bestimmenden Kations im Meßmedium geschlossen. Zum Stand der Technik ist ferner die US 5,648,269 zu nennen. Dieses Dokument schlägt die Verwendung der scheinbaren Lumineszenzabklingzeit des Luminophors zur Bestimmung der Meßgröße vor. Bei Luminophoren mit einer Abklingzeitkomponente ist die scheinbare Lumineszenzabklingzeit identisch der effektiven Abklingzeit. Bei Luminophoren mit mehreren Abklingzeitkomponenten ist die scheinbare Abklingzeit einfacher zu erheben, hat jedoch den Nachteil, daß - insbesondere bei nicht robusten Systemen - die Fehler größer werden.
Lumineszenzabklingzeiten können durch phasen-modulations bzw. zeitaufgelöste Lumineszenzmeßtechniken erhalten werden.
Ein ähnliches Verfahren ist aus der EP-A - 0 214 768 bekannt. Hier wird aus der gemessenen Lumineszenzintensität auf die Konzentration des zu bestimmenden Parameters im Meßmedium geschlossen.
Die strahlungslose Energietransferrate von Donor- zu Akzeptormolekülen hängt von der räumlichen Nähe der Moleküle beider Substanzen ab. Die Transferrate kτ(r) ist extrem empfindlich vom räumlichen Abstand r zwischen Donor und Akzeptor und klingt mit der 6ten Potenz des Abstandes ab:
Figure imgf000003_0001
wobei XD die Lumineszenzabklingzeit des Donors in Abwesenheit des Akzeptors und Ro die charakteristische Försterdistanz bedeuten. Letzteres ist jene Donor- Akzeptor Distanz, bei welcher eine 50%tige Effizienz des Energietransfers vorliegt. Je nach Donor-Akzeptor-Paar liegt Ro zwischen 2 und 9 Nanometer.
Infolge des strahlungslosen Energietransfers von Donor- zu Akzeptormolekülen ändern sich die makroskopisch bestimmbaren Werte der lumineszenzoptischen Parameter (Lumineszenzquantenausbeute, Lumineszenzintensität, Lumineszenzabklingzeit) des Luminophors besonders effizient, wenn eine substantielle Anzahl von Molekülen beider Substanzen in engen räumlichen Kontakt gebracht wird. Zur Herstellung des engen räumlichen Kontaktes wird in der US 5,232,858 die kovalente Verbindung von Donor- und Akzeptormolekülen vorgeschlagen. In der EP-A - 0 214 768 werden individuelle Donor- und Akzeptormoleküle kovalent an die Oberfläche eines gemeinsamen Substrates, z. B. Glas, gebunden.
Die in der US 5,232,858 beschriebene kovalente Verknüpfung von Donor- und Akzeptormolekülen hat den Vorteil, daß der mittlere räumliche Abstand von Donor/Akzeptor möglichst konstant gehalten werden kann. Nachteilig ist jedoch, daß der synthetische Aufwand zur Herstellung kovalenter Verbindungen vorteilhafter Luminophore mit geeigneten pH- oder ionensensitiven Chromophoren besonders hoch ist. .
Die kovalente Anbindung von Donor- und Akzeptormolekülen an die Oberfläche eines gemeinsamen Substrates (EP-A - 0 214 768) ist ebenfalls sehr aufwendig und hat vor allem den Nachteil, daß Grenzflächeneffekte die Qualität der Meßergebnisse nachteilig beeinflussen.
In der US 5,942,189 und in der US 6,046,055 wird daher vorgeschlagen, daß der Luminophor und der Chromophor elektrisch unterschiedlich geladene ionische Substanzen sind, welche in Form von Ionenpaaren in einem für die zu bestimmende chemische Komponente permeablen Matrixmaterial vorliegen.
Für die breite kommerzielle Anwendung besonders wichtig ist die Verwendung langlebiger Luminophore (mit Lumineszenzabklingzeiten > 100ns, vorzugsweise > 1 μs), wie sie beispielsweise Metall-Ligand-Komplexe, bestimmte Porphyrine und Lanthanide aufweisen. Bei Vorliegen langlebiger Lumineszenz können die opto-elektronischen Anordnungen und Komponenten zur Bestimmung der Lumineszenzabklingzeit bzw. daraus ableitbare Größen (z.B. mittlere Lumineszenzabklingzeit, Phasenwinkel) mittels Phasen- oder zeitaufgelöster Methoden besonders kostengünstig bestimmt werden.
Der Erfinder der vorliegenden Anmeldung hat jedoch erkannt, daß die oben beschriebenen, vorbekannten Verfahren den gemeinsamen Nachteil haben, daß insbesondere die Lumineszenz langlebiger Luminophore durch eine Reihe von Komponenten des Meßmediums beeinflußt wird. Eine bekannte Eigenschaft derartiger Luminophore ist die besonders große Abhängigkeit der Lumineszenzeigenschaft vom 02 Gehalt der Probe. Konsequenterweise werden solche Luminophore daher häufig zur Bestimmung des O2-Gehaltes eingesetzt (EP-A - 0 907 074). Bei Verwendung dieser Luminophore als Donorfarbstoffe bei auf dem FRET- Prinzip basierenden Sensoren ist es daher erforderlich, den O2-Gehalt des Meßmediums genau zu kennen oder zu bestimmen und entsprechende Korrekturen durchzuführen. Beispiele für weitere, die Lumineszenzquantenausbeute beeinflussende Substanzen sind Amine und Wasser. Bei kontinuierlichen Messungen (Monitoring) können Lumineszenzfarbstoffe durch den entstehenden Singulett-O2 ganz oder teilweise zerstört werden. Entsprechend wurden Additive vorgeschlagen, welche diesen Prozess eingrenzen sollen. Ein genereller Nachteil bekannter, vorteilhafter Lumineszenzfarbstoffe ist jedoch die Empfindlichkeit der Lumineszenzeigenschaften gegenüber geringfügigen Veränderungen der chemischphysikalischen Mikroumgebung, hervorgerufen durch beliebige Komponenten der Probe, insbesondere Wasser. Dies führt bei Probenmedien unbekannter bzw. variabler chemischer bzw. biochemischer Zusammensetzung zu einer signifikanten Einschränkung der Meßgenauigkeit. Beispielsweise werden in der medizinischen Diagnostik im Bereich der Bestimmung des Blut-pH Reproduzierbarkeiten von +/- 5 milli-pH erwartet.
Aufgabe der Erfindung ist es, auf dem FRET-Prinzip beruhende lumineszenzoptische Bestimmungsmethoden, basierend auf einem Luminophor (Donor) und einem Chromophor (Akzeptor, Indikator), welcher die zu bestimmende Substanz (Analyt) oder deren Reaktionsprodukte reversibel bindet, hinsichtlich der Störanfälligkeit durch Komponenten der zu messenden Probe zu verbessern. Ferner sollen besonders aufwendige chemische Syntheseschritte zur Realisierung der räumlichen Nähe einer substantiellen Anzahl von Akzeptor- und abgeschirmten Donormolekülen vermieden werden. Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß der Luminophor (Donor) und der Chromophor (Akzeptor) sich in unterschiedlichen chemischen Phasen befinden. Das Matrixmaterial der Donorphase soll für die Lumineszenzeigenschaften des Donors beinflussende Komponenten des Probenmediums essentiell impermeabel sein. Das Matrixmaterial der Akzeptorphase soll für den Analyten bzw. dessen Reaktionsprodukte permeabel sein. Die Erfindung betrifft somit einen optisch-chemischen Sensor, der nach dem FRET-Prinzip arbeitet und einen auf einen in einem Probenmedium enthaltenen Analyt reagierenden Chromophor sowie einen Luminophor aufweist, und ist dadurch gekennzeichnet, daß sich der Luminophor und der Chromophor in voneinander getrennten chemischen Phasen befinden, wobei die den Luminophor enthaltende Phase für das Probenmedium oder für die Lumineszenzeigenschaften des Luminophors beeinflussende Komponenten des Probenmediums impermeabel ist.
In einer Ausfuhrungsvariante des erfindungsgemäßen Sensors ist vorgesehen, daß das Matrixmaterial der Akzeptor- und Donorphasen gemischt in bzw. in Form einer dünnen Schicht (Sensorschicht) vorliegt, welche auf einem transparenten Substrat oder an einem Lichtleiter befestigt sein kann. Zur Entkopplung der Sensorschicht von allfälligen störenden optischen Wechselwirkungen mit der zu analysierenden Substanz ist optional eine für den Analyten permeable optische Isolierschicht vorgesehen, welche sich zwischen der Sensorschicht und der zu analysierenden Substanz befindet.
In einer weiteren Ausführungsform (Abb. 5) besteht die Sensorschicht aus einem dünnen porösen Material. Die Poren dieses Materials enthalten das Matrixmaterial der Donorphase und das Matrixmaterial der Akzeptorphase.
