Vorlesung

• miniaturisiertes Gerät, das chemische Informationen selektiv und reversibel in ein analytisch nutzbares Signal umwandelt

• zwei Grundkomponenten

  • chemisches (modulares) Erkennungselement (Rezeptor)

  • physikalisch-chemischen Wandler

Untergruppe der chemischen Sensoren, bei denen das Erkennungselement eine biochemischen Mechanismus nutzt

• Umweltanalyse

• Transportwesen

• Lebensmittelanalyse

• industrielle Prozesse

• Drogendetektion

• biomedizinische Analyse

Vereinfachung der Analysemethoden durch

• miniaturisierte Messgeräte

• schnelle on-line Steuerung

• Massenproduktion

• billige Sensorproduktion

• einfache Sensorbedinung

• integrierte Signalverarbeitung

Sensor in Messlösung -> Knopf drücken -> Ergebnis

• Sensitivität

  • Messbereich, Genauigkeit, Reproduzierbarkeit des Messsignals

• Selektivität

  • geringe Kreuzselektivität gegenüber anderer Substanzen, Kompensation von Störungen

• Stabilität

  • Lebensdauer, Zuverlässigkeit des Sensorsignals

• Ansprechzeit

  • on-line Übermittlung der Daten sollte möglich sein

• Anwendung

  • Sensor sollte geeignet sein für Tests und Kalibrierung; Kosten

• Aufbau

  • miniaturisierbar, robust, Produktsicherheit, Verbraucherakzeptanz

• dem zu detektierenden Analyt (Enzyme, Substrate, Drogen, Ionen, Gase)

• der Rezeptorschicht (bestehend aus Enzymen, DNA, Antikörpern/ Antigenen, Aptameren, Mikroorganismen, Zellen, synthetischen Polymeren

• Wandlerprinzip (und Signalverarbeitung) (optisch, elektrisch, thermisch, magnetisch, elektrochemisch, massensensitiv

• Anwendung

• elektrische Wandler

  • Hauptreaktion durch elektronische (nicht ionische) Leitfähigkeit

• optische Wandler

  • Veränderung der elektromagnetischen Strahlung durch Wechselwirkung mit dem Analyten

• thermische Wandler

  • Veränderung der Wärmeenergie durch biochemische Reaktion

• massensensitive Wandler

  • Hauptreaktion durch zusätzliche Massenbeladung der Sensoroberfläche

• magnetische Wandler

  • Hauptreaktion durch Veränderung der magnetischen Eigenschaften

ohne Stromfluss:

• Potentiometrie

mit Stromfluss:

• Voltammetrie (Amperometrie) und Konduktometrie

  • vernachlässigbare Analytumsetzung

• Koulometrie

  • komplette Analytumsetzung

Potentiometrie: Zusammenhang zwischen Spannung und Ionenaktivität

• innere Helmholtzebene hat den Abstand d_i von der Elektrodenoberfläche

  • Dipole der Lösungsmittelmoleküle (H2O) sind zur Elektrodenoberfläche ausgerichtet

• äußere Helmholtzebene hat den Abstand d_a von der Elektrodenoberfläche

  • Kationen aus der Lösung in einem Abstand, der durch ihre primäre Solvationsschicht gegeben ist

ε_i -> dielektrische Konstante der inneren Helmholtzschicht

ε_a -> dielektrische Konstante der äußeren Helmholtzschicht

• Glasmembran, die von einer Gelschicht umgeben ist

• Gelschicht ist selektiv gegenüber Wasserstoff

• Gelschicht ist bei geringen pH-Werten positiv und bei hohen pH-Werten negativ geladen

• spezielles Glas mit hoher Selektivität für Wasserstoffionen

• gute mechanische Eigenschaften des pH-Glases

• Hochtemperaturgläser für industrielle Anwendungen

Elektrode muss vor Benutzung einen Tag gewässert werden, damit sich die Gelschicht bilden kann

E1 -> Potential des Referenzableitsystems

E2 -> Diaphragma- oder Diffusionspotential

E3 -> Potential der internen Führung

E4 -> Potential der inneren Oberfläche

E5 -> asymmetrisches Potential (materialabhängig)

