DE69830167T2 - Injektionssensoren mit molekularem draht - Google Patents

Injektionssensoren mit molekularem draht Download PDF

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Description

  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Biosensoren und chemische Sensoren. Insbesondere bezieht sie sich auf Sensoren, die eine chemische oder biochemische Arten-Ermittlungsgruppe haben, die mit einer elektronischen Schaltung über elektrische leitfähige Polymer-Fasern verbunden ist.
  • Biosensoren, bei denen Enzyme verwendet werden, wurden bei der Ermittlung von zahlreichen analytischen Artenkonzentrationen angewandt, einschließlich Glukose, Cholesterin oder sowohl Glukose- als auch Cholesterin-Konzentration in vollständigen Blutproben. Diese Sensoren und die damit verbundenen Instrumente verwenden ein Enzym, welches in der Lage ist, eine Reaktion mit einer Rate zu katalysieren, die für die ausgewählte Mischungskonzentration in einer Probenmischung repräsentativ ist.
  • Es gibt drei allgemeine Ermittlungsmethoden, bei denen eine Glukose-Enzym-Elektrode verwendet wird. Bei der ersten und der frühesten wird der Sauerstoffverbrauch gemessen. Die Sauerstoff-Abtast-Sonde ist eine elektrolytische Zelle mit einer Gold-Kathode (oder Platin-Kathode), die von einer rohrförmigen Silberanode durch ein Epoxyd-Guß getrennt ist. Die Anode ist elektrisch mit der Kathode durch elektrolytisches Gel verbunden, und das gesamte chemische System ist gegenüber der Umgebung durch eine dünne gasdurchlässige Membran (häufig Teflon) isoliert. Ein Potential von ungefähr 0,8 V (von einer Festkörper-Spannungs-Versorgung) wird zwischen die Elektroden angelegt. Der Sauerstoff in der Abtastung diffundiert durch die Membran und wird an der Kathode mit der Bildung des Oxidationsprodukts, Silberoxid, an der Silberanode reduziert. Der resultierende Strom ist proportional zur Menge des reduzierten Sauerstoffs. Die Analyseeinheit arbeitet über einen Bereich von 0,2 bis 50 ppm von aufgelöstem Sauerstoff. Gase, die bei 0,8 V reduzieren werden dazwischen treten; diese enthalten Halogene und SO2. H2S kontaminiert die Elektroden.
  • Ein zweites Verfahren ermittelt die H2O2-Produktion, erfordert jedoch ein Anlegungspotential von ungefähr 0,65 V (von einer Festkörper-Spannungs-Versorgung), welches zwischen die Elektroden angelegt wird, wobei eine davon innerhalb einer permselektiven Membran ist. H2O2 in der Probe diffundiert durch die permselektive Membran (wenn eine vorhanden ist) und wird an der Anode oxidiert. Viele Metalle, Metallkomplexe, Nichtmetalle, organische und biochemische Arten, welche bei ungefähr 0,65 V oxidieren, werden stören:
    beispielsweise Askorbinsäure, Amine, Hydrazine, Thiol-Mischungen, Katechine, Hydrochinone, Ferricene, und Metall-Porphyrine. Die innere permselektive Membran ist nicht immer in der Lage, den komplizierten Mix möglicher Störungen von der Analyt-Matrix zu entfernen.
  • Ein drittes Verfahren nimmt den Vorteil der Tatsache in Anspruch, dass die Enzym-Reaktion zwei Schritte erfordert. Zunächst wird die Enzym-Glukose-Oxidase (GOD) (EC 1.1.3.4) durch Glukose reduziert, danach wird das reduzierte Enzym in seine Anfangsform durch einen Elektronen-Akzeptor, d.h., einen Vermittler oxidiert. In natürlichen Systemen ist der Vermittler Sauerstoff. Bei Biosensoren kann eine andere Vermittlermischung verwendet werden, um Elektronen zwischen dem Enzym und einer leitfähigen Fläche einer Elektrode mit einer Rate zu übertragen, die für die Enzym-Katalysator-Reaktionsrate repräsentativ ist, wenn ein geeignetes Potential an den bestimmten Redox-Vermittler bei Verwendung angelegt wird. Diese Biosensoren verwenden amperometrische Messungen, um Glukose-Konzentration in einer vollständigen Blutprobe zu bestimmen. Dies liefert eine integrierte Probenmessung des Bereichs unter einer Ampere-Zeit-Kurve, die der Glukosemenge in der Probe entspricht.
  • Der Mechanismus, mit dem ein gemeinsamer amperometrischer Sensor arbeitet, ist in 1 dargestellt. Ein Sensor 2 verwendet beispielsweise Glukose-Oxidase (GOD) als eine Molekular-Erkennungsgruppe. Glukose-Oxidase katalysiert die Glukose-Oxidation in Glukonolakton im Analyt 4. Diese Reaktion schließt das FAD/FADH2-Redox-Center des Enzyms ein. Der Sensor 2 umfasst eine Molekular-Erkennungsgruppe, einen Bereich 6, der an der Elektrode 8 angebracht ist. Wenn Glukose im Analyt 4 GOD-FAD (Glukose-Oxidase einschließlich des FAD-Redox-Zentrums) im Bereich 6 kontaktiert, wird dies zu Glukonolakton oxidiert. Im gleichen Zeitpunkt wird das GOD-FAD zu GOD-FADH2 reduziert. Dies liefert zwei Elektroden und zwei Wasserstoffionen, welche zu FAD übertragen werden. Normalerweise wird in Abwesenheit eines Sensor-Vermittlers GOD-FADH2 durch atmosphärischem Sauerstoff zu GOD-FAD reoxidiert, um die katalytische Reaktion abzuschließen. Bei Vorhandensein eines Vermittlers wird jedoch GOD-FADH2 manchmal durch einen Vermittler (Mox) reoxidiert. In diesem Fall gibt GOD-FADH2 zwei Wasserstoffionen zum Analyten 4 und zwei Elektronen zum Vermittler frei. Der resultierende reduzierte Vermittler (Mrd) kann dann durch die Elektrode 8 bei einem geeigneten Potential reoxidiert werden. Die Reoxidation des Vermittlers ist durch die Übertragung eines Elektrons oder von Elektronen zur Elektrode 8 begleitet. Dies ist der Strom, der überwacht wird, um eine Konzentration von Glukose zu liefern.
  • In der Theorie kann ein Vermittler irgendwelche kleinen molekularen anorganischen, organometallischen oder organischen Mischungen (Verbindungen) sein, welche durch das Enzym reduziert oder durch ein geeignet angelegtes Potential an der Elektrodenfläche oxidiert werden. Der Vermittler sollte so ausgebildet sein, Elektronen zwischen dem Enzym und der Elektrode schnell und effizient zu übertragen. Wenn nicht würde Umgebungssauerstoff beinah das gesamte reduzierte GOD oxidieren, und das gewünschte Signal würde sehr schwach sein. Der Vermittler sollte außerdem eine gesamte Ladung übertragen, die proportional der Glukose oder der Cholesterin-Konzentration in der Probe ist. Der Strom, der aus der Vermittler-Oxidation resultiert, ist als Cottrell-Strom bekannt, der, wenn er in Bezug auf die Zeit integriert wird, die Anzahl von Coulomb in Verbindung mit der Sensorreaktion angibt. Die gesamten Coulombs laufen proportional zur Analytmenge.
  • Unglücklicherweise werden Vermittler allgemein als mobile "Prüfstoffe" bereitgestellt, welche in das Enzym diffundieren, wo sie oxidiert oder reduziert werden (in Abhängigkeit von der Reaktion, die durch das Enzym katalysiert wird). Der oxidierte oder reduzierte Vermittler diffundiert dann in die Elektrodenfläche, wo er ein Elektron gewinnt oder verliert. Unglücklicherweise ist ein derartiger Mechanismus von der laufenden Anwesenheit von wiederverwerteten mobilen Vermittlern abhängig. Da derartige Mischungen von den Elektrodenflächen auslaufen, kann es eine allmähliche Verarmung beim verfügbaren Vermittler und einer konsequenten Reduktion der Sensorempfindlichkeit geben. Beispiele von diffundierenden Redox-Vermittlern umfassen Farbstoffe (beispielsweise Methylen-Blau) Ferrocen-Derivative (Cass. AEG; Davis; G; Francis, GD; Hill, HAO; Aston, WJ; Higgins, IJ; Plotkin, EV; Scott, LDL; Turner, APF; Ferrocene-Mediated Enzyme Electrode for Amperometric Determination of Glucose. Anal. Chem. 56: 667–674, 1984), Komponenten von leitfähigen organischen Metallen und Chinine.
  • Außerdem können verfügbare Sensoren, welche das obige amperometrische Verfahren zur Ermittlung von Glukose, Cholesterin, Laktat, H2O2, NAD(P)H, Alkohol und verschiedene anderer Mischungen in gesamten Blutproben weitere ernsthafte komplizierende Probleme aufweisen. Beispielsweise kann der Prozentsatz des Sensorflächenbereichs, der durch Blut bedeckt ist, variieren; manchmal bedeckt die Blutprobe nicht die gesamte Elektrode. Dies kann durch ein schwach anhaftendes Enzym (häufig angewandt durch Sprühen) verursacht werden, wodurch das Auslaufen von Blut oder anderem Analyt längs der Ränder der Elektrode zugelassen wird. Ein bezogenes Problem resultiert aus Hydration des Reaktionsbereichs vor dem Test. Dies verdünnt die Ligand-Konzentration (beispielsweise Glukose-Konzentration) und liefert daher ein schwächeres Lesen, als dies durch eine Nichthydrat-Fläche ergeben würde.
  • Außerdem kann der Partialdruck von molekularem Sauerstoff (O2 die Interpretation von Sensordaten komplizieren. Molekularer Sauerstoff ist der natürliche Elektronenakzeptor-Vermittler von Enzym-Glukose-Oxidase (GOD). Nachfolgend auf die Oxidation von D-(+)-Glukose durch GOD werden reduzierte Glukose-Oxidase (GODrd) Elektronen in O2 transferieren, die H2O2 in Abwesenheit von anderen Vermittlern bilden werden. Bei amperometrischen Glukose-Biosensoren, die oben beschrieben wurden, konkurriert die unerwünschte O2-Reaktion mit synthetischen chemischen Vermittlern von Elektronen, welche durch das GODred-Enzym zugeführt werden. Die Kalibrierung von Biosensoren auf GOD-Basis bei unterschiedlichen Größen (d.h., unterschiedlichen Partialdrücken von O2) kann ein Problem sein, wenn Elektronenübertragungsraten von ausgewählten synthetischen chemischen Vermittlern nicht Größenordnungen sind, die schneller sind als die O2-Reaktion.
  • Feuchtigkeit (d.h., H2O) kann ein weiteres potentielles Problem sein, wenn Massenaktion von H2O und O2 das Enzym-Katalysator-Oxidationsprodukt von D-Glukonolakton umgekehrt zurück in das reduzierte Startmaterial D-(+)-Glukose treibt. Katalase, ein allgemeiner Verunreinigungsstoff von Glukose-Oxidase-Vorbereitungen kann umgekehrt durch Massenaktion von Überschuss von H2O und O2 angetrieben werden, indem zwei Mole von H2O2 erzeugt werden. H2O2, die kombiniert mit Glukonolakton aufgebaut sind, könnten die Glukose-Oxidase-Reaktion umgekehrt durch Massenaktion zurück zu D-(+)-Glukose antreiben.
  • Andere Probleme in Verbindung mit bekannten amperometrischen Sensoren umfassen beispielsweise (1) die Schwierigkeit beim Festlegen der Cottrell-Stromkurve (d.h., Ampere-Zeit-Graphik), (2) das Abtasten mit ausreichend Frequenz, um das Zeitintegral des Cottrell-Stroms genau zu erlangen, (3) hoch angelegtes Potential an der Elektrode, was nicht unterscheidbare Oxidation oder Reduktion von störenden Substanzen verursacht, und (4) komplizierte elektronische Schaltungen, welche Potentiostat und Galvonostat-Instrumentation erfordern.
  • Einige der obigen Nachteile der aktuellen amperometrischen Biosensoren wurden beobachtet und analysiert (siehe Schuhmann, W: Kapitel 9, Conducting Polymers And Their Application in Amperometric Biosensors. In: Diagnostic Biosensor Polymers. ACS Sympo sium Series 556. Usmani, AM; Akmal, N; eds. American Chemical Society; Washington, D. C.; 1994; Seiten 110–123). Zunächst wird auf Grund der Tatsache, dass die Aktivseite von Redox-Enzymen allgemein tief innerhalb der Proteinhülle vergraben ist, direkter Elektronentransfer zwischen Enzymen und Elektrodenflächen selten vorgefunden. Dis gilt besonders für Enzyme, welche innerhalb nichtleitender Polymer-Membrane vor der Elektrodenfläche integriert sind. Daher wird Elektronenübertragung allgemein gemäß einem "Shuttle"-Mechanismus durchgeführt, der frei diffundierende elektronen-übertragende Redox-Arten umfasst, beispielsweise den natürlichen Elektronenakzeptor O2 oder künstliche Redox-Vermittler, beispielsweise Ferrocene-Derivate (Cass, AEG; Davis, G; Francis, GD; Hill, HAO; Aston, WJ; Higgins, IJ; Plotkin, EV; Scott, LDL; Turner, APF; Ferrocene-Mediated Enzyme Electrode for Amperometric Determination of Glucose. Anal. Chem. 56: 667–671, 1984), Osmium-Komplexe (Heller, A: Electrical Wiring of Redox Enzymes. Acc. Chem. Res. 23(5): 128–134, 1990), oder Chinine. Aufgrund der Notwendigkeit für die Redox-Vermittler, um frei zwischen den aktiven Orten der Enzyme und der Elektrodenfläche zu diffundieren, zeigen diese Elektroden eine begrenzte Langzeitstabilität als Konsequenz des unvermeidlichen Austretens des Vermittlers aus der Sensorfläche. Zusätzlich im Fall des natürlichen Redox-Kopplers O2/H2O2 ist das Sensorsignal vom O2-Partialdruck abhängig, und ein hohes Betriebspotential muss an die Arbeitselektrode angelegt werden, was Anlass zu möglichen Störungen von kooxidierbaren Mischungen gibt. Der zweite Nachteil bezieht sich auf die Herstellung dieser Sensoren. Der reale Zusammenbau einer Enzym-Membran und einer Elektrode ist extrem schwierig zu automatisieren und somit prinzipiell mit Mikroelektronik-Fabrikationsverfahren nicht kompatibel. Außerdem ist die Miniaturisierung wie auch die Integration von individuellen Biosensoren zu einer miniaturisierten Sensorbaugruppe mit Techniken unmöglich, die hauptsächlich auf manueller Ablagerung eines Tröpfchens der membran-bildenden Mischung auf der Elektrodenfläche basiert.
  • Folglich muss die nächste Generation von amperometrischen Enzym-Elektroden auf Festlegungsverfahren basieren, welche mit mikroelektronischen Massenproduktionsprozessen kompatibel sind und leicht zu miniaturisieren sind. Zusätzlich muss die Integration aller notwendigen Sensorkomponenten auf der Fläche der Elektrode das Austreten von Enzymen verhindern und Vermittler simultan den Elektronendurchlasspfad von der Aktivseite des Enzyms zur Elektrodenfläche verbessern.
  • Zusätzlich zu amperometrischen Mechanismen, die sich auf Ermittlung von Strom beziehen, der von faradischen Reaktionen erzeugt wird, kann ein potentiometrischer Mecha nismus verwendet werden, die Analyt-Konzentration zu erfassen. Potentiometrische Verfahren überwachen Potentialänderungen zwischen einer Arbeitselektrode und einer Referenzelektrode als Antwort auf geladene Ionenarten, welche von Enzym-Reaktionen auf der Arbeitselektrode erzeugt werden. Ein sehr üblicher potentiometrischer Sensor ist der pH-Sensor, der Änderungen in hydrogener Ionenkonzentration in einem Analyten registriert. Ein mikroelektronischer potentiometrischer Biosensor, der Feldeffekt-Transistor-Biosensor (FET-Biosensor), hat einiges Interesse erzeugt. Bei dieser Ausbildung wird ein Rezeptor oder eine Molekular-Erkennungsart auf einem Transistortor aufgebracht. Wenn ein Ligand den Rezeptor bindet, verschiebt sich das Torelektrodenpotential, wodurch der Strom, der durch den FET fließt, gesteuert wird. Dieser Strom wird durch eine Schaltung ermittelt, die diesen in eine beobachtete Ligand-Konzentration umsetzt. Beobachtete Probleme mit potentiometrischen Systemen umfassen beispielsweise (1) niedrige Ansprechempfindlichkeit der Elektrode (d.h., Sekunden), (2) komplizierte elektronische Schaltungen für drei Elektroden (d.h., Arbeits-, Zähl- und Referenzelektrode), elektro-chemische Systeme, die Potentiostat-Instrumentation erfordern, (3) niedrige Empfindlichkeit und (4) begrenzten dynamischen Bereich.
  • Seit kurzem haben zwei Gruppen (Heller et al. und Skotheim et al) Redox-Polymere entdeckt und entwickelt, die Elektronen vom Enzym zur Elektrode hin- und herschieben können. Die Gruppen haben das Enzym zur Elektrode mit einem langen Redox-Polymer "verdrahtet", welches eine dichte Gruppe von Elektronen-Übertragern hat. Jeder Übertrager ist ein Redox-Ort, der am Polymer-Rücken angebunden ist. Elektronen bewegen sich längs des Polymers, wobei sie von einem Redox-Anhang zum nächsten hoppen. Das Polymer tritt in die Enzyme ein und bindet diese, und es wird außerdem mit der Elektrode verbunden.
  • Heller et al haben eine Arbeit bezüglich Redox-Polymere, die Os enthalten, durchgeführt. Sie haben eine große Anzahl von Polymeren, die Os enthalten, künstlich hergestellt, und ihre elektro-chemischen Kenndaten ausgewertet. (Gregg, BA; Heller, A: Redox Polymer Films Containing Enzymes. I. A REdox-Conducting Epoxy Cement: Synthesis, Characterization, and Electrocatalytic Oxidation of Hydroquinone. J. Phys. Chem. 95: 5970–5975, 1991). Ihr stabilstes und reproduzierbares Redox-Polymer ist ein Poly(4-Vinylpyridin), an das Os(bpy)2Cl2 zu einem 1/6-ten der hängenden Pyridin-Gruppen angebracht ist. Das resultierende Redox-Polymer ist wasserunlöslich. Um dies wasserlöslich zu machen und biologisch kompatibel zu machen, haben Heller et al. die verbleibenden Pyridin-Anhängsel mit 2-Bromethylaminen partiell quantisiert. Das Redox-Polymer ist wasserlöslich, und die neu eingeführten Amin-Gruppen können mit einem wasserlöslichen Epoxy reagieren, beispielsweise Polyethylen-Glykol-Diglycidyl-Äther und GOD, um einen kreuz-verknüpften Biosensor-Überzugsfilm zu erzeugen. Diese Überzugsfilme erzeugten hohe Stromdichten und eine Linearansprechung auf Glukose bis 600 mg/dL (US-PS 5 262 035 von Gregg et al.).
  • Heller beschreibt die elektrische Verdrahtung von Redox-Enzymen zur Verwendung als amperometrische Biosensoren (Heller, A: Electrial Wiring of Redox Enzymes. Acc. Chem. Res. 23(5): 128–134, 1990). Die Heller-Methode ist eine Verbesserung gegenüber amperometrischen Enzym-Elektroden auf der Basis von Diffusions-Redox-Vermittlern, die Farbstoffe, Ferrocen-Derivate, Komponenten von leitenden organischen Metallen und Chininen, wie oben beschrieben, aufweisen. Bei der Heller-Methode sind Redox-Zentren einer Redox-Polymer-Polykation (beispielsweise 2[Os-(2,2'-Bipyridine)2(Poly(Vinylpyridin))Cl]1+/2+) elektro-statisch und kovalent mit Enzymen und Übertragungselektronen mit der Elektrode verbunden, auf welcher ein Segment der Polykation absorbiert ist. Das Binden der Redox-Polymer-Polykation an die Elektrode kann elektro-statisch sein, wenn die Elektrode eine negative Oberflächenladung hat.
  • Schwankungen im Strom mit Partialdruck von Sauerstoff (beispielsweise Sauerstoffkonzentration im Blut) hängen vom Verhältnis der Rate unmittelbarer Elektrooxidation der FADH2-Zentren zu ihrer Oxidationsrate durch molekularen Sauerstoff ab, und daher von der Rate von Elektronenübertragung zu und vom elektrischen Widerstand der dreidimensionalen Verdrahtungsenzymstruktur ab. Bei hohen Osmium-Komplex-Konzentrationen und bei ausreichend dünnen Schichten wird der Wettbewerb durch Elektronenübertragung zur Elektrode über die Osmium-Zentren gewonnen, und die Elektroden sind gegenüber Sauerstoff relativ unempfindlich (Heller, A: Electrial Wiring of Redox Enzymes. Acc. Chem. Res. 23(5): 128–134, 1990). Gregg, BA; Heller, A: Cross-Linked Redox Gels Containing Glucose Oxidase for Amperometric Biosensor Application. Anal. Chem. 62: 258–263, 1990, Surridge, NA; Diebold, ER; Chang, J; Neudeck, GW; Chap 5. Electron-Transport Rates In An Enzyme Electrode For Glucose. In: Diagnostic Biosensor Polymers. ACS Symposium Series 556. Usmani, AM; Akmal, N; eds. American Chemical Society; Washington, D.C.; 1994; Seiten 47–70).
  • Über Elektroden auf der Basis von leitfähigen Polypyrrolen mit Ferrocenen wurde ebenfalls berichtet (Hale, PD; Inagaki, T; Kardan, HI; Okamoto, Y; Skotheim, TA: A New Class of Amperometric Biosensor Incorporating a Polymeric Electron-Transfer Mediator. J. Am. Chem. Soc. 111(9): 3482–3484, 1989).
  • Skotheim et al. haben flexible Polymer-Ketten, die als Übertrager arbeiten, verwendet. Ihre Polymere liefern Kommunikation zwischen GOD-Redoxzentren und der Elektrode. Es wurde nicht erwähnt, wann Ferrocen an einem Nicht-Silikon-Rücken angebracht wurde. Über ihre ferrocen-modifizierten Siloxan-Polymere wurde ausgesagt, dass diese stabil sind und nicht diffundieren (Boguslavsky, LI; Hale, PD; Skotheim, TA; Karan, HI; Lee, HS; Okamoto, Y: Novel Biosensors For Specific Neurotransmitters Based On Flavoenzymes And Flexible Redox Polymers. Polym. Mater. Sci. Eng. 64: 322–323, 1991) Unglücklicherweise haben die Redox-Polymersysteme von Heller et al. und Skotheim et al. eine begrenzte Elektronenübertragungsrate auf der Basis von Elektronen-Hoppen zwischen dichten Elektronenübertrager-Anhängselgruppen. Außerdem müssen ihre "Draht"-Redox-Zentren so ausgebildet werden, dass sie einer Reaktion bei einem Potential in der Nähe von dem der Enzym-Katalysatorreaktion unterliegen. Je enger das Potential am Redox-Potentials des Enzyms selbst liegt, desto geringer ist die Wahrscheinlichkeit, dass ein potentiell-störendes Substrat unecht oxidiert wird. Unglücklicherweise begrenzt diese Forderung den Bereich der Polymer-Redox-Kopplung und molekularen Kopfgruppenkombinationen.
  • Eine fundamentale Annahme zur Konstruktion von reagenzlosen amperometrischen Enzymelektroden ist die Ausbildung eines geeigneten Elektronen-Übertragungswegs von der aktiven Seite des Enzyms zur Elektrodenfläche. Gemäß der Theorie von Marcus (Marcus, RA; Sutin, N; Electron Transfers in Chemistry And Biology. Biochim. Biophys. Acta 811: 265–322, 1985) muss ein Redox-Vermittler mit einer niedrigen Reorganisationsenergie nach der Elektronenübertragung in der Lage sein, in die aktive Seite des Enzyms einzudringen, um den Abstand zwischen der prosthetischen Gruppe (beispielsweise FAD/FADH2) und dem Vermittler zu verkürzen. Folglich kann die Ratenkonstante der Elektronenübertragungsreaktion vergrößert werden. Nach dieser "ersten" Elektronenübertragung, müssen die Redox-Äquivalente zur Elektronenfläche über einen Mechanismus transportiert werden, der eine konstante Rate hat, die im Bereich der Umschalterate des Enzyms liegt. Beim Shuttle-Mechanismus, der oben erwähnt wurde (der mobile Vermittler hat) umfasst der Elektronentransportdiffusion von Redox-Vermittlern. Bei den "verdrahteten" Redox-Polymersensoren, die oben beschreiben wurden, umfasst der Elektronentransport das Hoppen von einem Redox-Zentrum zum nächsten auf dem Polymer-Rücken.
  • In einer vor kurzem erschienen Studie erläutert Aizawa et al eine reversible Elektronenübertragung zwischen der prosthetischen Gruppe von Pyrrolo-Quinolin-Chinin (PQQ)- Enzym (Fruktose-Dehydrogenase) und einer Elektrode über eine molekulare Grenze (Aizawa, M; Khan, GF; Kobatake, E: Haruyama, T; Ikariyma, Y: Chap. 26,. Molecular Interfacing of Enzymes on the Eletrode Surface. In: Interfacial Design and Chemical Sensing. ACS Symposium Series 561. Mallouk, TE; Harrison, DJ; eds. American Chemical Society, Washington, D.C., 1994, Seite 305–313). Die PQQ-Anteile von zufallsmäßig orientierten Fruktose-Dehydrogenase (FDH, die sehr nahe an der Übertragerelektrode sind, können leicht ihre Elektronen zur Elektrode übertragen (Shinohara, H; Khan, GF; Ikariyama, Y; Aizawa, M: Electrochemical Oxidation and Reduction of PQQ Using a Conducting Polypyrrole-Coated Electrode. J. Electroanal. Chem. 304; 75–84; 1991, Khan, GF; Shinohara, H; Ikariyama, y; Aizawa, M: Elecotrchemical Behaviour of Monolayer Quinoproteiln Adsorbed on the Electrode Surface. J. Electroanal Chem. 315; 263–273, 1991). Die prosthetischen Gruppen von FDH, die von der Elektrode weit entfernt sind, können jedoch ihre Elektronen nicht liefern, da der Abstand von der Elektrode die maximale Elektronenübertragungsentfernung übersteigt (~25?). Um daher FDH (EC 1.199.11, MW: 141.000) auf der Elektrodefläche elektrochemisch aktiv zu machen, führten Aizawa et al. eine ultradünne leitfähige Polypyrrol-Membran (PP) als eine molekulare Grenzfläche als "Verdrahtung" ein, um die Elektronenübertragung von PQQ zur Elektrode zu unterstützen. Unglücklicherweise ist die Verdrahtung, welche von Aizawa verwendet wird, zufallsmäßig orientiert und verhindert nicht notwendigerweise ein Enzym an optimaler Position in Bezug auf den Analyt.
  • Gebraucht wird eine verbesserte Sensorausbildung, welche Elektronen von Kopfgruppen durch Redox-Reaktionen zu einer Elektrode schnell überträgt, sich nicht auf die Redox-Übertrager, beispielsweise frei-diffundierende Vermittler bezieht und die die Kopfgruppe in Bezug auf den Analyt optimal ausrichtet.
  • Eine große Anzahl von Methoden zur Mikrofabrikation chemischer Sensoren ist aktuell in Anwendung, insbesondere in Bereichen von chemischen Sensoren auf der Basis von Feldeffekt-Transistoren (FET), Metalloxid-Gassensoren und Biosensoren. Da Janata et al. zuerst über Mikro-Enzym-Elektroden auf der Basis von FET berichtet hat (Caras, S; Janata, J.: Field Effect Transistor Sensitive to Penicillin Anal. Chem. 52: 1935–1937, 1980), verwenden eine Anzahl von Gruppen Mikrofabrikations-Verfahren (beispielsweise Fotolithographie), wie die, die bei der Halbleitereinrichtungs-Technologie verwendet werden, um Mikro-Enzym-Elektroden herzustellen. Trotz enormer Bemühungen vieler Gruppen wurden Mikro-Enzym-Elektroden auf FET-Basis für eine praktische Verwendung noch nicht realisiert, größtenteils wegen der Probleme in Verbindung mit potentiometrischen Verfahren, die allgemein an einer schnellen Ansprechbarkeit, hohen Empfindlichkeit und einem breiten dynamischen Bereich mangeln.
