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WO1993003356A1 - Durchflusskondensatorzelle zur verwendung als biosensor zur kontinuierlichen, qualitativen und quantitativen bestimmung von analyten - Google Patents

Durchflusskondensatorzelle zur verwendung als biosensor zur kontinuierlichen, qualitativen und quantitativen bestimmung von analyten Download PDF

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Publication number
WO1993003356A1
WO1993003356A1 PCT/EP1992/001680 EP9201680W WO9303356A1 WO 1993003356 A1 WO1993003356 A1 WO 1993003356A1 EP 9201680 W EP9201680 W EP 9201680W WO 9303356 A1 WO9303356 A1 WO 9303356A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
tantalum
oxide layer
dielectric
analyte
tantalum oxide
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.)
Ceased
Application number
PCT/EP1992/001680
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Andreas Gebbert
Manuel Alvarez-Icaza
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.)
Helmholtz Zentrum fuer Infektionsforschung HZI GmbH
Original Assignee
Helmholtz Zentrum fuer Infektionsforschung HZI GmbH
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 Helmholtz Zentrum fuer Infektionsforschung HZI GmbH filed Critical Helmholtz Zentrum fuer Infektionsforschung HZI GmbH
Publication of WO1993003356A1 publication Critical patent/WO1993003356A1/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased 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
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54366—Apparatus specially adapted for solid-phase testing
    • G01N33/54373—Apparatus specially adapted for solid-phase testing involving physiochemical end-point determination, e.g. wave-guides, FETS, gratings
    • G01N33/5438—Electrodes
    • 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
    • G01N27/02—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance
    • G01N27/22—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating capacitance
    • G01N27/226—Construction of measuring vessels; Electrodes therefor

Definitions

  • the present invention relates to a flow condenser cell for use as a biosensor for the continuous, qualitative and quantitative determination of analytes, in particular with a measurement of the capacitance of the flow condenser cell as a function of time, in order thereby to draw conclusions about the analyte concentration of the sample liquid.
  • Biosensors can e.g. as immersion electrodes for single use determinations or also within a flow system for quasi-continuous determination of the analyte.
  • immunoassays In contrast to automated enzymatic analysis, so-called immunoassays, i.e. an antibody specifically binds the substance to be detected, and has only been working with quasi-continuous flow systems since the early 1980s. Immunoassays can generally be classified according to two detection methods; the indirect as well as the direct detection of the analytes.
  • the binding of the analyte already causes a measurable electrochemical, optical or electrical signal.
  • Piezoelectric, optical or photometric transducers are mainly used. There is no time difference between analyte binding and signal acquisition, and the binding behavior can be recorded continuously (on-line).
  • the measurement method of using a capacitor as a transducer in direct immunoassay is the subject of the present invention and will be described in more detail below.
  • the principle is that a voltage is applied to two insulated plates lying opposite each other so that energy is stored in the form of a static charge.
  • the size of the electrical capacitance of the system can be influenced by changing the dielectric properties of the medium or by varying the geometry of the capacitor that is produced in this way. If, for example, antibodies are immobilized on the capacitor plates, the connection of analytes leads to a change in the electric field between the electrode plates, which can be designed as a pair of comb electrodes in the open capacitor.
  • MIE structures metal-insulator-electrolyte structure
  • an electrically conductive electrolyte solution serves as the second electrode for the measuring system.
  • the dielectric is formed by the insulation on the metal plate. If antibodies / antigens are bound to the dielectric, the electrical properties change and the layer thickness of the dielectric increases. So far, mainly semiconductor materials have been used as the substrate for the dielectric, on which, for example, silicon oxide or organic polymers have been applied as an insulation layer.
  • the working electrode consists of tantalum
  • the dielectric is composed of tantalum oxide anodically deposited on the working electrode and an immobilization layer
  • the counter electrode consists of electrically conductive sample medium and the contacting of the counter electrode is made with a platinum foil.
  • a method has been found to be particularly favorable in which a tantalum substrate is used a tantalum oxide layer anodically deposited from the tantalum is applied in 4% boric acid at voltages between 1-250 V using a hydrofluoric acid to etch the surface and then the ligands for specific analytes are immobilized using known covalent binding methods.
  • the device according to the invention When executing the device according to the invention, it is particularly important and advantageous to apply a pear-shaped spacer to the tantalum / tantalum oxide electrode.
  • the diluted part of the pear-shaped spacer must be directed in the direction of flow of the liquid to be analyzed. It is also important with this spacer that there are no sharp-angled corners in the flow area which facilitate the formation of air bubbles.
  • tantalum should be selected as the base electrode in order to be able to use anodic deposition to produce tantalum oxide layers that are smaller than 100 ⁇ m and in particular smaller than 5 nm.
  • a further advantage of the device according to the invention has been found to apply the sensor core, which is composed of the tantalum electrode and the tantalum oxide layer, to an essentially known four-port circuit, around which it witnessed to be able to optimally supply the electrical signal for further processing.
  • the tantalum oxide layer on the tantalum it is also advantageous to measure the capacitance and the forracing voltage simultaneously during the formation of the layers. It is also extremely important and advantageous for the reproducibility of the layer thicknesses of the dielectric to measure and control the layer thicknesses of the dielectric by means of interference spectra during the production process.
  • Ligands i. E., Can then be applied to the resulting tantalum oxide layer using known covalent binding methods. Specific binding partners for the analytes to be analyzed are immobilized.
  • FIG. 1a shows a schematic representation of the flow capacitor cell according to the invention
  • Fig. 1b is a schematic representation of an inventive
  • 2a shows a schematic representation of the beam path during the interference measurement for determining the layer thickness of the tantalum oxide
  • Fig. 3 is a graphical representation in which the voltage for
  • Fig. 7 is a graphical representation of the change in capacitance in pF as a function of time in seconds for different sensors, the dotted line one Sensor without immobilized antibody, the solid line is a sensor with immobilized BSA, the broken line is a sensor with immobilized mouse IgG for heated samples of SAM-GAL and the second solid line is sensors with immobilized mouse IgG unheated SAM-GAL;
  • 8a is a graphical representation of the change in capacitance in pF as a function of time in seconds;
  • Fig. 9 shows the change in capacitance in pF as a function of
  • Fig. 10 shows the change in capacitance in pF as a function of
  • 11 is a graphical representation of the change in capacity in ppm as a function of time in seconds, the broken line representing GAR IgG (20 ng / ml) and the solid line representing SAM-GAL (20 ng / ml).