E6 -> pH-abhängiges Potential

—> E1 bis E5 ist idealerweise konstant, sodass sich nur E6 mit dem pH-Wert ändert

• stehen zwei unterschiedliche Lösungen in Kontakt, tritt ein kleines Potential durch unterschiedlihce Ionenbeweglichkeiten auf

• idealerweise ist dieses Potential 0, da dies das Sensorsignal an der ISE überlagern kann

• mögliche innere Elektrolyten sind HCl; NaCl und KCl

  • nur bei KCl sind die Ionenbeweglichkeiten wirklich gleichgroß und das Diaphragmapotential ist 0

geringer pH-Wert:

• durch hohe Aktivität werden manche Wasserstoffionen durch Anionen eingefangen, was das Signal verändert

hoher pH-Wert:

• andere einwertige Kationen konkurrieren mit den Wasserstoffionen

• erreichen die Gelschicht und behindern so die Wasserstoffionen

• besteht aus innerem Sensorelement (z.B. pH-ISE und Referenz), umgeben von einer gaspermeablen Membran

• innere Lösung ist leicht gepuffert

• wenn CO2-Gas durch die Membran diffundiert, ändert sich der pH-Wert der inneren Lösung

  -> CO2 + H2O <-> H+ + HCO3-

• Glukoseoxidase kann Glucose selektiv nachweisen

• Glucose + O2 <—GOD—> Gluconolacton + H2O2

• Glukoseanteil steigt

  • O2 sinkt

  • H2O2 steigt

• für die Glukosemessung kann die O2- oder H2O2-Konzentration gemessen werden

Amperometrie: Zusammenhang zwischen Strom (bei konstantem Strom) und der Konzentration elektroaktiver Spezies

• Potential wird gegen Gegenelektrode eingestellt

• Strom fließt, wenn das Potential ausreichend positiv/ negativ für elektroaktive Spezies ist, um Elektronen von der Phasengrenzfläche zu erhalten/ abzugeben

• Elektronenfluss an der Grenzfläche zwischen Elektrode und flüssigem Elektrolyt

• Referenzelektrode und Arbeitselektrode

• Problem:

  • Spannungsabfall zwischen Arbeitselektrode und Referenzelektrode

• zusätzliche Gegenelektrode

• Strom fließt zwischen Arbeitselektrode und der Gegenelektrode (meist aus Pt und mit deutlich größeren Fläche als AE)

  -> Gleichgewicht der Referenzelektrode wird nicht gestört

-> dient der Charakterisierung einer elektroaktiven Substanz

• linear pendelnder Strom wird zwischen Arbeitselektrode und Referenzelektrode angelegt

• Potential wird gemessen zwischen Startpotential (E_start) und Schaltpotential (E_end) und dann wieder zurück zum Anfangswert (triangulare Wellenform)

• Messungen generell in ruhenden Lösungen mit konstanter Rate des Spannungswechsels über die Zeit

zyklische Voltammetrie für reversibles Redoxpaar:

1. Annahme: Redoxpaar ist in reduzierter Form vorhanden -> bei E_start fließt kein Strom

2. Oxidation des Analyts führt zu initialem Stromanstieg -> Strom hängt nur von Diffusion ab -> reduzierter Analyt verarmt stetig in der Nähe der Elektrodenoberfläche

3. Dicke der Diffusionsschicht wächst kontinuierlich während des Scans -> Massenstrom verlangsamt sich und Strom erreicht maximalen anodischen Peak (I_pa), wenn Analytkonzentration null erreicht

4. diffusionskontrollierter Prozess ist langsamer als Elektrodenreaktion -> Strom fällt ab mit √t -> Richtung des Potentialscans wird umgekehrt, wenn Schaltpotential (E_end) erreicht wird

5. angesammelte oxidierte Moleküle werden beim Rückwärtsscan reduziert

Makroelektrode:

• nur lineare Diffusion

• Problem: unzureichende Abgabe des Analyten

• nur Peak in der I/V-Kurve (kein deutliches Plateau für U_pol)

Mikroelektrode:

• lineare und radiale Diffusion

• deutliches Plateau für U_pol

• Problem: kleine Elektrodenfläche führt zu kleinen Strömen, die schwer messbar sind

• Lösung: Mikroelektroden als Array zusammenschalten, sodass der Strom addiert wird