  • Für den Aufbau von reagenzlosen Enzym-Elektroden (beispielsweise Elektroden analog zu denjenigen von Heller et al. und Aizawa et al.) muss man sich auf ein Verfahren zur Modifikation und Funktionalisieren der Elektrode und sogar Mikro-Elektroden-Flächen fokussieren, um die starke Bindung des Enzyms und des Redox-Vermittlers zuzulassen, um die Annahmen für eine effektive und schnelle Elektronenüberragung zwischen dem Enzym und der Elektrode in Betracht zu ziehen. Diesen Merkmalerfordernissen begegnet man im Prinzip bei Enzym-Elektroden auf der Basis von redox-sensitiven Hydrogels, wobei jedoch die manuelle Ablagerung dieser Hydrogels mit Massenherstellungsverfahren nicht kompatibel ist.
  • Die elektro-chemische Ablagerung von leitfähigen Polymerschichten geschieht exklusiv auf der Elektrodenfläche und kann daher zur Immobilisierung von Enzymen entweder kovalent unter Verwendung von Funktionalitäten des Polymerfilms oder real innerhalb eines wachsenden Polymerfilms eingefangen werden. Da der leitfähige Polymerfilm selbst nicht bei der Elektronenübertragung teilnimmt, wurden vermittler-modifizierte Enzyme, die innerhalb einer Polypyroll-Schicht eingefangen werden, zum Aufbau einer reagenzlosen Oxidase-Elektrode verwendet.
  • Elektro-chemische Ablagerungsverfahren nach dem Stand der Technik verwenden üblicherweise hohe Stromdichten und Spannungspotentialzustände, die die geordnete Helmholtz-Doppelschicht an der Elektrodenfläche zerstört (US-PS 5 215 631 Westfall). Die resultierenden in Unordnung gebrachten Ablagerungen an Elektrodenflächen erzeugen Zufalls-Polymerstrukturen mit einem Mangel von Orientierung und Positionsordnung. Aizawa et al. "verdrahtete" PQQ-FDH in seinen Sensoren mit ultradünner leitfähiger Polypyroll-Membran (PP) als Molekular-Grenzfläche. Elektro-chemische Synthese von Molekular-Schnittstellen-FDH auf einer Pt-Elektrode wurde durch die folgenden Schritte vorbereitet: (1) Potential-gesteuerte Adsorption von FDH, und (2) elektro-chemische Polymerisation von Polypyroll. Diese Schritte verwenden Hochspannung und elektro-chemische Stromdichte-Ablagerungszustände, um Polymer-Ablagerungen (FDH und Polypyroll) auf der Pt-Elektrode, die zufallsmäßig orientiert sind, zu erzeugen. Daher muss diese Einrichtung bei einem hohen Betriebspotential (ungefähr 400 mV) arbeiten, was mögliche Störung von kooxidierbaren Arten zur Folge hat.
  • Benötigt wird ein verbessertes Verfahren zum Ablagern von molekularen Erkennungsgruppen und damit verknüpfter Verdrahtung, wenn notwendig, die eine starke unmittel bare Verbindung zwischen einer Elektrode und den molekularen Erkennungsgruppen bereitstellt und erlaubt, dass die molekularen Erkennungsgruppen in einer gemeinsamen Orientierung ausgerichtet sind.
  • Überblick über die Erfindung
  • Bei einem Merkmal liefert die vorliegende Erfindung einen Sensor, um das Vorhandensein einer Analyt-Komponente abzutasten, ohne sich auf Redox-Vermittler zu verlassen. Dieser Sensor kann dadurch gekennzeichnet werden, dass er die folgenden Elemente aufweist: (a) mehrere leitfähige Polymer-Fasern, die zumindest ein erstes Ende und ein zweites Ende haben und jeweils einer im Wesentlichen gemeinsamen Orientierung ausgerichtet sind; (b) mehrere Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen, welche eine Affinität für die Analyt-Komponente haben und an den ersten Enden der leitfähigen Polymer-Fasern angebracht sind; und (c) ein Elektrodensubstrat, welches an den leitfähigen Polymer-Fasern an den zweiten Enden angebracht ist.
  • Die Polymer-Fasern in einer gemeinsamen Orientierung ähneln Flüssigkristallen. Vorzugsweise sind die Fasern im Wesentlichen orthogonal zum Elektrodensubstrat orientiert. Die leitfähigen Polymer-Fasern können beispielsweise eine oder mehrere von mehrfasrigen Nukleinsäuren, Elektronentransport-Proteinen, synthetischen organischen und anorganischen leitfähigen Polymeren, Metallkristallit-Molekular-Drähten und Langmuir-Blodgett Leifähigkeitsfilme sein. Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform sind die leitfähigen Polymer-Fasern zweifasrige DNA-Fasern.
  • Die Kopfgruppe kann bei einer Redox-Reaktion teilnehmen, wenn ein Molekül der Analyt-Komponente kontaktiert wird. Wenn dies der Fall ist, wird ein mobiler Ladungsträger unmittelbar zu einer leitfähigen Polymer-Faser, die an der Kopfgruppe angebracht ist, übertragen, ohne bei einer Redox-Reaktion in der Polymer-Faser teilzunehmen. Bei einer Ausführungsform nehmen die molekularen Erkennungs-Kopfgruppen bei der Redox-Reaktion teil, wobei eine chemische Transformation der Analyt-Komponente katalysiert wird. Beispiele dieser Kopfgruppen umfassen Oxidreduktasen und katalytische Antikörper. Bei einem speziellen Beispiel, welches wiederholt bei dieser Beschreibung verwendet wird, ist die Kopfgruppe Glukose-Oxidase.
  • Die Sensorkopfgruppen können chemisch homogen (beispielsweise sind diese alle Glukose-Oxidase) oder chemisch inhomogen sein (beispielsweise weisen diese eine Mischung aus Glukose-Oxidase, Cholesterin-Oxidase und Cholesterin-Esterase auf). Bei einer bevorzugten Ausführungsform umfasst, wenn die Kopfgruppen inhomogen sind, der Sensor einen ersten Bereich auf dem Elektrodensubstrat, wo eine erste Gruppe chemisch-homogener molekularer Erkennungskopfgruppen angeordnet ist, und einen zweiten Bereich auf dem Elektrodensubstrat, wo eine zweite Gruppe chemisch-homogener molekularer Erkennungskopfgruppen angeordnet ist. Der erste und der zweite Bereich können separat adressierbar sein, so dass ein Informationssignal von den beiden Bereichen separat verarbeitet werden kann, und in der Lage zu sein, anzuzeigen, ob Cholesterin, Glukose, oder sowohl Cholesterin als auch Glukose im Analyt beispielsweise vorhanden sind.
  • Das Elektrodensubstrat sollte in der Lage sein, einer elektronischen Schaltung über Empfang von mobilen Ladungsträgern von den leitfähigen Polymer-Fasern zu berichten. Bei einer speziellen Ausführungsform ist das Elektrodensubstrat eine Diode, beispielsweise eine Fotovoltaik-Diode. Allgemein kann das Substrat ein Einrichtungselement einer Einrichtung auf einem Halbleiterchip sein, (beispielsweise ein Gate auf einem FET).
  • Bei einer Variation dieses Merkmals der Erfindung ist ein Sensor vorgesehen, um die Anwesenheit von einer Nukleinsäuresequenz zu ermitteln (beispielsweise in einer Verbrechens-Szene). Der Sensor umfasst (a) mehrere sequenz-spezifische einzelfasrige nichtleitfähige Nukleinsäuredrähte, die jeweils zumindest ein erstes Ende und ein zweites Ende haben; und (b) ein Elektrodensubstrat, welches an den sequenz-spezifischen einzelfasrigen nichtleitfähigen Nukleinsäurefasern an den beiden Enden angebracht ist und in der Lage ist, einer elektronischen Schaltung den Empfang von mobilen Ladungsträgern, die von komplementären mehrfasrigen Neuleinsäurefasern herstammen, zu berichten. Bei dieser Ausführungsform kreuzen oder tempern zumindest einige der befestigten einzelfasrigen nichtleitfähigen Nukleinsäuredrähte den Analyt, um leitfähige mehrfasrige Nukleinsäurefasern zu bilden. Damit können Ladungsträger zum Elektrodensubstrat zur Ermittlung transportiert werden. Bei einer Ausführungsform sind die mehreren sequenz-spezifischen einzelfasrigen nichtleitfähigen Nukleinsäurefasern an den molekularen Erkennungskopfgruppen angebracht, so dass mobile Ladungsträger unmittelbar über die getemperten mehrfasrigen Nukleinsäurefasern transportiert werden, wenn eine Redox-Reaktion bei den angebrachten molekularen Erkennungskopfgruppen auftritt.
  • Ein weiteres Merkmal der Erfindung liefert ein Verfahren zum Ermitteln einer Konzentration einer Analyt-Komponente in einem Analyt mit einem Sensor, der einen Aufbau wie oben beschrieben hat. Das Verfahren kann so gekennzeichnet sein, dass es die folgenden Schritte aufweist: (a) Kontaktieren der molekularen Erkennungskopfgruppen mit dem Analyt; und (b) Bestimmen, ob Elektronen zum Elektrodensubstrat übertragen wurden, die von Elektronen resultieren, die durch Redox-Reaktion erzeugt wurden und die durch die leitfähigen Polymer-Fasern zum Elektrodensubstrat übertragen werden. Wenn die Redox-Reaktion bei der Kopfgruppe auftritt, wird ein mobiler Ladungsträger unmittelbar zu einer leitfähigen Polymer-Faser, die an der Kopfgruppe angebracht ist, übertragen, ohne Redox-Reaktion in der Polymer-Faser. Das Verfahren kann außerdem (c) das Überwachen einer Änderung in einer elektronischen Schaltung aufweisen, welche mit dem Elektrodensubstrat verbunden ist, die Änderung, welche aus dem Empfang von mobilen Ladungsträgern von den leitfähigen Polymer-Fasern resultiert; und (d) Korrelieren der Änderung in der elektronischen Schaltung mit der Konzentration der Analyt-Komponente.
  • Ein weiteres wichtiges Merkmal der beanspruchten Erfindung ist ein Sensor, bei dem eine Diode, vorzugsweise eine Fotodiode verwendet wird. Sensoren gemäß diesem Merkmal der Erfindung können dadurch gekennzeichnet sein, dass sie die folgenden Merkmale aufweisen: (a) mehrere molekulare Erkennungskopfgruppen, welche eine Affinität für die Analyt-Komponente haben und bei einer Redox-Reaktion teilnehmen, wenn ein Molekül der Analyt-Komponente kontaktiert wird, so dass, wenn die Redox-Reaktion bei der Kopfgruppe auftritt, ein mobiler Ladungsträger erzeugt wird; (b) eine Diode, die eine erste Elektrode hat, an der die mehreren molekularen Erkennungskopfgruppen angebracht sind, so dass die mobilen Ladungsträger, welche durch die Redox-Reaktion erzeugt werden, zur ersten Elektrode übertragen werden; (c) und eine Schaltung zum Ermitteln, wenn die mobilen Ladungsträger zur ersten Elektrode übertragen werden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform sind die mehreren molekularen Erkennungskopfgruppen an der p-Seite der Diode angebracht. Die Diode kann auch eine Einrichtung auf einem Halbleiterchip sein, der mehrere Einrichtungen aufweist.
  • Bei einer weiteren bevorzugten Ausführungsform sind die Kopfgruppen über leitfähige Polymer-Fasern angebracht, die angeordnet sind, wie bei den obigen Ausführungsformen beschrieben wurde. Daher können beispielsweise die leitfähigen Polymer-Fasern im Wesentlichen gemeinsam ausgerichtet sein (beispielsweise orthogonal zur Dioden-Oberfläche).
  • Ein Diodensensor, der oben beschrieben wurde, kann gemäß einem Verfahren wie folgt verwendet werden: (a) Kontaktieren der molekularen Erkennungskopfgruppen mit dem Analyt; (b) Spezifizieren eines elektrischen Basisliniensignals, welches vorhanden ist, wenn (i) ein Stimulus der Diode zugeführt wird, und (ii) mehrere molekulare Erkennungskopfgruppen im Wesentlichen frei von der Analyt-Komponente sind; und (c) Ermitteln einer Abwei chung vom elektrischen Basisliniensignal, wobei die Abweichung von der Übertragung der mobilen Ladungsträger zur ersten Elektrode resultiert, wenn die Analyt-Komponente in Kontakt mit den molekularen Erkennungskopfgruppen kommt. Das Verfahren kann außerdem (d) das Bestimmen einer Amplitude der Abweichung umfassen; und (e) das Bestimmen einer Analyt-Komponenten-Konzentration unmittelbar von der Amplitude der Abweichung ohne Verwendung irgendeiner anderen Information vom elektrischen Signal. Man hat herausgefunden, dass die Analyt-Komponenten-Konzentration manchmal proportional zur Amplitude dieser Abweichung ist. In Abhängigkeit von der Art des verwendeten Signaldetektors können das elektrische Basisliniensignal und die Abweichung vom elektrischen Basisliniensignal Messungen von Spannung oder elektrischen Strom sein. Vorzugsweise, jedoch nicht notwendigerweise, ist die Diode eine Fotovoltaik-Diode, und der Stimulus, der für das Spezifizieren eines elektrischen Basisleitungssignals vorgesehen ist, ist eine Strahlungsenergie.
  • Ein noch weiteres Merkmal der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren zum Bilden eines Sensors, der in der Lage ist, das Vorhandensein einer Analyt-Komponente zu erfassen. Dieses Verfahren kann dadurch gekennzeichnet sein, dass es folgendes aufweist: (a) Kontaktieren eines Sensorsubstrats (beispielsweise eines Einrichtungselements einer Einrichtung auf einem Halbleiterchip) mit einem ersten Medium, welches mobile leitfähige Polymer-Fasern oder Vorläufer der leitfähigen Polymer-Fasern enthält; (b) Anlegen eines ersten Potentials an das Substrat, welches ausreichend ist, eine erste Struktur zu bilden, die die leitfähigen Polymer-Fasern aufweist, die am Substrat angebracht sind; (c) Kontaktieren des Sensorsubstrats mit den befestigten leitfähigen Polymer-Fasern mit einem zweiten Medium, welches mobile molekulare Erkennungskopfgruppen enthält; und (d) Anlegen eines zweiten Potentials an das Substrat, welches ausreichend ist, die molekularen Erkennungskopfgruppen an den befestigten leitfähigen Polymer-Fasern anzubringen. Dieses Verfahren erzeugt eine Sensorstruktur, bei der das Substrat an den leitfähigen Polymer-Fasern angebracht ist und die molekularen Erkennungskopfgruppen ebenfalls an den leitfähigen Polymer-Fasern angebracht sind.
  • Vorzugsweise wird der Schritt zum Anlegen eines ersten Potentials bei einem Potential durchgeführt, welches veranlasst, dass die angebrachten leitfähigen Polymer-Fasern in einer im Wesentlichen gemeinsamen Richtung ausgerichtet sind. Dieses Potential kann beispielsweise zwischen ungefähr 0,001 und 500 mV liegen. Der Schritt zum Anlegen eines zweiten Potentials wird vorzugsweise bei einem Potential durchgeführt, der bewirkt, dass die angebrachten molekularen Erkennungskopfgruppen in einer im Wesentlichen gemeinsamen Richtung orientiert sind. Dieses Potential kann zwischen ungefähr 0,001 und 500 mV betragen. Vorzugsweise, jedoch nicht notwendigerweise wird das erste Medium vom Sensorsubstrat entfernt, auf den der Schritt zum Anlegen eines ersten Potentials folgt. Bei einer alternativen Ausführungsform wird das zweite Medium vom ersten Medium erlangt, indem der Schritt zum Anlegen eines ersten Potentials ausgeführt wird.
  • Wenn ein Sensor, der getrennte Bereiche unterschiedlicher Kopfgruppen hat, zu bilden ist, kann das Verfahren außerdem das Isolieren eines Bereichs des Sensorsubstrats vor dem Schritt zum Kontaktieren des Sensorsubstrats mit einem zweiten Medium erfordern, so dass die molekularen Erkennungskopfgruppen lediglich im Isolationsbereich angeordnet sind. Um Mehrfachkopfgruppenbereiche zu erzeugen, werden die Schritte zum Isolieren eines Bereichs, zum Kontaktieren des Sensorsubstrats mit einem zweiten Medium und zum Anlegen eines zweiten Potentials an das Substrat ein zweites Mal durchgeführt. Der Schritt zum zweitmaligen Kontaktieren des Sensorsubstrats mit einem zweiten Medium verwendet eine zweite molekulare Erkennungskopfgruppe, um eine Struktur zu bilden, die einen ersten Bereich auf dem Sensorsubstrat hat, welches die erste Gruppe von chemisch-homogen-molekularen Erkennungskopfgruppen hat, und einen zweiten Bereich auf dem Sensorsubstrat, welches eine zweite Gruppe von chemisch-homogen-molekularen Erkennungskopfgruppen hat.
  • Sensoren nach dieser Erfindung stellen Analyt-Konzentration zum Lesen, schnellen Ansprechen, hohe Empfindlichkeit, hohen dynamischen Bereich und wenig fehlerhaftes Lesen bereit. Bei einem Glukose-Sensor nach dieser Erfindung wird die Glukosekonzentration genau unabhängig von Änderungen im Partialdruck von O2, der Atmosphäre, der Höhe, der Feuchtigkeit oder der Probenanwendung von Blut gelesen. Insbesondere überwinden die unmittelbar-verdrahteten Enzym-Sensoren nach der vorliegenden Erfindung die Schwierigkeit, welche durch molekularen Sauerstoff verursacht wird, der einen reduzierten Enzym reoxidiert, bevor dieses Enzym (oder genauer dessen Redox-Zentrum) Elektronen zu Elektrode freigeben kann. Der Grund dafür liegt darin, dass die unmittelbar verdrahteten Sensoren nach der Erfindung Elektronentransferraten viele Größenordnungen schneller als die Enzym-Reaktionsraten und Elektronentransferraten von Diffusions-Redox-Vermittlern, beispielsweise O2 und andere künstliche Vermittler bereitstellen können. Dies liefert eine digitales Ausgangssignal vom Abtastchip unter einer tausendstel Sekunde.
  • Chips auf der Basis von molekularen Einrichtungstransistoren können wieder verwendbar, disponierbar, reagenzlos und membranlos sein. Außerdem sind sie der Miniaturisierung und der Massenherstellung zugänglich, erfordern keine komplizierten drei Elektroden systeme (d.h., eine Arbeits-, Zähler- und Referenzelektroden) und damit verknüpfte elektrochemische Instrumentation (d.h., kein Galvinostat oder Potentiostat), und liefern Realzeit-Digitalausgabe unmittelbar vom Chip.
  • Diese und weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden ausführlicher nachstehend mit Hilfe der Zeichnungen beschrieben.
  • Kurzbeschreibung der Zeichnungen
  • 1 ist eine Darstellung des Mechanismus, der bei einem herkömmlichen Redox-Vermittler-Biosensor verwendet wird;
  • 2 ist eine Darstellung einer Sensorlösungs-Grenzfläche gemäß dieser Erfindung und zeigt ein Substrat, einen Molekulardraht und eine molekulare Erkennungskopfgruppe;
  • 3 ist eine schematische Darstellung von einem Fotodiodensensor gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
  • 4A ist eine Darstellung eines Elektro-Ablagerungsschrittes, um molekulare Drähte an einem Substrat anzubringen, gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
  • 4B ist eine Darstellung eines Elektro-Ablagerungsschritts zum Anbringen von molekularen Erkennungskopfgruppen an molekularen Drähten (abgelagert, wie in 4A gezeigt ist), gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
  • 5 ist eine graphische Darstellung, die ein Stromsignal zeigt, welches erzeugt wird, wenn Glukose mit einem Fotodioden-GOD-Glukosesensor kontaktiert wird, gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
  • 6 ist eine graphische Darstellung, welche Strom- und Spannungssignale zeigt, die erzeugt werden, wenn der Sensor nach der 5 einer Charakteristik unterworfen wird, einschließlich Kontakt mit Glukose, Waschen, offener Schaltung und Wiederkontakt mit Glukose; und
  • 7 ist eine graphische Darstellung, welche Strom- und Spannungssignale zeigt, die von einem Sensor erzeugt werden, bei dem GDH auf einer Fotodiode verwendet wird, wenn dieses Glukose ausgesetzt ist.
  • Ausführliche Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen
    • I. Übersicht
    • II. Festkörpersubstrat
    • III. Sequenzielle elektro-chemische und chemische Ablagerungsverfahren
    • A. Elektro-chemische atomare Schichtepitaxie (ECALE)
    • B. Sequentielle Monoschicht-Elektroablagerung (SMED)
    • C. Chemische Dünnfilm-Ablagerung (CD)
    • D. Elektro-mechanische molekulare Schichtepitaxie (EMOLE)
    • 1. Ablagerung von uniaxial-orientierten leitenden Flüsigkristall-Biopolymeren (Proteine und DANN)
    • IV. Leitende Polymere und Dünnfilme
    • A. Elektronische Transportproteine
    • B. DNA-Quantumdrähte
    • V. Molekulare Erkennungsflächen
    • A. Oxidoreduktasen (Redox-Enzyme)
    • B. Immunoglobuline
    • VI. Leitungsmechanismen durch Polymere auf Festkörpersubstraten
    • A. Energiebänder in uniaxial-orientierten leitenden Flüssigkristall-Polymeren (Proteine und DNA) und Halbleitstersubstraten
    • B. Supraleitfähigkeit
    • VII. Applikationen
    • VIII. Sieben (Screening) und Proben
    • IX. Beispiele
  • I. Übersicht
  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Sensoren, Sensorherstellungsprozesse und Halbleitereinrichtungen, die diese Sensoren aufweisen. Die Sensoren und die darauf bezogenen Einrichtungen können dazu verwendet werden, das Vorhandensein von Mengenquantisierung von und/oder ständiges Überwachen des Pegels von einer oder mehreren ausgewählten Komponenten in einer festen, halbfesten, flüssigen oder Gasmischung zu erkennen. Vorzugsweise ist eine aktive molekulare Erkennungsfläche mit einer Substratoberfläche (beispielsweise einer Halbleiterfläche) durch einen orientierten Flüssigkristalldraht, der selbst leitfähig ist, hartverdrahtet. Die molekulare Erkennungsfläche kann aus einem biologisch-aktiven Material sein, das üblicherweise bei Sensoren verwendet wird. Das Substrat kann strukturiert oder nicht strukturiert sein und kann (insbesondere, wenn Halbleiter umfasst sind) einen leitfähigen Überzug aufweisen, beispielsweise ein Metall, zwischen einem darunterliegenden großen Substrat und einem Flüssigkristalldraht.
  • Hartverdrahtung, wie dieser Ausdruck hier verwendet wird, kann bei einer Ausführungsform über elektro-chemische Fabrikationsverfahren erhalten werden, was anschließend ausführlich beschrieben wird. Allgemein verwenden diese Verfahren preiswerte, schnellmodellierende sequentielle elektro-chemische und chemische Ablagerungsverfahren, beispielsweise elektro-chemische molekulare Schicht-Epitaxie (EMOLE), die "Molekularverdrahtung" und "Molekular-Schweiß"-Prozeduren durchführen. Die Flüssigkristall-Verdrahtungsanordnung liefert vorzugsweise einen "Rasen" von allgemein orientierten "molekularen Einrichtungen", von denen jede eine einzelne molekulare Erkennungsseiten-"Kopfgruppe" und einen daran angebrachten molekularen Draht-"Schwanz" aufweist. In diesem Zusammenhang könnte jede derartige Einrichtung im Bereich von ungefähr 2 bis 2500 ?2-Flächenbereich liegen (beispielsweise Enzym, Enzym-Kofaktor, Substrat, supra-molekulare Baugruppe, Kavitand, Host-Gastkomplex, Ligand, Rezeptor, Antikörper, Antigen, usw.).
  • Biosensoren nach der vorliegenden Erfindung können sehr niedrige Arbeitspotentiale erfordern. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist eine erweiterte Konstellation von geradlinigen uniaxial-orientierten Flüssigkristall-DNA-Drähten in die GOD-Aktivseite/Redox-Zentrum der prosthetischen Gruppe FAD/FADH2 geklebt, um einen elektronischen Übertragungsweg zur Oberfläche eines p-n-Homoübergang-Halbleiter-Solarzellensubstrats bereitzustellen. Zwei Elektronen pro Enzym-Wendeereignis, die von Drähten injiziert werden, sind mit zwei Löchern in der p-Halbleiterschicht kombiniert, die auf den normalen Fotostrom zusamentreffen (d.h., Elektronen-/Lochpaar-Rekombination), der in der Solarzelle auftritt. Das orientierte Flüssigkristallenzym (molekulare Erkennungskopfgruppe) und der angebrachte orientierte Flüssigkristall-DNA-Drahtschwanz bilden einen Molekular-Transistor. Die Einrichtung kommuniziert mit einem Festkörpersubstrat (d.h., p-n-Homoübergang) über die uniaxial-orientierten Flüssigkristall-DNA-Drahtschwanz-Zwischenverbindungen. Ein Ende des DNA-Drahts ist in das orientierte Flüssigkristall-Enzymaktivseite/Redox-Zentrum geklebt, und das andere Ende ist in die p-Halbleiterschicht geklebt, wodurch eine unmittelbare Verbindung zwischen dem Protein-Enzym. DNA, und dem Halbleitersubstrat bereitgestellt wird.
  • Allgemein können die Sensoren nach dieser Erfindung auf der Basis ihrer Transduktion und/oder Torbildungsmechanismen der Kopfgruppe (Kopfgruppen) kategorisiert werden: geschaltet oder angesteuert durch Optik (Opto-Elektronik), Chemie (Chemo-Elektro nik), Magnetik (Magneto-Elektronik), Radioaktivitä (Radio-Elektronik), Thermik (Thermo-Elektronik), Mechanik (Piezo-Elektronik) oder elektrische Spannung, Strom, Widerstand, Kapazität.
  • 2 und 3 zeigen Sensorstrukturen der bestimmten bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung. 2 zeigt eine Querschnittsansicht eines Flächenbereichs eines Sensors 12. Wie gezeigt ist, weist der Sensor 12 eine Elektrode 14 auf, die vorzugsweise aus Silizium oder einem anderen Halbleitersubstrat hergestellt ist. An der Elektrode 14 sind mehrere leitfähige Polymer-Fasern 16 angebracht. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist jede Faser ein zweifasriges DNA-Molekül. Leitfähige Polymer-Fasern 16 sind im Wesentlichen in einer gemeinsamen Richtung orientiert, die, wie gezeigt ist, normal (orthogonal) zum Substrat 14 ist. Fasern 16 sind mit dem Substrat 14 in einer Weise gekoppelt, die unmittelbaren elektrischen Einfluss zwischen diesen beiden Merkmalen im Sensor erlaubt. Beispielsweise könnte die Verbindung es Elektronen erlauben, unmittelbar von Fasern 16 zum Substrat 14 übertragen zu werden, so dass eine Schaltung, welche mit dem Substrat 14 gekoppelt ist, Injektion von Elektronen ermitteln kann. Zusätzlich kann ein Potential, welches an das Substrat 14 angelegt wird, den physikalischen Status von leitfähigen Polymer-Fasern 16 beeinflussen.
  • Wie nachstehend ausführlicher beschrieben wird, liefert ein bevorzugter Prozess zum Befestigen von Polymer-Fasern 16 am Substrat 14 dieses direkte elektronische Koppeln, und orientiert zusätzlich die Fasern 16 längs einer im Wesentlichen gemeinsamen Achse. Da Fasern 16 in einer im Wesentlichen gemeinsamen Richtung orientiert sind, werden sie manchmal kollektiv hier als Flüssigkristall bezeichnet.
  • Es sei angemerkt, dass die leitfähigen Flüssigkristall-Polymer-Fasern, wie diejenigen, die in 2 gezeigt sind, die Form eines "Rasens" annehmen, die erste Enden haben, die an molekularen Erkennungskopfgruppen 18 angebracht sind, und zweite Enden, die an der Elektrode 14 angebracht sind. Wie unten beschrieben können die Kopfgruppen 18 viele unterschiedliche Formen annehmen. Allgemein sollten sie den physikalischen oder chemischen Zustand als Antwort auf die Anwesenheit einer bestimmten Komponente im Analyt 20 ändern. Bei einer bevorzugten Ausführungsform sind die molekularen Erkennungskopfgruppen 18 Enzyme, die einer Redox-Transformation als Antwort auf einen Kontakt mit einer spezifizierten Analyt-Komponente unterliegen. Beispielsweise kann der Analyt einen Ligand oder eine Substratkomponente 25 aufweisen, die selektiv sich mit den Kopfgruppen 18 verbindet und die chemisch durch diese modifiziert wird. Vorzugsweise ist die chemische Modifikation durch Erzeugung von Elektronen bekleidet, die unmittelbar zu den Fasern 16 und von dort zur Elektrode 14 transferiert werden können. In Abhängigkeit von der Art der molekularen Erkennungskopfgruppe 18, die beim Sensor 12 verwendet wird, kann die Dicke der Kopfgruppenschicht am Kopf des leitfähigen Polymer-Rasens 16 zwischen ungefähr 5 und 150 ? liegen.