  • Fig. 1 shows a schematic representation of the flow capacitor cell according to the invention with its essential components.
  • the tantalum / tantalum oxide electrode 1, 2 forms the sensor core.
  • the tantalum oxide layer 2 provides layer 2 represents the basis for the dielectric of the capacitor.
  • two types of dielectric can be distinguished; the so-called barrier type and the porous type.
  • the barrier type is thin and closed in structure, while the porous type consists essentially of a double layer, ie an inner thin layer which is closed and an outer thick layer which is porous.
  • the thickness of the barrier type is dependent on the maximum voltage which is applied to the conductive substrate when the layer is formed, while the thickness of the porous type is essentially dependent on the current density, the formation time and the electrolyte temperature.
  • boric acid or citric acid are generally used in the barrier type, while either sulfuric acid, chromic acid or oxalic acid are used in the porous type.
  • sulfuric acid, chromic acid or oxalic acid are used in the porous type.
  • the known aluminum electrolytic capacitors depending on their quality, are a mixture of the types described and are not suitable as a basis for biosensors.
  • dilute boric acid was used to form the tantalum oxide on the tantalum substrate.
  • the maximum voltages for anodic deposition on the substrate were relatively small.
  • tantalum 1 with a purity of 99.9+% was used, which was etched in hydrofluoric acid (48%) for about one minute. This leads to cleaning and an enlargement of the tantalum surface.
  • the tantalum oxide is then anodically deposited in 4% boric acid on the tantalum substrate at maximum voltages of 1-250 V.
  • the decisive factor in the construction of the flow capacitor cell is the fact che that extremely homogeneous, thin layers can be produced with the dielectric forming method used. These thin layers are extremely important for the production of a biosensor, since the capacitance is, among other things, a function of the inverse layer thickness.
  • the dielectric is formed by the insulation on the metal plate. If antibodies / antigens are bound to the dielectric, this leads to a change in the layer thickness and thus to a change in the dielectric and ultimately to a change in the electrical properties of the capacitor.
  • the immobilization of antibodies to the tantalum oxide represents an additional dielectric layer, which influences the overall capacity of the system. This results as a series connection of the capacitance of the tantalum oxide layer (Ct) and the immobilization layer (Cb) to:
  • the total capacity (Cf) can be calculated from this.
  • the total capacity is a composition consists of several partial capacities, with the analyte layer (Cg) playing the decisive role in the present case.
  • the layer thickness can be followed by means of coherent light waves by reflection, refraction or diffraction on thin layers of solid bodies by means of interference spectra and can be measured precisely.
  • the thickness of a homogeneous, thin tantalum oxide layer 2 on tantalum 1 can thus be determined optically by recording interference spectra. In principle, this is shown schematically in FIG. 2a.
  • the capacitance and the formation voltage were also measured during the formation of the tantalum oxide.
  • the interference spectra of the respective layers were recorded by means of spectral analysis and the layers of the dielectric were determined, as shown in FIG. 3.
  • Layer thickness in the course of formation since the capacity is inversely proportional to the layer thickness. In the present case, the period of a charge and discharge was measured. If one looks at the relationship between layer thickness and capacity in the area of short formation times, one learns that at small layer thicknesses (up to approx. 100 nm) there is an increase in the layer thickness by 10 nm and there is a significant decrease in the capacitance. This is shown in FIG. 4. 10 nm is roughly the size range of the antigen binding partner.
  • a spacer 5 is placed during manufacture.
  • the shape of the spacer was chosen pear-like and plays an important role in avoiding the formation of air bubbles in the flow capacitor cell.
  • the sample liquid 3 to be examined is passed through the spacer at an angle.
  • the sample liquid 3 is supplied at the thickened part and the sample liquid is removed at the tapered part of the spacer 5. This leads to an increasing flow velocity within the flow cell, and existing air bubbles are flushed out of the system.
  • the sample liquid 3 to be examined serves as a counter electrode.
  • a platinum foil 4 is placed in the spacer as contact to the counter electrode, so that good electrical contact is established.
  • the elements of the sensor described are pressed together by two fixed plates 8, which consist of electrically non-conductive materials, such as Teflon.
  • the tantalum / tantalum oxide electrode and the contacting of the counter electrode with the platinum foil 4 are connected for precision measurement in a known four-port circuit 6 via coaxial cables to the measuring instrument.
  • the entire sensor is connected with its metal jacket 7 to the measuring instrument and thus electrically shielded.
  • the binding partner of the substance to be determined is immobilized on the tantalum oxide.
  • the measurements were carried out in the following way: - The flow condenser was flushed with a working buffer, for which a measured value I was measured;
  • elution buffer e.g. Glycine / HCL
  • the sample liquid can also be injected into the working buffer.
  • a possible drift in the baseline when flushing the flow condenser with working buffer can help the calculation of the capacity differences can be compensated arithmetically.
  • SAM-GAL Sheep anti-mouse IgG- ⁇ -galactosidase
  • Mouse IgG were immobilized on the sensor surface of the flow capacitor described using the silanization / carbodiimide method. The change in capacity was then measured in the manner described after 10 minutes of incubation with sheep anti-mouse IgG- ⁇ -galactosidase (4 Ig / ml) at measuring frequencies from 100 to 20,000 Hz.
  • the frequency optimum for the analyte sheep anti-mouse galactosidase IgG was found at 1000 Hz. Subsequent measurements of the ligand analyte behavior were measured at 1000 Hz.
  • FIG. 6 shows the detection of sheep anti-mouse IgG- ⁇ -galactosidase (SAM-GAL) (20 ng / ml).
  • SAM-GAL sheep anti-mouse IgG- ⁇ -galactosidase
  • the dielectric of the sensor surface was formed in the way described of 250 V.
  • Mouse IgG was immobilized on the sensor surface and the presence of sheep anti-mouse galactosidase (20 ng / ml) was detected in the sample liquid.