-> Potential bleibt konstant

• angelegtes Potential wird auf einen bestimmten Wert angehoben und der resultierende Strom über die Zeit gemessen

• i_t = i_f + i_c

  • i_c ist der kapazitive Strom der nicht faraday’schen Quelle (ungewollt)

  • i_c wird nach einer bestimmten Zeit t_d vernachlässigbar

-> Verbrauch von O2 als Elektronenakzeptor wird gemessen

-> Produktion von H2O2 wird gemessen

Kombination aus

• Sensoren (chemische/ Biosensoren)

• Aktuatoren (Pumpen, Kanäle, Klappen, Mischkammern, …)

• Elektronik (Signalverarbeitung, Verstärkung, Datenerfassung, …)

Rate der Veränderung im Sensor Outputsignal zur Veränderung des gemessenen Signalwertes (Input)

-> Steigung der Kalibrierkurve

Fähigkeit eines Sensors die Messvariable in der Anwesenheit anderer zu unterscheiden

Fähigkeit eines Sensors seine Leistungseigenschaften für eine gewisse Zeitspanne aufrecht zu erhalten

-> Reproduzierbarkeit des Outputsignals bei konstanten Bedingungen

Änderung des Sensorsignals über eine bestimmte (definierte) Zeitspanne bei konstanten Bedingungen

Nähe zwischen der Kalibrierkurve und einer vorgegebenen geraden Linie

Reproduzierbarkeit der Messungen des Sensorsignals, wenn bei derselben Konzentration der Testprobe gemessen wird

maximale Differenz im Outputsignal innerhalb der Messspanne, wenn der Wert in steigender/ absteigender Reihenfoge oder umgekehrt angenähert wird

Output des Sensorsignals bei anliegendem Nullmesswert

Wert der Messprobe über die der Sensor in der Lage sein sollte das Analyt nachzuweisen

-> spezifiziert durch obere und untere Nachweisgrenze

geringste Menge einer Substanz, die innerhalb eines bestimmten Konfidenzniveaus von der Abwesenheit dieses Stoffes unterschieden werden kann

maximale Konzentration, die der Sensor zuverlässig nachweisen kann (Sättigungseffekt)

Zeit, nach der das Sensorsignal einen festgelegten Prozentanteil seines finalen Wertes als Antwort auf eine stufenweise Antwort der Messgröße erreicht

minimale Änderung der Messgröße, die nötig ist, um eine nachweisbare Änderung im Sensor Outputsignal zu produzieren -> Messgröße inkrementiert von 0

minimale Dauer des Sensorbetriebs, entweder durchgehend oder über eine Anzahl von an/ aus Zyklen (ohne eine Änderung in der Leistung außerhalb der definierten Toleranzen)

• lineare Messspanne zwischen unterer und oberer Nachweisgrenze mit einer gewissen Steigung, definiert als Sensitivität

• Analytkonzentration unterhalb der UNG

  • Abflachung der Kalibrierkurve

  • Sensorsignal liegt im Rauschen (Signal sollte mind. dreimal so groß sein wie das Rauschen)

• Analytkonzentration oberhalb der ONG

  • Abflachung der Kalibrierkurve

  • Sättigung des Sensors

• Materialflexibilität von Si

  • Halbleiter

  • Isolator -> nach Oxidation

  • Leiter -> nach Dotierung mit Fremdatomen

• mögliche Integration von Sensor und Signalverarbeitung auf einem einzelnen Chip

  -> besseres Signal/Rausch-Verhältnis

• Si ist nicht toxisch mit hohem Reservoir

-> MIS-Kondensator (Metal-Insulator-Semiconductor)

• Halbleiter Substrat (hier: p-dotiertes Si) und Gateisolator mit zwei Metallkontakten

• (Gate)Isolator-Kapazität C_i (ideal mit keinem Stromfluss hindurch) ist konstant

• Raumladungskapazität C_sc hängt von der Gatespannung V_G ab

• V_g wird zwischen beiden Kontakten angelegt

• V_G < 0: Akkumulation

  • positiv geladene Löcher (Majoritätsladungsträger) wandern zur Si/SiO2 Grenzfläche, aufgrund des elektrischen Feldes