In einer weiteren Ausführungsform (Abb. 6) wird die Sensorschicht aus einem dünnen Film gebildet, welche das Matrixmaterial der Akzeptorphase darstellt. Das Matrixmaterial der Donorphase liegt dabei homogen verteilt in Form von Partikeln im Matrixmaterial der Akzeptorphase vor. Die Akzeptorphase enthält die Akzeptormoleküle, homogen verteilt, und in einer ausreichenden Konzentration, sodaß sich hinreichend viele Akzeptormoleküle in der für den strahlungslosen Energietransfer erforderlichen räumlichen Nähe zu den in der Donorphase vorliegenden Donormolekülen befinden.
In einer weiteren Ausfuhrungsform (Abb. 7) sind die Akzeptormoleküle an die Oberfläche der Partikel gebunden. Dabei kann der Chromophor adsoptiv oder elektrostatisch an der Oberfläche gebunden sein, oder, besonders bevorzugt, kovalent an funktionelle Gruppen gebunden sein. Die Bindung des Chromophores and die Partikeloberfläche hat vor allem den Vorteil, daß a) weniger Chromophor benötigt wird, b) optische Filtereffekte durch zu hohe Chromophorkonzentrationen der Akzeptorphase vermieden werden können, und c) das für die Rate des Energietransfers mitbestimmende Verhältnis von Donor- und Akzeptormolekülen bereits auf der Ebene der Herstellung der Partikel eingestellt werden kann und somit unabhängig von der Konzentration der Akzeptormoleküle in der Akzeptorphase ist.
Das erfindungsgemäße Verfahren zur qualitativen und/oder quantitativen Bestimmung zumindest eines Analyten bzw. einer Komponente eines gasförmigen oder flüssigen Meßmediums nach dem FRET-Prinzip ist gekennzeichnet durch die Verwendung eines erfindungsgemäßen Sensors.
Das erfindungsgemäße Verfahren dient bevorzugt zur Bestimmung des pH- Wertes einer Probe, zur Bestimmung der Konzentration bzw. der Aktivität von Ionen in einer Probe oder zur Bestimmung von in wässerigen Medien sauer oder alkalische reagierenden, unter Normalbedingungen gasförmig vorliegenden Komponenten.
Insbesondere dient das erfindungsgemäße Verfahren zur Bestimmung der Konzentration bzw. Aktivität von Li+, Na+, K+, Mg , Ca"* oder CI".
Weiters bevorzugt dient das erfindungsgemäße Verfahren zur Bestimmung von CO2 oder NH3 in einem flüssigen Meßmedium.
Weitere Anwendungsgebiete des erfindungsgemäßen Verfahrens betreffen sogenannte Transducer. Hierbei reagiert der Chromophor nicht direkt mit dem Analyten, sondern indirekt. Beispiele hierfür sind sogenannten enzymatische Sensoren (bzw. zur Bestimmung von Harnstoff und Kreatinin). Hierbei reagieren ein oder mehrere Enzyme mit dem Analyten, wobei ein Produkt entsteht, welches direkt mit dem Chromophor reagiert.
Bevorzugt ist das Meßmedium eine Körperflüssigkeit, insbesondere Blut, Plasma oder Serum. Besonders vorteilhafte, erfindungsgemäß eingesetzte Luminophore (Donor) sind solche, die sich durch eine hohe Lumineszenzquantenausbeute und eine lange Lumineszenzabklingzeit ( > 100 ns) auszeichnen. Bevorzugte Luminophore sind kationische metallorganische Komplexe des Palladiums, Rhodiums, Platins, Rutheniums, Osmiums, der seltenen Erden (insbesonders Europium und Lanthan). Der organische Teil dieser metallorganischen Komplexe kann z.B. aus Liganden aus der Gruppe der Porphyrine, Bipyridyle, Phenanthroline oder anderer heterozyklischer Verbindungen bestehen.
Bevorzugte pH- und kationensensitive Chromophore (Akzeptor) sind anionische Substanzen, deren Lichtabsorption sich durch direkte oder indirekte chemisch/physikalische Wechselwirkung mit der zu bestimmenden Komponente des Probenmediums verändert, und deren Absorptionsspektrum sich zumindest teilweise mit dem Emissionsspektrum des Luminophors überlappt.
I) Bestimmung des pH- Wertes einer Probe
Optische Sensoren zur Bestimmung des pH- Wertes enthalten gemäß Stand der Technik (M.J.P. Leiner and O.S. Wolfbeis "Fiber Optic pH Sensors" in O.S. Wolfbeis "Fiber Optic Chemical Sensors and Biosensors", CRC-Press, Boca Raton, 1991, Vol. I, Chapter 8) zumeist einen in einer ionenpermeablen, vorzugsweise hydrophilen Polymermatrix vorliegenden Absorptionsfarbstoff (Chromophor) oder Fluoreszenzfarbstoff. In Abhängigkeit des pH- Wertes (pH = -log(aH+)) des Probenmediums stellt sich ein thermodynamisches Gleichgewicht zwischen den protonierten und deprotonierten Formen des Chromophors bzw. Fluorophors ein. Aus dem mit optischen Methoden meßbaren Konzentrationsverhältnis beider Formen kann auf den pH- Wert des Probenmediums rückgeschlossen werden.
Reaktion:
AH < Kd > A~ + H+ Gleichgewicht
cA~ * cH+
Kd = cAH AH ist die protonierte und A" ist die deprotonierte Form des pH sensitiven Chromophors. H+ steht für ein Proton. K ist die Gleichgewichtskonstante, c steht für Konzentration.
In der eingangs erwähnten US 5,232,858 werden pH-sensitive Chromophore beschrieben, welche vorzugsweise kovalent an einen pH-insensitiven Luminophor (Donor) gebunden werden. Aus der Lumineszenzabklingzeit des Luminophors (L) wird auf den pH- Wert der Meßlösung geschlossen.
Zur erfindungsgemäßen lumineszenzoptischen pH-Bestimmung wird beispielsweise als Akzeptorfarbstoff ein pH-sensitiver Chromophor verwendet, welcher in der Akzeptorphase vorliegt bzw. zumindest in direktem Kontakt zur Akzeptorphase steht, wobei die Akzeptorphase auch das zu analysierende Medium (Meßmedium). sein kann.
Bei niedrigen pH- Werten (pH « pK des Chromophors) des Probenmediums liegt der Chromophor vollständig in der protonierten Form vor. Wegen der minimalen spektralen Überlappung der Absorptionsbande des deprotonierten Chromophors und der Emissionsbande des Luminophors erreicht die strahlungslose Energietransferrate vom Luminophor zum Chromophor ein Minimum. Entsprechend erreichen die Werte der mittleren Lumineszenzabklingzeit und der relativen Lumineszenzintensität des Luminophors ein Maximum.
Bei hohen pH- Werten (pH » pKa des Chromophors) des Probenmediums liegt der Chromophor vollständig in der deprotonierten Form vor. Wegen der maximalen spektralen Überlappung der Absorptionsbande des deprotonierten Chromophors und der Emissionsbande des Luminophors erreicht die strahlungslose Energietransferrate vom Luminophor (Donor, Donorfarbstoff) zum Chromophor (Akzeptor, Akzeptorfarbstoff) ein Maximum. Entsprechend erreichen die Werte der mittleren Lumineszenzabklingzeit und der relativen Lumineszenzintensität des Luminophors ein Minimum.
Bei pH- Werten des Probenmediums im Bereich von +/- 1,5 pH-Einheiten vom pKd-Wert (pKd = -log Kd) des Chromophors kann aus der mittleren Lumineszenzabklingzeit oder der relativen Lumineszenzintensität des Luminophors mit ausreichender Genauigkeit auf den pH- Wert des Probenmediums geschlossen werden.
II) Bestimmung der Konzentration bzw. der Aktivität von Kationen und Anionen in einer Probe (Li+, Na+, K+, Mg++, Ca++, C1-)
Bisher bekannt gewordene optische Sensoren bzw. optische Meßverfahren zur Bestimmung der Konzentration bzw. Aktivität von Kationen in einem Probenmedium beruhen auf unterschiedlichen Verfahren. So beschreibt die eingangs erwähnte erwähnten US 5,232,858 kationensensitive Chromophore, welche vorzugsweise kovalent an einen kationeninsensitiven Luminophor gebunden werden.
Bei sehr hohen Kationenkonzentrationen (cY+p » Kd des Chromophors) des Probenmediums liegt der Chromophor vollständig in der komplexierten Form vor. (Y ist das zu bestimmende Kation, +p ist seine Ladungszahl). Bei sehr niedrigen Kationenkonzentrationen (cY*15 « Kd des Chromophors) des Probenmediums liegt der Chromophor in freier, unkomplexierten Form vor.