  • Es ist wichtig, dass kein Vermittler bei dieser Sensorausbildung erforderlich ist, so dass Elektronentransfer unmittelbar ist und von der Kopfgruppe 18 zur Elektrode 14 schnell ist. Da außerdem die Polymer-Fasern 16 gemein orientiert sind, können Kopfgruppen 18 optimal gezeigt werden, um die gewünschte Analyt-Komponente zu ermitteln. Das heißt, dass die Kopfgruppen 18 durch die Polymer-Fasern 16 oder andere Strukturen nicht räumlich gehindert werden.
  • Obwohl mehrere leitfähige Polymer-Fasern 16 eine ziemlich gleichförmige Länge haben können, wie in 2 gezeigt ist, muss dies nicht der Fall sein. Häufiger werden individuelle Polymer-Fasern einen breiten Bereich von Längen aufweisen. Dies liegt an anhaftenden Variationen bei Polymerisations-Verfahren oder Polymer-Scherungsverfahren. Natürlich kann die Verteilung von Polymer-Faserlängen gleichförmiger dadurch gemacht werden, dass eine grobe Sammlung von Polymer-Fasern über eine Chromatographie-Spalte, elektrophoretisches Gel, Ultrafiltrations-Membran oder eine andere größenbildende Vorrichtung durchgelassen wird. Bei einer bevorzugten Ausführungsform liegt die durchschnittliche Faserlänge der leitfähigen Polymer-Faser 16 zwischen ungefähr 2 und 1000 ?. Vorzugsweise beträgt die Länge zwischen ungefähr 10 und 100 ?, besonders bevorzugt zwischen ungefähr 3 und 40 ?. Wenn DNA als die leitfähigen Fasern verwendet wird, liegt die Breite der individuellen Sensorfasern in der Nähe von 20 ?.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist das Substrat 14 eine p-Elektrode aus einer Silizium-Fotodiode. Diese kann, obwohl dies nicht immer notwendig ist, eine Metallrückplatte 22 aufweisen, um einen ohmschen Kontakt zwischen Polymer-Fasern 16 und der dicken Silizium-Elektrode 14 bereitzustellen. Diese Rückmetallplatten werden üblicherweise bei Halbleitereinrichtungen als Anschlüsse zur Verbindung mit einer externen Schaltung verwendet. Die Rückmetallplatte 22 kann aus irgendeinem geeigneten leitfähigen Material oder Legierung hergestellt sein, einschließlich, jedoch nicht begrenzt aus Aluminium, Kupfer, Silber, Gold und Platin. Der Bereich 24 zeigt den eng-gepackten Flüssigkristall-Abstand zwischen EMOLE-abgelagerten molekularen Erkennungskopfgruppen. Molekulare Erkennungskopfgruppen, deren Abmessungen größer sind als die Breite der darunterliegenden Molekulardrähte, an denen sie angebracht sind, nehmen den Bereich 24 ein.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform bildet das Halbleitersubstrat einen Teil einer Gleichrichterdiode, beispielsweise eine Fotodiode. 3 zeigt eine schematische Darstellung einer Fotodiode auf der Basis eines Biosensors gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Ein Sensor 50 weist eine Fotodiode 52 auf, die einen n-Bereich 53 und einen p-Bereich 54 aufweist. Allgemein kann jegliche herkömmliche Fotodiode bei dieser Erfindung verwendet werden, wobei sie jedoch eine Fläche haben sollte, die geeignet ist, leitfähige Polymer-Fasern und Molekular-Erkennungskopfgruppen wie oben beschrieben daran zu befestigen. Zu diesem Zweck kann der p-Bereich 54 mit oder ohne einem metallischen ohmschen Rückkontakt 56 ausgebildet sein, wie gezeigt ist. Mehrere Fasern von leitfähigem Polymer 58 sind an einem Ende an der Metallrückplatte 56 befestigt. Die anderen Enden der Polymer-Fasern 58 sind an einer Sammlung von Molekular-Kopfgruppen 62 angebracht. Die resultierende Struktur, wie gezeigt ist, kann identisch mit der Struktur von Elementen 14, 22, 16 und 18 sein, die in 2 gezeigt ist.
  • Die Fotodiode 52 weist einen Verarmungsbereich 60 auf, der automatisch am p-n-Halbleiterübergang gebildet wird. Wie dem Fachmann bekannt ist, werden Verarmungsbereiche an diesen Grenzstellen gebildet, da mobile Löcher von p-Bereichen in n-Bereiche unmittelbar über der Grenzstelle diffundieren, wo sie mit Elektronen kombiniert werden, welche im n-Bereich verfügbar sind. Ähnlich diffundieren mobile Elektronen in den n-Bereich über den Grenzbereich zum p-Bereich, wo sie sich mit Löchern vereinigen. Als Ergebnis werden innerhalb der Reichweite jeder Ladungsträgerdiffusion im Wesentlichen alle mobilen Ladungsträger verarmt.
  • Wenn Licht (oder andere Strahlungsenergie mit geeigneter Wellenlänge) auf eine Fotodiode, beispielsweise die Fotodiode 52 trifft, überqueren einige Löcher und Elektronen die Halbleiterbandlücke und liefern zusätzliche mobile Ladungsträger, die aus der Fotodiode 52 durch Anlegen eines Potentials oder einer externen Kurzschlußschaltungsverbindung herausgezogen werden können. Angelegte Potentiale oder externe Kurzschlussverbindungen können beispielsweise über ein Digitalmultimeter 64, eine variable Potentialspannungsversorgung, eine Batterie, eine andere Fotodiode oder ein Potentiostat durchgeführt werden. Natürlich können viele andere Potentialquellen oder externe Kurzschlussverbindungen verwendet werden. Ein Multimeter 64 hat den Vorteil, dass dies preiswert ist, jedoch in der Lage ist, die Strommenge, die fließt, als Ergebnis des einfallenden Lichts zu ermitteln. Zusätzliche Elektronen werden an den p-Bereich 54 durch die Überschusslöcher, die durch Licht erzeugt werden, angezogen. Ähnlich fließen Elektronen aus dem n-Bereich 53, da es nun Überschuss elektronen gibt, aufgrund der Lichterregung. Dieser Strom fließt über eine Leitung 66, das Multimeter 64 und eine Leitung 68. Es sei angemerkt, dass die Leitung 68 mit der Rückplatte 56 elektrisch verbunden ist. Ähnlich ist die Leitung 66 mit einer metallischen Rückplatte 70 verbunden.
  • Wenn Elektronen in den p-Bereich 54 injiziert werden, können sie sich mit und dadurch Annihilations-Löchern vereinen. Somit wird die Fotostrom-Amplitude reduziert. Die Ermittlung dieser Abweichung von einem normalen Fotostrom spezifiziert, dass eine Analyt-Komponente ermittelt wurde. Man hat herausgefunden, dass die Amplitude dieser Abweichung proportional zur Analyt-Komponenten-Konzentration ist. Weiter hat man herausgefunden, dass die Abweichung sowohl im Strom als auch der Spannung in Verbindung mit der Fotodiode vorhanden ist.
  • Es sollte verstanden sein, dass die Sensoren dieser Ausführungsform der Erfindung auf irgendeiner Art von Diode gebildet sein können, bei der ein externer Stimulus einen Basisleitungs-Strom erzeugt. Dieser Stimulus kann Wärme sein (thermisch erzeugte Ladungsträger), elektrisches Feld, Strahlung, usw.. In jedem Fall wird der Basisleitungsstrom zumindest teilweise durch Elektronen oder Löcher "gelöscht", die vom Rasen der Molekulareinrichtungen injiziert werden, wenn eine spezielle Analyt-Komponente vorhanden ist. Die Amplitude der Abweichung von der Basisleitung ist häufig proportional zur Konzentration der Analyt-Komponente. Eine einfache Kalibrierungskurve für jeden Chip kann verwendet werden, um die Konzentration der Analyt-Komponente (Komponenten) bei unbekannten Proben zu bestimmen.
  • Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform ist der Sensor in mehrere Bereiche unterteilt, wobei jeder in der Lage ist, das Vorhandensein einer anderen Analyt-Komponente zu ermitteln. Beispielsweise könnte ein erster Bereich als molekulare Erkennungskopfgruppe Glukose-Oxidase aufweisen, um das Vorhandensein von Glukose zu ermitteln, ein zweiter Bereich könnte Cholesterin-Esterase und Cholesterin-Oxidase aufweisen, um das Vorhandensein von Cholesterin zu ermitteln, ein dritter Bereich könnte Alkohol-Dehydrogenase enthalten, um das Vorhandensein von Ethanol zu ermitteln, usw.. Jede dieser Regionen wird separat durch eine elektronische Schaltung adressierbar sein, um das Vorhandensein einer bestimmten Analyt-Komponente einmalig zu identifizieren. Jeder der Sensorbereiche könnte separat durch eine spezialisierte Schaltungsbaugruppe adressierbar sein, die bei herkömmlichen integrierten Schaltungen verwendet wird. Obwohl die Schaltungsbaugruppe nicht besonders komplex sein muss, erlauben diese Einrichtungen eine sehr verfeinerte Verarbeitung der Daten, die durch die Sensorbereiche bereitgestellt werden.
  • Die molekularen Einrichtungen (Kopfgruppe und leitfähige Faser, welche an einer Elektrodenfläche befestigt ist) in jedem Bereich können durch Verfahren ähnlich denjenigen gebildet sein, die bei der Herstellung integrierter Schaltungen verwendet werden. Beispielsweise könnten bestimmte Bereiche Lichtbestrahlung ausgesetzt werden, die durch ein strukturiertes Fadenkreuz gezeigt werden. Diese Bereiche würden selektiv aktiviert oder geschützt sein, in Abhängigkeit von der Verwendung geeigneter chemischer Schutzgruppen. Ein leitfähiger Flüssigkristall-Polymerbereich oder Kopfbereich würde dann auf reaktiven Bereichen gebildet. Diese Verfahren sind in der US-PS 5 252 743 beschrieben, ausgegeben an Barrett et al. und Pritchard et al., "Micron-Scale Patterning of Biological Molecules" angewandte Chemie, internationale Ausgabe, englisch, Band 34, Nr. 1, Seite 91–93 (1995) beispielsweise, die hiermit für alle Zwecke unter Bezugnahme eingeführt wird. Alternativ könnte ein elektrisches Potential selektiv an bestimmte Substratbereiche angelegt werden, um selektiv die bestimmten Sensorregionen elektrolytisch abzuscheiden.
  • II. Festkörpersubstrat
  • Verschiedene Festkörpersubstrate können bei der Erfindung verwendet werden. Das Festkörpersubstrat sollte einer ermittelbaren Änderung in Abhängigkeit von einem elektrischen Stimulus vom Molekulardraht unterliegen. Das Substratmaterial kann biologisch, nicht biologisch, organisch, anorganisch oder eine Kombination von diesen sein, welches aus Partikeln, Fasern, Sedimenten, Gelen, Folien, Röhren, Räumen, Containern, Kapillaren, Pfaden, Scheiben, Filmen, Platten, Schienen usw. besteht. Das Substrat kann irgendeine angenehme Form haben, beispielsweise eine Platte, Quadrat, Kugel, Kreis, usw.. Das Substrat und dessen Fläche bilden vorzugsweise, jedoch nicht notwendigerweise, eine feste Stütze, auf der die Reaktionen und die Fabrikationsprozesse, die hier beschrieben sind, auszuführen sind. Das Substrat und dessen Fläche kann auch so gewählt werden, um geeignete Kristall- oder Nicht-Kristall-Gitterstruktur vorzusehen, einen Wafer oder Dünnfilmorientierung, n- und p-dotiertes Material, Oberflächentextur, Rückmetallmuster, Gittermetallmuster, Oberflächenchemie usw.. Das grobe Makro-Festkörper-Substrat kann aus einem Halbleiter oder aus einer elektrischen Standardkomponente zusammengesetzt sein. Das Vorbereiten der Flächen durch Läppen, Polieren, chemischer Behandlung, Ionenimplatation, Fotolithographie, Ätzen, chemischer Verdampfungsablagerung (CVD), Molekularstrahl-Epitaxie (MBE) usw. kann ein strukturiertes Makro-Festkörper-Substrat bereitstellen, welches für weitere Verarbeitung mittels der vorliegenden Erfindung geeignet ist.
  • Es können verschiedene Halbleitersubstrate bei der Erfindung verwendet werden. Das Halbleitersubstrat kann biologisch (beispielsweise Lipid-Zweischichten, Membrane, detergent-lösbare Membranfragmente, welche eingebettete Proteinelektron-Transportwege enthalten, Blut-Hirn-Schranke (BBB), ephitheliale Auskleidungen, intestinale Auskleidungen, intrazellulare Membranfragmente, intrazellulare Organelle, unterschiedliche Gewebezellen-Flächenarten, Membranflächen von unterschiedlichen Blutarten von roten Blutzellen, Membranflächen von unterschiedlichen Arten von Lymphzellen, Makrophagen und weiße Blutzellen, lyposomen, arterielle und venöse Blutgefäßwände, neuronale Leitungswege, usw.), nichtbiologisch, organisch, anorganisch oder eine Kombination von diesen sein. Üblicherweise wird das Halbleitersubstrat aus Silizium, dotiertem Diamant, Indiumzinnoxid, Zinnoxid, Galliumarsenid, Kadmium-Sulfid, Kadmium-Selenid, Kadmium-Tellurid, Germanium, Kupferindium-Diselenid, Kupferindium-Disulfid, Kupferindium-Ditellurid, Zink-Sulfid, Zink-Selenid, Merkurium-Tellurid, Merkuim-Selenid, Graphit, usw., oder aus Kombinationen daraus bestehen. Andere Substratmaterialen werden dem Fachmann schnell im Hinblick auf diese Offenbarung deutlich. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist das Halbleitersubstrat ein p-n-dotiertes polykristallines oder monokristallines Silizium (beispielsweise, welches eine kristallographische Flächenorientierung in der <100> oder <111> Richtung hat) oder ein Kupferindium-Diselenid-Monokristallin-Dünnfilm, der auf Glas abgelagert ist.
  • Ein Halbleitersubstrat kann Teil einer Homoübergangs-Einrichtung bilden, wo das gleiche Halbleitermaterial auf jeder Seite der p-n-Verbindung verwendet wird, welches sich lediglich im Dotiertypus unterscheidet, oder eine Heteroübergangs-Einrichtung, wo die Materialien auf jeder Seite des p-n-Übergangs Halbleiter sind, jedoch verschiedene Halbleiter. Die Verfahren und die Chemie für die Homo- und Hetero-Übergangs-Einrichtungsfertigung sind durch den Stand der Technik bekannt und werden hier nicht ausführlich beschrieben. Eine herkömmliche Fotovoltaik-Solarzelle ist ein Beispiel einer Halbleiter-Homoübergangs-Einrichtung. Diese ist eine Standard-n-p-Übergangs-Gleichrichterdiode mit einer Kontaktmetallisierung, die teilweise ihren Emitter überdeckt, um Lichteintritt zuzulassen.
  • Bei einer Gleichrichterdiode können beispielsweise leitende hintere Metall-Kontaktmuster auf der p-Fläche angeordnet sein, und die leitfähigen Gittermetall-Kontaktmuster können auf der n-Fläche angeordnet sein. Diese hinteren Metallmuster werden allgemein dazu verwendet, einen ohmschen Kontakt mit der Halbleiterdiode herzustellen. Bei der vorliegen den Erfindung können sie dazu verwendet werden, um hochleitfähige Anschlusskontakte des leitenden Polymers an der Halbleitersubstratfläche in speziellen Regionen zu erreichen, wie im nächsten Abschnitt beschrieben wird. Die hinteren oder die Gittermetallkontakte werden üblicherweise aus einer leitfähigen Metallschicht, beispielsweise Aluminium, Kupfer, Gold, Silber usw. hergestellt. Die Rück- oder Gittermetallplatte kann strukturiert sein und kann Gitterübereinstimmung von darunterliegenden monokristallinen Siliziumflächen <100> oder <111> annehmen, auf denen sie aufgebracht ist. Alternativ können die leitenden Polymere oder Dünnfilme dieser Erfindung unmittelbar an p-polykristallinen oder monokristallinen Flächen ohne die Notwendigkeit für ein hinteres Metall verbunden sein.
  • Das grobe Makro-Festkörpersubstrat kann mit elektrischen Standardkomponenten (beispielsweise Transistor, Diode, Elektrode, Halbleiter-Heteroübergang, Halbleiter-Homoübergang, Schottky-Barriere, Kapazitätswiderstand, Induktivität, CMOS, TTL, CMOS, FET, ISFET, MOSFET, ENFET, REFET) oder Kombinationen davon verbunden sein oder diese umfassen (siehe beispielsweise US-PS 5 126 921 für Fujishima et al.; US-PS 5 108 819 für Heller et al.; US-PS 5 403 700 für Heller et al.). Speicher und Logikschaltungen auf diesen Chips können dazu verwendet werden, Sensorsignale auszuwerten. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird die Sensorverdrahtung an Transistorgates, Sourcen oder Drains (für Steuerpotential) oder an eine andere Schaltung oder Einrichtungskomponenten angebracht sein, um den Strom zu steuern. Die Bereitstellung aktiver Flächen auf dem Halbleitersubstrat kann durch verschiedene Fabrikationsverfahren erreicht werden, einschließlich beispielsweise Läppen, Polieren, chemische Behandlung, Ionenimplantation, Fotolithographie, Ätzen, chemisches Verdampfungsablagern (CVD) molekulare Strahlenepitaxie (MBE) usw..
  • Es ist möglich, lediglich wenige oder sogar eine leitfähige Polymer-Faser mit einem Einrichtungselement, beispielsweise einem Gate eines FET zu verdrahten. Unter Verwendung verfügbarer Technologie, die durch Yoo et al. in Science, mit dem Titel "Scanning Single-Electron Transistor Microscopy: Imaging Individual Charges", Band 276, Seite 579–582 (1997) erläutert wurde (die hier mit durch Bezugnahme für alle Zwecke eingeführt ist), wurden Source-, Drain- und Gateelemente mit sehr kleinen Abmessungen auf einer Abtasttunnel-Mikroskopspitze ("STM") hergestellt. Über diese Einrichtungen wurde berichtet, dass sie die Übertragung von einzelnen Ladungsträgern ermitteln. Durch Anbringen von einem oder von weniger leitfähigen Polymeren (und damit verbundenen Kopfgruppen) mit beispielsweise dem Gate einer derartigen Einrichtung könnte ein einzelnes Bindeereignis (bei einer einzelnen Kopfgruppe) ermittelt werden. Wenn die individuellen Einrichtungen separat adressierbar gemacht sind, könnte jede Polymer-Faser-/Kopfgruppenkombination einen Molekulartransistor mit sehr kleinen Abmessungen bilden. Separat-adressierbare STM-Spitzen sind erläutert in Service in Science, "Atomic Landscapes Beckon Chip Makers and Chemists" Band 274, Seiten 723–724, (1996).
  • III. Sequentielle elektro-chemische und chemische Ablagerungsverfahren
  • Sequentielle elektro-chemische oder chemische Ablagerungsverfahren können dazu verwendet werden, molekulare Erkennungsflächen an leitfähigen Polymeren anzubringen und leitfähige Polymere auf Halbleiter-Wafersubstraten, die wie oben beschrieben vorbereitet sind, anzubringen. Insbesondere können die vorliegenden Verfahrensmethoden dieser Erfindung verschiedene Prozesse bezogen auf elektro-chemische atomische Schichtepitaxie (ECALE) verwenden, sequentielle Monoschicht-Elektroablagerung (SMED) und chemische Dünnfilm-Ablagerung (CD) in einem Prozess, der hier als elektro-chemische molekulare Schichtepitaxie (EMOLE) bezeichnet wird, um Monomere, Polymere, Makromoleküle oder Dünnfilme in leitfähigen Flüssigkristall-Polymeren oder "Molekulardrähten" mit hochleitfähigen Anschlusskontakten abzulagern, zu polymerisieren und/oder zu orientieren. Vorzugsweise ist ein Anschlusskontakt des gebildeten eindimensionalen Molekulardrahts "molekulargeschweißt" oder elektrisch mit der Substratfläche verbunden (d.h., dem hinteren Metall, welches auf einer p-Fläche des Halbleiter-Homoübergangs-Substrats überzogen ist). Der andere Anschlusskontakt ist mittels weiterer leitfähiger Flüssigkristall-Polymer-Orientierung senkrecht zum Flächensubstrat nach außen gerichtet, wie oben in 2 dargestellt wurde. Eine Wiederholung analoger Ablagerungsverfahren wird dazu verwendet, um eine aktive molekulare Erkennungskopfgruppe an den freien Anschlusskontakten (wie in 2 gezeigt ist) "molekular anzuschweißen" oder elektrisch zu verbinden, wodurch eine schnelle und unmittelbare Ladungsführung von den molekularen Erkennungsorten zum Halbleitersubstrat zugelassen wird.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung findet sequentielle Ablagerung lediglich in spezifischen Regionen des Halbleitersubstrats statt (beispielsweise auf spezifischen elektrisch- oder chemisch-aktivierten Flächenbereichen der Substratelektrode). Dies liefert eine Rasterfläche von individuell verdrahteten molekularen Erkennungsorten.
  • Beispiele von drei sequentiellen Ablagerungsverfahren (elektro-chemisch und chemisch) und deren Anwendung auf Produktion von atomaren Schichten von Verbindungs-Halbleitern und leitenden Polymeren sind unten im Abschnitt III, A–C beschrieben. Eine mo difizierte Form dieser Prozesse, die als elektro-chemische molekulare Schicht-Epitaxie (EMOLE) bezeichnet wird, kann dazu verwendet werden, einen einzelnen Sensorort oder eine Gruppe von Sensororten herzustellen.
  • A. Elektro-chemische atomare Schicht-Epitaxie (ECALE)
  • Das epitaxische Wachstum von Halbleitern ist ein wichtiger und aktiver Bereich der Forschung. Die Entwicklung neuer Nichttemperatur-Verfahren zur Verbreitung von Hochqualitäts-Halbleiter-Dünnfilmmaterialien ist von fundamentaler Wichtigkeit für die Halbleiterchip-Industrie. Beträchtliche Anstrengung wurde dem Studium des Epitaxie-Wachstums dieser Materialien in Vakuum gewidmet (beispielsweise molekulare Strahlen-Epitaxie (MBE)). Elektroablagerung zeigt eine alternative zur den teueren Vakuumtechniken. Zusätzlich wird üblicherweise Elektrochemie in der Nähe von Raumtemperatur durchgeführt, und vermeidet daher die Zwischendiffusions-Probleme in Verbindung mit hohen Temperaturen, die bei Vakuumablagerungsverfahren verwendet werden. Die Forschung hat sich in Richtung auf die Epitaxie-Elektroablagerung von II-VI-Mischungs-Halbleitern gerichtet. Ein Verfahren zur epitaxischen Elektroablagerung und digitalem Ätzen, elektro-chemischer atomarer Schicht-Epitaxie (ECALE) ist in Entwicklung. Das Verfahren umfasst die abwechselnde Elektroablagerung von atomaren Schichten von konsistenten Elementen, die eine Mischung bilden. Die Ablagerung ist auf eine atomare Schicht unter Verwendung der Unterpotential-Ablagerung (UPD) begrenzt. UDP bezieht sich auf einen Oberflächenbegrenzungsprozess, wodurch ein Ablagerungselement eine Mischung mit Substratflächenatomen bei einem Potential unterhalb dem bildet, welches für eine starke Ablagerung des Elements erforderlich ist. Die Ablagerung des Elements läuft weiter, bis die Fläche "bedeckt" ist. Wenn die Fläche bedeckt ist, erfordert nachfolgende Ablagerung ein höheres Potential, um starke Ablagerung weiter zu führen. Somit ist UDP üblicherweise auf Monoschicht-Überzug begrenzt.
  • ALE (atomare Schicht-Epitaxie) bezieht sich auf eine Reihe von Verfahren auf Vakuumbasis für Halbleiterwachstum, wo eine Mischung als Monoschicht in einem Zeitpunkt durch abwechselnde Ablagerung von atomaren Schichten der Bestandteilelemente gebildet wird. ALE ist bei einer Vielzahl von Dünnfilm-Herstellungsverfahren anwendbar, beispielsweise Molekular-Strahl-Epitaxie (MBE), metall-organischer molekularer Strahl-Epitaxie (MOMBE), chemischer Dampfablagerung (CVD), metall-organischer chemischer Dampfablagerung (MOCVD) usw.. Diese Vakuumverfahren umfassen solche Probleme wie die Notwendigkeit nach einer sorgfältigen Steuerung von Reaktanz-Flüssen, um epitaxiale Ablage rungen zu erzielen. ALE steht aktuell in Entwicklung, welches weniger strenge Steuerung von Wachstumsparametern erlaubt. Einzigartig für ALE ist das Mischungswachstum einer atomaren Schicht zu einem Zeitpunkt. Dieses Verfahren vertraut auf spezifische Oberflächenreaktionen, die lediglich eine Monoschicht an Reaktivität zur Folge haben. Wenn der Reaktant ein elementarer Dampf ist, wird die Substanztemperatur so eingestellt, dass starke Ablagerungen sublimieren, während die erste Monoschicht aufgrund der verbesserten Stabilität, die aus der Mischungsbildung resultiert, verbleibt. Nach Abpumpen (Evakuierung) des ersten Elements wird eine ähnliche Prozedur mit dem zweiten Element durchgeführt. Für eine Mischung, beispielsweise CdTe wird eine Schicht aus Cd gebildet, auf die eine Schicht aus Te folgt. Das Dünnfilmwachstum wird durch Wiederholung des Zyklus erreicht.
  • Bei der Bildung einer Mischung, beispielsweise GaAs durch ALE im MOCVD-Modus wird ein Fluss aus H3As, ein Arsen-Vorläufergas, gegenüber dem Substrat bei einer Temperatur freigesetzt, welches das Bilden einer einzelnen As-Oberflächenschicht erlaubt. Ein Überschuss von H3As wird nachfolgend unter Hochvakuum abgepumpt. Die As-Atomarschicht wird durch die Mischungsbildung mit vorher abgelagertem Ga stabilisiert. Ein Fluss von Tetramethyl-Gallium (TMG), ein Gallium-Vorläufergas, wird dann an die Oberfläche frei, und ähnlich wird eine atomare Schicht aus Ga gebildet. Überschussgas wird unter Hochvakuum abgepumpt. Dünnfilme werden durch Wiederholen dieses Zyklus erzeugt.
  • ECALE ist das elektrisch-chemische Analogon von atomarer Schicht-Epitaxie (ALE), bei der UDP anstelle von Temperatursteuerung verwendet wird, um Monoschichten abzulagern. Die Verwendung von UPD, um atomare Schichten von beiden Elementen elektro-abzulagern, erfordert zurzeit, dass ein Element durch reduktive UPD abgelagert wird, während das andere durch oxidative UPD abgelagert wird. Auf diese Weise kann ein unterpotentialabgelagertes Element auf der Fläche des verwendeten Potentials im Anschluss an die Ablagerung des anderen Elements gehalten werden. Bei der Bildung einer Mischung (Verbindung), beispielsweise CdTe kann Te oxidativ unterpotential aus Te2 bei ziemlich negativen Potential abgelagert werden. Kadmium kann anschließend reduktiv unterpotential aus einer Cd2+-Lösung bei einem positiveren Potential abgelagert werden, wo das vorher abgelagerte Te stabil bleibt. Elektro-aufgebrachte Halbleiter müssen nicht wie bei ALE getempert werden, was üblicherweise 15 Minuten lang bei 300°C durchgeführt wird.
  • Digitales Ätzen, der Umkehrprozess der Ablagerung, ist eine natürliche Erweiterung des ECALE-Verfahrens. Das Vergrößern des negativen Spannungspotentials, um Monoschichten abzulösen oder zu ätzen, ist möglich. Ein Verfahren zum digitalen elektro-chemi schen Ätzen von Mischungs-Halbleitern bei einem elektro-chemischen Flusszellensystem, bei dem abwechselnde elektro-chemische Potentiale zwischen einer Referenzelektrode und dem Mischungs-Halbleiter angelegt werden, die ausreichend sind, Bereiche abzulösen, vorzugsweise atomare Schichten von Elementen der Mischungs-Halbleiter von den Mischungs-Halbleitern, ist in Stickney et al.: US-PS 5 385 651 und Stickney et al.: WO 94/28203 beschrieben.