  • C_i << C_sc: Gesamtkapazität wird durch die geometrische Kapazität des Gateisolators bestimmt

• V_G > 0: Verarmung

  • Löcher werden von der Grenzfläche abgestoßen und bilden eine Raumladungszone

  • C_i und C_sc in Serie

  • Breite der Verarmungszone hängt von V_G ab

• V_G >> 0: Inversion

  • Ferminiveau in Si biegt sich unter das intrinsische Niveau

  • Konzentration der Elektronen an der Si/SiO2-Grenzfläche übersteigt die Lochkonzentration

  • dünne Schicht von n-dotiertem Si wird geformt

-> electrolyte-insulator-semiconductor

• Gatemetall wird ersetzt durch eine Rezeptorschicht ((bio-)chemisches Erkennungselement) und Referenzelektrode

• Charakteristik bzgl. der C-V-Kurve korrespondiert zu der des MIS-Kondensators, aber jetzt interagiert das (bio-)chemische Erkennungselement mit den Analytmolekülen

  -> konzentrationsabhängige Verschiebung der C-V-Kurve

ΔV_fb = f(pH, Ionenkonzentration, Molekularladung)

• C wird durch eine Rückkopplungsschaltung auf einen festen Wert in der Verarmungszone gehalten

• direkte Aufzeichnung von Potentialverschiebungen können ermittelt werden

• durch Hydratation hat die Oxidoberfläche neutrale amphotere Hydroxylgruppen -> TaOH

• abhängig vom pH-Wert der Lösung können diese Oberflächengruppen entweder H+-Ionen binden oder abgeben

  -> führt zu protonierten (TaOH2+) oder deprotonierten (TaO-) Gruppen

• bei pH > pH_pzc ist die Oberfläche negativ geladen

• bei pH < pH_pzc ist die Oberfläche positiv geladen

  -> pH-abhängige Oberflächenladung verändert C_sc

-> point of zero charge

-> pH-Wert, bei dem die Oberfläche neutral geladen ist (nicht zwingend bei pH 7)

• beruht auf dem Abdampfen eines erhitzten Metalls auf ein Substrat in einem Vakuum

• Schichtwachstum wird beeinflusst durch Substrat, Verdampfungsmaterial, Verdampfungsrate, Substrattemperatur im Verhältnis zum Schmelzpunkt des Metalls, Vakuum, Zeit, …

• Ätzmittel bewegt sich von einer Öffnung in der Maske nach unten und nach außen

• unterschneidet die Maske und vertieft die geätzte Vertiefung gleichzeitig

• Ätzung erfolgt gleichmäßig in alle Richtungen

• Ätzen erfolgt je nach Ausrichtung der Si-Kristallebene mit unterschiedlicher Geschwindigkeit

• “unzerstörbares” pH-sensitives Material als pH-Sensor in breitem anwendungsfelt

• sehr robust und korrosionsresistente Eigenschaften

• Transducer Plattform für Kopplung/ Untersuchung von Biomolekülen wie Enzyme, DNA, Zellen, …

-> cleaning in place

-> sterilization in place

• pH-Glaselektroden würden nach nur wenigen Reinigungsschritten kaputt gehen

• Ta2O5-Sensor überlebt deutlich mehr Zyklen ohne Sensorfunktion einzubüßen

• für Messung von Ionen wird pH-sensitiver Gateisolator mit einer organischen oder anorganischen ionenselektiven Membran modifiziert

• typischerweise wird ionenselektive polymere Membran, die einen entsprechenden Ionophor enthält, durch Spin-, Tauch- oder Tropfenbeschichtung auf den Gateisolator aufgebracht

• Molekül, das selektiv an ein gegebenes Ion bindet und dieses über die Membran transportiert, wodurch die Membran nur für die betrachteten Ionen permeabel wird

• Komplexierung des Primärions mit Hilfe eines selektiven Hohlraums

• Polymer wird aus einer viskosen Lösung in eine Resistschleuder aufgetragen und vorgebacken