Liegt die logarithmische Konzentration log(cY+p) des zu bestimmenden Kations des Probenmediums im Bereich von -log(Kd) +/- 1.5, so kann mit ausreichender Genauigkeit aus der mittleren Lumineszenzabklingzeit bzw. der relativen Lumineszenzintensität des Luminophors auf die Konzentration des zu bestimmenden Kations im Probenmedium geschlossen werden.
Weitere optische Meßverfahren bzw. Sensoren zur Bestimmung der Konzentration bzw. Aktivität von Kationen, sind z. B. aus der US-A 4,645,744, EP-A - 0 358 991 und der EP-A - 0 461 392 bekannt geworden, wobei ein pH-sensitiver Chromophor bzw. ein pH-sensitiver Luminophor und ein ladungsneutraler Ionophor in einer im wesentlichen hydrophoben Polymermatrix vorliegen. Das geoffenbarte Meßverfahren basiert darauf, daß Kationen ( Y+p) mit dem Probenmedium (beispielsweise K+ gegen ET1" oder Ca* " gegen 2H+) ausgetauscht werden. Infolgedessen sind die Meßergebnisse abhängig vom pH- Wert des Probenmediums. Derartige Meßverfahren sind für jene Meßsituationen geeignet, wo der pH- Wert des Probenmediums bekannt ist oder mittels einer pH-Pufferschicht auf einen bekannten Wert eingestellt werden kann.
In einer erfindungsgemäßen Weiterbildung dieser Methoden werden zur Bestimmung der Kationenkonzentration ein pH-sensitiver Chromophor, welcher sich in der Akzeptorphase befindet oder diese zumindest kontaktiert, und ein pH-insensitiver Luminophor, welcher sich in der Donorphase befindet, sowie ein für das zu bestimmende Kation selektiver ladungsneutraler lonophor (I), welcher sich in der Akzeptorphase befindet, vorgesehen.
Aus der EP-A - 0 358 991 und aus Anal. Chim. Acta 255 (1991), p. 35-44 sind optische Sensoren zur Bestimmung von Anionen, beispielsweise Cl" bekannt, wobei das zu bestimmende Anion zusammen mit einem Kation aus dem Meßmedium co-extrahiert wird (beispielsweise Cl" und H " ). Hier liegen ein lipophiler pH-sensitiver Chromophor (Fluoresceinderivat) und eine optisch inaktive kationische Substanz (Q+) in einer im wesentlichen hydrophoben Polymermatrix vor.
In Abhängigkeit der H+- und der Cl"-Konzentration des Meßmediums liegt der in der Polymermatrix befindliche pH-sensitive Chromophor in der protonierten und/oder deprotonierten Form vor. Mit zunehmendem Deprotonierungsgrad steigt die Absorption der deprotonierten Form. Der Deprotonierungsgrad (und infolge dessen die Absorption) ist abhängig vom pH- Wert und der Konzentration des zu bestimmenden Anions. Der pH- Wert des Meßmediums muß bekannt sein bzw. auf einen bekannten Wert eingestellt werden, um auf die Konzentration des zu bestimmenden Anions schließen zu können.
In einer erfindungsgemäßen Weiterbildung der geoffenbarten Methode werden beispielsweise zur Bestimmung der Chloridkonzentration eines Meßmediums ein pH-sensitiver Chromophor, welcher sich in einer essentiell hydrophoben, von Chloridionen des Meßmediums mittels Co- extraktion permeablen Akzeptorphase befindet bzw. diese kontaktiert (wobei die Akzeptorphase NICHT das Meßmedium sein kann), ein Luminophor, welcher sich in einer Donorphase befindet, sowie eine lipophile kationischen Substanz (lonophor) vorgesehen. Die lipophile Substanz (Q+) kann z. B. eine quaternierte Ammoniumverbindung sein. Erfmdungsgemäß eingesetzte pH-sensitive Chromophore sind unten in Tab. 1 beispielhaft angeführt. Bei niedrigen pH- Werten und hohen Chloridkonzentrationen des Meßmediums liegt der pH-sensitive Chromophor vorzugsweise in der protonierten Form vor und die optisch inaktive kationische Substanz bildet in der Matrix ein Gegenion zu Cl". Die Absorption der deprotonierten Chromophorform erreicht ein Minimum. Die Werte der mittleren Lumineszenzabklingzeit und der relativen Lumineszenzintensität des Luminophors erreichen ein Maximum.
Bei hohen pH- Werten und niedrigen Chloridkonzentrationen des Meßmediums liegt der pH- sensitive Chromophor vorzugsweise in der deprotonierten Form vor, wobei die optisch inaktive kationische Substanz die durch die Dissoziation des Protons entstandene negative Ladung kompensiert. Die Absorption der deprotonierten Chromophorform erreicht ein . Maximum. Die Werte der mittleren Lumineszenzabklingzeit und der relativen Lumineszenzintensität des Luminophors erreichen ein Minimum.
Ist der pH- Wert des Meßmediums bekannt, kann aus den Werten der mittleren Lumineszenzabklingzeit bzw. der relativen Lumineszenzintensität des Luminophors auf die Chloridkonzentration des Meßmediums geschlossen werden.
III) Bestimmung von in wässriger Umgebung schwach sauer oder basisch reagierender, unter normalen Bedingungen gasförmig vorliegender Komponenten flüssiger oder gasförmiger Meßmedien:
Bestimmung von CO2
Optische Sensoren zur Bestimmung des CO2 -Partialdruckes eines flüssigen oder gasförmigen Meßmediums bestehen zumeist aus einem Reaktionsraum, welcher von einem ionenimpermeablen, gaspermeablen Material vom Meßgut getrennt wird. Der Reaktionsraum ist häufig identisch mit dem indikatortragenden Material eines optischen pH-Sensors. Zudem befinden sich üblicherweise im Reaktionsraum eine oder mehrere pH-Puffersubstanzen, beispielsweise Carbonate, Phosphate, und/oder in wässrigen Medien sauer oder basisch reagierende organische Verbindungen. Die p CO2 -Bestimmung des Meßmediums kann somit auf eine optische pH-Bestimmung zurückgeführt werden.
In einer in der EP-A - 0 105 870 beschriebenen Ausführungsvariante dieses Meßprinzips liegt der Reaktionsraum in Form von "Tröpfchen" in einem ionenimpermeablen, gaspermeablen Polymermaterial vor. In einer in der US 5,496,521 beschriebenen Ausführungsvariante dieses Meßprinzips liegt der Reaktionsraum in Form einer hydrophilen Schicht, bedeckt von einem ionenimpermeablen, gaspermeablen Polymermaterial vor.
Reaktion: C02 + H20< > H2C03
H2C03 < HCO + H+
AH< >A~ + K+
AH ist die protonierte und A" ist die deprotonierte Form des Chromophors. H steht für ein Proton.
In einer erfindungsgemäßen Weiterbildung der lumineszenzoptischen CO2 -Bestimmung liegen in einem hydrophilen, vom Meßmedium durch ein ionenimpermeables, gaspermeables Material getrennten Reaktionsraum ein erfindungsgemäß von chemischen Parametern abgeschirmter Donor und ein pH-sensitiver Akzeptorfarbstoff vor.
Die CO -Bestimmung mit erfindungsgemäßen Sensoren bestehend aus einem, einen wässrigen pH-Puffer enthaltenden Reaktionsraum und einem, den Reaktionsraum vom Meßmedium trennenden ionenimpermeablen gaspermeablen Material, wird auf eine Bestimmung des pH- Wertes im Reaktionsraum des Sensors zurückgeführt. Hohe CO2- Werte des Meßmediums entsprechen niederen pH- Werten des Reaktionsraumes und niedrige CO2- Werte des Meßmediums entsprechen hohen pH- Werten des Reaktionsraumes.
Ein alternatives Verfahren zur optischen CO2 -Bestimmung, welche mit einem einzigen Reaktionsraum ohne Zuhilfenahme wässriger pH-Puffersubstanzen auskommt, wurden von Mills et al. in Anal. Chem. 64, 1992, 1383-1389 beschrieben. Hierbei liegt die deprotonierte Form eines pH-sensitiven Chromophors mit einer optisch inaktiven kationischen Substanz (Q+) in einem Reaktionsraum bestehend aus einem essentiell ionenimpermeablen, gas- permeablen Polymermaterial vor. In das Polymermaterial diffundierendes CO2 des Meßmediums wird hydratisiert und reagiert in einer chemischen Gleichgewichtsreaktion mit der deprotonierten Chromophorform und der optisch-inaktiven Substanz. Aus der Lichtabsorption der deprotonierten Chromophorform wird auf den CO2 -Partialdruck des Meßmediums geschlossen.