  • B. Sequentielle Monoschicht-Elektroablagerung (SMED)
  • Die sequentielle Monoschicht-Elektroablagerung (SMED) stellt Monoschichten von II-VI-Mischungs-Halbleitern bereit und bezieht sich auf das ECALE-Verfahren, welches oben beschrieben wurde. Ungleich dem ECALE-Verfahren sind jedoch alle abgelagerten Elemente in der gleichen Galvanisierungslösung vorgesehen. Sie werden gemeinsam aufgebracht, und dann wird eine, die im Überschuss aufgebracht ist, elektro-chemisch abgelöst. Beispielsweise können Cd2+ und Se2– von der gleichen Galvanisierungslösung durch zyklische voltametrische Ablagerung bei schnellen Scannraten mit einer drehenden Nickelscheibenelektrode aufgebracht werden. Die Prozedur wurde ausgebildet, um das Problem starker Se-Bildung zu beseitigen, wobei ein zyklisches Ablagerungsverfahren verwendet wird, welches Submonoschicht-Beträge von CdSe und starken stöchiometrischen Überschuss von Cd kathodisch ablagert. Das Überschuss Cd wird dann abgelöst, indem die Elektrode auf ein positives Potential abgelenkt wird, als Teil des voltametrischen Zyklus (Cd wird schnell in der Nähe von dessen thermo-dynamischen Reduktionspotentials abgelöst). Da die CdSe-Phase eine starke negative freie Bildungsenergie hat (ΔG0 f.298K = –141,5 kJ mol–1), hat man sich ausgedacht, dass irgendwelches freie Se, welches in diesem Prozess abgelagert ist, mit dem Überschuss-Cd reagieren wird, um CdSe zu bilden und nicht zu großen Mengen an Überschuss von Se im Film führen wird. Das Nettoergebnis ist somit die sequentielle Ablagerung von stöchiometrischem CdSe, einer Monoschicht (oder weniger) zu einem Zeitpunkt. Es wurde berichtet, dass eine solche Prozedur zu bestandteilsmäßig-homogenen, stöchiometrischen Filmen führt und ein allgemeines Verfahren sein kann, binäre Materialien mit großer Thermodynamik und kinetischer Stabilität durch Elektro aufzubringen. (Kressin, AM; Doan, VV; Klein, JD; Sailor, MJ: "Synthesis of Stoichiometric Cadmium Selenide Films Via Sequential Monolayer Electrodeposition" Chem. Mater. 3(6): 1015–1020, 1991).
  • C. Chemische Dünnfilm-Ablagerung (CD)
  • Leitende Polymere sind anscheinend weiterhin aktive Elemente von elektronischen und chemischen Einrichtungen, beispielsweise flexible licht-emittierende Dioden, chemische Sensoren und Fotovoltaikeinrichtungen, die vielversprechend sind. Als Ergebnis sind die Dünnfilm-Verarbeitungsverfahren für diese Materialien zunehmend wichtig geworden, um alle organischen Dünnfilmeinrichtungen erfolgreich zu fabrizieren und zu optimieren. Verfahren, beispielsweise Belackung, elektro-chemische Ablagerung, und Langmuir-Blodgett-Dünnfilmübertragung wurden insgesamt mit variierendem Erfolg verwendet, um damit verbundene Polymere zu Dünnfilmen zu handhaben. Fou et al. (Fou, AC; Ellis, DL; Rubner, MF: Molecular-Level Control in the Deposition of Ultrathin Films of Highly Conductive, In-Situ Polymerized P-Doped Conjugated Polymers. Mater. Res. Soc. Symp. Proc. 328: 113–118, 1994) hat ein Dünnfilm-Verarbeitungsverfahren beschrieben, welches zur Fabrikation von ultradünnen Filmen von leitenden Polymeren mit ?-Pegel-Steuerung über der Dicke und der Multischicht-Architektur entwickelt wurde. Molekulare Selbstmontage von polymerisierten verbundenen Polymeren an Ort und Stelle bestehen aus einem Schicht-Schicht-Prozess, bei dem ein Substrat abwechselnd in eine Lösung eines p-dotierten leitfähigen Polymer getaucht wird (beispielsweise Polypyroll, Polyanilin) und eine Lösung aus Polyanion. An Ort und Stelle erzeugt die oxidative Polymerisation die höher leitfähige nichtderivatisierte Form des verbundenen Polymers, welches in einer einzelnen Schicht einer genau-gesteuerten Dicke abgelagert wird (30 bis 60 ?). Die Dicke jeder Schicht kann durch Einstellen der Tauchzeit und der Lösungs-Chemie fein abgestimmt werden. Die Flächen-Chemie des Substrats (wasserabweisend, geladen usw.) beeinflusst außerdem stark die Ablagerung, wodurch es ermöglicht wird, leitendes Polypyroll auf gut definierten Regionen der Substrate selektiv abzulagern.
  • D. Elektro-mechanische Molekular-Schicht-Epitaxie (EMOLE)
  • Elektro-chemische Molekular-Schicht-Epitaxie (EMOLE) ist eine Verarbeitungstechnologie, die verwendet wird, die Struktur und die Eigenschaften von Makromolekülen zu konstruieren, welche auf einer Substratfläche abgelagert werden, um hoch-organisierte Molekularmaterialien zu erzeugen. Vorzugsweise liefert diese Verarbeitung Flüssigkristall-Strukturen des oben beschriebenen Typus. Üblicherweise wird die Kristallisation als Erzeugung von homogenen und sehr genau geordneten Materialien angesehen, die aus einer oder wenigen Arten von Atomen oder kleinen Molekülen hergestellt sind. Es ist auch möglich, größere und komplexere Moleküle, beispielsweise Proteine, DNA, supra-molekulare Baugruppen, beispielsweise Ribosomen, zu kristallisieren, und sogar Viruspartikel mit atomischen Massen im Überschuss von 100 Millionen Daltons. Tatsächlich ist dies ein notwendiger Schritt, den Aufbau vieler Makromoleküle aufzuhellen. Co-Kristallisation von zwei oder mehreren unterschiedlichen Komponenten ist ebenfalls möglich. Die vorliegende Erfindung liefert EMOLE-Verfahren, um Schichten von zweidimensionalen Kristallen oder allgemein gut geordnete Anordnungen von miteinander verbundenen Makromolekülen für die Produktion eines Biosensors zu erzeugen. EMOLE wie hier beschrieben verwendet allgemein eine niedrige Stromdichte und niedriges Potential (was die Helmholtz-Doppelschicht beibehält), um unaxial-orientierte leitende Flüssigkristall-Biopolymere (Proteine und DNA) auf Substratflächen abzulagern.
  • Vorzugsweise verwenden die Verfahren nach dieser Erfindung EMOLE, um Monomere, Polymere, Makromoleküle oder Dünnfilme in Flüssigkristall-Polymeren oder "Molekulardrähten" mit leitfähigen Anschlusskontakten abzulagern, anzubringen, zu polymerisieren und/oder zu orientieren. "Dünnfilm" ist ein Ausdruck, der hier verwendet wird, der eine gut definierte atomare oder molekulare Ablagerungsschicht auf einem flachen zweidimensionalen Substrat definiert. Diese Filme können durch viele Verfahren hergestellt werden (d.h., ALE; CVD, Langmuir-Blodgett, Tauchüberziehen, Belackung, EMOLE, usw.) und können aus vielen Materialien zusammengesetzt sein. Diese Filme werden manchmal als "Rasen" oder "Flüssigkristall" gekennzeichnet.
  • Bedingungen, die orientierte Flüssigkristall-Polymere unterstützen, werden nachstehend gezeigt. EMOLE kann angewandt werden, um leitfähige elektronische Verbindungen an jedem Ende der orientierten leitfähigen Flüssigkristall-Polymere zu bilden (d.h., dem Kopfgruppenende und dem Substratende). Durch Verbinden von diesen an einem ersten Ende der leitfähigen Polymer-Fasern in einer Flüssigkristallorientierung sind die molekularen Erkennungskopfgruppen in ihrer chemischen oder biochemischen Bindung/Kennung von Analyt-Arten räumlich ungehindert. Als Konsequenz eines Analyt-Bindungs-Ereignisses an einen molekularen Erkennungsort wird schneller Elektronen- oder Lochtransfer von dem orientierten Flüssigkristall-Molekularerkennungsort über das angebrachte orientierte Flüssigkristall-Leitpolymer oder Dünnfilm zum Halbleitersubstrat ein Signal erzeugen. Die Amplitude des Signals oder Anzahl von Elektronen oder Löchern, die zur Halbleiterfläche tunneln, die im Aggregat genommen werden, wird die Menge von spezifizierten vorhanden Analyt-Art reflektieren.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden in einem ersten Elektro-Ablagerungszyklus Fasern von leitendem Polymer auf einem Substrat befestigt (bei spielsweise einer p-Fläche eines Halbleiters, beispielsweise einer p-n-Übergangs-Solarzelle, die oben beschrieben wurde). Dies ist in 4A gezeigt. In diesem Zyklus ist ein erstes Medium 402, welches ein Polymer 404 enthält, welches aufzubringen ist (oder ein Vorläufer dieses Polymers, beispielsweise ein Monomer) mit einem Substrat 406 kontaktiert. Vorzugsweise, obwohl nicht notwendig, ist das Medium 402 eine Flüssigkeit, welche Polymer-Fasern auflöst. Das Medium 402 kann innerhalb eines Behälters 407 gehalten werden, wie gezeigt ist, und es kann über das Substrat 406 in einem fortlaufenden Fließreaktor laufen gelassen werden. Ein Potential wird dann an das Substrat 406 über eine Schaltung 408 angelegt, um den ersten Zyklus anzusteuern und einen Rasen der immobolisierten Polymer-Fasern 410 abzulagern. Es sei angemerkt, dass die Schaltung 408 das Substrat 406, das Medium 402, eine Gegenelektrode 412 und eine Spannungsversorgung 414 aufweist. Wenn Polymer-Fasern 404 eine positive Ladung haben, wird ein negatives Potential an das Substrat angelegt. Wenn sie jedoch eine negative Ladung haben, wird eine positive Ladung an das Substrat angelegt. In jedem Fall sollte das Potential und/oder die Stromdichte gesteuert sein, um sicherzustellen, dass (1) das Polymer am Substrat mit der Festigkeit befestigt ist, um Elektronentransport zu erlauben, und (2) die abgelagerten Polymer-Fasern eine im Wesentlichen gemeinsame Orientierung haben. Es kann wünschenswert sein, eine Ladungsgruppe auf lediglich einem Ende der Polymere 404 vorhanden ist, so dass dieses Ende selektiv mit der Fläche des Substrats 406 gekoppelt ist. Wenn die Polymer-Faser eine Nukleinsäure ist, sollte die Ladungsgruppe angebracht werden, indem sie an einem Ende der Nukleinsäure-Faser eingefügt wird (ausgebildet im Wesentlichen wie eine herkömmliche Nukleinsäuresonde), wobei die Faser komplementär zu einem Ende der anzubringenden Nukleinsäure ist. Natürlich sind durch den Stand der Technik andere Verfahren zum Anbringen von Ladungsgruppen (oder anderen Funktionsgruppen) an einem Ende einer Polymer-Faser bekannt und können vorteilhaft in Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden.
  • Bei einer speziellen Ausführungsform kann die Elektro-Ablagerungs-Stromdichte, die im Bereich von ungefähr 10 bis 300 μA cm–2 liegt, und das Spannungspotential, welches ungefähr 10 bis 300 mV beträgt, durch Licht erzeugt werden, welches durch Fotoleitung an der n- und p-Fläche der untergetauchten Solarzelle induziert wird. Ablagerungszyklusvariable umfassen i) angelegte Potentiale (d.h., Magnet/Spannung); ii) Lösungszustand (d.h., Konzentration des abgelagerten Materials, pH-Wert, Elektrolyt, Lösung, Temperatur usw.); und iii) Halbleitersubstrat (Polykristalline, Monokristalline, Einzelkristall-Flächenorientierung, sanfte oder strukturierte Fläche, Metallkontaktüberzug, Gitterübereinstimmung des Überzugs, usw.).
  • Wie für den Fachmann verständlich ist, können diese Variablen eingestellt werden, um eine optimale molekulare Aufbaustruktur zu erzeugen.
  • Beispielsweise können die folgenden Richtlinien verwendet werden, geeignete Molekulardrähte abzulagern. Zunächst müssen die angelegten Potentiale niedrig genug sein (beispielsweise 0,001 bis 1500 mV), um eine Helmholtz-Doppelschicht während der Elektro-Ablagerung von leitenden Polymeren und molekularen Erkennungskopfgruppen auf dem Halbleitersubstrat beizubehalten. Angelegte Spannungsbereiche werden in Abhängigkeit von der Größe, der Ladungsdichte, des Gegen-Ions und der Viskosität des aufzubringenden Materials abhängen. Zweitens müssen die Stromdichten niedrig genug sein (beispielsweise 0,001 bis 1500 μA cm–2), um eine Helmholtz-Doppelschicht während Elektro-Ablagerung auf leitenden Polymeren und molekularen Erkennungskopfgruppen auf dem Halbleitersubstrat beizubehalten. Die Stromdichtebereiche werden in Abhängigkeit von der Größe, der Ladungsdichte, des Gegen-Ions, und der Viskosität des aufzubringenden Materials variieren. Drittens sollte das Halbleitersubstrat so gewählt werden, um eine Helmholtz-Doppelschicht während Elektro-Ablagerung einer uniaxial-orientierten Flüssigkristallstruktur auf der Fläche des Halbleitersubstrats beizubehalten. Wie angemerkt kann diese polykristallin oder monokristallin sein, welches eine glatte oder strukturierte Fläche hat. Dieses kann auch einen Metallkontaktüberzug aufweisen.
  • Außerdem sollten die Lösungszustände bestimmte spezifische Kriterien erfüllen. Beispielsweise sollte die Konzentration des abgelagerten Materials niedrig genug sein (beispielsweise 0,001 bis 10 mg/mL), um eine Helmholtz-Doppelschicht während der Elektro-Ablagerung zum Leiten von Polymeren und molekularen Erkennungskopfgruppen auf dem Halbleitersubstrat beibehalten. Weiter sollte der pH auf ungefähr 2 pH-Einheiten über oder unter dem pKa oder p1 des leitenden Polymers oder der molekularen Erkennungsbaugruppe eingestellt werden, um ein Polymer der entgegengesetzten Ladung von der Fläche des Halbleitersubstrats zu erzeugen. Noch weiter sollte der Elektrolyt so ausgebildet sein, das er einen Gegen-Ionentypus und eine Elektrolyt-Konzentration (beispielsweise 0 bis 150 mM-Salz) hat, die eine Helmholtz-Doppelschicht während Elektro-Ablagerung einer uniaxial-orientierten Flüssigkristallstruktur auf der Fläche des Halbleitersubstrats beibehält. Eine hohe Elektrolyt-Konzentration wird zuviel Strom erzeugen und die Helmholtz-Doppelschicht während der elektro-chemischen Ablagerungsverarbeitung zerstören. Zusätzlich sollte die Lösung aus einem Bereich organischer wässriger Lösungen und Co-Lösungen ausgewählt werden, um eine Helmholtz-Doppelschicht während Elektro-Ablagerung einer uniaxial-orientierten Flüssig kristallstruktur auf der Fläche des Halbleitersubstrats beizubehalten. Leitende Polymere und molekulare Erkennungskopfgruppen sollten in der Lösung oder in der verwendeten Co-Lösung lösbar sein. Schließlich sollte die Temperatur größer sein als der Gefrierpunkt (fp) und geringer sein als der Siedepunkt (bp) des Lösungsmittels oder des Co-Lösungsmittels, um eine Helmholtz-Doppelschicht während Elektro-Ablagerung einer uniaxial-orientierten Flüssigkristallstruktur auf der Fläche des Halbleitersubstrats beizubehalten.
  • Während des Sensorbildungsprozesses wird ein zweiter Elektro-Ablagerungszyklus durchgeführt, um molekulare Erkennungsorte am Kopf der darunterliegenden uniaxial-orientierten leitenden Flüssigkristall-Polymerschicht anzubringen. Der zweite Zyklus ist 4B gezeigt. Wie bei dem ersten Ablagerungszyklus wird ein gewünschtes Material von einem Medium aufgebracht; vorzugsweise ein flüssiges Medium 422. In diesem Fall enthält das zweite Medium 422 Kopfgruppen 420 oder einen geeigneten aufzubringenden Vorläufer. Nachdem das Medium 422 in Kontakt mit dem Substrat 406 gebracht ist (an welches Polymer-Faser 410 im ersten Zyklus befestigt wurden), wird ein Potential an das Substrat über die Schaltung 408 angelegt, um den zweiten Zyklus anzusteuern. Das Potential wird positiv oder negativ in Abhängigkeit von der Ladung auf den Kopfgruppen sein. Dies hat eine Ablagerung eines Rasens von immobilisierten Kopfgruppen 424 zur Folge, die an einem nicht befestigten Ende von Polymer-Fasern 410 angebracht sind. Die Potential- und/oder Stromdichte sollte gesteuert sein, um sicherzustellen, dass (1) die Kopfgruppe an den Polymer-Fasern mit einer Festigkeit befestigt werden, um Elektronentransport zuzulassen, und (2) die abgelagerten Kopfgruppen eine im Wesentliche gemeinsame Orientierung haben. Die Ablagerungszyklusvariablen werden eingestellt, um die Herstellung einer einzelnen molekularen Schicht von uniaxial-orientiertem Flüssigkristall chemisch oder biologisch aktiven Molekularerkennungsorten 424 sicherzustellen, die individuell mit der darunterliegenden uniaxial-orientierten elektrisch-leitenden Flüssigkristall-Polymerschicht 410 "verdrahtet" sind. Die abzulagernden Kopfgruppen können mit einer oder mehreren Funktionsgruppen versehen sein, welche die Kopfgruppen auf Fasern 410 in eine gewünschte Orientierung richten. Wie bei den Polymer-Fasern können die Kopfgruppen mit einer Ladegruppe funktionalisiert sein. In vielen Fällen ist es wünschenswert, die Ladegruppe weg von dem aktiven Ort der Kopfgruppe anzuordnen, so dass die Kopfgruppe am aktiven Ort, der dem Medium gegenüberliegt, angebracht wird.
  • Die Ablagerungsbedingungen müssen für das Material, welches aufzubringen ist, maßgeschneidert sein. Bei einer Ausführungsform dieser Erfindung kamen DNA-Ablagerung und GOD-Enzym-Ablagerungsbedingungen vor, um ähnliche Stromdichte und angelegtes Potential zu verwenden (beispielsweise 10 bis 300 μAcm–2 und 10 bis 300 mV). Die Lösungszustände in den beiden Ablagerungszyklen (d.h., Konzentration des abgelagerten Materials, pH, Elektrolyt, Lösung) wird jedoch nicht die gleichen sein.
  • Wie ersichtlich sein sollte, erfordern die Ablagerungsreaktionen, dass die Polymer-Fasern und die Erkennungskopfgruppen elektrisch geladen und in einem elektrischen Feld mobil sein sollen. Somit müssen die Zusammensetzungen des ersten und des zweiten Mediums sorgfältig gewählt werden. Üblicherweise, jedoch nicht notwendigerweise wird das erste Medium entfernt und es wird zugelassen, dass das Substrat getrocknet wird, bevor es mit dem zweiten Medium kontaktiert wird.
  • I. Ablagerung von uniaxial-orientierten leitenden Flüssigkristall-Biopolymeren (Proteine und DNA)
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden EMOLE-Verfahren verwendet, um sequentiell leitende Flüssigkristall-Polymere (beispielsweise DNA und Proteine) auf der Oberfläche eines Substrats (beispielsweise einem P-Silizium einer polykristallinen p-n-Übergangs-Solarzelle) aufzubringen, anzubringen und zu orientieren. Beispielsweise wird der pH-Wert einer DNA-Elektrolyt-Ablagerungslösung auf ungefähr 6,0 eingestellt (mehr als 2 pH-Einheiten über dem pKa oder pI von DNA), wodurch ein negativ geladenes DNA-Biopolymer erzeugt wird. Licht-induzierte Fotoleitung durch eine eingetauchte Solarzelle erzeugt ein elektrisches Feld in der DNA-Elektrolyt-Lösung, die negativ geladene DNA-Fasern auf die positive p-Silizium-Fläche uniaxial-orientiert. Die angelegte Solarzellen-Stromdichte und das Spannungspotential sind niedrig genug, um eine Helmholtz-Doppelschicht (wie in der US-PS 5 215 631, Westfall beschrieben) zwischen der p-Silizium-Fläche und der DNA und Gegen-Ionen in Lösung einzurichten und beizubehalten. Die sehr milden EMOLE-Zustände erleichtern elektro-chemische Ablagerung von uniaxial-orientierten erweiterten flüssigkristallinen DNA-Strukturen orthogonal zur Halbleitersubstratfläche. Mit "sanft" ist gemeint, dass die Zustände die Helmholtz-Doppelschicht bewahren, wie in der oben erläuterten Westfall-Referenz beschrieben.
  • EMOLE-Verfahren können dazu verwendet werden, leitendes Flüssigkristall-Protein (d.h., molekulare Erkennungsorte) auf dem Kopf der darunterliegenden uniaxial-orientierten Flüssigkristall-DNA-Schicht aufzubringen, anzubringen und zu orientieren, welche an der Fläche des Silizium-Substratschips befestigt ist. Beispielsweise ist der pH-Wert von einer Protein-Elektrolyt-Aufbringungslösung gleich ungefähr 7,0 (mehr als 2 pH-Einheiten über dem pKa oder pI des Proteins), wodurch ein negativ geladenes Protein-Bipolymer erzeugt wird. Licht-induzierte Fotoleitung durch eine eingetauchte Solarzelle erzeugt ein elektrisches Feld in der Protein-Elektrolyt-Lösung, welches negativ geladene Proteine auf dem "Rasen" der Flüssigkristall-DNA-Molekulardrähten uniaxial-orientiert. Angelegte Solarzellen-Stromdichte und Spannungspotential sind niedrig genug, eine Helmholtz-Doppelschicht zwischen der DNA-modifizierten p-Silizium-Fläche und dem Proteinen und Gegen-Ionen in der Lösung einzurichten und beizubehalten. Die sehr milden EMOLE-Bedingungen erleichtern sequentielle elektro-chemische Ablagerungen, welche die erste Monoschicht von uniaxial-orientierten erweiterten Flüssigkristall-DNA-Strukturen senkrecht zur Halbleitersubstratfläche beibehalten, während eine zweite Monoschicht von uniaxial-orientierten Flüssigkristall-Protein-"Kopfgruppen" auf dem Kopf des darunterliegenden "Rasens" der Flüssigkristall-DNA-Drähte abgelagert wird, wie durch die folgenden Referenzen beschrieben ist: Collings, PJ: Chap. 3. Electric and Magnetic Field Effekts, In: Liguid Crystals: Nature's Delicate Phase of Matter, Princeton University Press; Princeton, New Jersey; 1990; pp. 35–55. Collings, Pj: Chap. 9. Polymer Liquid Crystals, In: Liguid Crystals: Nature's Delicate Phase of Matter. Princeton Universitiy Press, Princton, New Jersey; 1990; pp. 162–180. Pelzl, G: Chap. 2. Thermodynamic Behavior and Physical Properties of Thermotropic Liquid Crystals. In: Liquid Crystals. Stegemeyer, H; guest ed. Steinkopff, Darmstadt and Springer, New York; 1994; pp. 51–102. Zentel, R: Chap. 3. Liquid Crystalline Polymers. In: Liquid Crystals. Stegemeyer, H; guest ed. Steinkopff, Darmstadt and Springer, New York; 1994, pp. 103–141).
  • Bei elektro-chemischer Ablagerung einer Monoschicht von uniaxial-orientierten Flüssigkristall-Protein wird das DNA-Silizium-Substrat vom Ablagerungsbad entfernt und es wird zugelassen, dass dies langsam abtrocknet und in Anwesenheit eines angelegten elektrischen Felds abkühlt. Dies gestattet, dass die orientierte Flüssigkristall-Protein-Struktur auf dem Kopf der orientierten Flüssigkristall-DNA-Molekular-Draht-Anschlussfläche des trockenen Silizium-Substratchips "verriegelt" ist, wie in den folgenden bezogenen Veröffentlichungen beschrieben ist: Collings, PJ; Chap. 6. Liquid Crystal Displays. In: Liquid Crystals: Nature's Delicate Phase of Matter. Princeton University Press; Princeton, new Jersey; 1990; pp. 96–120. Albrecht, C; Enkelmann, V; Lieser, G; Schwiegk, S; Wang, W; Wegner, G; Zierer, D: The Crystallization Behavior of Rod-LikeMakromolecules. In: Crystallization of Polymers, Dosiere, M ed. Kluwer Academic Publishers; Dordrecht, Boston, London; 1993; pp. 323–330. Brandes, R: Part I. Generation of Tailored Radio Frequency Pulses For NMR. Part II. Deuterium NMR Studies of Oriented DNA, and Its Interaction With Water. Dissertation, Ph. D. in Chemistry; Universitiy of California, San Diego; 1998.
  • Da EMOLE einen Elektro-Ablagerungsmechanismus verwendet, müssen die abzulagernden Arten geladen werden. Diese Ladung existiert natürlich auf mehreren Materialien von Interesse, wenn diese in einer Lösungsphase sind. Viele Materialien müssen jedoch geladen werden, um EMOLE-Ablagerung zu erleichtern. Viele Biopolymere können beispielsweise durch Einstellen des pH-Werts der Bipolymer-Elektrolyt-Ablagerungslösung auf mehr als zwei pH-Einheiten unterhalb von pKa oder p1 des Biopolymers positiv geladen werden. Die resultierende positive geladene Art ist zur elektro-chemischen Ablagerung auf beispielsweise negativen n-Halbleiterflächen geeignet.
  • Wie alle Flüssigkristalle können bei orientierten Polymeren dieser Erfindung deren Eigenschaften maßgeschneidert sein, indem geeignete Funktionalisierungsgruppen von Atomen dem Polymer-Rücken hinzugefügt werden. Diese Eigenschaften umfassen mechanische Festigkeit wie auch Ferroelektrozität, nichtlineare optische Aktivität und elektronische Ladungsübertragung. Die umfassten physikalischen Prinzipien sind in einer Anzahl von Büchern zusammengefasst (Collings, PJ; Liquid Crystal. Nature's Delicate Phase Of Matter. Princeton University Press; Princeton. New Jersey; 1990. Stegemeyer, H (guest ed): Liquid Crystals. Steinkopff, Darmstadt and Springer, New York; 1994. Plate, NA (ed.): Liquid-Crystal Polymers. Plenum Press; New York, London; 1993. Dosiere, M (ed.): Crystallization of Polymers. Kluwer Academic Publishers; Dordrecht, Boston, London; 1993). Anisotropische chemische und physikalische Eigenschaften von Flüssigkristallen und Flüssigkristall-Polymeren sind ein Ergebnis der gebildeten Molekularstruktur. Es wurde vor kurzem realisiert, dass Manipulation von Molekularstruktur und daher Funktion von Flüssigkristallen und Flüssigkristall-Polymeren nicht nur von der Verwendung von unterschiedlichen funktionalisierten organischen Molekülen abhing, sondern stark von Variablen abhängig ist, beispielsweise Lösungsmittel, Elektrolyten, Verunreinigungen, Dotiermittel; Flüssigkristall-Feldeffekten (d.h. angewendete Elektrik, Magnetik, Temperatur, Mechanik, elektro-magnetische Strahlung oder chemische Felder); und Verarbeitungstechniken, die verwendet wurden (Collings, PJ; Liquid Crystal. Nature's Delicate Phase Of Matter. Princeton University Press; Princeton. New Jersey; 1990. Stegemeyer, H (guest ed): Liquid Crystals. Steinkopff Darmstadt and Springer, New York; 1994. Plate, NA (ed.): Liquid-Crystal Polymers. Plenum Press; New York, London; 1993. Dosiere, M (ed.): Crystallization of Polymers. Kluwer Academic Publishers; Dordrecht, Boston, London; 1993, Collyer, AA (ed.): Liquid Crystal Polymers: From Structures To Applications. Elsevier Applied Science, Lindon, New York; 1992. Lam, L; Prost, J (eds.): Solitons in Liquid Crystals. Springer-Verlag; NewYork, Berlin, Heidelberg, London; 1992). Beispielsweise kann das Koppeln von molekularen Erkennungsflächen mit elektrisch-leitenden Polymeren von Chiralsmetik- (geschichtetes Cholesterin)-Flüssigkristall-Strukturen resultieren, die durch sequentielles Ablagern von DNA und Protein unter Verwendung von EMOLE-Herstellungstechniken, die durch diese Erfindung bereitgestellt werden, gebildet werden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform werden Biopolymere (DNA und Protein) und EMOLE-Verfahren dazu verwendet, eine molekulare Erkennungseinrichtung (MR) herzustellen.