  • sheep anti-mouse galactosidase (20 ng / ml
  • BSA analyte denatured with analyte-specific protein (mouse IgG) measured by heat (15 min, 100 ° C.).
  • the sensor surface specifically designed for the sheep-anti-mouse IgG analyte did not react with the heat-denatured analyte, but did show a significant measurement signal in the undenatured sample.
  • FIGS 8a and 8b show the concentration dependence of the measurement signal.
  • the flow-through capacitor In order to be used in sample analysis, the flow-through capacitor must supply measurement signals which are dependent on the concentration of the analyte.
  • mouse IgG was immobilized on a dielectric formatted to 250 V and various concentrations of sheep anti-mouse IgG- ⁇ -galactosidase were measured. This showed a signi fictitious dependence of the measurement signal on the sample concentration.
  • the sensitivity and thus the change in capacitance should decrease as the layer thickness, i.e. with smaller formation tension of the tantalum oxide.
  • measurement tests were carried out analogously to those under Example IV, but with dielectrics which were formed at 5 or 3 V. It turns out that the smaller the layer thickness of the tantalum oxide on the tantalum, the greater the change in capacitance, which was to be expected.
  • the measurement signal should depend on the incubation time of the analyte with the sensor surface.
  • mouse IgG was immobilized on the sensor surface and goat anti-mouse IgG was detected.
  • the incubation times were 10 and 20 minutes, respectively. It was found that doubling the incubation time of the sample doubled the measurement signal.
  • Figure 11 shows the uptake of various analytes.
  • An important advantage of using direct immunological analysis methods is that no labeled binding Flow condenser rabbit IgG immobilized and goat anti-rabbit galactosidase and sheep anti-rabbit measured.
  • the dielectric presented has succeeded in characterizing the ligand-analyte behavior directly.
  • the applicability of the measurement system to various analytes could be shown.
  • the dielectric described above appears particularly suitable, for example, in continuous analysis (on-line analysis) of biotechnical processes or as an early warning system for pesticides in drinking water analysis.

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Abstract

Mit der vorliegenden Erfingung wird eine neuartige Kondensationsmeßzelle vorgestellt, die als Biosensor gute Meßergebnisse liefert. Grundlage für den neuartigen Biosensor ist ein Tantalsubstrat (1), auf das eine zusammengesetzte Isolierschicht aufgebracht wird, die sich aus mehreren Komponenten zusammensetzt und ein hinreichend dünnes Dielektrikum liefert. Durch fortlaufende Kontrolle der Schichtdicken während des Herstellungsprozesses kann eine ausgezeichnete Reproduzierbarkeit der Schichtdicke gewährleistet werden. Weitere Optimierungen hinsichtlich der Meßfrequenz und der Abscheidungs-Spannung führten zu hervorragenden Meßergebnissen.

Description

DURCHFLUSSKONDENSATORZELLE ZUR VERWENDUNG ALS BIOSENSOR ZUR
KONTINUIERLICHEN, QUALITATIVEN UND QUANTITATIVEN BESTIMMUNG
VON ANALYTEN ___________________________________________________________________________________________________
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Durchflußkondensatorzelle zur Verwendung als Biosensor zur kontinuierlichen, qualitativen und quantitativen Bestimmung von Analyten, insbesondere mit einer Messung der Kapazität der Durchflußkondensatorzelle als Funktion der Zeit, um damit Rückschlüsse auf die Analytkonzentration der Probenflüssigkeit zu erzielen.
Derartige Vorrichtungen sind im Stand der Technik aus der internationalen Patentanmeldung WO 88/09499, der deutschen of- fenlegungsschrift DE 39 23 420 A1 bekannt. Ein entscheidender Nachteil dieser bekannten Anordnungen ist die Abhängigkeit des Meßsignals vom gesamten dielektrischen Medium zwischen den Elektroden. Hier muß dem Meßsystem in der Regel ein Referenzkondensator, der unspezifische Mediumeinflüsse (Leitfähigkeit, Gasgehalt) kompensiert, beigestaltet werden. In den letzten Jahren wurde die Entwicklung von Biosensoren auf dem Gebiet der Forschung stark vorangetrieben, insbesondere bei der gezielten Erkennung bestimmter Stoffe aus einer komplexen Probenmatrix kommt der Verwendung der Biosensoren, zunehmend Bedeutung zu. Biomoleküle (z.B. Enzyme, Antikörper Nukleinsäuren oder ganze Organismen) reagieren dabei spezifisch mit dem zu detektierenden Analyten. Die sich bei der Reaktion der biologischen Komponenten mit dem Analyten ändernden Parameter werden für die Signalverarbeitung über einen Transdücer (z.B. Elektroden, Feldeffekt-Transistoren, Photometer oder Glasfaseroptiken) in registrierbare Signale verwandelt.
Biosensoren können z.B. als Eintauchelektroden für Einmalbestimmungen oder auch innerhalb eines Fließsystems zur quasikontinuierlichen Bestimmung des Analyten Verwendung finden.
Im Gegensatz zur automatisierten enzymatischen Analytik wird bei den sog. Immunoassays, d.h. ein Antikörper bindet spezifisch den zu detektierenden Stoff, erst seit Beginn der 80iger Jahre mit quasi-kontinuierlichen Fließsystemen gearbeitet. Immunoassays lassen sich generell nach zwei Detek- tionsverfahren klassifizieren; dem indirekten sowie dem direkten Nachweis der Analyten.
Bei den indirekten Methoden verursacht die Ligand-Analyt Bindung kein meßbares Signal. Hier muß mit markierten Analytana- logen (sog. Konjugaten) im kompetitiven Verfahren gearbeitet werden. Dies führt zu zusätzlichen Inkubations- und Spülschritten für Konjugate und Substrate und damit zu höherem Geräteaufwand und längeren Analysezeiten. Ein Vorteil der indirekten Assays liegt jedoch in der Signalamplifikation, die das Meßsystem, z.B. durch die Verwendung von Enzymmarker, erfährt.
Bei den direkten Meßmethoden verursacht bereits die Bindung des Analyten ein meßbares elektrochemisches, optisches oder elektrisches Signal. Zur Anwendung kommen dabei hauptsächlich piezoelektrische, optische oder photometrische Transdücer. Hier kommt es zu keiner Zeitverschiebung zwischen Analytbindung und Signalerfassung, und es kann das Bindungsverhalten fortwährend (on-line) aufgenommen werden.