Reaktion: C02 + H20 > H2C03
[A~Q+ )+ H2CO3 < >(Q+HC03 ~ )+ AH
In einer erfindungsgemäßen Variante der lumineszenzoptischen CΟ2 -Bestimmung werden ein essentiell lipophiler, pH-sensitiver Chromophor, welcher sich in einer, im Fall wäßriger Meßmedien für ionische Substanzen essentiell impermeablen Akzeptorphase befindet bzw. diese kontaktiert, ein Luminophor, welcher sich in einer Donorphase befindet, sowie essentiell lipophile kationische Substanz welche sich in der Akzeptorphase befindet, vorgesehen.
Reaktion:
CO2 + H2O > H2CO3
]Ä~Q + }+ ΗH2CO3 < H(Q+HC03 )+ AH
Die CΟ2-Bestimmung mit einem Sensor, bestehend aus einem Reaktionsraum ohne wässrige Puffersubstanzen, wird erfindungsgemäß auf die Bestimmung des Verhältnisses der protonierten und deprotonierten Formen eines pH-sensitiven Chromophors zurückgeführt.
Bei sehr niedrigen CΟ2- Werten des Meßmediums liegt der Chromophor vorzugsweise in der deprotonierten Form vor und bildet in der Matrix eine ionale Verbindung mit der optisch inaktiven kationischen Substanz. Die Absorption der deprotonierten Chromophorform erreicht ein Maximum. Die Werte der mittleren Lumineszenzabklingzeit und die relativen Lumineszenzintensität des Luminophors erreichen ein Minimum. Bei hohen CO2- Werten des Meßmediums liegt der Chromophor in der protonierten Form vor. Die optisch inaktive kationische Substanz bildet eine ionale Verbindung mit Hydrogen- carbonat. Die Absorption der deprotonierten Chromophorform erreicht ein Minimum. Die Werte der mittleren Lumineszenzabklingzeit und die relativen Lumineszenzintensität des Luminophors erreichen ein Maximum.
Bestimmung von NH3
Die Bestimmung von NH3, als Beispiel für eine in wässriger Umgebung basisch reagierende Komponente kann ähnlich der Bestimmung von CO2 nach Mills. (T.Werner et al., Analyst 120, 1995, 1627-1631) erfolgen. Es wird keine optisch inaktive kationische Substanz benötigt.
Reaktion:
Figure imgf000015_0001
Die erfindungsgemäße Bestimmung von NH3 erfolgt in Analogie zur erfindungsgemäßen Cθ2-Bestimmung:
Erfindungsgemäß anwendbare pH-sensitive Chromophore:
Tabelle 1 : pH-sensitive Chromophore
Chromophor Absorptionswellenlänge [um] pKa protoniert/deprotoniert
Triphenylmethanfarbstoffe :
Bromphenolblau 430 / 617 3.8
Bromthymolblau 430-435 / 615-618 6.7
Dibromoxylenolblau 420/614 7.6
Azofarbstoffe:
Calmagit 530/605 8.0
Nitrazingelb 460/590 6.5 Sonstige: o-Chlorophenol-indophenol 555/625 7.1 Naphthol-phthalein 428/661 6.7 ,7.9
Weiters finden pH-sensitive Triphenylmethanfarbstoffe der allgemeinen Form
Figure imgf000016_0001
Verwendung. Rl-6 können unabhängig voneinander H, Halogenatome, Nitrogruppen und Alkylgruppen sein. X" steht für eine optioneile Gruppe zur kovalenten Immobilisierung des Chromophors. Geeignete Gruppen sind beispielsweise -(CH2)n-SO3" oder -(CH2)n-COO" , (CH2)n-NH2 (n=0-18)
pH sensitive Azofarbstoffe der allgemeinen Form,
Figure imgf000016_0002
wobei R1-R4 unabhängig voneinander Substituenten, beispielsweise Halogenatome, Nitrogruppen bzw. Alkylgruppen und für die kovalente Immobilisierung geeignete Gruppen sind, - aber mindestens eine -OH Gruppe vertreten sein muß.
Erfindungsgemäß anwendbare kationensensitive Chromophore (Chromoionophore): Erfindungsgemäß anwendbare, kationensensitive Chromoionophore zur Bestimmung von Lithium-, Kalium-, Natrium-, Magnesium- und Calcium-Ionen sind beispielsweise anionische Azofarbstoffe, Stilbenfarbstoffe und Merocyanine welche zumindest eine ionenselektive Gruppe (Ionophore Gruppe) enthalten und deren längstwellige Absorptionsbande sich zumindest teilweise mit der Emissionsbande des Luminophors überlappt, wobei die Wechselwirkung mit dem zu bestimmenden Kationen zu einer spektralen Verschiebung der längstwelligen Absorptionsbande führt.
Neutrale Ionophore sind unten in der Tabelle 2 angegeben.
Tabelle 2: Neutrale Ionophore (geeignet für Ion-Exchange) Sensoren lonophor Ion
PTM14C4 (14-Krone-4) **) Li+
Natrium-Ionophor I bis II *) Na+
Valinomycin K+
Magnesium lonophor ETH 3832 *) Mg++
Calcium lonophor I-IV *) Ca++
*) Ionophores for Ion-Selective Electrodes and Optodes. Fluka Chemie AG, CH-9470
Buchs, Switzerland.
**) K. Wanabe et al. Anal. Chem. 65, 1993.
Tabelle 3: Luminophore (Donorfarbstoffe)
Luminophor ( L ) Abkürzung Absorptions- Lumineszenzmaximum maximum
(nm) (nm)
(Ru(II)-tris-2,2'-bibyridyl)2+ Ru(bpy)3 2+ 452 628
(Ru(II)-tris-2,2' 4,4-diphenyl bipyridyl)2+ Ru(dph-bpy)3 2+ 474 632
(Ru(II)-tris-l,10-phenanthrolin)2+ Ru(phen)3 2+ 447 604
(Os(II)-bis-terpyridin)2+ 510 729
(Os(II)-tris-l,10-phenanthrolin)2+ 650 690 Als Zentralatome finden auch Ir, Rh, Pd, Pt oder Re Verwendung.
Essentiell hydrophobe, ionenimpermeable Akzeptorphasen:
Zur Herstellung erfindungsgemäßer Sensoren, welche das zu bestimmende Kation (beispielsweise K+) mit einem Proton des Meßmediums austauschen bzw. das zu messende Anion (beispielsweise C1-) mit einem Proton des Meßmediums co-extrahieren, sind für ionale Substanzen des Meßmediums substantiell impermeable Polymermaterialien geeignet.
Diese Materialien sind auch geeignet zur Herstellung erfindungsgemäßer Sensoren zur Bestimmung von Gasen bzw. gasförmiger Komponenten flüssiger Meßmedien.
Bevorzugt werden alle essentiell hydrophoben, in organischen Lösungsmitteln lösliche Polymere wie beispielsweise Polyvinylchlorid, Polystyrole, Polycarbonate, Polyethylene, Polyurethane, Silikone, Copolymere aus Polyvinylakohol und Polyvinylacetat und Co- polymere aus Polyvinylchlorid, Polyvinylalkohol und/oder Polyvinylacetat.
Diesen Materialien können bis zu 80 Gew. % Weichmacher wie beispielsweise Dioctylsebacat, Tris-(2-ethylhexyl)-Phosphat, 2-Nitrophenyl-octyl-ether, 2-Nitrophenyl-bu- tylether zugesetzt werden.
Essentiell hydrophile, ionenpermeable Akzeptorphasen:
Zur Herstellung erfindungsgemäßer Sensoren mit pH- und ionensensitiven Chromophoren werden hydrophile, ionenpermeable Polymere bevorzugt.
Beispielhaft dafür seien Zellulose, Polyurethane mit hydrophilen Gruppen,
Polyhydroxyethylmethacrylate, vernetzte Polyvinylalkohole, und/oder Polyacrylamide genannt.
Geeignete Materialien für Donorphasen sind z.B. harte, nicht weichgemachte Polymere wie Polyacrylnitril und Derivate, PVC und Polyvinylidenchlorid. Die Erfindung wird anhand der Abb. 1 bis 7 näher erläutert, wobei
Abb. 1 eine Kalibrationskurve eines pH-Reagens;
Abb. 2 eine Kalibrationskurve eines erfindungsgemäßen pH-Sensors;
Abb. 3 eine Kalibrationskurve eines CO2-Sensors gemäß dem Stand der Technik;
Abb. 4 eine Kalibrationskurve eines erfindungsgemäßen CO -Sensors und die
Abb. 5 bis 7 jeweils eine Ausführungsform eines erfmdungsgemäßen Sensors in schematischer Darstellung, wie auf Seite 5 beschrieben, zeigen.