• Dicke des Films hängt von der Geschwindigkeit ab

• Sensorchip wird senkrecht in die Beschichtungslösung eingetaucht

• Sensor wird mit bestimmter Kraft/ Geschwindigkeit wieder rausgezogen

• Polymer wird aus einer Pipette oder Nanospotter abgegeben

• trocknen und backen

• Mischung der Lösung definiert die Dicke des Films

• Enzym dient als Biorezeptor und wird auf der Gateoberfläche immobilisiert

• durch enzymatische Reaktion mit dem Substrat werden entweder die Reaktanten konsumiert oder Produkte generiert

  -> Konzentrationsänderung wird vom Sensor detektiert

• PEs sind lineare makromolekulare Ketten mit einer großen Anzahl geladener Gruppen, die in Wasser gelöst sind

• Abscheidung mit der Schicht-für-Schicht-Technik (basierend auf Tauchbeschichtung

• PSS ist negativ geladen

• PAH ist positiv geladen

• konsekutive Adsorption durch Schicht-für-Schicht-Technik

• aufeinanderfolgende Adsorption von entgegengesetzt geladenen PE-Schichten führt zu alternierenden Verschiebungen des Sensorsignals

• PAH (positiv): “positive” Aufladung der Sensoroberfläche

  -> negatives Sensor-Ausgangssignal im ConCap-Modus aufgrund des Rückkopplungskreises (umgekehrt bei PSS)

• Sensorsignal sinkt mit Zahl der PE-Schichten und steigender ionischer Stärke

• immobilisierte Glucoseoxidase, Urease und Kreatinindesaminase auf magnetischen Partikeln, die in Alginat-Mikroperlen eingekapselt sind zum Nachweis von Glukose/ Harnstoff/ Kreatinin

• Mikroperlen werden auf einem Feldeffektkondensator über einem Magneten in einem Mikrofluidikaufbau positioniert

• Möglichkeit zum Nachweis mehrerer Analyten mit demselben Sensorchip, indem die Alginat-Mikroperlen durch neue Perlen ersetzt werden, sobald das eingekapselte Enzym verbraucht ist

• Nanopartikel besitzen hohe Oberfläche und bieten so eine bequeme Möglichkeit die Sensoroberfläche mit Reagenzien zu beladen

• Einbindung einzigartiger elektronischer/ katalytischer Eigenschaften von NPs mit hochselektiver Erkennung von Rezeptormolekülen

• Maß für die elektrostatische Nettowirkung eines Ladungsträgers in einer Lösung und dafür, wie weit diese elektrostatische Wirkung anhält

• definiert als die Strecke, über die das elektrostatische Potential um den Faktor 1/e abnimmt und ist umgekehrt proportional zur Ionenstärke der Elektrolytkugel

• Feldeffektkondensatoren können geladene Makromoleküle (z.B. DNA) nachweisen

• während des Hybridisierungsprozesses zwischen immobilisierter Einzelstrang-DNA und komplementärer cDNA verändert die negativ geladene cDNA die Ladung, die an das Gate des Feldeffektsensors angelegt wird

• Selektivität und Spezifität von (bio-)katalytischen Reaktionen ermöglichen komplexe Bioinformatik-Netzwerke mit “gate-to-gate”-Kommunikation

  -> paralleles Rechnen durch Beteiligung zahlreicher Moleküle an verschiedenen Reaktionen

• co-Immobilisierung von Penicillinase und Urease

  • beide Enzyme zeigen gegenläufige pH-Verschiebungen auf der Sensoroberfläche

  • Penicillinase -> pH-Abnahme

  • Urease -> pH-Zunahme

  -> Realisierung eines XOR-Gates

-> metal-oxide-semiconductor field-effect-transistor

-> ion-sensitive field-effect-transistor

• ISFET unterscheidet sich vom MOSFET indem das Metallgate durch eine pH-sensitive Membran ersetzt wird

  -> elektrischer Kontakt zur Probe erfolgt durch die Referenzelektrode

• p-dotiertes (oder n-dotiertes) Si-Substrat mit zwei n-dotierten (oder p-dotierten) Regionen: Source und Drain

  • Kanal zwischen Source und Drain

• positive Gatespannung V_G wird an das Gate angelegt

  • Majoritätsladungen (Löcher) werden von der SiO2/Si-Grenzfläche abgestoßen

  • negative Ladungen (Elektronen) sammeln sich im Kanal zwischen Source und Drain, was die Leitfähigkeit des Kanals erhöht