Die Meßmethode der Verwendung eines Kondensators als Transdücer im direkten Immunoassay ist Gegenstand der vorliegenden Erfindung und soll im Nachfolgenden näher beschrieben werden.
Das Prinzip liegt darin, daß an zwei sich isoliert gegenüber liegenden Platten eine Spannung gelegt wird, so daß in Form ruhender Ladung Energie gespeichert wird. Die Größe der elektrischen Kapazität des Systems kann durch Veränderung der dielektrischen Eigenschaften des Mediums oder durch Variation in der Geometrie des so entstandenen Kondensators beeinflußt werden. Werden auf den Kondensatorplatten beispielsweise Antikörper immobilisiert, kommt es bei der Anbindung von Analyten zu einer Veränderung des elektrischen Feldes zwischen den Elektrodenplatten, die im offenen Kondensator als Kammeleletrodenpaar ausgelegt sein können.
Da die Reaktionen der immobilisierten Antikörper mit dem Analyten nur im relativ kleinen Oberflächenbereich stattfinden, wurde nach Anordnungen gesucht, die speziell auf Änderungen in diesem Bereich reagieren. Die Entwicklung eines Transducers auf der Basis kapazitiver Messungen zielt daher auf die Anwendung sog. M-I-E Strukturen (Metall-Isolator-Elektrolyt Struktur) ab. Bei der M-I-E Struktur dient eine elektrisch leitfähige Elektrolytlösung als zweite Elektrode für das Meßsystem. Das Dielektrikum wird durch die auf der Metallplatte befindliche Isolierung gebildet. Werden an dem Dielektrikum Antikörper/Antigene gebunden, kommt es zu einer Veränderung der elektrischen Eigenschaften sowie zu einer Vergrößerung der Schichtdicke des Dielektrikums. Als Substrat für das Dielektrikum kamen bisher hauptsächlich Halbleitermaterialien zur Anwendung, auf denen z.B. Siliziumoxid oder organische Polymere als Isolationsschicht aufgebracht worden sind.
Aus dem oben Dargestellten ergibt sich klar die Notwendigkeit, Biosensoren herzustellen, deren technischer Aufwand in vernünftigen Bahnen liegt und darüber hinaus kostengünstig ist.
Daher liegt der vorliegenden Erfindung die Aufgabe zugrunde, eine Durchflußkondensatorzelle als Biosensor bereitzustellen, bei der die Vergrößerung der Schichtdicke bei Anbindung des Analyten das Dielektrikum des Kondensators gezielt und reproduzierbar optimiert werden kann.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die im Kennzeichen des Anspruchs 1 befindlichen Merkmale gelöst, die dadurch gekennzeichnet sind, daß die Arbeitselektrode aus Tantal besteht, das Dielektrikum sich aus auf der Arbeitselektrode anodisch abgeschiedenem Tantaloxid und einer Immobilisierungsschicht zusammensetzt, die Gegenelektrode aus elektrisch leitendem Probemedium besteht und die Kontaktierung der Gegenelektrode mit einer Platinfolie hergestellt wird. Zur Herstellung der oben beschriebenen Vorrichtung zur Variation der Schichtdicke eines Dielektrikums unter Verwendung einer Formierungsmethode zum Aufbringen einer Oxidschicht auf einer geeigneten Substratoberfläche (Metalloberfläche) und der Immobilisierung von analytspezifischen Liganden auf der Oxidschicht hat sich ein Verfahren als besonders günstig herausgestellt, bei dem auf ein Tantalsubstrat eine aus dem Tantal anodisch abgeschiedene Tantaloxidschicht in 4 % Borsäure bei Spannungen zwischen 1-250 V unter Verwendung einer Flußsäure zum Anätzen der Oberfläche aufgebracht wird und anschließend die Liganden für spezifische Analyten mit Hilfe bekannter kovalenter Bindungsmethoden immobilisiert werden.
Bei der Ausführung der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist es besonders wichtig und vorteilhaft, einen birnenförmigen Abstandshalter auf die Tantal/Tantaloxid-Elektrode aufzubringen. Dabei ist der verdünnte Teil des birnenförmigen Abstandshalters in Strömungsrichtung der zu analysierenden Flüssigkeit zu richten. Wichtig ist bei diesem Abstandshalter ferner noch, daß im Strσmungsbereich keine scharfwinkligen Ecken vorhanden sind, die die Entstehung von Luftblasen erleichtern.
Als entscheidender Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die Tatsache zu warten, Tantal als Grundelektrode zu wählen, um damit durch anodische Abscheidung Tantaloxidschichten herstellen zu können, die kleiner als 100 um und insbesondere kleiner als 5 nm sind.
Als weiterer Vorteil der erfindungsgemäßen Vorrichtung hat sich herausgestellt, den Sensorkern, der sich aus der Tantalelektrode und der Tantaloxidschicht zusammensetzt, an eine im wesentlichen bekannte Viertorschaltung anzulegen, um das er zeugte elektrische Signal einer weiteren Verarbeitung optimal zuführen zu können.
Bei dem Verfahren zur Herstellung der Schichtdicke des besagten Dielektrikums hat es sich als vorteilhaft erwiesen, die Tantaloberfläche etwa eine Minute lang mit Flußsäure anzuätzen, um damit die Oberfläche des Tantals zu vergrößern. Die anschließende anodische Abscheidung in 4 % Borsäure bei kleinen Maximalspannungen zwischen 1-250 V Gleichspannung ist ebenfalls für die Herstellung der erfindungsgemäßen Vorrichtung von besonderer Wichtigkeit.
Vorteilhaft bei der Formierung der Tantaloxidschicht auf dem Tantal ist ferner, die Kapazität und die Forraierungsspannung während der Entstehung der Schichten gleichzeitig zu messen. Auch ist es für die Reproduzierbarkeit der Schichtdicken des Dielektrikums von äußerster Wichtigkeit und vorteilhaft, während des Herstellungsprozesses die Schichtdicken des Dielektrikums mittels Interferenzspektren zu messen und zu kontrollieren.