  • IV. Leitende Polymere und Dünnfilme
  • Viele unterschiedliche leitende Polymere und Dünnfilme können für "Verdrahtung" von molekularen Erkennungsorten mit einem Halbleiter oder einem elektrischen Standardkomponentensubstrat verwendet werden. Allgemein können diese Polymere biologisch, organisch, anorganisch, wasserlöslich, flüssigkeitslöslich oder aus Kombinationen davon bestehen. Viele Beispiele leitender Polymere, die für diese Erfindung geeignet sind, sind erläutert in: Skotheim, TA. Handbook Of Conducting Polymers, Vol. 1–2. Skotheim, TA, ed. Marcel Dekker, Inc; New York, Basel; 1986. Arten von leitenden Polymeren und Dünnfilmen, die für diese Erfindung geeignet sind, umfassen, sind jedoch in keiner Weise auf die folgenden allgemeinen Klassen beschränkt: aromatische metall-dotierte Polymere (beispielsweise Polyanilin, dotiert mit Metallsalzen), π-gestapelte (aromatische) Polymere (beispielsweise Polyphenanthrolin; pyrazin-gebrückte Polymere von π-gestapelten Metalloporphyrinen; 2,3,6,7,10,11-Hexahexylthiotriphenylen (HHTT)), π-gestapelte (aromatische) spiralförmige Polymere (beispielsweise DNA), organische π-verbundene lineare Polymere (beispielsweise Polyazetylen), heterozyklische Polymere (beispielsweise DNA, Polyporphyrine), makrozyklische Polymere (beispielsweise Polyporphyrine mit einem Redox-Metall; Polytetrazazyklododecane mit einem Redox-Metall), Porphyrin-Polymere, Polymerzusammensetzungen (beispielsweise geschichtete Polymer-Mischungen), Polyelektrolyt-Polymere (beispielsweise Proteine, DNA), Flüssigkristall-Polymere (beispielsweise bestimme Proteine; DNA; Polyporphyrine; und 2,3,6,7,10,11-Hexahexylthiophenylen (HHTT), selbstorganisierende Polymere (beispielsweise mit Redox-Metall; HHTT), Abzweigpolymere, dendritische Polymere (Stern-Dendrimere mit Redox-Metall), chaotische Polymere (beispielsweise Poly-(SiO2)n in Glas mit Redox-Polymer), Biopolymere (beispielsweise Protein, DNA, Poly porphyrine), anorganische Polymere (beispielsweise (wasserhaltige) Oxide), organometallische Polymere (beispielsweise Ferrocen-Polymere), anorganische/organische Hybridpolymere (beispielsweise Eisen (wasserhaltig) – Oxid/Polybiphyridin-komplex), Metallocen-Polymere (beispielsweise Polyferrocen), Einlagerungs-Verbund-Polymere (beispielsweise Polyzeolit mit Redox-Metall), gemischt-dotierte Polymere, Kolloid/Sol-Gel-dotierte Polymere (beispielsweise Poly(SiO2)n mit Redox-Metall), Ionomere (beispielsweise bestimmte Proteine und bestimmte Polysurfactante), metall-gehäufte dotierte Polymere (beispielsweise Eisen (wasserhaltig) Oxid/Polybipyridin-Komplex), Redox-Polymere (Heller (Osmium-PVP) und Skothiem (Ferrocn-Polysiloxan)), Block-Polymere, Transplantat-Polymere, Übergangsmetallfilme (beispielsweise aufgebracht durch atomare Schicht-Epitaxie (ALE)), Hochtemperatur-Supraleitfilme (beispielsweise atomare Schicht-Epitaxie (ALE) von geeigneten Redox-Metallen), Langmuir-Blodgett-Filme (beispielsweise Detergente, Amphiphile, Surfaktante), Sol-Gel-Glasfilme (beispielsweise Spinglasfilme), usw., oder irgendeine Kombination von oben. Leitende Polymere von geeigneten Faserlängen für jede von diesen kann hierbei angewandt werden.
  • In einigen Fällen wird die native Form des Polymers ein Isolator sein, der jedoch bei geeigneter Dotierung, Hinzufügung von Verunreinigungen, Hydration, Konformeränderung, Ionisation, Oxidation, Reduktion, usw. leitfähig wird. Außerdem können einige leitende Polymere zwischen leitfähigen und isolierenden Zuständen reversibel umgeschaltet werden. Polyaniline beispielsweise werden in der protonierten oder oxidierten Form leitfähig. Weitere "schaltbare leitfähige Polymere umfassen beispielsweise Polymere, die von folgenden Monomeren polymerisiert sind: N-Methylpyrol, Thiophen, 3-Methylthiophen, 3,4-Dimethylthiophen, Vinylferrocen, Stryrol, Nitrostyrol, Viologens, Vinyl-Pyridin, Vinyl-2,2'-Bipyridin, Vinylrubren, Verbindungen auf Chinin-basis, und Derivate davon. Die Erfindung kann außerdem den Vorteil dieser Leitfähigkeitstransformation als Primär- oder Hilfsabtastmechanismus annehmen. Beispielsweise braucht ein Sensorsignal lediglich durch eine Kombination von zwei Ereignissen ausgelöst werden: eine Ligand-Bindung mit einer molekularen Erkennungskopfgruppe und einer pH-Änderung, die bewirkt, dass die Polymer-Verdrahtung leitfähig wird.
  • Enzyme, die bei organischer Synthese (d.h., um Medikamente und Pharmazeutikas herzustellen) können als molekulare Erkennungskopfgruppen dieser Erfindung verwendet werden. Diese weisen auf, sind jedoch nicht darauf beschränkt, kombinatorische und kommerzielle Bibliotheken von Esterasen, Lidasen, Amidasen, Akylasen und andere thermophile und mesophile Enzyme mit breiten Substratspezifitäten, die Reaktionen in organischen Lösungen und bei hohen Temperaturen katalysieren könne. Bei einer Ligand-Bindung an Esterase oder Lipase wird eine Reaktion stattfinden, die einen Alkohol und eine Karbonsäure von der gespaltenen Ester-Bindung erzeugt. Dies wird den pH-Wert der Kopfgruppen/schaltbaren Polymer-Molekularumgebung saurer machen; somit Protonieren eines umkehrbar/schaltbaren Polymers in eine protonierte oder leitende Form. Amidase- oder Akylase-Spaltung einer Amid-Bindung wird ein freies Amin und eine Karbonsäure erzeugen. Chelation der Säure durch Anionenaustauschunterstützung würde eine steigende Konzentration von freiem Amin hinterlassen, was den pH-Wert der Kopfgruppen-/schaltbaren Polymer-Molekularumgebung basischer machen würde; somit, deprotonieren des umkehrbar-schaltbaren Polymers in die neutrale oder isolierende Form. Beispiele von Enzymen, welche bei organischen Synthesen verwendet werden, können als molekulare Erkennungskopfgruppen verwendet werden, um Pegel von Medikamenten und Pharmazeutikas im menschlichen Blut zu überwachen.
  • Esterasen, Lipasen, Akylasen und Amidasen können außerdem dazu verwendet werden, Ligande in Alkohole, Karbonsäuren oder freie Amine zu deprotekieren, die dann zu Substraten werden, die für eine zweite molekulare Erkennungskopfgruppe geeignet sind, die verwendet wird, ein Signal durch Verfahren zu erzeugen, welches bei der vorliegenden Erfindung beschrieben wird. Beispielsweise spaltet Cholesterin-Esterase Cholesterin-Ester, welches im Blut gefunden wird, in Cholesterin, welches dann ein Substrat für Cholesterin-Oxidase ist. Cholesterin-Oxidase würde ein Signal ziemlich gleich Gluskose-Oxidase erzeugen, welche als Beispiel dieser Erfindung beschrieben wird.
  • Weitere Methoden umfassen beispielsweise Swager, et al. (Swager, TM; Marselle, MJ; Conducting Polymers With Chemical Sensitiv Traps and Barriers: New Molecule-Based Sensors. Mat. Res. Soc. Symp. Proc. 328–263–266, 1994), wo reversible schaltbare Polythiophen-Derivate beschrieben werden, die große Änderungen in Bandabstand bei Vorhandensein von spezifischen Ionen zeigen. Diese Materialien basieren auf neu gewachsenen Ethern, die Biothiophen-Monomere enthalten. Es werden Sensorpolymere, die für K+ und Na+ selektiv sind, beschrieben. Bei solchen Materialien induzieren spezifische Ionen ein Drehen der Polymer-Rücken, was eine Verminderung der π-Orbital-Überlappung zwischen Thiophen-Ringen zur Folge hat. Das Reduzieren des Ausmaßes an Konjugation ergibt einen Anstieg zu einer isolierenden Form (höherer Bandspalt).
  • Ein weiteres Beispiel ist ein sequenz-spezifischer DNA-Sensor. Eine spezifische Sequenz von Einzelfaser-DNA (nichtleitende oder isolierende Form) mit 5' oder 3' Terminus Thiol könnte an einem Goldelektrodensubstrat adsorbiert werden. Eine Analyt-Probe, welche die komplementäre DNA-Sequenz enthält, würde ein DNA-Doppelfaser-Polymer erzeugen, welches eine leitende Form von DNA ist. Dieses Ergebnis ist ein DNA-Sequenzdetektor. DNA der falschen Sequenz würde kein DNA-Doppelfaser-Polymer erzeugen (leitende Form). Geeignete Endgruppenfunktionalitäten in Bezug auf einzelfasriges DNA oder Nichtend-Gruppenmodifikationen von einzelfasrigem DNA (d.h., natives DNA) unter Verwendung von EMOLE-Verfahren könnten verwendet werden, sequenz-spezifisches einzelfasriges DNA (isolierende Form) auf Halbleitersubstraten zur Verwendung als DNA-Sequenzdetektor zu setzen. DNA bei Verbrechens-Szenen könnte sofort identifiziert werden, wenn man PCR-Verfahren verlassen würde, und sind sehr mühsame und kostenträchtige DNA-Sequenzlabor-Prozeduren.
  • Chemo-, Foto- oder Elektro-Polymerisation von Monomeren findet unmittelbar auf dem Halbleiter oder der elektrischen Standardkomponenten-Substratfläche statt, oder präpolymerisierte Polymere können abgelagert werden. Außerdem kann das Polymer oder der Dünnfilm, wenn einmal angebracht und polymerisiert, in ein hochleitfähiges Flüssigkristall-Polymer oder in eine Dünnfilmform orientiert werden. Dies kann durch Ablagern von Polymeren bei Vorhandensein von geeigneten elektrischen, magnetischen oder chemischen (Lösung) Feldern erreicht werden. Die Vorverarbeitung oder das Konditionieren von Polymeren ist beschrieben im Handbuch von Polymer Synthesis (Plastics Engineering Series, Volume 24) Kricheldorf, H. F., 1991. Chemische Polymerisation kann beispielsweise H2O2, Organperoxide oder 2,2'-Azobisisobutyronitirl (AIBN) verwenden. Fotopolymerisation kann Fotonen verwenden, die foto-chemische Radikale erzeugen, die initialisieren und Polymerisation ausbreiten können. Elektro-Polymerisation wird aktuell dazu verwendet, leitende Polymere künstlich herzustellen.
  • A. Elektronentransport-Proteine
  • Ein Beispiel eines leitenden Biopolymers, welches bei dieser Erfindung verwendet werden kann, ist das Elektronentransport-Protein. Elektronentransport-Proteine sind ein Produkt von Millionen von Jahren biologischer Entwicklung, feiner Abstimmung der Funktion elektronischer Leitung. In der Natur bleiben elektronische Transportproteine häufig in einer flüssigkristallinen Lipid-Zweischicht-Membran und werden durch diese orientiert. Bei der Erfindung kann das Elektronentransport-Protein in einer eng-gepackten orientierten zweidimensionalen kristallinen Struktur durch EMOLE-Kristallisierungs-Verarbeitungsverfahren abgelagert werden. Dies erzeugt eine Flächenstruktur, die geeignet orientiert ist wie mehrere molekulare Drahtverbindungen.
  • Geeignete Ablagerung und Orientierung von Proteinen kann durch Handhabung der physikalischen und chemischen Bedingungen während der Kristallation erreicht werden. Das EMOLE-Verfahren erlaubt eine systematische Methode, welche die relevanten Parameter zur Ablagerung von Protein oder Pepid-Polymeren als Drähte für Sensoren versteht und optimiert. Allgemein liefern die neu entwickelten Verfahren von EMOLE experimentelle Steuerung von Protein-Kristallstruktur und Funktion.
  • Elektronentransport-Proteine sind einigen Ausführungsformen zur Verwendung bei dieser Erfindung geeignet, da sie einige der Funktionen durchführen, welche für molekulare elektronische Einrichtungsfabrikation (MED) gewünscht wird, d.h., elektronische Speicherung und Übertragung im Molekular-Maßstab. Diese Eigenschaften entstehen aus alpha-spiralförmigen und Beta-gefalteten Blattstrukturen dieser biologischen Makromoleküle und von ihren nicht-protein-prosthetischen Gruppen. Diese prosthetischen Gruppen sind anorganische, organo-metallische oder metallische Atom-Co-Faktoren, die integral zur Struktur von Protein sind. Ein besonders interessierendes Protein ist Cytochrom b562 von E. coli. Dieses Protein ist klein (12,000 Daltons), hat eine einzelne Polypeptidkette, die zu einem einfachen 4-alpha-spiralförmigen Motiv gefaltet ist, deren Röntgenstrahlstruktur als 2,5 ? bekannt ist, und am wichtigsten, die einzelne Häm-Gruppe ist eine nicht-konvalente Bindung. Diese letzte Eigenschaft erlaubt die Substitution anderer Porphyrin-Analogien mit einer Vielzahl von koordinierten Metallatomen, die größtenteils die experimentelle Flexibilität des Systems vergrößern (Ulmer, KM: Chap. 29. Self-Organizing Protein Monolayers As Substrates For Molecular Device Fabrication. In: Molecular Electronic Devices II. Carter, FL; ed. Marcel Dekker, Inc.; New York, Basel; 1987; 573–590).
  • Fotosynthetische elektronische Transportproteine, die das Fotosystem II und das Fotosystem I in Pflanzen elektrisch kontaktieren, und mitochondriale atmende elektronische Transportproteine sind Beispiele von leitenden Biopolymer-Proteinen, die durch eine flüssigkristalline Lipid-Zweischicht-Membran orientiert sind – die Chloroplast-Membran (Clayton, RK: Light und Living Matter, Volume 2: The Biological Part. McGraw-Hill Book Company, New York, 1971), und mitochondriale Membran, die eine extrem-effiziente Elektonentransferkette über Elektronen-Tunnel-Mechanismus erleichtert (Pethig, R: Chap. 9. Electronic Properties of Biomacromolecules. In: Dielectric and Electronic Properties of Biological Materials. John Wiley & Sons; Chichester, New York; 1979; pp. 290–356).
  • Elektronische Transport-Proteine, die unter Proteinen gefunden werden können, die bei einer Atmungskette von Mitochondria teilnehmen, sind beispielsweise Flavoproteine, Nicht-Häm-Eisenproteine, und Cytochrom b, c1, c, a, und a3. Mit Ausnahme des Elektronen-Donators NADH sind alle diese elektronische Transport-Proteine, die zwei Elektronen für jedes Molekül von NADH hin- und herschieben, um 1/2 O2 auf H2O zu reduzieren. Dieser stromabwärtige freie Energie-Elektronentransport auf O2 ist mit phosporylativer Produktion von ATP gekoppelt, einem biochemischen Energieumlauf.
  • Elektronentransport vom Fotosystem II zum Fotosystem I bei der Chloroplast-Membran grüner Pflanzen umfasst die Elektronentransport-Proteine Cytochrom b559 oder b3 und Cytochrom f. Der Elektronentransport vom Fotosystem I umfasst die Elektronentransport-Proteine Ferrodoxin und Cytochrom b6.
  • Alle diese elektronischen Transportproteine liegen beieinander in Membranen mit vergrößernden Standardoxidations-Reduktions-Potentialen, die eine stromabwärtige freie Energieübertragung von zwei Elektronen von einem Elektronentransport-Protein zum nächsten in einer hochgeordneten Kette erleichtern.
  • B. DNA-Quantumdrähte
  • Ein zweites Beispiel eines leitenden Biopolymers, welches man sich normalerweise nicht als elektrisch-leitfähig bis vor kurzem vorgestellt hat, ist DNA (Meade, TJ and Kayyem, JF: Electron Transfer Through DNA: Site-Specific Modification of Duplex DNA with Ruthenium Donors and Acceptors, Angew. Chem. Int. Ed. Engl. 34(3): 352–354, 1995. Murphy, CJ; Arkin, MR; Jenkins, Y; Ghatlia, ND; Bossmann, SH; Turro, NJ; Barton, JK: Long-Range Photoinduced Electron Transfer Through a DNA Helix. Science 262: 1025–1029, 1993. Meade, TJ: Chap. 13. Electron Transfer Reactions Through the DNA Helix. In: Metal Ions In Biological Systems. Vol. 32. Interactions of Metal Ions With Nucleotides, Nucleic Acids, and Their Constituents. Sigel, A; Sigel, H; eds. Marcel Dekker, Inc.: New York, Basel, Hongkong; 1996; pp. 453–478. Stemp, EDA; Barton, JK: Chap. 11, Electron Transfer Between Metal Complexes Bound To DNA: Is DNA A Wire? In: Metal Ions In Biological Systems. Vol. 33 Probing of Nucleic Acids by Metal Ion Complexes of Small Molecules. Sigel, A; Sigel, H; eds. Marcel Dekker, Inc.; New York, Basel, Hongkong; 1996; pp. 325–365. Arkin, MR: Stemp, EDA; Holmlin, Re; Barton, JK; Hormann, A; Olson, EJC; Barbara, PF: Rates of DNA-Mediated Electron Transfer Between Metallointercalators. Science 273: 475–480, 1996). DNA ist ein Biopolymer mit bekannter Lösung und Festkörperkristallstrukturen. Bei dieser Erfindung kann das Ablagern einer orientieren erweiterten flüssigkristallinen DNA-Struktur orthogonal zur Festkörpersubstratfläche durch EMOLE-Kristallisation-Verarbeitungsverfahren erreicht werden. Dies erzeugt eine Flächenstruktur, die als mehrere molekulare Gradzwischenverbindungen geeignet orientiert ist.
  • Obwohl man nicht wünscht, durch Theorie gebunden zu sein, wird die folgende Erläuterung dargestellt, um den Stand der Technik bezüglich DNA als leitendes Medium zu zeigen. Im Stand der Technik gibt es noch keine Übereinstimmung, ob DNA aktuell als Draht wirken kann. Die Diskussion wird allgemein fortgesetzt durch Wilson (Wilson, DNA: Insulator of Wire, Chem. & Eng. News. 1997: 33, 24. Februar 1997). Obwohl diese Erörterungen toben, nimmt die folgende Erläuterung an, dass DNA in der Tatsache ein sehr gutes leitendes Polymer und ein bevorzugter Draht zur Verwendung bei Sensoren und EMOLE-Verfahren dieser Erfindung ist.
  • Elektronenbewegung über langen Abstand über DNA (d.h., ungefähr 40 ? oder ungefähr 12 Basispaare) wurden lediglich in Experimenten in Wasserlösung bestätigt. DNA muss auf eine Anschlussbasis, Substrat, usw. fixiert werden, welche mit dem Steuern der Dicke und Orientierung von Molekülen gekoppelt ist, um die genaue Leitfähigkeit des fixierten DNA zu messen. Seit einiger Zeit wurde über Studien über Fixierung von DNA auf Festbasisteilen über verschiedene Verfahren berichtet, beispielsweise Ionenverbindung, kovalentes Bonden und Protein-Verbindung zur Verwendung von DNA als potentielles elektronisches Material.
  • Okahata et al. bereiteten einen Polyionen-Komplex unter Verwendung von DNA und Kation-Lipiden vor, um dünne Filmmembranen aus DNA bereitzustellen (Ijiro, K und Okahata, Y: A DNA-Lipid Complex Soluble in Organic Solvents. J. Chem. Soc., Chem. Commun. 1992: 1339, 1992). Phosphate und Kationen-Lipide bildeten chemische Quantumionenpaare. Als Ergebnis bedeckte eine Alkylbasis das DNA, wobei die Form einer Bürste gebildet wurde, um eine Teströhre zu waschen und wurde hydrophob und setzte sich sofort ab. Nishi et al. bereiteten den Gelfilm mit der Dicke von 2–3 μm × 2 3 mm durch Hinzufügen bivalenter Ionen, beispielsweise Ca2+ oder Mg2+ zu einer Wasserlösung aus Alginsäure, einem Polysaccharid, welches einen Rest von Alginsäure hat (Iwata, K; Nishi, N; Miura, A; Nishimura, S; Tokura, S: Polymer Preprints, 42, 42: 599, 1993). Die DNA-Struktur wurde im Film vom Adsorptionstest der Interkalationsfarbe in der Studie beibehalten. Die molekulare Orientierung von DNA im Film, die durch Fixierverfahren bereitet wurde, war zufallsmäßig, und es war sehr schwierig, die molekulare Orientierung und die Dicke der Membran zu steuern. G. Decher et al. berichteten über Verfahren zum Bereiten der dünnen Membran aus DNA, die eine Dicke eines Moleküls hatte (Lvov, Y; Decher, G; Sukhorukov, G: Assembly of Thin Films by Means of Successive Deposition of Alternate Layers of DNA and Poly(Allylamine). Macromolecules 26: 5396–5399, 1993). DNA mit hohem Molekulargewicht, welches aus Stör-Sperma isoliert wurde, bildete Schichten mit einer Dicke von 33 ? durch Röntgenstrahl-Ablenkung, die das DNA zeigten, welches zweidimensional gespreizt war, mit der Längsachse parallel zur Substratfläche. Bei herkömmlichen Studien wurde die Fixierung unter Verwendung der Ionenverbindung von Anion-Phosphaten bei mehreren Punkten durchgeführt. Dagegen berichtete Maeda et al. über Fixierverfahren, bei denen ein Spezialrand aus DNA auf einem Goldanschluss durch chemische Behandlung von DNA mit einer Thiol-Base fixiert wurde (Maeda, M; Nakano, K; Uchida, S; Takagi, M: Mg2+-Selektive Elektrode Comprising Double-Helical DNA as Receptive Entity. Chem. Lett. 1994: 1805–1808, 1994). Organische Thiol-Mischungen haben eine starke Bindung an Gold. Maeda et al. erwogen, dass die Orientierung von DNA vertikal in Richtung auf den Anschluss von der Messung der Höhe des fixierten DNA war. Ijiro et al. berichtete über eine Produktion von einer halbmolekularen Membran unter Verwendung von DNA, einem Kation-Interkalations-Lipid (C18-ätzendorange), und Langmuir-Blodgett-Verfahren zum Giessen eines Dünnfilms. Die Orientierung von DNA-Fasern wurde durch Anlegen von Kompression und das Messen von Leitfähigkeiten in verschiedenen Richtungen versucht (Ijiro, K; Shimomura, M; Tanaka, M; Nakamura, H; Hasebe, K: Thin Solid Films (in press), Ijira, K und Shimomura, M: Double-Stranded DNA for Molecular Electronic Devices. Koti Butsuri 30 (12): 1042–1048, 1995. Birdi, KS: Lipid and Biopolymer Monolayers al Liquid Interfaces. Plenum Pressw. New York, London; 1989). Wie durch diese Übersicht verschiedener Verfahren zur Fixierung von DNA auf Oberflächen deutlich wird, gibt es gewisse Schwierigkeiten beim Orientieren von DNA-Filmen zur Verwendung als routinemäßig kommerzielles elektronische Material, um hochdichte molekulare Drahtzwischenverbindungen auf einem gemeinsamen Halbleiter oder elektrischen Standardkomponentensubstraten bereitzustellen.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird DNA oder Nukleinsäure als leitender Polymer-Vorläufer verwendet, die elektrochemisch und uniaxial zu einer hoch-leitfähigen leitfähigen flüssig-kristallinen Form auf dem Halbleitersubstrat abgelagert werden muss. Einzelfasriges DNA ist nicht wie ein molekularer Draht elektrisch leitfähig. Dieses ist ein Zufalls-Knäuel mit wenig Ordnung. Zweifasriges A-, B- oder Z-DNA sind jedoch Beispiele von flachem heteroaromatischen Purin und pyrimidin-π-gestapelten Basispaaren (d.h. heteroaromatischen π-Stapeln von flachen Basispaaren, eines auf dem Kopf vom nächsten in einer ansteigenden Spirale), die zweifasriges DNA leitfähig macht. Andere Beispiele von geeigneten DNA-Strukturen, die als uniaxial-orientierte flüssig-kristalline DNA-Quantum-Drähte abgelagert werden können, umfassen, sind jedoch in keiner Weise darauf beschränkt, im Uhrzeigersinn gedrehte, zweifasrige Strukturen, die auch als A-, B-, C-, D-, E- und T-Arten bezeichnet werden. DNA hat auch eine zweifasrige Drehstruktur entgegen dem Uhrzeigersinn, die als Z-Typus bezeichnet wird. Außerdem gibt es eine Schlaufen-DNA, welche aus Tausenden von Paaren von Basisteilen besteht, die als Plasmi-DNA bezeichnet wird, welche in Prokaryont-Organismen existiert. Es gibt außerdem eine gedrehte DNA-Struktur, die mehrere Schlaufen und eine superspiralförmige Struktur aufweist. Dort existiert sogar eine gedrehte Schlaufe, eine kreuzförmige DNA (Ijiro, K und Shimomura, M: Double Stranded DNA for Molecular Electronic Devices. Kotai Butsuri 30 (12): 1042–1048, 1995). Und DNA existiert in dreifach-spiralförmigen Strukturen ebenfalls (Povsic, TJ; Derva, PB: Triple Helix Formation By Oligonucleotides On DNA Extended To The Physiological pH Range. J. Am. Chem. Soc. 111(8): 3059–3061, 1989).
  • Vorzugsweise ist eine zweifasrige Flüssigkristall-B-DNA-Struktur in parallel erweiterter Angleichung orthogonal zur Fläche eines Halbleiters in spezifischen chemisch oder elektrochemisch aktivierten Regionen aufgebracht, elektrisch angebracht und uniaxial orientiert (wie in 2 gezeigt ist). A und T; G und C komplementäre Paare von Basisteilen bilden eine aufrechte spiralförmige Duplexstruktur mit einem Durchmesser von ungefähr 20 ?, die zwei hochmolekulare Ketten aufweisen. Die Teilung der spiralförmigen Duplexstruktur beträgt ungefähr 34 ? und 10 der Basispaare gruppieren sich nach oben vertikal in Richtung auf die erweiterte DNA-Linie. Die oberen und unteren Paare der Basisteile bilden einen Winkel von 36°, wobei der Abstand zwischen jedem Paar der Basisteile 3,4 ? beträgt. Dies erzeugt eine feste wechselseitige Beziehung zwischen jedem angehefteten Paar von Basisteilen innerhalb der spiralförmigen DNA-Duplexstruktur. Beispielsweise wird ein extreme Absorptionsmaß-Reduktion (Lichtfarbeffekt) wegen der π – π*-Umsetzung auftreten. Anders ausgedrückt kann die interne Charakteristik von DNA wie eine verdächtigte eindimensionale kristalline Struktur von angehefteten Paaren von Basisteilen angesehen werden (Ijiro, K und Shimomura, M: Double-Stranded DNA for Molecular Electronic Devices. Kotai Butsuri 30(12): 1042–1048, 1995).
  • Besonders hohe Packungseffektivität wird bei icosahedralen zweifasrigen DNA-Bakteriophagen erzielt, wo die DNA-Duplexe dicht verpackt sind, mit einem Abstand von Mitte zu Mitte von ungefähr 26 ?. Dieser Zwang wurde bei mehreren neueren Modellen eingebracht, wobei bei allen die Stäbe aus Duplex-DNA in mehr oder weniger parallelen Bündeln konfiguriert sind (Booy, FP; Newcomb, WW; Trus, BL; Brown, JC; Baker, TS; Steven, AC: Liquid-Crystalline, Phage-Like Packing Of Encapsidated DNA In Herpes Simplex Virus, Cell 64: 1007–1015, 1991). Außerdem ähnelt der durchschnittliche Interduplexabstand von 26 ? stark dem, der für Flüssigkristalle von DNA in vitro durch Kyroelektronik-Mikroskopie oder Röntgenstrahl-Ablenkung beobachtet wurde (Booy, FP; Newcomb, WW; Trus, BL; Brown, JC; Baker, TS; Steven, AC: Liquid-Crystalline, Phage-Like Packing Οf Encapsidated DNA in Herpes Simplex Virus. Cell 64: 1007–1015, 1991). Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden uniaxial-orientierte flüssig-kristalline leitfähige B-DNA-Drähte elektrochemisch an spezifischen durch Licht aktivierten Regionen auf der Fläche einer p-n-Übergang-Solarzelle durch EMOLE-Herstellungsverfahren wie oben beschrieben aufgebracht.