• zusätzliche Spannung V_DS zwischen Source und Drain

  • I_D (Drainstrom) kann fließen

• wird kein V_D angelegt, rekombinieren die Elektronen mit den Löchern und können nicht zum Drain fließen

  • je größer V_D, desto größer der Kanal, desto mehr Elektroden können fließen, desto größer ist der Strom

• Gate vom MOSFET wird durch Ta2O5-Schicht ersetzt

• unterschiedliche pH-Werte resultieren in einem (Oberflächen-)Potentialshift ΔV entsprechend der Nernstgleichung

• Potentialshift beeinflusst Drainstrom, der zwischen Drain und Source des pH_ISFETs fließt

• nach Kalibrierung mit Standardlösungen kann die Änderung in I_D genutzt werden, um unbekannte H+-Ionenkonzentrationen zu bestimmen

• Betrieb in einer Feedbackschleife

• I_D und V_G sind konstant

• Spannung V_M, die dafür benötigt wird repräsentiert das Sensorsignal

  -> V_M ist die Spannung, mit der “gegengearbeitet” werden muss

-> chemisch-sensitiver Feldeffekttransistor

• anstelle pH-sensitiver Schicht wird eine anorganische Glas- oder Kristallmembran oder organische PVC-basierte Membran auf dem Gateisolator abgeschieden

-> biologisch-sensitiver Feldeffekttransistor

-> Enzym-basierter Feldeffekttransistor

• Immobilisierungsmethoden

  • kovalent

  • cross-linking

  • Enzymeinschluss

  • Adsorption

• weist Produkte (z.B. Variation in H+-Ionenkonzentration) nach, was in einer enzymatischen Reaktion resultiert

Problem: BioFETs “sehen” beides:

• pH-Änderung durch Katalyse

• pH-Änderung durch Änderung des Analyts

Lösung: Differenzanordnung

• pH-ISFET (ΔpH-Lösung) parallel zu EnFET (ΔpH-Enzym und ΔpH-Lösung)

• werden beide Signale voneinander abgezogen bleibt nur noch ΔpH-Enzym übrig

Einfluss von Gegenionennachweis und nichtspezifische Adsorption verringern

• kurze Antikörperfragmente, Aptamer/ DNA-Moleküle anstelle von Rezeptormoleküle anbringen

• Anpassung der Verteilung der Rezeptormoleküle auf der Gate-Oberfläche sowie “optimierte” Ionenstärke/ Salzkonzentration der Analytlösung für die Bindung

• Signalmessung in Lösungen mit geringer Ionenstärke oder in entsalzten Proben

• Erreichen des Gleichgewichts der Doppelschicht durch äußere Reize verhindern durch Verwendung von Blockierungsmitteln, vorgefilterten Proben, On-Chip-Trennung und Anreicherung der Zielmoleküle

-> Stoffwechselprodukte der Zelle können nachgewiesen werden durch pH-Wert-Änderungen

-> Zelle säuert durch Stoffwechsel die Umgebung an

Anwendungsfelder:

• Pharmakologie

• Zellbiologie

• Toxikologie

• Umweltmessungen

• mikrobielle Kontaminationen in Wasser und Essen

• komplettes Sensororgan als biologisches Nachweiselement

  -> koppeln von Insektenantennen mit dem FET

• Prinzip der Dufterkennung

  • Antenne lädt sich zu einem Dipol auf

  • je höher die Duftkonzentration, desto größer der Dipol

  • Dipol kann mit einem FET gemessen werden

-> einfaches Hybridmodul -> 7 Sensorfunktionen

• derselbe (bio-)chemische Sensor dient auch als physikalischer Sensor

• Anzahl der gemessenen Parameter ist höher als die Anzahl der Sensoren

• Multiparameternachweis durch Verwendung verschiedener Sensorarragements und/ oder verschiedener Operationsmodi

• flexibel und leicht austauschbar

Vorteile:

• großer Messbereich von μm/s bis m/s (durch schnelle Antwortzeit vom ISFET)