Bestimmung der Kalibrierwerte
Die Bestimmung der Kalibrierkurven (Abbildungen 1-4) und O2-Abhängigkeiten erfolgte durch die Bestimmung der Phasenverschiebung der Lumineszenz bezüglich des sinusförmig modulierten Anregungslichtes. Da ein langlebiger Luminophor verwendet wird, genügt eine einfache Meßanordnung mit einer Modulationsfrequenz von 45 kHz.
Zur Messung wurden Sensorscheiben aus den Sensorfolien herausgestanzt, diese am Ende eines 2-armigen Lichtleiterbündels befestigt und mit den jeweiligen Meßmedien in Kontakt gebracht bzw. das Ende des Lichtleiterbündels direkt in das, die Probe enthaltende Messmedium getaucht. Als Anregungslichtquelle wurde eine blaue LED (470 nm) verwendet, die mit einer auf 45 kHz sinusoidal modulierten Spannung der Amplitude 5 V versorgt wurde. Als Filter für das Anregungslicht wurden blaue Folienfilter verwendet. Das Anregungslicht wurde mittels Lichtleiter zur Sensorfolie bzw. Messflüssigkeit geführt. Das emittierte Lumineszenlicht wurde mittels Lichtleiterbündel zu einem Filter, eine Kombination aus einem OG 570 Glas Filter (Schott) und einem roten Folienfilter, geführt und weiters auf einen Detektor (Photomultiplier, Type Hamamatsu H5702) geleitet. Die sinusförmig modulierte Versorgungsspannung der LED und das Signal des Detektors wurde mittels eines Lock-In Verstärkers ausgewertet. Als Meßsignal wurde die Phasenverschiebung Φ erhalten.Die Abklingzeit τ wurde aus der gemessenen Phasenverschiebung Φ und der Modulationsfrequenz f = 45 kHz mit folgender Formel berechnet : x = tan(Φ)/ (2 π f ). Als Meß- bzw. Kalibriermedien für pH Probe (Abb 1) bzw. pH Sensoren (Abb 2) wurden Phosphatpuffer verwendet, welche mitNaOH bzw. HC1 auf die gewünschten pH- Werte eingestellt wurden. Die Puffer wurden durch Tonometrie mit Luft auf den Luftsauerstoffwert eingestellt bzw. durch Zugabe von Na2SO3 sauerstoffrei gemacht. Als Kalibriermedien für CO Sensoren (Abb. 3 und 4) wurden Mischgase mit unterschiedlicher Zusammensetzung an N2, O und CO2 verwendet.
Abb. 1 zeigt die Kalibrationskurve eines auf dem FRET-Prinzip beruhenden optischen pH- Reagens (hergestellt nach 2.3) mit pH-sensitivem Akzeptorfarbstoff, wobei der Donorfarbstoff „geschützt" in einer erfindungsgemäßen Donorphase vorliegt. Die beiden Kurven zeigen den Phasenwinkel (Ordinate) des Lumineszenzlichts der in Kalibrationsflüssigkeiten unterschiedlicher pH- Werte (Abszisse) dispergierten pH Probe. Die mit „O" bezeichnete Kurve wurde mit Luft (21,95% O2) gesättigt aufgenommen. Die mit „N" gekennzeichnete Kurve wurde mit N2 gesättigt aufgenommen.
Abb. 2 zeigt die Kalibrationskurve eines auf dem FRET-Prinzip beruhenden optischen pH Sensors (hergestellt nach 2.4), wobei der Donorfarbstoff „geschützt" in einer erfindungsgemäßen Donorphase vorliegt. Die beiden Kurven "N" und "O" beziehen sich auf die gleichen Proben wie für Abb. 1 erklärt und veranschaulichen den Phasenwinkel (Ordinate) mit Kalibrationsflüssigkeiten unterschiedlicher pH- Werte (Abszisse).
Abb. 3 zeigt die Kalibrationskurve eines auf dem FRET-Prinzip beruhenden optischen CO2 Sensors (hergestellt nach 3.1), wobei der Donorfarbstoff „ungeschützt" in der Akzeptorphase vorliegt. Die beiden Kurven veranschaulichen die Lumineszenzabklingzeiten (Ordinate) mit Kalibrationsgasen unterschiedlichen Partialdrucks an CO2 (Abszisse). Die Kurve „OF" bedeutet sauerstofffrei. Die Kurve „AC" bedeutet „Luft-Zustand" mit 21,95 % O2.
Abb. 4 zeigt die Kalibrationskurve eines auf dem FRET-Prinzip beruhenden optischen CO2 Sensors (hergestellt nach 3.2), wobei der Donorfarbstoff „geschützt" in einer erfindungsgemäßen Donorphase vorliegt. Die beiden Kurven (Bedeutungen von "OF" und "AC" wie bei Abb. 3) veranschaulichen die Lumineszenzabklingzeiten (Ordinate) mit Kalibrationsgasen unterschiedlichen Partialdrucks an CO2 (Abszisse). Abb. 5 zeigt eine bevorzugte Ausführungsform des erfindungsgemäßen Sensors. Dabei bedeuten:
1 Optisch transparenter Träger
2 Optische Isolierschicht (optional)
3 In den Sensor einfallendes und. aus diesem austretendes Licht.
51 Poröses Material
52 Donorphase mit Donorfarbstoff (kleine Quadrate)
53 Akzeptorphase mit Akzeptorfarbstoff (kleine Kreise)
Abb. 6 zeigt eine weitere bevorzugte Ausführungsform des erfindungsgemäßen Sensors, wobei die Bezugsziffern 1, 2 und 3 die gleiche Bedeutung haben wie in Abb. 5. Weiters bedeuten:
61 Donorphase mit Donorfarbstoff (größere Kreise)
62 Akzeptorphase mit Akzeptorfarbstoff (kleinere Kreise)
Abb.7 zeigt eine weitere bevorzugte Ausführungsform des erfindungsgemäßen Sensor, wobei die Bezugsziffern 1, 2 und 3 die gleiche Bedeutung haben wie in Abb. 5. Weiters bedeuten:
71 Donorphase mit Donorfarbstoff (größere Kreise) und gebundenem Akzeptorfarbstoff (kleinere Kreise)
72 Akzeptorphase
BEISPIELE
Ru(diphphen)3TMS2
[=Ru(II)-tris-(4,7-diphenyl- 1 , 10-phenanthroline) (3-trimethylsilyl)- 1 -propane sulphonate]
(I. Klimant und O.S. Wolfbeis, Anal. Chem. 67 (1995) 3160).
Beispiel 1
Mit diesem Beispiel wird dokumentiert, daß ein Donorfarbstoff, welcher erfindungsgemäß in einer Donorphase eingebaut ist, weniger O2 Empfindlichkeit aufweist als derselbe Farbstoff, eingebaut in der Akzeptorphase. Allgemeine Beschreibung der Herstellung von Nanopartikeln mit eingebautem Donorfarbstoff.
1.1 Einbetten eines Donorfarbstoffs in eine Akzeptorphase
1 mg des Donorfarbstoffs Ru(diphphen)3TMS2 und 100 mg des hydrophilen Polymers D4 (Polyurethan mit hydrophilen Sequenzen; Tyndale Plains Hunter LTD, Ringoes, NJ 08551, USA) wurden in Ethanol: Wasser (90: 10 w/w) gelöst. Die Lösung wurde durch Rakeln auf eine Polyesterfolie (Mylar, Dupont) aufgezogen. Nach Abdunsten des Lösungsmittels entstand ein Film mit einer Schichtdicke von ca. 20 μm.
Messanordnung (45 kHz, blaue LED, OG 570)
Trocken: Luft 55.4° N2: 58,3°
Wasser: Luft gesättigt: 53.5° N2 gesättigt: 58.4°
Das Meßergebnis zeigt, daß der „ungeschützt" in einer Akzeptorphase vorliegende Donorfarbstoff Ru(diphphen)3TMS2, in Kontakt mit O2-freien (N2-Sättigung) bzw. 21.95%
02 (Luft) gesättigten gasförmigen und wässrigen Medien, eine O2-Empfindlichkeit von 2.9° (trockene Akzeptorphase) bzw. 4.9° (nasse Akzeptorphase) aufweist.
1.2 Herstellung der Nanopartikel mit Donorfarbstoff
400 mg Polyacrylnitril (Polyscience) und 8 mg Ru(diphphen)3TMS2 wurden in 80 ml DMF (Merck) gelöst. Nach langsamem Zutropfen von 500 ml Wasser wurde die entstandene Suspension mit NaCl versetzt und zentrifugiert. Das Zentrifugat wurde mehrmals mit Wasser und anschließend mit Ethanol gewaschen.