Auf die so entstandene Tantaloxidschicht können dann mittels bekannter kovalenter Bindungsmethoden Liganden, d.h. Spezifische Bindungspartner für die zu analysierenden Analyten immobilisiert werden.
Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen sind den Unteransprüchen und der Beschreibung der Ausführungsbeispiele zu entnehmen.
Die Erfindung wird anhand der Zeichnungen im Detail erläutert. Es zeigen. Fig. 1a eine Schematische Darstellung der erfindungsgemäßen Durchflußkondensatorzelle;
Fig. 1b eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen
Abstandshalters;
Fig. 2a eine schematische Darstellung des Strahlengangs bei der Interferenzmessung zur Schichtdickenbestimmung des Tantaloxids;
Fig. 2b ein Beispiel eines Interferenzspektrums;
Fig. 3 eine graphische Darstellung, in der die Spannung zur
Vermehrung der Tantaloxidschicht, die Dicke der Oxidschicht und die Dauer einer Periode als Funktion der Zeit zur Formierung der Schichtdicke dargestellt ist;
Fig. 4 eine graphische Darstellung der Periodendauer in sec als Funktion der Dicke der Oxidschicht in nm;
Fig. 5 eine graphische Darstellung der Änderung der Kapazität in .Prozent als Funktion der Frequenz in kHz der angelegten Wechselspannung;
Fig. 6 eine graphische Darstellung der Kapazität in nF und der Änderung der Kapazität in pF als Funktion der Zeit in Sekunden;
Fig. 7 eine graphische Darstellung der Änderung der Kapazität in pF als Funktion der Zeit in Sekunden für verschiedene Sensoren, wobei die punktierte Linie einen Sensor ohne immobilisierte Antikörper, die durchgezogene Linie einen Sensor mit immobilisierten BSA, die unterbrochene Linie einen Sensor mit immobilisierten Maus IgG für erhitzte Proben von SAM-GAL und die zweite durchgezogene Linie Sensoren mit immobilisierten Maus IgG nicht erhitzten SAM-GAL darstellt;
Fig. 8a eine graphische Darstellung der Änderung der Kapazität in pF als Funktion der Zeit in Sekunden;
Fig. 8b die Änderung der Kapazität in pF als Funktion der
SAM-GAL in ng/ml;
Fig. 9 die Änderung der Kapazität in pF als Funktion des
SAS-GAL IgG in ng/ml;
Fig. 10 die Änderung der Kapazität in pF als Funktion der
Zeit in Sekunden, wobei die gestrichelte Linie eine Inkubationszeit von 10 Minuten und die durchgezogene Linie eine Inkubationszeit von 20 Minuten darstellt;
Fig. 11 eine graphische Darstellung der Änderung der Kapazität in ppm als Funktion der Zeit in Sekunden, wobei die gestrichelte Linie für GAR IgG (20 ng/ml) und die durchgezogene Linie für SAM-GAL (20 ng/ml) steht.
Die Fig. 1 zeigt in schematischer Darstellungsweise die erfindungsgemäße Durchflußkondensatorzelle mit ihren wesentlichen Bestandteilen. Hierbei bildet die Tantal/Tantaloxidelektrode 1, 2 den Sensorkern. Die Tantaloxidschicht 2 stellt schicht 2 stellt dabei die Grundlage für die Dielektrikum des Kondensators dar. Generell lassen sich zwei Typen von Dielektrika unterscheiden; der sog. Barriere-Typ sowie der Poröse-Typ. Der Barriere-Typ ist in seiner Struktur dünn und geschlossen, während der Poröse-Typ im wesentlichen aus einer Doppelschicht, d.h. aus einer inneren dünnen Schicht, die geschlossen ist und einer äußeren dicken Schicht, die porös ist, besteht. Die Dicke bei dem Barriere-Typ ist abhängig von der Maximalspannung, die bei der Entstehung der Schicht an das leitende Substrat angelegt wird, während die Dicke des Porösen-Typs von der Stromdichte der Formierungszeit und der Elektrolyttemperatur im wesentlichen abhängt.
Für die Elektrolyten werden in der Regel bei dem Barriere-Typ Borsäure oder Zitronensäure verwendet, während bei dem Porösen-Typ entweder Schwefelsäure, Chromsäure oder Oxalsäure zur Anwendung kommen. Die bekannte Aluminium-Elektrolytkondensatoren stellen je nach Qualität eine Mischung der beschriebenen Typen dar und sind als Grundlage für Biosensoren nicht geeignet.
Für den vorliegenden Fall der Durchflußkondensatorzelle wurde für die Formierung des Tantaloxids auf dem Tantalsubstrat verdünnte Borsäure verwendet. Die Maximalspannungen für die anodische Abscheidung auf dem Substrat waren relativ klein. Im einzelnen wurde Tantal 1 mit einer Reinheit von 99,9+ % verwendet, daß in Flußsäure (48 %) ca. eine Minute angeätzt wurde. Hierdurch kommt es zu einer Reinigung sowie zu einer Vergrößerung der Tantaloberfläche. Anschließend wird das Tantaloxid anodisch in 4 % Borsäure auf dem Tantalsubstrat bei Maximalspannungen von 1-250 V abgeschieden. Entscheidend bei der Konstruktion der Durchflußkondensatorzelle ist die Tatsa che, daß mit der verwendeten Formierungsmethode des Dielektrikums extrem homogene, dünne Schichten erzeugt werden können. Diese dünnen Schichten sind für die Herstellung eines Biosensors von außerordentlicher Bedeutung, da die Kapazität unter anderem eine Funktion der inversen Schichtdicke ist.
Im vorliegenden Fall wird das Dielektrikum durch die auf der Metallplatte befindliche Isolierung gebildet. Werden an dem Dielektrikum Antikörper/Antigene gebunden, so führt dies zu einer Veränderung der Schichtdicke und damit zur Veränderung des Dielektrikums und letztlich zur Veränderung der elektrischen Eigenschaften des Kondensators.