• dynamische Methode: nur relative Änderungen im Sensorsignal sind von Interesse

• Messung der FLuss-Geschwindigkeitsverteilung durch ein Array von ISFETs

• Kompensation der Störfaktoren durch Differenzmessung

-> light-addressable potentiometric sensor

• kapazitiver Feldeffektsensor mit zusätzlicher Lichtquelle

• angelegte DC-Spannung definiert die Verarmungszone

• für den Nachweis der Änderung der Kapazität wird der LAPS mit einer modulierten Lichtquelle beleuchtet

  • Bildung von Elektronen-Loch-Paaren, die in die Raumladungszone diffundieren und dort rekombinieren oder im elektrischen Feld getrennt werden

• Änderung der Analytkonzentration an der Sensoroberfläche verändert die Raumladungszone -> zusätzliche Änderung des Photostroms

• LAPS-Oberfläche kann in Bereiche unterteilt werden

• jeder Bereich funktioniert als unabhängiger Sensor durch die Lichtadressierbarkeit

• Spannung wird an den Sensor angelegt, sodass sich eine Verarmungsschicht an der Isolator/Halbleiter-Grenzschicht bildet

• Änderung der Dicke der Verarmungszone wird als AC-Signal erfasst, das durch Beleuchtung erzeugt wird und mit der Konzentration des Zielanalyten korreliert

• Licht eingeschaltet

  • Bildung von Elektronen-Loch-Paaren im Halbleiter

  • Diffusion in Richtung Verarmungszone und Trennung durch das elektrische Feld

  • Photostrom fließt

• Licht ausgeschaltet

  • überschüssige Löcher in Verarmungszone werden durch Rekombination entfernt

  • Strom in umgekehrte Richtung

• Änderung von I als Funktion von V_bias -> wird der Sensor stärker in Sperrrichtung betrieben, wird C_d kleiner und I größer

• Φ ändert sich als Antwort auf die Aktivität des Analyten (z.B. H+-Ionen) -> I/V-Kurve verschiebt sich entlang der Spannungsachse

Amplitudenmodus:

• Verschiebung korreliert mit der Aktivität des Analyten

• potentiometrische Methode -> kein Stromfluss durch den Isolator

Scanning photoinduced impedance microscopy mode operation (SPIM):

• Messung der Änderung von Z

Phase-mode:

• Phase und nicht Amplitude des AC-Signals I wird gemessen

• Messung der Winkeländerung der Impedanz im Inneren des Halbleiters

• vorteilhaft in Situationen, in denen die Amplitude schwankt

• dünne Schicht von GOD über einer Sauerstoffelektrode eingeschlossen

• Messung des Sauerstoffverbrauchs

• generierter Strom ist invers proportional zur Glukosekonzentration, da der Sauerstoffverbrauch während der enzymatischen Katalyse gemessen wird

• Störstoffe im Blut werden durch die Membran gefiltert

• limitierte Sensitivität durch limitierte O2-Löslichkeit im Blut

  -> hohe Glukosekonzentrationen nicht nachweisbar

• nicht anwendbar für Analyten mit schwankender Sauerstoffkonzentration

  -> variiert, wenn Patient im Stress ist oder auch von Patient zu Patient

• O2 wird durch künstlichen Elektronenakzeptor (Redox-Mediator) ersetzt

• Sensor ist “unabhängig” von jedem zusätzlichen Reagenz im Analyten

• Mediator reagiert mit dem reduzierten Enzym -> kann Elektronen vom Enzym zur Oberfläche der Elektrode transportieren

• typische Elektronenmediatoren: Ferrocyanide (red.)/ Ferricyanide (ox.)

-> schnell, einfach, Massenproduktion

direkter Elektronentransfer zwischen prosthetischer Gruppe des Enzyms und der Elektrode

-> z.B. leitfähige Salze (Kombination aus Elektronendonator und Elektronenakzeptor)

-> noch nicht komplett erforscht

Amperometrie

-> Strom ist proportional zur Glukosekonzentration (Messung zu einem bestimmten Zeitpunkt)

Coulometrie

-> Ladung ist proportional zur Glukosekonzentration (Messung einer Fläche/ eines Integrals)

-> keine Kalibrierung nötig, da alles umgesetzt wird

• subkuten implantierbare nadelförmige Elektrode

  -> minimal invasiv

• Messung der Glukosekontentration in der interstitiellen Flüssigkeit des Unterhautgewebes