1.3 Einbetten der Donorfarbstofftragenden Nanopartikel in eine schichtförmige Akzeptorphase.
Die ethanolische Suspension (aus 1.2) wurde mit einer Lösung von 400 mg des hydrophilen Polymers D4 (Tyndale Plains Hunter LTD, Ringoes, NJ 08551, USA) in 5 ml Ethanol: asser (90:10, w:w) versetzt. Die Suspension wurde durch Rakeln auf eine Polyesterfolie (Mylar, Dupont) aufgezogen. Nach Abdunsten des Lösungsmittels entstand ein Film einer Schichtdicke von ca. 20 μm.
Messanordnung (45 kHz, blaue LED, OG 570)
Trocken: Luft 57,4°; N2: 58,2°
Wasser: Luftgesättigt: 56.8° O2-frei (SO3 2"): 58.6°
Das Meßergebnis zeigt, daß der in ein erfindungsgemäßes Nanopartikel eingebaute, und somit „geschützt" in der Donorphase vorliegende Donorfarbstoff Ru(diphphen)3TMS2 , in Kontakt mit O2-freien bzw. 21.95% O2 gesättigten, gasförmigen bzw. wässrigen Medien, eine O2- Empfindlichkeit von 0.8° (trockene Akzeptorphase) bzw. 1.6° (nasse Akzeptorphase) aufweist.
Durch Vergleich dieser Werte mit den Werten aus 1.1 wird somit ersichtlich, daß ein und derselbe in einer erfϊndungsgemäßen Donorphase vorliegende Donorfarbstoff weniger O2 Empfindlichkeit aufweist als der nach dem Stand der Technik direkt in der Akzeptorphase vorliegende Donorfarbstoff.
Beispiel 2 (pH-Sensor)
Allgemeine Beschreibung der Herstellung pH-funktioneller Nanopartikel und einer pH- sensitiven Schicht.
In einem ersten Schritt wird ein OH-funktionelles Co-Polymer aus Acrylonitril und einem OH funktionellen Methacrylat hergestellt. In einem zweiten Schritt werden aus diesem Polymer Nanopartikel mit eingebautem Donorfarbstoff hergestellt. In einem dritten Schritt wird ein pH-sensitiver Akzeptorfarstoff kovalent an die funktioneilen Gruppen des Co-Polymers gebunden. Der Akzeptorfarbstoff ist dabei überwiegend in den „weichen" hydrophilen Bereichen (Akzeptorphase) der Partikel lokalisiert, und somit für Ionen zugänglich. Der Donorfarbstoff ist überwiegend in den „harten" Bereichen (Donorphase) gelöst und damit für störende Substanzen erschwert zugänglich. In einem vierten Schritt werden die Partikel in einer Lösung eines hydrophilen Polymers suspendiert und die Lösung auf ein geeignetes Trägermaterial aufgebracht. Nach dem Verdunsten des Lösungsmittels entsteht ein pH- sensitiver Sensorfilm.
2.1 Herstellung des Co-Polymers
230 g entionisiertes H2O wurden durch 2 h Spülen mit Stickstoff sauerstoffrei gemacht. Unter Rühren und Stickstoffatmosphäre wurden 4g SDS (Natriumdodecylsulfat p. A., Merck) gelöst. Zu dieser Lösung wurden 20 ml Acroylnitril (Fluka) und 1 ml
Polyethylenglycolmonometacrylat (Polyscience, n=200, Bestell Nr. 16712) gegeben. Die Mischung wurde auf 50° gebracht und mit 4 ml 1 N HC1 (Merck) versetzt. Die Polymerisierung wurde durch Zugabe von 400 mg Ammoniumperόxodisulfat (Merck) gestartet und 12 h bei 50° durchgeführt. Das Polymer wurde abgesaugt und mehrmals mit Wasser und Ethanol gewaschen. Dieses Polymer wird im folgenden als PAN-PEG bezeichnet.
2.2 Herstellung der Nanopartikel mit Donorfarbstoff
400 mg PAN-PEG und 20 mg des Donorfarbstoffs Ru(diphphen)3TMS2 wurden in 80 ml DMF (Merck) gelöst. Nach langsamen Zutropfen von 500 ml Wasser wurde die Suspension mit NaCl versetzt und zentrifugiert. Das Zentrifugat wurde mehrmals mit Wasser gewaschen.
2.3 Binden des pH-sensitiven Akzeptorfarbstoffes Chromophors an die Nanopartikel 25 mg des pH-sensitiven Akzeptorfarbstoffs N9 (Merck) wurden mit 8 Tr. H2SO konz. (Merck) verrieben und 30 min im Wasserstrahlvakkum aktiviert. Der Farbstoff wurde in 100 ml entionisiertem Wasser aufgenommen und mit NaOH auf pH 7 gebracht. Zu dieser Mischung wurde das oben beschriebene Zentrifugat gegeben, nach 5 min 4.2 g NaCO3, nach 5 min 2 ml 5 M NaOH zugegeben. Nach weiteren 20 min wurde mit HCL konz. auf pH 3 angesäuert. Die Partikel wurden durch Zentrifugation abgetrennt und mit basischen Puffer, Wasser und Ethanol gewaschen.
Die so hergestellten Partikel wurden in ein wässriges Meßmedium suspendiert und die Messungen bei verschiedenen pH- Werten unter Luft- und N2-Sättigung vorgenommen. Das Ergebnis ist in der Abbildung 1 dargestellt und zeigt, daß die pH-sensitiven Partikel auch als Reagens (=Sonde bzw. engl. „Probe") zwecks pH-Bestimmung dem Meßmedium zugesetzt werden können.
Meßmedium: pH 7.3 Luftgesättigt: 50.0° O2-frei (N2 gesättigt): 51.3°
2.4 Herstellung der pH sensitiven Schicht (mit Partikeln nach 1.3) eines optischen pH Sensors Die ethanolische Suspension (2.3) wurde mit einer Lösung von 400 mg des hydrophilen Polymers D4 (Tyndale Plains Hunter LTD, Ringoes, NJ 08551, USA) in 8 ml 90% (w/w) Ethanol versetzt. Die Suspension wurde durch Rakeln auf eine Polyesterfolie (Mylar, Dupont) aufgezogen. Nach Abdunsten des Lösungsmittels entstand ein pH-sensitiver Film einer Schichtdicke von ca. 20 μm.
Abb. 2 zeigt die pH Abhängigkeit des Phasensignals des so hergestellten optischen Sensors.
pH 7.5 Puffer: Luftgesättigt: 49.3° O2-frei (SO3 2"): 51.3°
Der Vergleich dieses Meßergebnisses mit den Daten aus 1.1 zeigt, daß ein optischer pH Sensor mit „geschützt" in einer erfindungsgemäßen Donorphase vorliegender Donorfarbstoff, eine geringere O2 Empfindlichkeit aufweist (Änderung des Phasenwinkels 2.0° beim Übergang O2-frei nach Luftsättigung) als der nach dem Stand der Technik in der Akzeptorphase vorliegende Donorfarbstoff.
Beispiel 3 (CO2-Sensor)
Bei diesem Sensor werden die lumineszierenden Nanopartikel in einen Polymerfilm eingebaut, in welchem der indirekt CO2 sensitive Absorptionsindikator gelöst vorliegt. Der Unterschied zum pH Sensor (2,4) besteht im wesentlichen darin, daß jetzt keine kovalente Kopplung des analytsensitiven Absorptionsfarbstoffs an den Nanopartikeln erfolgt.
3.1 Einbetten eines erfindungsgemäß verwendeten Donorfarbstoffs in eine Akzeptorphase 5 g Ethylcellulose (Ethoxyl-Gehalt 46%, Aldrich, Steinheim, Germany) wurden in 100 ml einer Toluol:Ethanol Mischung (20:80, v:v) gelöst. Zu lg dieser Lösung wurden lOOμL Tetraoctylarnmoniu hydroxid (611 mmol/kg Ethylcellulose) und 1 mg m-Kresolpurpur-(24 mmol/kg Ethylcellulose) (m-Kresolpurpur = Tridodecylmethylammoniumsalz, TDMA) zugesetzt. Zu dieser Lösung wurden 0.7 mg des Donorfarbstoffs Ru(diph-bpy)3TMS2 (= Ruthenium(II)tris-(4,4'-diphenyl-2,2'-bipyridyl)(3-trimethylsilyl)- 1 -propansufonat) zugesetzt. Die Lösung wurde mit einer Naßdicke von 125 μm durch Rackeln auf eine 125 μm dicke Polyesterfolie (Mylar, Goodfellow, UK) aufgezogen. Nach Abdunsten des Lösungsmittels wurde eine ca. 10 μm dicke CO2 sensitive Schicht erhalten.