Elektrisch gesehen stellt die Immobilisierung von Antikörpern an das Tantaloxid eine zusätzliche dielektrische Schicht dar, die Einfluß auf die Gesamtkapazität des Systems nimmt. Diese ergibt sich als Reihenschaltung der Kapazität der Tantaloxidschicht (Ct) sowie der Immobilisierungsschicht (Cb) zu:
Figure imgf000012_0001
Bei An bindung des Analyten, d.h. des zu analysierenden Mediums an die Immobilisierungsmatrix wird eine weitere dielektrische Schicht (Cg) dem System zugeordnet. Daraus ergibt sich die Gesamtform:
Figure imgf000012_0002
Hieraus läßt sich die Gesamtkapazität (Cf) berechnen. Daran ist zu erkennen, daß die Gesamtkapazität eine Zusammensetzung aus mehreren Teilkapazitäten ist, wobei im vorliegenden Fall die Analytschicht (Cg) die entscheidende Rolle spielt. Mit anderen Worten heißt das, daß bei minimaler Tantaloxid- Schichtdicke die Gesamtkapazität maximal ist, während umgekehrt bei relativ großer Schichtdicke des Dielektrikums die Sensitivität des Meßsystems minimal wird. Das bedeutet letztlich für die Herstellung eines Biosensors, daß die Schichtdicke des Dielektrikums optimal, d.h. so dünn wie möglich zu gestalten ist, um eine möglichst große Kapazität zu erzielen.
Dazu ist es unbedingt erforderlich, die Reproduzierbarkeit und Bestimmbarkeit der Schichtdicke zu gewährleisten. Die Schichtdicke kann dabei mittels kohärenter Lichtwellen durch Reflektion, Brechung oder Beugung an dünnen Schichten fester Körper mittels Interferenzspektren verfolgt und genauestens gemessen werden. Die Dicke einer homogenen, dünnen Tantal- oxidschicht 2 auf Tantal 1 kann somit durch Aufnahme von Interferenzspektren optisch bestimmt werden. Dies wird im Prinzip in Fig. 2a schematisch dargestellt. Bei den hergestellten Sensoren wurde darüber hinaus während der Formierung des Tantaloxids die Kapazität und die FormierungsSpannung gemessen. Gleichzeitig wurden mittels Spektralanalyse die Interferenzspektren der jeweiligen Schichten aufgenommen und die Schichten des Dielektrikums bestimmt, wie dies in Fig. 3 dargestellt ist.
Die Kapazität nimmt bedingt durch die größer werdende
Schichtdicke im Laufe der Formierung ab, da die Kapazität umgekehrt proportional der Schichtdicke ist. Gemessen wurde im vorliegenden Fall die Periodendauer einer Auf- und Entladung. Betrachtet man im Bereich kleiner Formierungszeiten den Zusammenhang Schichtdicke/Kapazität, so erfährt man, daß bei kleinen Schichtdicken (bis zu ca. 100 nm) eine Erhöhung der Schichtdicke um 10 nm eine deutliche Abnahme der Kapazität vorliegt. Dies ist in Fig. 4 dargestellt. Dabei sind 10 nm in etwa der Größenbereich der Antigenbindungspartner.
Die Bestimmbarkeit der Schichtdicke und damit die Möglichkeit, Sensoren reproduzierbar herzustellen, sowie die hohe Sensitivität des Systems gegenüber minimaler Schichtdickenänderung, sind die Voraussetzungen für die Verwendung der Dielektrika als Grundlage für Biosensoren der vorliegenden Erfindung.
Beide Eigenschaften liegen in der Tatsache begründet, daß auf dem Substrat Tantal extrem dünne und homogene Schichten von Tantaloxid hergestellt werden konnten, die kleiner als 5 nm sind. Dieses ist mit anderen Materialien herkömmlicher Elektrolytkondensatoren, wie beispielsweise Aluminium, nicht gelungen.
Auf dem oben beschriebenen Sensorkern, der sich aus dem
Grundsubstrat Tantal 1 und der darauf befindlichen dünnen Tantaloxidschicht 2 zusammensetzt, wird bei der Herstellung ein Abstandshalter 5 gelegt. Die Form des Abstandshalters wurde birnenartig gewählt und spielt eine wichtige Rolle im Hinblick auf die Vermeidung der Entstehung von Luftblasen in der Durchflußkondensatorzelle. Durch den Abstandshalter wird winkellos die zu untersuchende Probenflüssigkeit 3 geleitet. Die Zuführung der Probenflüssigkeit 3 erfolgt am verdickten Teil, die Abführung der Probenflüssigkeit am zugespitzten Teil des Abstandshalters 5. Hierdurch kommt es zu einer steigenden Strömungsgeschwindigkeit innerhalb der Durchflußzelle, und vorhandene Luftblasen werden aus dem System herausgespült.
Die zu untersuchende Probenflüssigkeit 3 dient als Gegenelektrode. Im Abstandshalter wird als Kontaktierung zur Gegenelektrode eine Platinfolie 4 aufgelegt, so daß ein guter elektrischer Kontakt hergestellt ist. Die beschriebenen Elemente des Sensors werden über zwei feste Platten 8, die aus elektrisch nichtleitenden Materialien bestehen, wie beispielsweise Teflon, aneinandergepreßt. Die Tantal/Tantaloxidelektrode sowie die Kontaktierung der Gegenelektrode mit der Platinfolie 4 werden für Präzisionsmessung in bekannter Viertorschaltung 6 über Koaxialkabel am Meßinstrument angeschlossen. Der gesamte Sensor wird mit seinem Metallmantel 7 am Meßinstrument angeschlossen und somit elektrisch abgeschirmt.
Um die Oberfläche des Biosensors für den zu bestimmenden Analyten selektiv auszulegen, wird der Bindungspartner, der zu bestimmenden Substanz auf dem Tantaloxid immobilisiert.
Hierzu werden in der Literatur gängige kovalente Bindungsmethoden, wie die Immobilisierung über Silanisie- rung/Glutaraldehydaktivierung oder Immobilisierung über Car- bodiimid, verwendet.
Mit dem so hergestellten Dielektrikum, wie es in Fig. 1 im Prinzip dargestellt ist, wurden Probenmessungen durchgeführt die Ergebnisse lieferten, die mit herkömmlichen Biosensoren derzeit nicht erzielt wurden.