  • V. Molekulare Erkennungsflächen
  • Eine molekulare Erkennungsfläche besteht vorzugsweise aus einer zweidimsionalen Kristallgruppe aus einem oder mehreren molekularen Erkennungsorten, welche einen besonderen Ligand (d.h. Analyt) üblicherweise, jedoch nicht notwendigerweise in einer Flüssigkeit erkennen. Zusätzlich zu deren Fähigkeit, spezifische Ligande zu binden kann ein molekularer Erkennungsort auch ein katalytischer On, ein Redox-Ort, ein Elektronentransfer-Ort, ein Energietransfer-Ort, ein Magnettransfer-Ort sein und als eine Konsequenz der Ligand-Bindung Ausgleichsänderung und quantum-begrenzte Elektronen/Loch-Tunnelbildung und Perkolation induzieren.
  • Die bei dieser Erfindung verwendeten Kopfgruppen umfassen beispielsweise Proteine (die Ligande binden), katalytische Antikörper, Porphyrine, Lektine, Enzyme (einschließlich eines Enzyms, welches in der EC-Nomenklatur kategorisiert ist, beispielsweise Klasse 1: Oxidreduktasen, Klasse 2: Transferasen, Klasse 3: Hydrolasen, Klasse 4: Lyasen, Klasse 5: Isomerasen und Klasse 6: Ligasen), immunologische Antikörper, Antigene, Rezeptoren, Viren, Zellen, Kavitande, Zeolite (welche Redox-Metalle binden), supramolekulare Einheiten, elektro-optische Materialien (nicht-geradlinige optische Materialien zweiter und dritter Ordnung), fotoleitfähige und fotoelektrische Materialien (bei denen ein angelegtes elektrisches Feld freie Elektronen erzeugt), riesige magnetoresistive Materialien (bei denen ein angelegtes elektrisches Feld den Widerstand des Materials ändert), Metall-Chelate, Magnetmaterialien (bei denen die magnetische Ordnung durch die Anwesenheit anderer magnetischer Materialien geändert wird), anorganische Szintillatoren (welche hohe Energiestrahlung in Lichtphotonen niedriger Energie umsetzen), anorganische Kristalloszillatoren (welche als Quantum-Frequenz-Übertrager und Empfänger wirken), piezoelektrische Materialen (in denen mechanische Kraft Elektronenfluß erzeugt), licht-erntende Polymer-Systeme (bei denen Licht Elektronenfluß und chemischen Energiespeicher erzeugt), Laserschaltfarbstoffe (welche Licht bei einer Wellenlänge absorbieren und ein monochromatisches Licht bei einer längeren Wellenlänge emittieren), Sperrtunnelschalter (molekulare elektronische Schalter) usw.
  • Beispiele von Ligande, die bei der Erfindung verwendet werden können, umfassen, sind jedoch nicht darauf beschränkt, Agonisten und Antiagonisten für Zellenmembranrezeptoren, Toxine und Gifte, Viral-Epitope, antigenische Determinanten, monoklonale und polyklonale Antikörper, Hormone, Hormonrezeptoren, Steroide, Pepide, Enzyme, Substrate, Kofaktoren, Medikamente, Lektine, Zucker, Oligonukleotide, Oligosaccaride, Proteine, Übergangsmetalle, Chelate, Kavitande, Schadstoffe, chemische und biologische Kampfstoffe, Gifte, Farbstoffe, Gase, Interkalatoren, Alkohole, Fette, Lipide, Cholesterin, Blutarten, Zellenflächen, Metaboliten, usw.
  • Molekulare Erkennungsorte, die biologische oder chemische Funktion entweder direkt oder indirekt beim Binden mit einem bestimmten Ligand (Liganden) erwägen, sind von größtem Interesse. Geeignete molekulare Erkennungsorte umfassen relativ kleine einzelne Moleküle, beispielsweise Kofaktoren, welche spezifische Bindungseigenschaften zeigen. Typische molekulare Erkennungsorte werden von 1 Dalton bis zu größerer Größe reichen. Andere Beispiele molekularer Erkennungsorte umfassen, sind jedoch nicht darauf beschränkt, die allgemeine Klasse von Rezeptoren in Verbindung mit der Flächenmembran von Zellen und umfassen beispielsweise die immunologisch-wichtigen Rezeptoren von B-Zellen, T-Zellen, Makrophagen und dergleichen. Andere Beispiele molekularer Erkennungsorte, die durch die Erfindung untersucht werden können, umfassen, sind jedoch nicht darauf beschränkt, Hormon-Rezeptoren, Hormone, Medikamente, zellulare Rezeptoren, Membran-Transport-Proteine, Elektronen-Transportproteine, Steroide, Pepide, Enzyme, Substrate, Kofaktoren, Vitamine, Lektine, Zucker, Oligonukleotide, Interkalatoren, Oligosaccaride, Viral-Epitope, Antigenetik-Determinaten, Glycoproteine, Glycolpoproteine, Immunoglobine, Restriktions-Enzyme, katalytische Antikörper, Übergangsmetalle, Chelate, Kryptande, Kavitande, supramolekulare Strukturen, usw.
  • A. Oxidoreduktasen (Redox-Enzyme)
  • Beispiele von molekularen Erkennungsorten, welche spezielle Ligande binden, eine Redox-Reaktion katalysieren und elektrisch leitende Biopolymere sind, sind eine breite Klasse von Enzymen, die als Oxidoreduktasen bezeichnet werden. Zu dieser Klasse gehören alle Enzyme, die Oxidoreduktionen katalysieren. Das oxidierte Substrat wird als Wasserstoff- oder Elektronen-Donator betrachtet. Die Klassifikation basiert auf "Donator: Akzeptor-Oxidoreduktase". Der empfohlene Name ist "Dehydrogenase", wo immer dies möglich ist; als Alternative kann "Akzeptor-Reduktase" verwendet werden. "Oxidase" wird lediglich in den Fällen verwendet, wo O2 ein Akzeptor ist. Die Klassifizierung ist in einigen Fällen wegen des Mangels an Spezifität bezüglich des Akzeptors schwierig. Die EC-Nummer 1.x.x.x.x, wie diese in Enzym Nomenklatur (1978) erscheint, ist der Klasse zugeteilt, die als Oxidoreduktasen bezeichnet wird (Enzyme Nomenclature. Academic Press; New York; 1978).
  • Oxidoreduktasen oder Redox-Enzyme von 40000 Daltons (beispielsweise Galaktose-Oxidase) bis zu 850000 Daltons (beispielsweise Cholin-Dehydrogenase) mit einem oder mehreren Redox-Zentren. Ihre durchschnittlichen hydrodynamischen Durchmesser betragen ungefähr 55 bis 150 ?. Bei der Majorität der Enzyme sind die Redox-Zentren ausreichend weg von der äußersten Fläche (definiert durch hervortretende Protein- oder Glykoprotein-Bereiche), damit auf diese nicht elektrisch zugegriffen werden kann. Folglich tauschen die meisten Enzyme Elektronen nicht mit Elektroden aus, auf denen sie adsorbiert sind, d.h. ihre Redox-Zentren sind ab positiven Potentialen weder elektrooxidiert noch an negativen Potentialen elektroreduziert. Wie es scheint ist ein Teil der Protein-Hülle oder der Gykoprotein-Hülle, die die Redox-Zentren umgeben, dazu da, indiskriminierenden Elektronenaustausch zwischen den unterschiedlichen Redox-Makromolekülen des lebenden Systems zu verhindern. Eine weitere Funktion dieser Hülle ist die, die Struktur des Enzyms zu stabilisieren. Da keine Funktion für Katalyse wesentlich ist, arbeiten Redox-Enzyme nicht, wenn ein Teil der Hülle abgestreift ist oder wenn die Hülle chemisch geändert ist, um sie elektrisch leitfähig zu machen.
  • Beispiele von Oxidoreduktase-Enzymen, die zur Verwendung bei dieser Erfindung geeignet sind, umfassen Glukose-Oxidase, Katalase, Peroxixidase, Cholesterin-Oxidase, und Alkohol-Dehydrogenase. Glykose-Oxidase (GOD) dreht sich um bei einer Umgebungstemperatur mit einer Rate von ungefähr 102 s–1, d.h. erzeugt ungefähr 200 übertragbare Elektronen/s. Da diese einen Radius von ungefähr 43 ? hat, kann es bis zu 1,7 × 1012 Enzym-Moleküle auf der Elektrodefläche geben. Die Stromdichte, wenn alle Redox-Zentren mit der Elektrode gut verbunden sind, kann somit ungefähr 3,4 × 104 Elektronen s–1 cm oder 53 μA cm–2 erreichen.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform bestehen molekulare Erkennungsorte aus einer oder mehreren der folgenden Oxidreduktasen (Redox-Enzyme): Glukose-Oxidase (GOD), welche insbesondere eine Verbindung eingeht zu Cholesterin-Ester-Cholesterin, Katalase, welches speziell eine Verbindung zu H2O2 eingeht, oder Alkohol-Dehydrogenase (ADH), welches speziell eine Verbindung zu Ethanol eingeht. Alle diese Redox-Enzyme oxidieren ihre jeweiligen Substrate, wobei sie zwei Elektronen zu natürlichen oder künstlich diffundierbaren elektronischen Akzeptorvermittlern transferieren. Bei der vorliegenden Erfindung ist ein uniaxial-orientierter leitender Biopolymer in einer erweiterten geradlinigen Anpassung an jedem katalytischen Ort/Redox-Zentrum angeheftet oder "verdrahtet", was erlaubt, dass unmittelbarer Elektronentransfer stattfindet. Elektronentransfer zu natürlich diffundierbaren elektronischen Akzeptoren beispielsweise Ο2 oder anderen künstlichen diffundierbaren Redox-Vermittlern, beispielsweise Ferrocen oder Metallderivaten wird daher größtenteils beseitigt. Mechanismen von Elektronentransfer bei der vorliegenden Erfindung basiert auf einer Festkörper-"Festdraht"-Organisation beim Enzym-Katalysator-Ort/Redox-Zentrum, welches quantum-begrenztes/Lochtunnelbildung und Perkolation über ein uniaxial-orientiertes leitendes Flüssigkristall-Polymer oder Biopolymer einrichtet, was als Molekular- oder Quantum-Draht bekannt ist. Elektronen- oder Lochinjektion von einer molekularen Erkennungskopfgruppe (d.h. Oxidoreduktase) über eine angebrachte supraleitende Qunatumdraht-Schwanzzwischenverbindung (d.h. DNA) mit einem darunterliegenden Substrat ist die Basis eines molekularen Transistors.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung sind mehrere dieser molekularen Erkennungsorte (d.h. Enzyme) elektrochemisch auf der Fläche einer p-n-Übergangssolarzelle durch erstes Aufgingen von fülligkristallinen, hoch-orientierten B-DNA "Molekulardrähten" auf die p-Fläche aufgebracht. Vorzugsweise ist eine flüssig-kristalline molekulare Erkennungsflächenstruktur aufgebracht, elektrisch angebracht und an der Fläche einer zweifasrigen Flüssigkristall-B-DNA-Struktur uniaxial orientiert, die an der Fläche des p-Halbleiters in speziellen chemisch- oder elektrochemisch-aktivierten Regionen abgelagert, elektrisch angebracht wurde. Orientierte DNA-Duplex-Polyelektrolyte sind gleichermaßen ausgestreckte, geradlinige Quantumdrähte, die tief in Enzym-Spalte an einem Ende und das Halbleitersubstrat am anderen Ende eindringen. Diese Art molekularer Struktur erleichtert unmit telbaren, quantum-mechanischen Elektronentransfer zwischen Enzym-Kopfgruppen und dem Halbleitersubstrat.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird räumlich adressierbare elektrochemische Aktivierung bei speziellen Regionen auf der Fläche einer p-n-Übergangssolarzelle durch Lichtmaskierungs- oder Photolithographietechniken für Elektroablagerung an spezifizierten Stellen auf dem Chip erreicht. Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden flüssig-kristalline, hoch-orientierte molekulare Erkennungsflächen bei spezifischen licht-aktivierten Regionen auf der Oberfläche einer p-n-Übergangszelle durch EMOLE-Verfahren wie oben beschrieben aufgebracht. Vorzugsweise wurden DNA-Drähte auf der p-n-Übergangs-Solarzelle Licht bei speziellen Bereichen ausgesetzt, um elektrische Kontakte mit flüssig-kristall-orientierten molekularen Erkennungsorten durch EMOLE-Verfahren zu bilden. Dies wird bei verschiedenen Regionen auf der Halbleiterfläche wiederholt, um komplexe digitale organische integrierte Schaltungen (IC) von "verdrahteten" C molekularen Erkennungsorten zu bilden. Das Herstellungsverfahren, das oben beschrieben wurde, bildet bevorzugte Herstellungsverfahren eines molekularen Erkennungschips (MCR).
  • B. Immunglobuline
  • Wenn man nach einem allgemeineren Verfahren zum Einbinden von nicht-biologischen Molekülen in molekular-organisierte Materialien schaut, bieten die Immunglobuline oder Antikörper-Moleküle viele attraktive Vorteile. Unter Verwendung von verfügbarer Antikörper-Technologie ist es nun möglich, ein spezifisches Immunglobulin-Molekül herzustellen, um eine Bindung zu fast jeder von Interesse stehenden Mischung herzustellen. Gemäß der vorliegenden Erfindung könnte man Kristalle von Antikörper-Komplexen herstellen, bei denen es möglich war, die Anordnung und die Orientierung der Komplex-Moleküle im Molekular-Maßstab zu steuern. Es gab bereits einen Bericht einer erfolgreichen Anwendung von Langmuir-Blodgett-Verfahren, um zweidimensionale Kristalle von Antikörpermolekülen zu erzeugen, welche für MED-Entwicklung verwendet werden können.
  • Beispiele von molekularen Erkennungsorten, welche speziell Ligande binden, eine Redox-Reaktion katalysieren, einer Angleichänderung unterliegen und elektrisch-leitende Biopolymere sind, sind eine breite Klasse von Proteinen, die als Immunglobuline bezeichnet werden. Katalytische Antikörper sind durch Menschen hergestellte Immunglobuline, die ausgebildet werden können, alle obigen chemischen und physikalischen Eigenschaften und spezielle Eigenschaft für einen bestimmten Ligand zu besitzen. Bei einer bevorzugten Ausfüh rungsform können Immunglobuline oder katalytische Antikörper als molekulare Erkennungskopfgruppen auf DNA-Quatumdrähten unter Verwendung von EMOLE-Kristallationsverarbeitungsverfahren wie oben beschrieben abgelagert werden, um molekulare Erkennungseinrichtungen (MR) auf einem makrofesten Substrat herzustellen.
  • VI. Leitungsmechanismen durch Polymere auf Festkörpersubstraten
  • A. Energiebänder in uniaxial-orientierten leitenden Flüssigkristall-Biopolymeren (Proteine und DNA) und Halbleitersubstraten
  • Seit dem Bericht von Szent-Gyorgyi, dass Biopolymere wie Halbleiter arbeiten, haben viele Forscher die Forschung bezüglich Elektronenbewegung durch Proteine verfolgt. Das Potential für elektronische weit-reichende Bewegung innerhalb eines Proteins, welches mit doppelter Spiral-DNA gekoppelt war, wurde theoretisch vom Punkt der Quantum-Chemie berechnet. Da ionische Verunreinigungen in DNA vorhanden sind, variierten die Verfahren, die verwendet wurden, Festkörperpillen herzustellen, in Abhängigkeit von Versuchen, und somit variierten die berichteten Leitfähigkeiten zwischen 104 und 10–10 mho. m–1. Ein auf Mechanik basierendes Quantum-Modell bietet außerdem eine mögliche Erklärung für einen anomal schnellen Niedrigbereichs-Photoelektronen-Transfer (d.h. ungefähr 40 ?), was vor kurzem durch Barton und Turro et all. bei Donatoren und Akzeptorarten beobachtet wurde, die in eine DNA-Doppelspirale eingeschoben wurden.
  • Es gibt keine Möglichkeit von wesentlicher Leitfähigkeit in periodischen oder aperiodischen Ketten aufgrund ihrer großen fundamentalen Energielücke. Diese Folgerung kann auf den ersten Blick wie ein Hindernis in Beug auf Leitfähigkeit in Proteinen erscheinen. Es sollte jedoch angemerkt werden, dass viele andere Materialien, wie Gläser, Oxide und amorphe Halbleiter auch Energiespalte haben, die ausreichend groß sind, sie zu verarmten Leitern zu machen, wobei dies jedoch in elektronischer Hinsicht und Einrichtung eines beträchtlichen Rahmens von experimenteller und theoretischer Aussage für Langbereichselektronentransfer in diesen nicht verhindert hat.
  • Da die Bänder in der Dichte der Zustandkurven (DOS) von aperiodischen Ketten mit wenigen kleinen Spalten sehr breit sind, gibt es die Möglichkeit von unwesentlicher Leitung beim Dotieren mit Elektronenakzeptoren (p-Dotierung) oder mit Elektronen-Donatoren (n-Dotierung) in diesen Ketten. Um über die Natur von unwesentlicher Leitung (weder Bloch-Leitung oder Ladungstransport über Springen) muss man die Lageeigenschaften von Wellenfunktionen ermitteln, die zu Energiepegeln im oberen Teil des Valenzbandbereichs oder zum unteren Teil des Leitbandbereichs gehören (dies sind Bereiche von Interesse, wenn ein Ladungstransfer tatsächlich aufgrund von Interaktion von Proteinen mit elektronischen Akzeptoren oder Donatoren oder mit DNA stattfindet). Die Möglichkeit dieser Ladungstransferart wurde auch durch Szent-Gyorkyi vorgeschlagen.
  • Mechanische Quatummodelle, die vorgeschlagen wurden, Energiebänder und elektronische Leitfähigkeit in Proteinen und DNA zu schätzen, können durch eine Anzahl von externen Faktoren beeinflußt werden, die dazu neigen, den Bandspalt zu reduzieren oder zu eliminieren und die Breite der geschätzten Valenz und der Leitbänder zu verbreitern. Dies liefert Biopolymere mit Leitfähigkeitseigenschaften wie bei Metallen. Diese externen Faktoren umfassen Verunreinigungen, Dotierungen, angelegte elektrische Felder, angelegte Magnetfelder, Beleuchtung (hv), Hydration mit H2O, Lösungsmittel, Druck, Ausgleichsänderungen, Orientierung, pH, Elektrolyten, örtliche Oberflächenladungen, und Injektion von Elektronen oder Löchern unmittelbar in der Leit- oder Valenzbänder des Biopolymer. Injektion von Elektronen in Proteinbändern kann von COO-Gruppen auf Proteinseitenketten oder bei dem Karboxyl-Terminus herkommen, und von H2O. Selektive Anwendung dieser externen Faktor-Effekte werden verwendet, Bandspalt-Struktur von Proteinen und DNA unter Verwendung von EMOLE-Verfahren zu konstruieren, um gewünschte physikalische und chemische Eigenschaften von supraleitenden, leitenden, halbleitenden oder isolierenden Formen zu erzeugen. EMOLE liefert Energiebandübereinstimmung und molekulare Zwischenverbindungen zwischen Proteinen, DNA und dem Halbleitersubstrat, was mechanische elektronische Quantumleitung bietet.
  • Uniaxial-orientierte flüssig-kristalline Formen von leitenden biopolymeren (Proteine und DNA) können durch EMOLE-Fabrikationsverfahren hergestellt werden. Verarbeitungsvariable, die durch EMOLE verwendet werden, um orientierte flüssig-kristalline leitende Biopolymere aufzubringen, umfassen externe Faktoren, die Biopolymer-Energieband-Strukturen, die oben beschrieben wurden, beeinflussen. EMOLE ist ein Chipfabrikationsverfahren, welches verwendet wird, molekulare Struktur, Energiebandstruktur, Bandanpassung und mechanische molekulare Quantumzwischenverbindungen von leitenden Biopolymeren (Proteine und DNA) auf der Fläche eines Halbleitersubstrats zu konstruieren.
  • Zur Kommunikation zwischen uniaxial-orientierten flüssig-kristallinen leitenden Biopolymeren (Proteine und DNA) und dem polykristallinen oder monokristallinen Makrohalbleitersubstrat der MR-Einrichtung müssen gemeinsame Energiepegel nicht nur zwischen den Protein- (molekulare Kopfgruppe) und den DNA-Komponenten (Quanatum-Draht- schwanz) existieren, sondern zwischen dem DNA und dem Halbleitersubstrat. Bei MR-Einrichtungen der vorliegenden Erfindung werden DNA-Duplex-Polyelektrolyte erweitert, geradlinige Quantumdrähte, die tief in Enzymspalte an einem Ende eindringen, und in das Makrohalbleitersubstrat am anderen Ende. Diese Art molekularer Struktur erleichtert direkten Elektronentransfer von der prosthetischen Enzymgruppe und gewünschten Energiefortsetzungen zwischen Enzym, DNA und Halbleitersubstrat. Die Natur der Energiefortsetzungen ist ähnlich den Ideen, durch Szent-Gyorgyi 1946, Pethig, Bathaski, Tanatar und anderen vorgeschlagen wurde, die ein gemeinsames mechanisches Energieband-Kontinuum, Resonanz-Tunnelbildung, Hopping, akustisches Plasmon, usw. betrachteten, Mechnismen, welche Ladungstransfer von mobilen Ladungsträgern (Elektronen oder Löchern) durch Protein und DNA zum darunterliegenden Halbleitersubstrat erleichtern.
  • B. Supraleitfähigkeit
  • Die Möglichkeit, dass Supraleitfähigkeit-Phänomene eine biologische Rolle spielen können, ist zurzeit ein kontroverser Punkt in mehreren Labors. Ungleich der Situation für normale elektronische Leiter sind Elektronen in einem Supraleiter nicht frei, sich unabhängig voneinander zu bewegen, sondern existieren als gekoppelte Elektronenpaare, die gezwungen werden, im gleichen Quantumstatus zu sein. Als Ergebnis dieses Paarens von Elektronen werden Elektronenstreuungseffekte minimiert mit dem Ergebnis, dass der Fluss von Elektronenstrom ohne Erzeugung von Wärme und folglich ohne elektrischen Widerstand auftreten kann. Ein derartiger Effekt könnte offensichtlich weitreichende Konsequenzen haben, wenn er bei biologischen Systemen bei physiologischen Temperaturen ermittelt werden könnte. Bei herkömmlichen Supraleitern resultiert die Elektronenpaarung von Interaktionen zwischen den Elektronen und den Gitterphononen. Im Jahr 1964 schlug Little vor, dass geeignet konstruierte organische polymere Systeme in der Lage sein würden, Supraleitfähigkeit als Ergebnis eines Elektronenpaarungsmechanismus einschließlich Elektronen-Exziton-Interaktionen auszuhalten (Little, WA: Possibility of Synthesizing an Organic Supraconduktor. Phys. Rev. 134(6A): A1416–A1424, 1964). Little nahm an, dass ein solches Polymer, welches aus einem leitenden verbundenen Kohlenwasserstoff-Rücken und Seitenketten in Form von hoch polarisierbaren Farbstoffmolekülen besteht, bis zu Temperaturen in der Größenordnung von 2200° K supraleitfähig sein würde. Solch hohe Temperaturen würden offensichtlich für organische Systeme aus Gründen der thermischen Stabilität nicht realistisch sein, wobei jedoch diese Annahme der kritischen Temperatur dazu dient, anzuzeigen, dass das Konzept der Existenz von supraleitenden Biopolymeren bei physiologischen Temperaturen gut innerhalb der Grenze der Anwendbarkeit von der Theory von Little liegt. Die Existenz von Supraleitfähigkeit in aromatischen Verbindungen wurde zuerst von London vermutet (London, FJ: J. Phys. Radium 8: 397, 1937); und Ladik et al (Ladik, J; Biczo, G; Redley, J: Possibility of Supraconduktive-Type Enhanced Conductivity in DNA at Room Temperatur. Rev. 188(2): 710–715, 1969) haben eine theoretische Basis für das supraleitfähige Verhalten von DNA geliefert.
  • Über experimentellen Beweis für Hochtemperatur-Supraleitfäigkeit in biologischen Molekülen wurde in vielen Labors berichtet. Supraleitfähigkeit wurde hergeleitet, dass diese in kleinen Domänen auftritt, die in der isolierenden Masse von Gallen-Salz-Testproben enthalten sind, und um die Wirkungen von denen zu unterscheiden, die normalerweise für die elementaren Supraleiter gefunden wurden, wurden die Cholate als gebrochener oder Typus-III-Supraleiter bezeichnet. Wenn kleine Mengen von Wasser in solche Materialien eingeführt werden, werden die hydrophobischen Gruppen dazu neigen, sich zu sammeln, wobei nachfolgend kleine ausgetrocknete kleine Mizellen gebildet werden. Diese Mizellen wurden von Halpern und Wolf in Betracht gezogen, um supraleitende Domäne zu bilden.
  • Folgendes ist der Vorschlag, dass Enzyme und andere biologische Materialien einen metastabilen Zustand mit hohem Dipolmoment besitzen. Ahmed et al. untersuchte die dielektrischen und magnetischen Empfindlichkeitseigenschaften der verdünnten Lösungen von Iysozym (Ahmed, NAG; Calderwood, JH; Frohlich, H; Smith, CW: Evidence for Collective Magnetic Effects In An Enzym: Likelihood Of Room Temperatur Superconductive Regions. Phys. Lett. 53A(2): 129–130, 1975). Man hat herausgefunden, dass Magnetfelder von der Größenordnung von 0,6 Tesla sehr große Änderungen (ungefähr 30%) in der relativen Permittivität der Lösungen erzeugen konnten. Dies deutete supraleitendes Verhalten an. Es wurde behauptet, dass in jedem Iysozym-Molekül ein kleiner supraleitfähiger Bereich mit linearen Abmessungen existierte, die kleiner sind als die London-Eindringtiefe, und dass die kollektiven, wie supraleitenden Phänome von der Bildung von Gruppen dieser kleinen Bereiche resultierten. Dies ist ähnlich dem Gruppenmodell, welches für Gallen-Cholate vorgeschlagen wurde. Es wurde auch behauptet, dass nicht nur die Iysozym-Moleküle, sondern auch Wasser und Ionen eine Rolle bei der Errichtung der supraleitenden Bereiche gespielt haben kann.
  • Ein weiterer indirekter Beweis, eine biologische Rolle für Supraleitfähigkeit zu behaupten, wurde angedeutet von Cope (Cope, FW; Physiol. Chem. Phy. 3: 403, 1971. Cope, FW; Physiol. Chem. Phy. 5: 173, 1973), dass Hochtemperatur-Supraleitung in einem Sand wich erwartet werden kann, welcher aus einem dünnen leitfähigen Film oder Faser benachbart zu einer dielektrischen Schicht besteht. Cope erwog, dass diese supraleitenden Sandwiches in biologischen Systemen in Form von dünnen Schichten aus Protein und ungesättigten Lipiden und Kohlenstoffringstrukturen (leitende Schicht) benachbart zu Schichten aus Wasser (polarisierbare dielektrische Schicht) allgegenwärtig sein können. Beispiele solcher biologischer Prozesse sind die Impulsleitungsgeschwindigkeit in Frosch-Ischiasnerven und dem elektrischen Flächenwiderstand von Langustennerven. Dieser Effekt kann gut hinsichtlich eines Modells beschrieben werden, wo der raten-begrenzte biologische Prozess einen supraleitenden Tunnelbildungsstrom von Einzelelektronen und/oder Elektronenpaaren aufweist (Josephson-Strom). Es wurde angedeutet, dass, da es eine offensichtliche Verbindung von Supraleitfähigkeit mit dem Wachstum gab, die supraleitenden Mikrobereiche individuelle reine und pyramidenförmige Ringe aus DNA und RNA gewesen sein können, mit elektronischer Tunnelbildung zwischen Ringen längs der Länge der Polymerkette. Es wurde weiter angeregt, dass die supraleitenden Josephson-Übergänge in lebenden Systemen einen physikalischen Mechanismus mit mehr als genug Empfindlichkeit liefern können, um zu erklären, wie viele biologische Organismen in der Lage sind, auf schwache Magnetfelder zu antworten.