3.2 Herstellungsvorschrift der CO2 sensitiven Schicht eines optischen CO2 Sensors 5 g Ethylcellulose (Aldrich) wurden in Toluol/Ethanol (20/80, v/v) gelöst. Zu lg dieser Lösung wurden 100 μL Tettaoclylammoniumhydroxid (611 mmol/kg Etylcellulose) und 1.08 mg Cresolpurple-TDMA (24 mmol/kg Ethylcellulose) zugesetzt. Zu dieser Lösung wurden 700 μL (enthaltend 10.1 mg Trockengewicht an Partikel) der ethanolischen Partikel Suspension (Herstellung analog 1.2, jedoch mit dem Farbstoff Ru(diph- bpy)3TMS2) zugemischt. Die Suspension wurde mit einer Naßdicke von 125 μm durch Rackeln auf eine 125 μm dicke Polyesterfolie (Mylar, Goodfellow, UK) aufgezogen. Nach Abdunsten des Lösungsmittels wurde eine ein ca. 10 μm dicke CO2 sensitive Schicht erhalten.
Die Meßergebnisse sind in den Abbildungen 3 und 4 bzw. Tabelle 4 gezeigt. Es ist den Ergebnissen deutlich zu sehen, daß ein auf dem FRET Prinzip beruhender erfindungsgemäßer CO2 Sensor eine signifikant geringere O2-Empfindlichkeit aufweist als ein nach dem Stand der Technik hergestellter Sensor.
Tabelle 4
Vergleich der beiden Sensoren aus Abb. 1 (Cl) und Abb. 2 (C2). Aus den Fehlerangaben (beide rechte Spalten) geht deutlich hervor, daß der O2 Fehler beim erfindungsgemäßen Sensor signifikant kleiner ist.
Figure imgf000027_0001
Beispiel 4 (CO2-Sensor)
Dieser Sensor besteht aus einer nanoporösen Membran (Teflonmembran von Millipore), die mit einem dünnen Film an Polyacrylnitril, in dem der Donorfarbstoff eingebaut ist, überzogen wird. Dies erfolgt durch einfaches Tränken der porösen Membran mit dem Donorcocktail und anschließenden Verdampfen des Lösungsmittels. Anschließend wird ein zweiter Überzug mit der analytsensitiven Farbchemie (in diesem Fall ein CO2-Sensor) hergestellt. Damit liegen Donor und Akzeptor in getrennten Phasen vor.
Herstellungsvorschrift:
Ein nanoporöser Teflonfilter wird mit einer 5%igen Polyacrylnitril-Rutheniurnkomplexlösung getränkt. Anschließend läßt man das Lösungsmittel verdunsten. (100°C für 10 Stunden). In einem 2. Schritt wird die gleiche poröse Membran mit dem CO2 sensitiven Cocktail getränkt. Der Cocktail hat folgende Zusammensetzung:
Ethylcellulose: l g
Ethanol: 4 ml
Toluen: 16 ml
Tetraoctylarnmoniumhydroxid 250 mg m-Kresolpupur-TDMA 30 mg
Danach wird das Filter wieder getrocknet, und der Sensor ist einsatzbereit. 30 % Abnahme der Abklingzeit zwischen 100 % CO2 und 0 % CO2.

Claims

Patentansprüche
1. Optisch-chemischer Sensor, der nach dem FRET-Prinzip arbeitet und einen auf einen in einem Probenmedium enthaltenen Analyt reagierenden Akzeptor (Chromophor oder Luminophor) sowie einen Donor (Luminophor) aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß sich der Akzeptor und der Donor in voneinander getrennten chemischen Phasen befinden, wobei die den Donor enthaltende Phase für das Probenmedium oder für die Lumineszenzeigenschaften des Luminophors beeinflussende Komponenten des Probenmediums im wesentlichen impermeabel ist.
2. Sensor gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß Donor und Akzeptor jeweils in einem Matrixmaterial vorliegen, wobei das Matrixmaterial der Akzeptor- und Donorphasen gemischt in bzw. in Form einer dünnen Schicht (Sensorschicht) vorliegt.
3. Sensor gemäß Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Sensorschicht auf einem transparenten Substrat oder an einem Lichtleiter befestigt ist.
4. Sensor gemäß Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß eine für den Analyten . permeable optische Isolierschicht vorgesehen ist, welche sich zwischen der Sensorschicht und der zu analysierenden Substanz befindet.
5. Sensor gemäß einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Sensorschicht aus einem dünnen porösen Material besteht, wobei die Poren dieses Materials das Matrixmaterial für die Donorphase und das Matrixmaterial für die Akzeptorphase enthalten (Abb. 5).
6. Sensor gemäß einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Sensorschicht aus einem dünnen Film gebildet wird, wobei der dünne Film das Matrixmaterial der Akzeptorphase darstellt (Abb. 6).
7. Sensor gemäß Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß das Matrixmaterial der Donorphase im Matrixmaterial der Akzeptorphase homogen verteilt vorliegt.
8. Sensor gemäß einem der Ansprüche 2 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Donorphase in Form von Partikeln vorliegt.
9. Sensor gemäß Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Akzeptormoleküle an die Oberfläche der Partikeln der Donorphase gebunden sind.
10. Sensor gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß als Material für die Donorphase nicht weichgemachte Polymere eingesetzt werden.
11. Sensor gemäß Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß als Polymer Polyacrylnitril und Derivate davon, PVC und/oder Polyvinylidenchlorid eingesetzt werden.
12. Sensor gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß als Material für die Akzeptorphase Polyvinylchlorid, Polystyrole, Polycarbonate, Polyethylene, Polyurethane, Silikone, Copolymere aus Polyvinylakohol und Polyvinylacetat, Copolymere aus Polyvinylchlorid, Polyvinylalkohol und Polyvinylacetat, Zellulose, Polyurethane mit hydrophilen Gruppen, Polyhydroxyethylmethacrylate, vernetzte Polyvinylalkohole, und oder Polyacrylamide, gegebenenfalls mit bis zu 80% Weichmacher, eingesetzt werden.
13. Verfahren zur qualitativen und/oder quantitativen Bestimmung zumindest eines Analyten bzw. einer Komponente eines gasförmigen oder flüssigen Meßmediums nach dem FRET-Prinzip, gekennzeichnet durch die Verwendung eines Sensors gemäß einem der Ansprüche 1 bis 12.
14. Verfahren gemäß Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß es zur Bestimmung des pH- Wertes einer Probe, zur Bestimmung der Konzentration bzw. der Aktivität von Ionen in einer Probe oder zur Bestimmung von in wässerigen Medien sauer oder alkalisch reagierenden, unter Normalbedingungen gasförmig vorliegenden Komponenten durchgeführt wird.
15. Verfahren gemäß Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß es zur Bestimmung der Konzentration bzw. Aktivität von Li+, Na+, K+, Mg++, Ca""" oder Cl" durchgeführt wird.
16. Verfahren gemäß Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß es zur Bestimmung von CO2 oder NH3 in einem flüssigen Meßmedium durchgeführt wird.
17. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 13 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß das Meßmedium eine Körperflüssigkeit, insbesondere Blut, Plasma oder Serum, ist.
18. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 13 bis 17, dadurch gekennzeichnet, daß der Sensor als Transducer eingesetzt wird.