Die Messungen wurden auf folgende Art durchgeführt: - Der Durchflußkondensator wurde mit einem Arbeitspuffer durchspült, wozu ein Meßwert I gemessen wurde;
- anschließend wurde zu der zu untersuchenden Probenflüssigkeit gewechselt und der Durchflußkondensator für eine bestimmte Zeit von dem Analyten durchströmt;
- sodann wurde erneut zum Arbeitspuffer gewechselt, was einen Meßwert II ergab;
- anschließend wurde der Biosensor durch Spülen mit Elutions- puffer, z.B. Glycin/HCL, regeneriert;
- was schließlich zu dem Meßergebnis führte, daß die Kapazitätsdifferenz zwischen dem Meßwert I und Meßwert II darstellt.
Hierbei wurden die ersten drei Schritte automatisch durchgeführt. Alternativ zu dieser Meßmethode kann die Probenflüssigkeit auch in den Arbeitspuffer injiziert werden.
Ferner konnte mit der beschriebenen Durchflußkondensatorzelle gezeigt werden, daß bei dem Nachweis von biologischen Materialien ein Frequenzoptimum existiert, bei welchem die Kapazitätsmessungen durchgeführt werden sollten. Zur Ermittlung dieses Optimums werden die Kapazitätsänderungen für einen bestimmten Analyten in Abhängigkeit zur Meßfrequenz betrachtet. Die weiteren Messungen werden bei der für den Analyten optimalen Frequenz durchgeführt.
Eine eventuell vorhandene Drift in der Basislinie beim Durchspülen des Durchflußkondensators mit Arbeitspuffer kann bei der Berechnung der Kapazitätsdifferenzen rechnerisch kompensiert werden.
Im folgenden werden nun Meßbeispiele gegeben, die einzeln kommentiert werden.
Beispiel I:
In der Fig. 5 wird eine Frequenzoptimierung für den Analyten
Schaf-Anti-Maus-IgG-ß-Galaktosidase (SAM-GAL) gezeigt.
Auf der Sensoroberfläche des beschriebenen Durchflußkondensators wurden Maus IgG mittels der Silanisierungs/Carbodiimid Methode immobilisiert. Anschließend wurde in beschriebener Art und Weise die Kapazitätsänderung nach 10 minütiger Inkubationszeit mit Schaf-Anti-Maus-IgG-ß-Galaktosidase (4 Ig/ml) bei Meßfrequenzen von 100 bis 20000 Hz gemessen.
Das Frequenzoptimum für den Analyten Schaf-Anti-Maus-Galaktosidase-IgG wurde bei 1000 Hz herausgefunden. Nachfolgende Messungen des Ligand-Analyt Verhaltens wurde bei 1000 Hz gemessen.
Beispiel II:
In Fig. 6 wird der Nachweis von Schaf-Anti-Maus-IgG-ß-Galaktosidase (SAM-GAL) (20 ng/ml) erbracht.
Das Dielektrikum der Sensoroberfläche wurde auf die beschriebene Art von 250 V formiert. Auf der Sensoroberfläche wurde Maus IgG immobilisiert und das Vorhandensein von Schaf-Anti- Maus-Galaktosidase (20 ng/ml) in der Probenflüssigkeit nachgewiesen. Beispiel III:
Die Fig. 7 zeigt die Selektivität der Sensoroberfläche.
Um die Selektivität der Sensoroberfläche für den zu detektierenden Analyten zu verdeutlichen, wurde a) die Sensoroberfläche mit analyt-unspezifischem Protein
(BSA) belegt und b) mit analyt-spezifischem Protein (Maus IgG) durch Wärme (15 min, 100°C) denaturierter Analyt gemessen.
Es zeigte sich, daß die Sensoren auf denen k ein. bzw. unspezifisches Protein immobilisiert worden war, bei Messungen von nicht denaturiertem Analyt geringe Meßsignale lieferten.
Die für den Anaiyten Schaf-Anti-Maus IgG spezifisch ausgelegte Sensoroberfläche reagierte mit dem hitzedenaturierten Analyten nicht, zeigte jedoch ein signifikantes Meßsignal bei der nicht-denaturierten Probe.
Beispiel IV:
Die Figuren 8a und 8b zeigen die Konzentrationsabhängigkeit des Meßsignals.
Um in der Probenanalytik eingesetzt werden zu können, muß der Durchflußkondensator Meßsignale liefern, die von der Konzentration des Analyten abhängig sind. Als Beispiel wurde auf einem bis 250 V formatiertem Dielektrikum Maus IgG immobilisiert und verschiedene Konzentrationen von Schaf-Anti-Maus- IgG-ß-Galaktosidase gemessen. Hierbei zeigte sich eine signi fikante Abhängigkeit des Meßsignals von der Probenkonzentration.
Beispiel V:
Die Fig. 9 zeigt die Abhängigkeit der Sensitivität von der
Schichtdicke des Dielektrikums.
Wie weiter oben dargelegt wurde, sollte die Sensitivität und damit die Änderung der Kapazität mit sinkender Schichtdicke, d.h. mit kleinerer FormierungsSpannung des Tantaloxids, zunehmen. Als Beispiel wurden Meßversuche analog zu denen unter Beispiel IV durchgeführt, jedoch mit Dielektrika, die bei 5 bzw. 3 V formiert wurden. Es zeigt sich, daß die Kapazitätsänderung um so größer ist, je geringer die Schichtdicke des Tantaloxids auf dem Tantal ist, was zu erwarten war.
Beispiel VI:
Die Fig. 10 zeigt die Zeitabhängigkeit des Meßsignals.
Das Meßsignal sollte abhängig sein von der Inkubationszeit des Analyten mit der Sensoroberfläche. In einem Beispiel wurde auf der Sensoroberfläche Maus IgG immobilisiert und Ziege-Anti-Maus IgG detektiert. Die Inkubationszeiten waren 10 bzw. 20 Minuten. Es zeigte sich, daß eine Verdoppelung der Inkubationszeit der Probe zu einer Verdoppelung des Meßsignals führte.
Beispiel VII:
Die Abbildung 11 zeigt die Aufnahme verschiedener Analyten.
Ein wichtiger Vorteil der Verwendung direkter immunologischer Analysemethoden liegt darin, daß keine markierten Bindungs- Durchflußkondensators Kaninchen IgG immobilisiert und Ziege Anti-Kaninchen-Galaktosidase bzw. Schaf Anti-Kaninchen gemessen.