  • Zweikomponenten-Plasmas (oder allgemeiner Multikomponenten-Plasmas) wie in einer Elektronenloch-Flüssigkeit können anders als der übliche Plasmonmodus einen neuen kollektiven Modus unterstützen, der als "akustischer Plasmon-Modus" bezeichnet wird. Mechanische Quantumbehandlung von akustischen Plasmonen in eindimensionalen Systemen beispielsweise bei einem langen DNA-Molekül haben Aufmerksamkeit angezogen. Tanatar (Tanatar, B: Collective Modes in a Quasi-One Dimensional, Two-Component Electron Luiquid. Solid State Communications 92(8): 699–702, 1994) stellte fest, dass eine Motivation, akustische Plasmone in quasi eindimensionalen Elektronenlochsystemen zu studieren, von der Tatsache herkommt, dass sie einen Paarungsmechanismus wie die BCS-Theorie liefern können, die zu einem supraleitenden Übergang führt (Bardeen, J; Cooper, LN; Schrieffer, JR: Micorsopic Theory of Superconuctivity. Phys. Rev. 106: 162–164, 1957). Diese vermittelte akustische Plasmon-Supraleitfähigkeit wurde für zweidimensionale Elektronenlochflüssigkeiten vorgeschlagen und erarbeitet. Die Möglichkeit von Supraleitfähigkeit aufgrund von üblichen Plasmonen in Quantumdrähten wurde ebenfalls betrachtet. Experimente, die akustischen Plasmone in quasi eindimensionalen Strukturen wie DNA zu beobachten und deren mögliche Paarungsmechanismen, die zu Supraleitfähgikeit führen, würden am interessanten sein.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform werden uniaxial-orientierte flüssig-kristalline leitende Biopolymere (Protein und DNA), die durch gesteuerte EMOLE-Fabrikationstechiken aufgebracht werden, verwendet, eine funktionelle Einrichtung zu bilden. Von diesen Einrichtungen denkt man, dass sie über einen oder mehrere supraleitende Mechanismen, die oben beschrieben wurden, funktionieren. Beispielsweise erzeugt eine GOD-DNA-Einrichtung ein Elektronenpaar für jedes D-(+)-Glukosemolekül, welches durch die GOD-Protein-Enzym-Kopfgruppe oxidiert wurde. Elektronenpaarbewegung von der prosthetischen Protein-FAD/FADH2-Gruppe (Redox-Zentrum) über den DNA-Quantumdraht zum darunterliegenden Halbleitersubstrat geschieht über supraleitende Mechanismen, die oben beschrieben wurden. Viele Toreinrichtungen injizieren ein Elektronenpaar über einen supraleitenden Mechanismus in p-Silzium einer p-n-Homoübergangs-Solarzelle, wodurch diese mit fotoerzeugten Majoritätsträgern (Löcher) kombiniert werden, um den Basisleitungs-Fotostrom (ISC) abzusenken. Die Abnahme des Fotostroms ist direkt proportional zur D-(+)-Glukosekonzentration. Die Änderung des Fotostroms geschieht sehr schnell und ist durch eine nahe Schrittänderung (siehe 5 und 6, die unten beschrieben werden) begleitet, was von der differentiellen Einrichtungsinjektion von mobilen Ladungsträgern (Elektronen oder Löchern) in p- oder n-Halbleitersubstratflächen resultiert.
  • VII. Anwendungen
  • Die Sensoren dieser Erfindung können bei einer Unzahl von Anwendungen verwendet werden. Beispielsweise wird der Sensor auf der Basis von Gesundheitsüberwachung zu Hause einfach zu verwenden sein, nicht befallend und relativ preiswert zur Verwendung bei der Überwachung von Gesundheitszuständen zuhause. Viele physikalische Funktionen, bsp. Leberfunktionen, Eisprung, Schwangerschaft, Hefepilz-Infektionen, Virus-Infektionen, Bakterien-Infektionen, Cholesterin-Pegel, Triglyceride, Zucker, Hormone, Medikamente, Wasser, Salz, pH-Wert, Natrium und Kalium können so einfach überwacht werden wie das Gewicht, welches von Badezimmerwaagen abgelesen wird. Das Ergrauen unserer Bevölkerung und die ansteigenden Kosten medizinischer Pflege werden diese Produkte extrem populär machen.
  • Bei einer anderen bevorzugten Ausführungsform der Erfindung kann ein Sensor in einer tragbaren, stiftartigen Einrichtung dazu verwendet werden, Bestandteile, die im menschlichen Atem gefunden werden, zu überwachen. Der normale menschliche Atem enthält hunderte von volatilen organischen Bestandteilen, die den Stoffwechselzustand der Person widerspiegeln. Diese volatilen organischen Bestandteile wurden durch chromatographische Gasverfahren (GC) und Massenspektrometrieverfahren (MS) in vielen Studien quantisiert. Vorzugsweise wird ein Sensor dieser Erfindung exhaliertem Atem ausgesetzt. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird die molekulare Erkennungsfläche des Sensors Alkohol-Dehydrogenase (ADH) sein, die insbesondere Ethanol bindet; reduziertes Mercaptoethanol, Glutathoin oder Dithiothreitol, welche speziell schwefelenthaltende Bestandteile enthalten; oder eine Vielzahl anderer molekularer Erkennungsstätten, um Atembestandteile zu ermitteln, die durch den Fachmann schnell erkannt werden. Der ADH-Sensor wird Polizei und Autobahnpolizei mit einem tragbaren stiftartigen Atemanalysator beliefern, um Trunkenheitsübertretungen vor Ort auszuwerten. Der Thiosensor wird Menschen mit einem tragbaren stiftartigen Atemanalysator zur diskreten Ermittlung von Halitosis (d.h. schlechtem Atem) versorgen.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform kann eine Einrichtung auf Basis eines molekularen Erkennungschips (MRC) in einen magnetoosmotischen (MOP) oder einen elektroosmotischen Fleck (EOP) eingebettet sein, die bei der Haut für realzeitartige nicht-invasive Quantisierung von Analyten angewandt werden kann, die unter der Haut gefunden werden (d.h. Analyten in Blut und tiefen anatomischen Strukturen). Dies ist ein nicht-invasisver Versuch, Quantisierung abwechselnd auf Belichtung des mit Spannung versorgten Chips in Bezug auf nicht-invasiv abgenommenes Blut oder andere Fluids, die oben beschrieben wurden, zu analysieren. Der MRC-MOP oder der MRC-EOP ist zur nicht-invasiven Ermittlung wenig geladener, nicht-geladener und ionischen Zwitter-Molekülen und Salzen (d.h. Analyten) mit weniger als 30000 Daltons geeignet, die auf der anderen Seite komplexer synthetischer oder biologischer Barrieren gefunden werden, beispielsweise der Haut, Fettgewebe, Gefäßwände (d.h. venöse und arterielle Wände), isoparenterale Wände, extravasuläre Wände, vaskuläre Hirnwände, Blut-Hirn-Schranken (BBB), und eine Vielzahl anderer von Menschen hergestellter und natürlicher Membranen. Der MOP wendet eine Kombination von lokalisierten Magnetfeldgradienten und hypertonischen Übergängen an Flächen an, beispielsweise der Haut, die er kontaktiert. Der EOP wendet eine Kombination von lokalisierten elektrischen Feldgradienten und hypertonischen Übergängen an Oberflächen, beispielsweise der Haut an, die er kontaktiert. Dies erlaubt, dass MOP oder EOP Analyte durch halbdurchlässige Membrane zieht und Haut zur Ermittlung durch den eingebetteten MRC wie oben beschrieben. Vorzugsweise kann der MRC-MOP oder der MRC-EOP mit einer Anzahl von molekularen Erkennungsorten ausgerüstet sein, um eine vollständige Blut-Gas-, Blut-Elektrolyte-, Hämatokrit-, Blutzucker und Blut-Metabolit-Analyse nicht-invasiv durchzuführen (d.h. ohne Blut abzunehmen).
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform werden angelegte elektrische oder magnetische Wechsel- oder Gleichfelder dazu verwendet, die orientierte und positionsmäßige Ordnung von biologischen Flüssigkristallstrukturen zu ändern, beispielsweise Zellularmembrane, Zellularporen, Blutgefäße, Haut, Schweißdrüsen, usw., um ein Austreten von enthaltenen Körper-Analyten zuzulassen. Ein hypertonischer Übergang wird mittels eines niedrigen chemischen Potentials gut herausgezogen und austretende Analyte konzentrieren. Der hypertonische Übergang besteht aus einem geeigneten Polyelektrolyt-Gel oder einem Polymer-Elektrolyt (Gray, FM: Solid Polymer Electrolytes. Fundamentals und Technological Applications. VCH Publishers, Inc. New York, Weinheim, Cambridge; 1991. Hara, M (ed): Polyelectrolytes. Science and Technology. Marcel Dekker, Inc.; New York, Basel, Hongkong; 1993), die einen eingebetteten auf Einrichtungsbasis bestehenden molekularen Erkennungschip (MRC) zur Ermittlung eines spezifischen Analyten (oder mehreren) enthalten.
  • VIII. Sieben und Prüfungen
  • Eine Halbleiterfläche, die gemäß den oben beschriebenen Verfahren vorbereitet ist, kann dazu verwendet werden, Ligande (d.h. Analyte) zu sieben, die eine hohe Affinität für immobilisierte molekulare Erkennungsorte haben. Eine Lösung, die einen nichtmarkierten (nicht etikettierten) Liganden enthält, wird in die Fläche eingeführt. Allgemein ist wenig oder keine Inkubationszeit wegen der unmittelbaren Ansprechens des molekularen Erkennungschips (MRC) in der Größenordnung von Millisekunden erforderlich.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird ein Halbleitersubstrat, welches wie oben vorbereitet wurde, Licht ausgesetzt, während des mit einem digitalen Multimeter (DMM) verbunden ist, welches den Kurzschlußstrom mißt, d.h. die Spannung bzw. den Strom (d.h. VSC, ISC), der von dem p-n-Übergangssolarzellensubstrat geliefert wird (wie in 3 gezeigt). Der mit Spannung versorgte Chip kann nun einer Lösung ausgesetzt werden, die einen nicht-markierten Liganden enthält. Der nicht-markierte Ligand geht mit hoher Affinität eine Bindung mit einem immobilisierten molekularen Erkennungsort ein, der vorher auf der Chipfläche lokalisiert wurde. Ein Rechteckwellensignal wird durch den mit Spannung versorgten Chip in weniger als wenigen Millisekunden als Antwort auf den Bindungseffekt des Liganden erzeugt (d.h. digitales Ausgangssignal vom Chip). Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird D-(+)-Glukose an die Oberfläche eines Glukose-Oxidase-Molekular-Erkennungschips (GOD-Chip) angelegt. Der durch Licht versorgte GOD-Chip erzeugt eine Rechteckwellenantwort mit einem Spannungsausgangssignal/Stromausgangssignal proportional zur angelegten D-(+)-Glukosekonzentration (siehe 5 und 6, die nachstehend beschrieben werden). Dies reflektiert eine Änderung des Kurzschlussausgangssignals des p-n-Übergangssolarzellensubstrats aufgrund von Elektronentunnelbildung von der molekularen Erkennungsfläche (d.h. GOD) über die hochleitfähige polymere Monoschicht (d.h. flüssig-kristall-orientiertes B-DNA) zur p-Fläche der p-n-Übergangssolarzelle. Trägerinjektion von Elektronen durch eine Einrichtung in die p-Schicht eines mit Spannung versorgten Solarzellensubstrats unterbricht die Basisleitungs-Kurzschluß-Photospannung und den Photostrom (d.h. VSC, ISC) dieses einfachen p-n-Übergangs, wodurch die Diodeneinrichtung gleichgerichtet wird. Die Menge von Elektronen, die in die p-Fläche des mit Spannung versorgten Chip injiziert wird, ist proportional zur Menge der D-(+)-Glukose-Bindung an GOD, die in einer proportionalen digitalen Rechteckwelle reflektiert wird, die durch den GOD-Chip ausgegeben wird (5 und 6). Einrichtungsinjektion von Elektronen unmittelbar in p-Silizium eliminiert oder vermindert den Photostrom durch Kombination mit fotoerzeugten Trägerlöchern, bevor sie sich über Kurzschlußdraht mit fotoerzeugten Trägerelektronen von der n-Schicht rekombinieren können. Gleichzeitig mit dem verminderten Photostrom, der von der Trägerlochentfernung von der p-Schicht resultiert, vergrößert das fortgesetzte Ausbauen von photoerzeugten Trägerelektronen in der n-Schicht die gemessene Photospannung der Schaltung (6).
  • Bei dieser Ausführungsform wird ein einfaches digitales Multimeter (Spannung/Strom) verwendet, das digitale Ausgangssignal des GOD-Chips zu messen. Daher können einfache und mehrfache IC-Gruppen, wie oben beschrieben, in stiftartigen digitalen Meßgeräten, in der Hand gehaltenen digitale Meßgeräten, klinischen Laborinstrumten, digitalen drahtlosen implantierbaren medizinischen Einrichtungen und industriellen digitalen Einrichtungen konfiguriert sein, welche molekulare bindende Realzeitereignisse und Konstanten von Analyten messen. Eine einfache Kalibrierungskurve für jeden Chip kann verwendet werden, die Konzentration unbekannter Proben zu bestimmen. Kalibrierte Chips werden nicht durch die Höhe, die Feuchtigkeit, O2-Partialdruck, elektronische Diffusions-Akzeptor-Vermittler, oder Applikation der Probe beeinträchtigt. Diese Probleme des Standes der Technik wurden bei der vorliegenden Erfindung überwunden, da Elektonentransferraten von molekularen Drahtzwischenverbindungen in Ordnungen einer Größe sind, die größer sind als Enzymreaktionsraten und Elektronenübertragungsraten von Diffusions-Redoxvermittlern, beispielsweise Ο2 und andere kleine molekulare anorganische, organometallische und organische Verbindungen, die bei amperometrischen Ermittlungsverfahren verwendet werden. Eine fortschrittliche Elektronentransfer-Ratenkonstante (kf > 107 s–1 ?–2) kann wegen der Quantumdrahtnatur (d.h. definierte elektronische Energiepegel) der leitfähigen Polymer-Zwischenverbindungen sehr hoch sein. Verbindende Polymer können auch zwischen leitenden und isolierenden Zuständen durch Oxidation oder Reduktion reversibel umgeschaltet werden.
  • IX. Beispiele
  • Die folgenden Beispiele von bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden lediglich beispielhaft dargestellt und sollen nicht zu verstehen geben, dass die oben beschriebenen Verfahren und Zusammenstellungen in irgendeiner Weise durch die spezifischen nachstehend genannten Beispiele beschränkt sind.
  • Beispiel A: Vorbereitung einer polykristallinen Silizium-p-n-Übergangs-Solarzelle
  • Ein kommerzieller polykristalliner Silizium-p-n-Übergangs-Solarzellenchip 0,1799 g und 1,7 cm2) von Edmund Scientific, Barrington, New Jersey 09007-1380 (Stock Nos. 35,220 und 35,221) wurde einer 980 Lux Lichtintensität von einer F15T8/CW Westing house-Glühlampe bei 25°C ausgesetzt. Mit der dunkelblauen Emitterfläche, die der Lichtquelle zugewandt ist, wurde der Kurzschlußstrom DC, der von dem trockenen Solarzellensubstrat ausgegeben wurde, mit einem digitalen Multimeter (DMM) gemessen (Extech Instruments; Modell No. 383273). Das gemessene DC-Ausgangssignal betrug 121 mV und 98 μA. Der Solarzellenchip wurde dann mit analytischen reinsten Reagenz-Lösungsmitteln gewaschen: i) Azeton; ii) Methanol; iii) Mohm-H2O; und iv) Methanol. Es wurde zugelassen, dass er in staubfreier Umgebung trocknet. Damit wurden die Halbleiterflächen-p-n-Flächen zum Galvanisieren vorbereitet.
  • Beispiel B: Elektroablagerung von DNA auf einer polykristallinen Silizium-p-n-Übergangs-Solarzelle
  • Eine DNA-Galvanisierungslösung wurde unter Verwendung von 18 Mohm sterilen Wasser bei der Lösung vorbereitet. 0,1062 g DNA (abbaubar-freie Säure von Hering-Sperma) wurden 100 ml Wasser hinzugefügt. Der pH-Wert der resultierenden Lösung betrug ~2,00. Der pH-Wert wurde auf ~7,00 mit NaOH und HCl eingestellt. Der Galvanisierungslösung wurde kein Puffer hinzugefügt. Die endgültige Salz-/Elektrolyt-Konzentration betrug < 150 mM. 1,00 mL Methanol wurden der DNA-Galvanisierungslösung hinzugefügt und gründlich gemischt. Der trockene Solarzellenchip vom Beispiel A erzeugte ein Kurzschlussausgangssignal von 152 mV und 136 μA, wenn er einer Lichtintensität von 1700 Lux ausgesetzt wurde, die von zwei F15T8/CW Westinghouse-Glühlampen bei 25°C belichtet wurde. Der trockene Solarzellenchip vom Beispiel A wurde in das DNA-Galvanisierungsbad bei 25°C eingetaucht, wobei die dunkelblaue Emitterfläche einer Lichtintensität von 1700 Lux ausgesetzt wurde, die von zwei F15Z8/CW Westinghouse-Glühlampen erzeugt wurde. Nach 5,50 Stunden wurde der Solarzellenchip aus dem DNA-Bad entfernt und auf ein Papierhandtuch zum trocknen gelegt. Die dunkelblaue Emitterfläche wurde der Lichtquelle von 1700 Lux während des Trocknungsprozesses ausgesetzt, wobei man ungefähr 12,00 Stunden bei 25°C in Luft brauchte. DNA galvanisierte auf der hinteren oder silbrigen Seite des Solarzellenchips (d.h. p-Silizium), wie durch einen weißen sichtbaren Überzug, der für das Auge sichtbar war, bewiesen wurde. Auf der dunkelblauen Emitterfläche (d.h. n-Silizium) wurde kein signifikanter Überzug beobachtet. Der pH-Wert des DNA-Galvanisierungsbads blieb 7,00, nachdem der Galvanisierungsprozess abgeschlossen war. Das elektrochemische Poten tial an der Plattierungsfläche betrug ungefähr 150 mV und die Stromdichte betrug ungefähr 77 μA cm–2.
  • Beispiel C: Elektroablagerung von Glukose-Oxidase (GOD) auf einer mit DNA-überzogenen polykristallinen Silizium-p-n-Übergang-Solarzelle
  • Eine Glukose-Oxidase-Elektroplattierlösung (GOD) wurde unter Verwendung von 18 Mohm sterilen Wasser als Lösungsmittel vorbereitet. 0,0092 g von Glukose-Oxidase (EC 1.1.3.4; ~1000 Einheiten) wurden 100 ml Wasser hinzugefügt. Der pH-Wert der resultierenden Lösung betrug ~6,00. Es war kein Puffer oder eine weitere Einstellung des pH-Werts notwendig. 1,00 ml Methanol wurden der GOD-Galvanisierungslösung hinzugefügt und gründlich durchmischt. Anschließend wurde die mit DNA überzogene polykristalline Silizium-p-n-Übergangs-Solarzelle vom Beispiel B in das GOD-Galvanisierungsbad getaucht, wobei die dunkelblaue Emitterfläche einer Lichtintensität von 1700 Lux von zwei F15T8/CW Westinghouse-Glühlampen bei 25°C ~8,10 Stunden lang ausgesetzt wurde. Der Solarchip wurde aus dem GOD-Bad entfernt und auf ein Papierhandtuch zum trocknen gelegt. Die dunkelblaue Emitterfläche wurde der Lichtquelle von 1700 Lux während des Trocknungsprozesses ausgesetzt, wozu man 12 Stunden bei 25°C in Luft brauchte. GOD galvanisierte auf der hinteren und silbrigen Seite des Solarzellenchips (d.h. p-Silizium), wie durch einen gelb-orangen Niederschlag, der für das Auge sichtbar war, bewiesen wurde. Der gelb-orange GOD-Niederschlag war im gleichen Bereich des Chips, der den weißen DNA-Niederschlag vom Beispiel B überlappte. Auf der dunkelblauen Emitterfläche (d.h. n-Silizium) wurde kein signifikanter Überzug beobachtet. Der pH-Wert des GOD-Galvanisierungsbads blieb ~6,00, nachdem der Galvanisierungsprozess beendet wurde. Der GOD-Chip wurde vom Licht entfernt und unter einen Parafilm gelegt, um ihn zu schützen und bis zur Verwendung aufzubewahren. Das elektrochemische Potential an der Plattierfläche betrug ungefähr 150 mV und die Stromdichte betrug ungefähr 77 μA cm–2.
  • Beispiel D: Ermittelung von D-(+)-Glukose auf einem GOD-DNA-Chip
  • Das Überziehen/Galvanisieren der Solarzellenchips vom Beispiel A änderte die elektronischen Ausgangssignal-Kenndaten der Einrichtung vor dem Testen mit dem D-(+)-Glukose-Ligand nicht.
  • Der trockene GOD-DNA-Chip vom Beispiel C wurde angeordnet, wobei die mit silber-GOD-DNA überzogene Fläche (d.h. p-Silizium) einer F15T8/CW Westinghouse-Glühlampe zugewandt wurde. Eine rote (positive) Testleitung eines digitalen Multimeters (DMM) (Extech Instruments; Model no. 383273) wurde mit der blauen Emitterfläche (d.h. n-Typus) verbunden und die schwarze (negative) Testleitung wurde mit der p-GOD-DNA-überzogenen Fläche verbunden, die dem Licht zugewandt ist (3). Die Intensität des Lichts wurde eingestellt, um einen Basisleitungs-Kurzschlußstrom von ungefähr 60 μA zu erzeugen (5). Nach mehreren Minuten wurde ein Tropfen (~0,100 mL) eines sterilen D-(+)-Glukosestandards (63 mg/dL) auf einen mit Spannung versorgten GOD-DNA-Chip aufgebracht, was eine große Rechteckwellen-Amplitudenänderung von ungefähr +51 μA zu Folge hatte, die eine neue Basislinie von ungefähr 8 μA erreichte (5). Dies ist übereinstimmend mit ungefähr 2,00 × 1017 Glukosemolekülen, die an den Chip in einem Bereich von 1 cm2 angelegt werden, um den maximalen Strom zu erzeugen, der von einer Monoschicht von gut verbundenem GOD erwartet wurde. Glukose-Oxidase schaltet bei Umgebungstemperatur mit einer Rate von ~102 s–1 um, d.h. erzeugt ungefähr 200 übertragbare Elektronen/s. Da diese einen Radius von ~43 ? hat, kann es bis zu 1,7 × 1012 Enzymmoleküle auf der Elektrodenfläche geben. Die Stromdichte kann, wenn alle Redox-Zentren mit der Elektrode gut verbunden sind, somit ungefähr 3,4 × 1014 Elektronen s–1 cm–2 oder 53 μA cm–2 erreichen (Heller, A: Electrical Wiring of Redox-Enzymes. Acc.Chem. 23(5): 128–134, 1990).
  • Ein weiterer Test der GOD-DNAChip-Leistung bei verschiedenen D-(+)-Konzentrationspegeln ist in 6 gezeigt. "Pegel 1" und "Pegel 2" sind sterile D-(+)-Glukosestandards (~63 und 20 mg/dL entsprechend). Ein Tropfen von "Pegel 1" D-(+)-Glukosestandard erzeugt die erste Rechteckwelle, auf die Waschen mit H2O und Anwendung der unteren "Pegel 2"- D-(+)-Glukose-Konzentration folgt. Die Rechteckwellenamplitudenantworten sind unmittelbar proportional den D-Glukose-Konzentrationen, die an den Chip angelegt werden. Das Waschen des GOD-DNA-Chips von Ligand- D-(+)-Glukose mit H2O bringt den Chip zu seiner Basislinien-Spannung/Strom zurück (5 und 6).
  • Beispiel E: Elektroablagerung von Glukose-Dehydrogenase (GHD) auf einer mit DNA-überzogenen polykristallinen Silizium-p-n-Übergangs-Solarzelle
  • Eine mit DNA überzogene polykristalline Silizium-Solarzelle wurde in einer Weise ähnlich der vorbereitet, die oben in den Beispielen A und B erläutert wurde. Die Unterschiede waren folgende:
    • 1. Ein kommerzieller polykristalliner Silizium-Solarzellenchip von 0,0280 g und 0,4059 cm2 wurde als Halbleitersubstrat verwendet.
    • 2. Der trockene Solarzellenchip von 1 (oben) erzeugte ein Kurzschlußausgangssignal von 43,55 mV und 36,35 μA, wenn er einer Lichtintensität von 1700 Lux ausgesetzt wurde, die von zwei F15T8/CW Westinghouse-Fluoreszenz-Glühlampen bei 25°C erzeugt wurde.
    • 3. Der trockene Solarzellenchip wurde in 300 Mikroliter des DNA/EMOLE-Galvanisierungsbad (eingetragenes Warenzeichen) bei 25°C eingetaucht, wobei die dunkelblaue Emitterfläche des Chips einer Lichtintensität von 1700 Lux ausgesetzt wurde, die durch zwei F15T/CW Westinghouse-Fluoreszenz-Glühlampen erzeugt wurde.
    • 4. Nach 38,75 Stunden wurde der Solarzellenchip aus dem DNA/EMOLETM-Galvanisierungsbad entfernt.
    • 5. Der DNA-Chip wurde unter einer Lichtintensität von 1700 Lux, die durch zwei F15T8/CW-Westinghouse-Fluoreszenz-Glühlampen erzeugt wurde, und einem Schirm aus N2-Gas 2,5-Stunden lang bei 25°C getrocknet.
    • 6. Das elektrochemische Potential an der Plattierfläche des Siliziumhalbleitersubstrats betrug ungefähr 44 mV und die Stromdichte betrug ungefähr 89 μA/cm–2.
  • Eine Glukose-Dehydrogenase-Galvanisierungslösung (GDH) wurde unter Verwendung von sterilem Wasser mit 18 Mohm als Lösungsmittel vorbereitet. 0,0046 g von Glukose-Dehydrogenase (EC 1.1.1.119,50 Einheiten) wurden 7,5 mL Wasser hinzugefügt. Der pH-Wert der resultierenden Lösung betrug 6,728). Das Hinzufügen eines Puffers oder eine weitere Einstellung des pH-Werts waren nicht notwendig. 75 Mikroliter an Methanol wurden der GDH-Galvanisierungslösung hinzugefügt und gründlich durchmischt. Anschließend wurde der trockene DNA-Chip von oben in 300 Mikroliter des GDH/EMOLE-Galvanisierungsbads eingetaucht, wobei die dunkelblaue Fläche des Chips der Lichtintensität von 1700 Lux, die durch zwei F 15T8/CW- Westinghouse-Fluoreszenz-Glühlampen erzeugt wurde, bei 25°C und 26,75 Stunden ausgesetzt wurde. Der Solarzellenchip wurde aus dem GDH/EMOLE-Galvanisierungsbad entfernt. Der GDH-DNA-Chip wurde bei einer Lichtintensität von 1700 Lux, die von zwei F 15T8/CW-Westinghouse-Fluoreszenz-Glühlampen erzeugt wurde, und einem Schirm von N2-Gas 5 Stunden lang bei 25°C getrocknet. Der GDH-Chip wurde aus dem Licht entfernt und in einer Exsikkatorbox gelegt, um diesen zu schützen und bis zur Verwendung aufzubewahren. Das elektrochemische Potential an der Galvanisierungsfläche des Siliziumhalbleitersubstrats betrug ungefähr 44 mV und die Stromdichte betrug ungefähr 89 μA/cm–2.
  • Beispiel F: Ermittlung von D-(+)-Glukose auf einem GDH-DNA-Chip
  • Wie bei den GOD-Beispielen änderte EMOLE-Überzug/Galvanisierung des Solarzellenchips nicht die elektronischen Ausgangssignal-Kenndaten der Einrichtung vor dem Testen mit D-(+)-Glukose-Ligand.
  • Der trockene GDH-DNA-Chip vom Beispiel E wurde mit silber-GDH-DNA-überzogener Fläche (d.h. p-Silizium) angeordnet, der einer F15T8/CW-Westinghouse-Fluoreszenz-Glühlampe zugewandt war. Ein schwarzer (negativer) Testdraht eines digitalen Multimeters (Hewlett-Packard Modell 34970A) wurde mit der dunkelblauen Emitterfläche (d.h. n-Silizium) und der rote (positive) Testdraht wurde mit der p-GDH-DNA-Überzugsfläche , die dem Licht zugewandt ist, verbunden. Die Intensität des Lichts wurde eingestellt, um einen Basislinien-Kurzschlußstrom von ungefähr +65 μA (untere Kurve in 7) und ein Basislinien-Potential von ungefähr +78 mV (obere Kurve von 7) zu erzeugen. Nach wenigen Minuten wurden 5 Mikroliter von sterilem D-(+)-Glukose (60 mg/dL) in salzhaltigem Natrium-Phophat-Puffer (1×SSP, pH 7,323) auf den GDH-DNA-Chip getropft, was eine unmittelbare große Rechteckwellen-Amplitudenänderung von ungefähr +6,5 μA und +7,5 mV zur Folge hatte, so dass neue Basislinien von ungefähr +71 μA bzw. +85 mV erreicht wurden (7).