19. Verfahren gemäß Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß ein enzymatischer Sensor eingesetzt wird.
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DE50115064T DE50115064D1 (de) 2000-12-29 2001-12-21 Sensor zur lumineszenz-optischen bestimmung eines analyten
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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2002054045A2 (de) * 2000-12-29 2002-07-11 F.Hoffmann-La Roche Ag Reagens zur lumineszenz-optischen bestimmung eines analyten
DE102006001642A1 (de) * 2006-01-11 2007-07-12 Sartorius Ag Sauerstoffsensor und Messverfahren
WO2008017180A2 (de) * 2006-08-07 2008-02-14 Preentec Ag Nanopartikel eines authentifizierungssystems
GB2586705B (en) * 2019-07-17 2023-10-25 Terumo Cardiovascular Sys Corp Fluorescent nanomaterial sensors and related methods

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7229835B2 (en) * 2001-10-25 2007-06-12 The University Of Maryland, Baltimore County Amine detection method and materials
EP1787107A2 (de) * 2004-08-19 2007-05-23 Blood Cell Storage, Inc. Ph-fluoreszenzdetektorsystem und verfahren in verbindung damit
US8183052B2 (en) * 2004-08-19 2012-05-22 Blood Cell Storage, Inc. Methods and apparatus for sterility testing
US8497134B2 (en) 2004-08-19 2013-07-30 Blood Cell Storage, Inc. Fluorescent detector systems for the detection of chemical perturbations in sterile storage devices
EP1964927A1 (de) 2007-02-27 2008-09-03 F. Hoffmann-La Roche AG Chinone als Mediatoren für photometrische Teste
AU2009221976B2 (en) 2008-03-03 2014-02-27 Kansas State University Research Foundation Protease assay
WO2009152492A1 (en) * 2008-06-13 2009-12-17 University Of Connecticut Nucleic acid materials for nonradiative energy transfer and methods of production and use
US20100288343A1 (en) * 2009-05-18 2010-11-18 University Of Connecticut Nucleic acid-based photovoltaic cell
US9040307B2 (en) 2011-05-27 2015-05-26 Blood Cell Storage, Inc. Fluorescent pH detector system and related methods
US9228949B2 (en) 2011-09-06 2016-01-05 The Hong Kong University Of Science And Technology Aggregation-induced emission luminogens for metal ion detection
JP2014530208A (ja) 2011-09-28 2014-11-17 エフ ホフマン−ラ ロッシュ アクチェン ゲゼルシャフト アゾメディエーター
US8742370B2 (en) * 2012-03-21 2014-06-03 Bah Holdings Llc Gas sensor
EP2728343A1 (de) * 2012-11-06 2014-05-07 Technische Universität Graz Optische Sonde für die quantitative Bestimmung eines Analyten
US9834808B2 (en) 2016-01-21 2017-12-05 SeLux Diagnostics, Inc. Methods for rapid antibiotic susceptibility testing
WO2017127684A1 (en) 2016-01-21 2017-07-27 SeLux Diagnostics, Inc. Methods for rapid antimicrobial susceptibility testing
CN109804240A (zh) 2016-10-05 2019-05-24 豪夫迈·罗氏有限公司 用于多分析物诊断测试元件的检测试剂和电极布置以及其使用方法
BR112019012979A2 (pt) 2016-12-23 2019-12-31 Selux Diagnostics Inc métodos para o teste de suscetibilidade antimicrobiana rápida melhorada
DE102017128564A1 (de) * 2017-12-01 2019-06-06 Endress+Hauser Conducta Gmbh+Co. Kg Sensormembran, Sensorkappe, optischer Sensor und Verfahren zur Herstellung einer Sensormembran
WO2022038269A1 (en) 2020-08-20 2022-02-24 Danmarks Tekniske Universitet Methods, assembly and system for high-throughput, parallel monitoring of reaction systems

Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4557900A (en) * 1982-09-28 1985-12-10 Cardiovascular Devices, Inc. Optical sensor with beads
US4868103A (en) * 1986-02-19 1989-09-19 Enzo Biochem, Inc. Analyte detection by means of energy transfer
US5114676A (en) * 1988-08-04 1992-05-19 Avl Ag Optical sensor for determining at least one parameter in a liquid or gaseous sample
US5194393A (en) * 1989-11-21 1993-03-16 Bayar Aktiengesellschaft Optical biosensor and method of use
WO1998000714A1 (en) * 1996-06-28 1998-01-08 Valtion Teknillinen Tutkimuskeskus Fluorescent energy transfer ligand interaction assay on a lipid film
US5711915A (en) * 1992-03-18 1998-01-27 Bayer Aktiengesellschaft Optical solid-phase biosensor based on polyionic layers labelled with fluorescent dyes
US5942189A (en) * 1996-10-16 1999-08-24 Avl Medical Instruments Ag Luminescence-optical method and sensor layer for quantitative determination of at least one chemical component of a gaseous or liquid sample
WO2000043780A1 (en) * 1999-01-19 2000-07-27 Imperial Cancer Research Technology Limited Methods for detecting changes to cellular components
US6348322B1 (en) * 1997-10-17 2002-02-19 Duke University Method of screening for specific binding interactions
WO2002039083A2 (en) * 2000-11-08 2002-05-16 Science & Technology Corporation @ Unm Fluorescence and fret based assays for biomolecules on beads

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4396579A (en) 1981-08-06 1983-08-02 Miles Laboratories, Inc. Luminescence detection device
US4457977A (en) * 1981-09-30 1984-07-03 The Dow Chemical Company Metallized plastic articles
CA1261717A (en) 1982-12-23 1989-09-26 John R. Bacon Method and apparatus for oxygen determination
US4929561A (en) * 1985-08-08 1990-05-29 Regents Of The University Of California Absorption-emission optrode and methods of use thereof
US5254477A (en) * 1986-06-25 1993-10-19 Trustees Of Tufts College Flourescence intramolecular energy transfer conjugate compositions and detection methods
US4822746A (en) * 1986-06-25 1989-04-18 Trustees Of Tufts College Radiative and non-radiative energy transfer and absorbance modulated fluorescence detection methods and sensors
US5037615A (en) * 1987-10-30 1991-08-06 Cordis Corporation Tethered pair fluorescence energy transfer indicators, chemical sensors, and method of making such sensors
EP0381026A3 (de) 1989-02-03 1991-05-02 F. Hoffmann-La Roche Ag Optischer Sauerstoffsensor
US5585235A (en) * 1993-04-13 1996-12-17 Diagnescent Technologies, Inc. Fluorescent assay and method that corrects for spectral interference
JP3359409B2 (ja) * 1994-01-12 2002-12-24 株式会社ナガオカ 汚泥処理用加圧式脱水装置および汚泥処理方法
US5945526A (en) * 1996-05-03 1999-08-31 Perkin-Elmer Corporation Energy transfer dyes with enhanced fluorescence
AT405462B (de) * 1997-05-30 1999-08-25 Avl List Gmbh Verfahren zur bestimmung eines alkaliions
GB2341189B (en) * 1998-08-31 2001-06-13 Amersham Pharm Biotech Inc Energy transfer dyes
AT409307B (de) 1999-01-12 2002-07-25 Hoffmann La Roche Optisch-chemischer sensor
AT410601B (de) * 2000-12-29 2003-06-25 Hoffmann La Roche Sensor zur lumineszenz-optischen bestimmung eines analyten sowie reagens, das nach dem fret-prinzip arbeitet

Patent Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4557900A (en) * 1982-09-28 1985-12-10 Cardiovascular Devices, Inc. Optical sensor with beads
US4868103A (en) * 1986-02-19 1989-09-19 Enzo Biochem, Inc. Analyte detection by means of energy transfer
US5114676A (en) * 1988-08-04 1992-05-19 Avl Ag Optical sensor for determining at least one parameter in a liquid or gaseous sample
US5194393A (en) * 1989-11-21 1993-03-16 Bayar Aktiengesellschaft Optical biosensor and method of use
US5711915A (en) * 1992-03-18 1998-01-27 Bayer Aktiengesellschaft Optical solid-phase biosensor based on polyionic layers labelled with fluorescent dyes
WO1998000714A1 (en) * 1996-06-28 1998-01-08 Valtion Teknillinen Tutkimuskeskus Fluorescent energy transfer ligand interaction assay on a lipid film
US5942189A (en) * 1996-10-16 1999-08-24 Avl Medical Instruments Ag Luminescence-optical method and sensor layer for quantitative determination of at least one chemical component of a gaseous or liquid sample
US6348322B1 (en) * 1997-10-17 2002-02-19 Duke University Method of screening for specific binding interactions
WO2000043780A1 (en) * 1999-01-19 2000-07-27 Imperial Cancer Research Technology Limited Methods for detecting changes to cellular components
WO2002039083A2 (en) * 2000-11-08 2002-05-16 Science & Technology Corporation @ Unm Fluorescence and fret based assays for biomolecules on beads

Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2002054045A2 (de) * 2000-12-29 2002-07-11 F.Hoffmann-La Roche Ag Reagens zur lumineszenz-optischen bestimmung eines analyten
WO2002054045A3 (de) * 2000-12-29 2003-03-20 Hoffmann La Roche Reagens zur lumineszenz-optischen bestimmung eines analyten
US7456023B2 (en) 2000-12-29 2008-11-25 Roche Diagnostics Operations, Inc. Reagent for luminescence optical determination of an analyte
DE102006001642A1 (de) * 2006-01-11 2007-07-12 Sartorius Ag Sauerstoffsensor und Messverfahren
DE102006001642B4 (de) * 2006-01-11 2008-02-21 Sartorius Biotech Gmbh Sauerstoffsensor und Messverfahren
US8580199B2 (en) 2006-01-11 2013-11-12 Sartorius Stedim Biotech Gmbh Oxygen sensor and measuring method
WO2008017180A2 (de) * 2006-08-07 2008-02-14 Preentec Ag Nanopartikel eines authentifizierungssystems
EP1892270A1 (de) * 2006-08-07 2008-02-27 Preentec AG Nanopartikel eines Authentifizierungssystems
WO2008017180A3 (de) * 2006-08-07 2008-04-17 Preentec Ag Nanopartikel eines authentifizierungssystems
GB2586705B (en) * 2019-07-17 2023-10-25 Terumo Cardiovascular Sys Corp Fluorescent nanomaterial sensors and related methods
GB2621716A (en) * 2019-07-17 2024-02-21 Terumo Cardiovascular Sys Corp Fluorescent nanomaterial sensors and related methods

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