Aus den dargelegten Beispielen ist ersichtlich, daß es mit dem vorgestellten Dielektrikum gelungen ist, das Ligand-Analyt Verhalten direkt zu charakterisieren. Neben der Abhängigkeit des Meßsignals von der Analytkonzentration konnte die Anwendbarkeit des Meßsystems auf verschiedene Analyten gezeigt werden. Besonders geeignet erscheint das oben beschriebene Dielektrikum zum Beispiel in der fortlaufenden Analytik (on-line Analytik) biotechnischer Prozesse oder als Frühwarnsystem für Pestizide in der Trinkwasseranalytik.
Abschließend ist zu bemerken, daß Versuche mit Muminiumsubstraten ähnliche Versuche wie mit der oben beschriebenen Kondensatordurchflußzelle durchgeführt wurden, die die physikalischen Eigenschaften sowie die prinzipielle Eignung der Kondensatorzelle als Transdücer für Biosensoren unter Beweis stellte. Die Qualität des entstandenen Dielektrikums war jedoch relativ schlecht, so daß keine Analytmessungen durchgeführt werden konnten.
Hingegen konnten auf dem Tantalsubstrat erfolgreich homogene, dünne Schichten aus Tantaloxid galvanisch abgeschieden werden und so Dielektrika hoher Güte hergestellt werden. Die reproduzierbare Herstellung der Sensoren wurde anhand von Schichtdickenbestimmung über Interferenzspektralanalyse gezeigt.
Nach dem Testen verschiedener Immobilisierungsmethoden auf der Tantaloxidoberfläche konnte die Bindung verschiedener Analyte an die mobilisierten Liganden fortlaufend charakterisiert werden. Als Detektionslimit für z.B. Anti-Maus-IgG-ß- Galaktosidase wurde bei 10 minütiger Inkubationszeit 1 ng/ml IgG bestimmt. Deren Nachweis von Ziege-Anti-Maus-IgG konnte ab 10 ng/ml geführt werden.
Alle Messungen wurden mit einem handelsüblichen Präzisionska- pazitätsmeßgerät durchgeführt. Das Meßinstrument wurde über eine Schnittstelle an einen Rechner angeschlossen, so daß der Verlauf der Probenanalyse zeitgleich am Rechnermonitor verfolgt werden konnte und eine automatische Datenaufnahme gesichert war.

Claims

PATENTANSPRÜCHE
1. Vorrichtung zur Variation der Schichtdicke eines Dielektrikums auf einer geeigneten Substratoberfläche (1) unter Verwendung einer Formierungsmethode zum Aufbringen einer Oxidschicht (2) und Interferenzspektren von analytspezifischen Liganden auf der Oxidschicht (2), d a d u r c h g eke n n z e i c hn e t , daß
- die Arbeitselektrode (1) aus Tantal besteht;
- das Dielektrikum sich aus auf der Arbeitselektrode (1) analytisch abgeschiedenen Tantaloxidschicht (2) und einer Immobilisierungsschicht aus Liganden und Analyten zusammensetzt;
- die Gegenelektrode (3) aus elektrisch leitendem Probemedium besteht;
- die Kontaktierung der Gegenelektrode (3) mit einer Platinfolie (4) hergestellt wird.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c hn e t , daß ein birnenförmiger Abstandshalter (5) auf die Tantal/Tantaloxid-Elektrode gebracht wird, wobei der verdünnte Teil der Birne in Strömungsrichtung weist.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 und 2, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß im Strömungsbereich der Abstandshalter (5) winkellos ist.
4. Vorrichtung nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß die Tantaloxidschicht (2) auf dem Tantal (1) kleiner 100 nm und insbesondere kleiner 5 nm und vorzugsweise homogen verteilt ist.
Tantal (1) kleiner 5 nm und homogen verteilt ist.
5. Vorrichtung nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß die Abschirmung und der Anschluß des Sensorkerns (1) und (2) an einer Viertorschaltung (6) liegt.
6. Vorrichtung nach einem der vorangegangenen Anspirüche, d a- d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß die zu untersuchende Probenflüssigkeit als Gegenelektrode (3) verwendet wird.
7. Verfahren zur Herstellung eines Dielektrikums in einer
Vorrichtung nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n nz e i c h n e t , daß auf ein Tantalsubstrat (1) eine aus dem Tantal anodisch abgeschiedene Tantaloxidschicht (2) in 4 % Borsäure bei Spannungen zwischen 1-250 V unter Verwendung einer Flußsäure zum Anätzen der Oberfläche aufgebracht wird und anschließend die Liganden für spezifische Analyten mit Hilfe konstanter kovalenter Bindungsmethoden immobilisiert werden.
8. Verfahren nach Anspruch 7, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß die Tantaloberfläche (1) etwa eine Minute lang mit Flußsäure (48%) angeätzt wird.
9. Verfahren nach Anspruch 7 und 8, d a d u r c h g e k e nn z e i chn e t , daß auf die angeätzte
Tantaloberfläche (1) eine Tantaloxidschicht (2) kleiner als 5 nm anodisch in 4 % Borsäure bei Spannungen zwischen 1 bis 250 V Gleichspannung abgeschieden wird.
10. Verfahren nach Anspruch 7, dadu r c h g e ke nn z e i c h n e t , daß während der Formierung der
Tantaloxidschicht (2) die Kapazität und die
Formlerungsspannung an der Oxidschicht gleichzeitig gemessen wird.
11. Verfahren nach Anspruch 7, dadu r c h g e ke nn z e i c h n e t , daß während der Herstellung der nach Anspruch 1 beschriebenen Vorrichtung die Schichtdicken des Dielektrikums mittels Interferenzspektren
gleichzeitig gemessen werden.
12. Verfahren nach Anspruch 1, dadu r c h g e ke nn z e i c h n e t , daß die Bindungspartner (Liganden) mittels bekannter kovalenter Bindungsmethoden
immobilisiert werden.
13. Verfahren der nach Anspruch 1 und 2 hergestellten Vorrichtung als Biosensor (Durchflußkondensator), mit dem fortlaufend in der Analytik biologischer Prozesse gemessen wird, um das Ligand-Analyt-Verhalten direkt zu charakterisleren.
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