  • Die obigen Beispiele, die GOD und GDH verwenden, dienen dazu, die Nützlichkeit und die breite Anwendbarkeit der Erfindung zu zeigen. Obwohl sowohl GOD (EC 1.1.3.4) als auch GDH (1.1.1.119) D-(+)-Glukose in D-Glukonolazeton oxidieren, sind sie sehr verschiedene Enzyme.
  • GOD (EC 1.1.3.4) ist unter Pilzen weit verbreitet. GOD ist ein FAD, welches Flavoprotein und Glycoprotein mit einer molekularen Masse von 160000 Daltons enthält. GOD enthält zwei Mole von FAD-Kofaktor pro Enzym-Mol und 16% Kohlenhydrat, die Kohlenhydratketten sind nicht unmittelbar in Katalyse involviert. Das Spezifikum von GOD ist sehr hoch, die Beta-Form von Glukose wird 157 mal schneller als die Alpha-Form und von anderen Substraten oxidiert, bei denen lediglich 2-Deoxy-D-Glukose geprüft wurde, und 6-Deoxy-D-Glukose wurde mit Raten oxidiert, die 10% größer sind als die von D-Glukose. O2 ist der natürliche Akzeptor dieses Enzyms, welches H2O2 erzeugt.
  • Das NAD(P)-abhängige GDH (EC 1.1.1.119) kommt in fotoautotrophen Prokaryten vor, beispielsweise Arten von Bakterien, die in der Lage sind, Glukose in der Dunkelheit zu bilden. Zusätzlich zur Oxidation von D-(+)-Glukose (Alpha- und Beta-Formen) oxidiert NAD(P)-abhängiges GHD auch D-Mannose, 2.Deoxy-D-Glukose und 2-Amino-2-Deoxy-D-Mannose. NAD(P)-abhängiges GDH ist nicht ein Flavoprotein oder Glycoprotein und hat eine unübliche Eigenschaft; es oxidiert nicht Aldopentosen und ist vollständig inaktiv mit NAD+ oder O2 als Elektronenakzeptoren. Anstelle davon erfordert es sehr speziell NAD(P)+ als ihren Elektronenakzeptor, wobei es NAD(P) + H+ erzeugt. Die molekulare Masse des Enzyms beträgt ungefähr 230 000 Daltons. Oxidation von D-Mannose ist ein relativ unübliches Merkmal von Aldose-Dehydrogenasen, die von verschiedenen biologischen Quellen erhalten werden.
  • Wenn NAD(P)+ nicht gelöst verfügbar ist, wird GDH (EC 1.1.1.119) nicht D-(+)-Glukose oxidieren. NAD(P)+ wurde nicht der GDH-DNA-Chip-Testlösung im Beispiel F hinzugefügt, welche trotzdem hinzugefügtes D-(+)-Glukose schnell oxidierte, was zeigt, dass der DNA-Molekulardraht dieser Einrichtung diffundierbares NAD(P)+, welches in der Testlösung nicht vorhanden war, als "Hart-Draht"-Leiter zur unmittelbaren Elektronentransfer von dem angebrachten katalytischen Kopfgruppenenzym GDH zum Siliziumhalbleitersubstrat ersetzt hat.
  • Wie oben erläutert oxidiert GOD in ihrem nativen Zustand D-Glukose über ihr FAD/FADH2- Redox-Zentrum. Dieses umfasst zwei Elektronen und zwei Wasserstoffione, welche zur prothetischen FAD-Gruppe transferiert werden, welche eng an dem Enzym gebunden ist. In Abwesenheit einer Sensorvermittlers wird der GOD-FADH2-Komplex durch atmosphärischen Sauerstoff (d.h. O2) in den GOD-FAD-Komplex reoxidiert, um den katalytischen Reaktionszyklus zu beenden. GDH (EC 1.1.1.119) oxidiert D-Glukose über ein anderes Redox-Zentrum unter Nutzung diffundierbarem NAD(P)+-Koenzym in stöchiometrischen Mengen, welche während der katalytischen Mechanismen von Oxidation und Elektronen transfer ins Spiel gebracht werde, die D-Gluconolaktone und NAD(P)H + H+ erzeugen. Die reduzierten Koenzyme NAD(P)H werden durch molekularen Sauerstoff (d.h. O2) (wie bei GOD-FADH2) weder wiederverwendet noch wieder oxidiert, so dass genügend teures NAD(P)+-Koenzym am Anfang zugefügt werden muss, um die biokatalytische Oxidation von Glukose anzutreiben. Somit sind Glukose-Sensoren, die sich auf GDH (EC 1.1.1.119) verlassen, gegenüber Sauerstoffpartialdruck ungleich Glukose-Sensoren auf GOD-Basis nicht empfindlich. Außerdem sind die GOD- und die GDH-Aminosequenzen vollständig verschieden. Das GDH-Enzym hat eine molekulare Masse von ungefähr 230000 Daltons, während das GOD-Enzym eine molekulare Masse von ungefähr 160000 hat. Somit zeigen die obigen Beispiele, dass die Erfindung breit bei verschiedenen molekularen Erkennungskopfgruppen angewandt werden kann.
  • Schlussfolgerung
  • Die Erfindung wurde hauptsächlich unter Bezugnahme auf die Verwendung elektrochemisches Ablagerung von flüssig-kristallinen leitenden Polymeren und molekularen Erkennungsflächen beschrieben, wobei man jedoch schnell durch den Fachmann erkennt, dass andere Arten von Ablagerung, Leitverdrahtung und Substanzen verwendet werden können. Viele Arten strukturierter elektrochemischer und chemischer Ablagerung kann verwendet werden. Viele Arten von p-n-Hetero- oder Homoübergangs-Halbleitersubstrate können verwendet werden. Das Substrat kann breites Spektrallicht, licht-emittierende Dioden (LEDs), Laser, Solarstrahlung, UV-Strahlung, VIS-Strahlung, Infrarotstrahlung, Röntgenstrahlen, Gammastrahlen, Radioaktivität, thermisch oder durch extern zugeführte nukleare oder elektromagnetische Energie mit Leistung versorgt werden, die größer ist als der Substratbandabstand, um strukturierte Bereiche elektrochemischer Ablagerung vorzusehen und die hergestellte Einrichtung mit Leistung zu versorgen.

Claims (66)

  1. Sensor zum Erfassen des Vorhandenseins einer Analyt-Komponente, wobei sich der Sensor nicht auf Redox-Vermittler verlässt, wobei der Sensor aufweist: mehrere leitfähige Polymer-Fasern, die zumindest ein erstes Ende und ein zweites Ende haben und die jeweils in einer in etwa gemeinsamen Orientierung ausgerichtet sind; mehrere Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen, welche eine Affinität für die Analyt-Komponente haben und in einer Redox-Reaktion teilnehmen, wenn ein Molekül der Analyt-Komponente kontaktiert wird, wobei die mehreren Kopfgruppen an den leitfähigen Polymer-Fasern angebracht sind, so dass, wenn die Redox-Reaktion bei der Kopfgruppe auftritt, ein mobiler Ladungsträger unmittelbar zu einer leitfähigen Polymer-Faser, die an der Kopfgruppe angebracht ist, ohne Redox-Reaktion in der Polymer-Faser übertragen wird; und ein Elektrodensubstrat, welches an leitfähigen Polymer-Fasern an den zweiten Enden angebracht ist und in der Lage ist, zu einer elektronischen Schaltung Empfang von mobilen Ladungsträgern von den leitfähigen Polymer-Fasern zu berichten.
  2. Sensor nach Anspruch 1, wobei die mehreren leitfähigen Polymer-Fasern mehrfasrige Nukleinsäure-Fasern sind.
  3. Sensor nach Anspruch 2, wobei die mehreren leitfähigen Polymer-Fasern zweifasrige DNA-Fasern sind.
  4. Sensor nach Anspruch 1, wobei die mehreren leitfähigen Polymer-Fasern von der Gruppe ausgewählt sind, die aus mehrfasrigen Nukleinsäuren, Elektronentransport-Proteinen, Biopolymeren, synthetischen organischen und anorganischen leitfähigen Polymeren, Metallkristallit-Molekulardrähten und Langmuir-Blodgett-Leitfilmen bestehen.
  5. Sensor nach Anspruch 1, wobei die mehreren leitfähigen Polymer-Fasern im Wesentlichen orthogonal zum Elektrodensubstrat orientiert sind.
  6. Sensor nach Anspruch 1, wobei die mehreren Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen bei der Redox-Reaktion durch Katalysierung einer chemischen Transformation der Analyt-Komponente teilnehmen.
  7. Sensor nach Anspruch 1, wobei die mehreren Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen von der Gruppe ausgewählt werden, die aus Oxidoreductasen, Immunglobulinen und katalytischen Antikörpern besteht.
  8. Sensor nach Anspruch 1, wobei die mehreren Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen chemisch homogen sind.
  9. Sensor nach Anspruch 1, wobei die mehreren Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen chemisch inhomogen sind.
  10. Sensor nach Anspruch 9, wobei der Sensor einen ersten Bereich auf dem Elektrodensubstrat aufweist, wo eine erste Gruppe chemisch homogener Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen angeordnet ist, und einen zweiten Bereich auf dem Elektrodensubstrat, wo eine zweite Gruppe chemisch homogener Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen angeordnet ist, und wobei der erste und der zweite Bereich separat ansprechbar sind.
  11. Sensor nach Anspruch 1, wobei die Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen zumindest eine von Glukose-Oxidase und Glukose-Dehydrogenase aufweisen.
  12. Sensor nach Anspruch 1, wobei das Elektrodensubstrat eine Elektrode einer Fotovoltaik-Diode ist.
  13. Sensor nach Anspruch 1, wobei das Elektrodensubstrat ein Einrichtungselement einer Einrichtung auf einem Halbleiterchip ist.
  14. Sensor nach Anspruch 1, wobei die leitfähigen Polymer-Fasern supraleitfähig sind.
  15. Sensor zum Erfassen des Vorhandenseins einer Analyt-Komponente, wobei der Sensor aufweist: mehrere mehrfasrige Nukleinsäure-Drähte, die zumindest jeweils ein erstes Ende und ein zweites Ende haben; mehrere Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen, welche eine Affinität für die Analyt-Komponente haben und bei einer Redox-Reaktion teilnehmen, wenn ein Molekül der Analyt-Komponente kontaktiert wird, wobei die mehreren Kopfgruppen an den mehrfasrigen Nukleinsäure-Fasern angebracht sind; und ein Elektrodensubstrat, welches an den mehrfasrigen Nukleinsäure-Fasern an den zweiten Enden angebracht ist und in der Lage ist, einer elektronischen Schaltung Empfang von mobilen Ladungsträgern von den mehrfasrigen Nukleinsäure-Fasern mitzuteilen.
  16. Sensor nach Anspruch 15, wobei die mehreren mehrfasrigen Nukleinsäure-Fasern an den Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen angebracht sind, so dass mobile Ladungsträger unmittelbar zu den mehrfasrigen Nukleinsäure-Fasern übertragen werden, wenn die Redox-Reaktion auftritt, ohne die Notwendigkeit nach einem Vermittler.
  17. Sensor nach Anspruch 15, wobei die mehreren mehrfasrigen Nukleinsäure-Fasern jeweils in einer im Wesentlichen gemeinsamen Orientierung ausgerichtet sind.
  18. Sensor nach Anspruch 15, wobei die mehreren mehrfasrigen Nukleinsäure-Drähte zweifasrige DNA-Drähte sind.
  19. Sensor nach Anspruch 15, wobei die mehreren mehrfasrigen Nukleinsäure-Drähte zweifasrige DNA-Drähte sind, die eine B-DNA-Angleichung haben.
  20. Sensor nach Anspruch 15, wobei das Elektrodensubstrat ein Einrichtungselement einer Einrichtung auf einem Halbleiterchip ist.
  21. Verfahren zum Ermitteln einer Konzentration einer Analyt-Komponente in einem Analyt mit einem Sensor, der (i) mehrere leitfähige Polymer-Fasern, von denen jede zumindest ein erstes Ende und ein zweites Ende hat und jede in einer im Wesentlichen gemeinsamen Orientierung ausgerichtet ist, (ii) mehrere Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen, wel che eine Affinität nach einer Analyt-Komponente haben, wobei diese an den leitfähigen Polymer-Fasern angebracht sind und bei einer Redox-Reaktion teilnehmen, wenn ein Molekül der Analyt-Komponente kontaktiert wird, und (iii) ein Elektrodensubstrat aufweist, das den leitfähigen Polymer-Fasern an den zweiten Enden angebracht ist, wobei das Verfahren aufweist: Kontaktieren der Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen mit dem Analyt; und Bestimmen, ob mobile Ladungsträger zum Elektrodensubstrat übertragen wurden, die von mobilen Ladungsträgern resultieren, die durch die Redox-Reaktion erzeugt werden und durch die leitfähigen Polymer-Fasern zu dem Elektrodensubstrat übertragen werden, wobei, wenn die Redox-Reaktion bei einer Kopfgruppe auftritt, ein mobiler Ladungsträger unmittelbar zu einer leitfähigen Polymer-Faser, die an der Kopfgruppe angebracht ist, ohne Redox-Reaktion in der Polymer-Faser übertragen wird.
  22. Verfahren nach Anspruch 21, welches außerdem aufweist: Überwachung einer Änderung in einer elektronischen Schaltung, die mit dem Elektrodensubstrat verbunden ist, wobei die Ladung vom Empfang von mobilen Ladungsträgern von den leitfähigen Polymer-Fasern resultiert; und Korrelieren der Änderung in der elektronischen Schaltung mit der Konzentration der Analyt-Komponente.
  23. Verfahren nach Anspruch 21, wobei die mehreren leitfähigen Polymer-Fasern mehrfasrige Nukleinsäure-Fasern sind.
  24. Verfahren nach Anspruch 21, wobei die mehreren leitfähigen Polymer-Fasern zweifasrige DNA-Fasern sind.
  25. Sensor zum Erfassen des Vorhandenseins einer Analyt-Komponente, wobei sich der Sensor nicht auf Redox-Vermittlung verlässt, wobei der Sensor aufweist: mehrere Molekularerkennungs-Kopfgruppen, die eine Affinität nach der Analyt-Komponente haben und bei einer Redox-Reaktion teilnehmen, wenn ein Molekül der Analyt-Komponente kontaktiert wird, so dass, wenn die Redox-Reaktion bei der Kopfgruppe auftritt, ein mobiler Ladungsträger erzeugt wird; eine Diode, welche eine erste Elektrode hat, an der die mehreren Molekularerkennungs-Kopfgruppen befestigt sind, so dass mobile Ladungsträger, welche durch die Redox-Reaktion erzeugt werden, zur ersten Elektrode übertragen werden; eine Ermittlungsschaltung, wenn die mobilen Ladungsträger zur ersten Elektrode übertragen werden.
  26. Sensor nach Anspruch 25, wobei die mehreren Molekularerkennungs-Kopfgruppen an einer p-leitenden Seite der Diode angebracht sind.
  27. Sensor nach Anspruch 25, wobei die mehreren Molekularerkennungs-Kopfgruppen an der ersten Elektrode über mehrere leitfähige Polymer-Fasern angebracht sind, die aus der Gruppe ausgewählt sind, die aus mehrfasrigen Nukleinsäuren, Elektronentransportproteinen, Biopolymeren, synthetischen organischen und anorganischen leitfähige Polymeren, Metallkristallit-Molekulardrähten und Langmuir-Blodgett-Leitfilmen besteht.
  28. Sensor nach Anspruch 27, wobei die mehreren leitfähigen Polymer-Fasern im Wesentlichen gemeinsam orientiert sind.
  29. Sensor nach Anspruch 25, wobei die mehreren Molekularerkennungs-Kopfgruppen von der Gruppe ausgewählt werden, die aus Oxidoreductasen, Immunglobulinen und katalytischen Antikörpern besteht.
  30. Sensor nach Anspruch 25, wobei die mehreren Molekularerkennungs-Kopfgruppen chemisch inhomogen sind.
  31. Sensor nach Anspruch 30, wobei der Sensor einen ersten Bereich auf dem Elektrodensubstrat aufweist, wo eine erste Gruppe chemisch homogener Molekularerkennungs-Kopfgruppen angeordnet ist, und einen zweiten Bereich auf dem Elektrodensubstrat, wo eine zweite Gruppe chemisch homogener Molekularerkennungs-Kopfgruppen angeordnet ist, wobei der erste und der zweite Bereich separat ansprechbar sind.
  32. Sensor nach Anspruch 25, wobei die Diode eine Einrichtung auf einem Halbleiterchip ist.
  33. Sensor nach Anspruch 25, wobei die Diode einen Fotovoltaik-Diode ist.
  34. Verfahren zum Ermitteln einer Konzentration einer Analyt-Komponente in einem Analyten mit einem Sensor, der (i) mehrere Molekularerkennungs-Kopfgruppen, die eine Affinität nach der Analyt-Komponente haben und die bei einer Redox-Reaktion teilnehmen, wenn ein Molekül der Analyt-Komponente kontaktiert wird, so dass, wenn die Redox-Reaktion in der Kopfgruppe auftritt, ein mobiler Ladungsträger erzeugt wird, und (ii) eine Diode aufweist, die eine erste Elektrode hat, an der die mehreren Molekularerkennungs-Kopfgruppen angebracht sind, so dass die mobilen Ladungsträger, welche durch die Redox-Reaktion erzeugt werden, zur ersten Elektrode übertragen werden, wobei das Verfahren aufweist: Kontaktieren der Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen mit dem Analyt; Spezifizieren eines elektrischen Basissignals, welches vorhanden ist, wenn (i) ein Stimulus der Diode bereitgestellt wird und (ii) die mehreren Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen im Wesentlichen frei von der Analyt-Komponente sind; und Ermitteln einer Abweichung vom elektrischen Basissignal, wobei Abweichung von der Übertragung der mobilen Ladungsträger zur ersten Elektrode resultiert, wenn die Analyt-Komponente in Kontakt mit den Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen kommt.
  35. Verfahren nach Anspruch 34, welches außerdem aufweist: Bestimmen einer Amplitude der Abweichung; und Bestimmen einer Analyt-Komponenten-Konzentration unmittelbar von der Amplitude der Abweichung ohne die Verwendung einer anderen Information vom elektrischen Signal.
  36. Verfahren nach Anspruch 35, wobei die Analyt-Komponente-Konzentration proportional zur Amplitude der Abweichung ist.
  37. Verfahren nach Anspruch 34, wobei das elektrische Basissignal und die Abweichung vom elektrischen Basissignal Spannungsmesswerte sind.
  38. Verfahren nach Anspruch 34, wobei das elektrische Basissignal und die Abweichung vom elektrischen Basissignal Messwerte des elektrischen Stroms sind.
  39. Verfahren nach Anspruch 34, wobei die mehreren Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen an der ersten Elektrode über mehrere leitfähige Polymer-Fasern angebracht sind, die aus der Gruppe ausgewählt sind, die aus mehrfasrigen Nukleinsäuren, Elektronentransport-Proteinen, Biopolymeren, synthetischen organischen und anorganischen leitfähigen Polymeren, metallischen Kristallitmolekular-Drähten und Langmuir-Blodgett-Leitfilmen besteht.
  40. Verfahren nach Anspruch 39, wobei die mehreren leitfähigen Polymer-Fasern im Wesentlichen gemeinsam orientiert sind.
  41. Verfahren nach Anspruch 34, wobei die Diode einer Fotovoltaik-Diode ist und der Stimulus, der beim Spezifizieren eines elektrischen Basissignals bereitgestellt wird, Strahlungsenergie ist.
  42. Verfahren zum Bilden eines Sensors, der in der Lage ist, das Vorhandensein einer Analyt-Komponente zu erfassen, wobei das Verfahren aufweist: Kontaktieren eines Sensorsubstrats mit einem ersten Medium, welches mobile leitfähige Polymer-Fasern oder Vorläufer der leitfähigen Polymer-Fasern enthält; Anlegen eines ersten Potentials an das Substrat, welches ausreichend ist, eine erste Struktur zu bilden, wobei die leitfähigen Polymer-Fasern am Substrat befestigt sind; Kontaktieren des Sensorsubstrats mit den befestigten leitfähigen Polymer-Fasern mit einem zweiten Medium, welches mobile Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen enthält; und Anlegen eines zweiten Potentials an das Substrat, welches ausreichend ist, die Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen an den befestigten leitfähigen Polymer-Fasern zu befestigen, wodurch eine Sensorstruktur gebildet wird, wobei das Substrat an den leitfähigen Polymer-Fasern befestigt ist und die Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen außerdem an den leitfähigen Polymer-Fasern befestigt sind.
  43. Verfahren nach Anspruch 42, wobei der Schritt zum Anlegen eines ersten Potentials bei einem Potential durchgeführt wird, welches bewirkt, dass die befestigten leitfähigen Polymer-Fasern in einer im Wesentlichen gemeinsamen Richtung orientiert sind.
  44. Verfahren nach Anspruch 43, wobei das erste Potential zwischen ungefähr 0,001 und 1500 mV liegt.
  45. Verfahren nach Anspruch 43, wobei der Schritt zum Anlegen des ersten Potentials eine Stromdichte an der Substratfläche von ungefähr zwischen 0,001 und 1500 μA cm–2 erzeugt.
  46. Verfahren nach Anspruch 42, wobei die leitfähigen Polymer-Fasern mehrfasrige Nukleinsäuren sind.
  47. Verfahren nach Anspruch 42, wobei der Schritt zum Anlegen eines zweiten Potentials bei einem Potential durchgeführt wird, welches bewirkt, dass die befestigten Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen in einer im Wesentlichen gemeinsamen Richtung orientiert sind.
  48. Verfahren nach Anspruch 47, wobei das zweite Potential zwischen ungefähr 0,001 und 1500 mV liegt.
  49. Verfahren nach Anspruch 47, wobei der Schritt zum Anlegen des ersten Potentials eine Stromdichte an der Substratfläche von ungefähr zwischen 0,001 und 1500 μA cm–2 erzeugt.
  50. Verfahren nach Anspruch 42, welches außerdem einen Schritt aufweist, das erste Medium vom Sensorsubstrat zu entfernen, der auf den Schritt zum Anlegen eines ersten Potentials folgt.
  51. Verfahren nach Anspruch 42, wobei das zweite Medium vom ersten Medium durch Durchführen des Schritts zum Anlegen eines ersten Potentials erhalten wird.
  52. Verfahren nach Anspruch 42, wobei der Schritt zum Anlegen eines ersten Potentials an das Substrat bewirkt, dass die Vorläufer der leitfähigen Polymer-Fasern polymerisieren und die leitfähige Polymer-Fasern, die am Substrat befestigt sind, bilden.
  53. Verfahren nach Anspruch 42, wobei das Sensorsubstrat ein Einrichtungselement einer Einrichtung auf einem Halbleiterchip ist.
  54. Verfahren nach Anspruch 42, welches außerdem einen Schritt aufweist, einen Bereich des Sensorsubstrats vor dem Schritt zum Kontaktieren des Sensorsubstrats mit einem zweiten Medium zu isolieren, so dass die Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen lediglich im isolierten Bereich aufgebracht sind.
  55. Verfahren nach Anspruch 54, wobei die Schritte zum Isolieren eines Bereichs, zum Kontaktieren des Sensorsubstrats mit einem zweiten Medium und zum Anlegen eines zweiten Potentials an das Substrat ein zweites Mal durchgeführt werden, und wobei der Schritt zum Kontaktieren des Sensorsubstrats mit einem zweiten Medium ein zweites Medium mit einer zweiten Molekular-Erkennungs-Kopfgruppe verwendet, um eine Struktur zu bilden, welche einen ersten Bereich auf dem Sensorsubstrat hat, welche eine erste Gruppe chemisch homogener Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen hat, und einen zweiten Bereich auf dem Sensorsubstrat, welches eine zweite Gruppe chemisch homogener Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen hat.
  56. Sensor, der durch das Verfahren nach Anspruch 42 erzeugt wird.
  57. Sensor zum Erfassen des Vorhandenseins einer Nukleinsäure-Sequenz, wobei der Sensor aufweist: mehrere sequenz-spezifische einfasrige nichtleitfähige Nukleinsäure-Drähte, wobei jeder zumindest ein erstes und ein zweites Ende hat; ein Elektroden-Substrat, welches an den sequenz-spezifischen einfasrigen nichtleitfähigen Nukleinsäuren-Fasern an den zweiten Enden angebracht ist und in der Lage ist, einer elektronischen Schaltung Empfang von mobilen Ladungsträgern mitzuteilen, die von komplementären mehrfasrigen Nukleinsäuren-Fasern herstammen; Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen, die angeordnet sind, mobile Ladungsträger in die Nukleinsäuren-Drähte zu injizieren, wodurch, wenn der Sensor einem Analyt ausgesetzt ist, der die komplementäre Nukleinsäuren-Sequenz hat, zumindest einige der einfasrigen nichtleitfähigen Nukleinsäuren-Drähte mit dem Analyt hybridisieren, um leitfähige mehrfasrige Nukleinsäure-Fasern zu bilden.
  58. Sensor nach Anspruch 57, wobei die mehreren sequenz-spezifischen einfasrigen nichtleitfähigen Nukleinsäure-Fasern an den Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen an den ersten Enden angebracht sind, so dass mobile Ladungsträger zu den mehrfasrigen Nukleinsäure-Fasern übertragen werden, wenn eine Redox-Reaktion in den Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen auftritt, wobei die mehrfasrigen Nukleinsäure-Fasern durch Hybridisierung zwischen den sequenz-spezifischen einfasrigen nichtleitfähigen Nukleinsäuren-Fasern und dem Analyt, der die komplementäre Nukleinsäuresequenz hat, gebildet sind.
  59. Sensor nach Anspruch 57, wobei das Elektrodensubstrat ein Einrichtungselement einer Einrichtung auf einem Halbleiterchip ist.
  60. Sensor zum Erfassen des Vorhandenseins einer Analyt-Komponente, wobei der Sensor sich nicht auf Redox-Vermittler verlässt, wobei der Sensor aufweist: mehrere leitfähige Polymer-Fasern, die jeweils zumindest ein erstes und ein zweites Ende haben; mehrere Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen, die eine Affinität nach der Analyt-Komponente haben und bei einer Redox-Reaktion teilnehmen, wenn ein Molekül der Analyt-Komponente kontaktiert wird, wobei die mehreren Kopfgruppen an den leitfähigen Polymer-Fasern angebracht sind, so dass, wenn die Redox-Reaktion in einer Kopfgruppe auftritt, ein mobiler Ladungsträger unmittelbar zu einer leitfähigen Polymer-Faser, die an der Kopfgruppe angebracht ist, ohne Redox-Reaktion in der Polymer-Faser übertragen wird; und ein Elektrodensubstrat, welches an den leitfähigen Polymer-Fasern an den zweiten Enden angebracht ist und in der Lage ist, einer elektronischen Schaltung Empfang von mobilen Ladungsträgern von den leitfähigen Polymer-Fasern zu berichten, wobei die Leitfähigkeit der leitfähigen Polymer-Fasern umsteuerbar zwischen Leitfähigkeits- und Isolationszuständen wechselt.
  61. Sensor nach Anspruch 60, wobei die Molekular-Erkennungs-Kopfgruppe von der Gruppe ausgewählt wird, die aus Esterasen, Amidasen, Acylasen und Lipasen besteht.
  62. Sensor nach Anspruch 60, wobei die mehreren leitfähigen Polymer-Fasern ein Polymer aufweisen, welches aus Monomeren polymerisiert ist, die aus der Gruppe ausgewählt werden, die aus N-Methylpyrrol, Anilin, Thiophen, 3-Methylthiophen, 3,4-Dimethylthiophen, Vinylferrozen, Styren, Nitrostyren, Viologen, Vinyl-Piridin, Vinyl-2,2'-Bipiridin, Vinylrubren, Mischungen auf Chinon-Basis und Derivaten davon besteht.
  63. Sensor nach Anspruch 60, wobei die Leitfähigkeit des leitfähigen Polymers als Antwort auf Änderungen bei pH wechselt.
  64. Sensor nach Anspruch 15, wobei die Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen zumindest eines von Glukose-Oxidase und Glukose-Dehydrogenase aufweisen.
  65. Verfahren nach Anspruch 21, wobei die Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen zumindest eines von Glukose-Oxidase und Glukose-Dehydrogenase aufweisen.
  66. Verfahren nach Anspruch 42, wobei das Anlegen eines zweiten Potentials an das Substrat Molekular-Erkennungs-Kopfgruppen, die aus der Gruppe ausgewählt werden, die aus Glukose-Oxidase und Glukose-Dehydrogenase bestehen, befestigt.
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