• gemessen wird die H2O2-Produktion durch die enzymatische Reaktion

• Enzym wird zwischen zwei Membranschichten immobilisiert

• Polycarbonatschicht ermöglicht Begrenzung der Substratdiffusion zur Enzymschicht

  -> keine Enzymbeschränkung mehr

• Substrat diffundiert zum Enzym -> Konversion -> Generation von H2O2

• H2O2-Diffusion durch Zellulose-Acetat-Membran zur Pt-Elektrode und Oxidation

• Strom ist proportional zur Glukosekonzentration

• Polycarbonatschicht

  -> verursacht Diffusionslimitierung -> größerer Messbereich

  -> blockiert hochmolekulare Substanzen

• Enzymschicht

  -> substratspezifische Katalyse

• Zelluloseacetatmembran

  -> nur für schmale Moleküle, wie H2O2 permeabel

  -> eliminiert störende elektroaktive Substanzen

• SPR ist eine Schwingung der Ladungsdichte, die an der Grenzfläche zweier Medien, die durch eine dünne Metallschicht getrennt sind, unter den Bedingungen der Totalreflexion auftritt

• SPR ist die Folge der Oszillation von beweglichen Elektronen (Oberflächenplasmonen) auf der Metalloberfläche

n1 > n2

• einfallende Strahlen werden reflektiert und gleichzeitig breitet sich die elektromagnetische Welle entlang der Grenzfläche aus, ohne Energie in das angrenzende Medium zu transportieren

• es entsteht eine evaneszierende Welle, die auch ins Wasser eindringt

• zusätzliche dünne Metallschicht verstärkt den Effekt der evaneszierenden Welle

• Au-Schicht wird als freies Elektronengas betrachtet und wird zur Oszillation angeregt

• ist eins der Medien eine dielektrische Schicht und die andere eine metallische Schicht, werden evaneszierende Wellen Oberflächenplasmonwellen genannt

• polarisiertes Licht strahlt von einer Lichtquelle auf den Sensorchip

• Intensität des reflektierten Lichts wird durch einen Detektor gemessen

• bei einem bestimmten Einfallswinkel kommt es zur Anregung von Oberflächenplasmonen, was zu einer Abnahme der Intensität des reflektierten Lichts führt

• Änderung des Brechungsindex an der Oberfläche des Goldfilms durch Wechselwirkungen mit Biomolekülen führt zu Winkelverschiebung

• biomolekulare Wechselwirkungen und Bindungseigenschaften

  • DNA-DNA

  • Protein-Protein

  • Antikörper-Antigen

  • Ligand-Rezeptor

• Nachweis von chemischen Analyten

  • Quantifizierung von Adsorptions-/ Desorptionsprozessen in nicht-biologischen Systemen

  • chemische Reaktionen in fester Phase auf der Chipoberfläche

• Entwicklung medizinischer Diagnostika und Biotherapeutika

  • Krebsmarker

  • Herzinfarktmarker

  • Drogennachweis in der Pharmaindustrie

• Lebensmittelsicherheit

  • bakterielle Krankheitserreger und Toxine

  • Rückstände von Tierarzneimitteln

• Umweltüberwachung

  • in der Landwirtschaft verwendete Pestizide

  • Dioxine

  • Tenside in Reinigungsmitteln

• akustische Welle kann sich an der Oberfläche (akustische Oberflächenwelle) oder im Volumen (akustische Volumenwelle) einer Vibrationsvorrichtung entstehen

• Interaktion des Analyten mit Rezeptorschicht moduliert die Wellenfrequenz

• Kristalle zeigen bei mechanischer Belastung eine Aufladung der Außenfläche

• Elementarzellen verformen sich so, dass es zur Trennung der positiven und negativen Ladungen kommt

• an der Außenfläche dominiert dann je nach Belastung die positive bzw. negative Ladung

• ein äußeres elektrisches Feld wird an den Kristall angelegt

• es kommt zur Verformung des Piezokristalls

• legt man eine Wechselspannung an, kann der Kristall mit einer bestimmten Frequenz in Schwingung gebracht werden

(A) keine Spannung angelegt

(B) DC-Spannung angelegt

(C) AC-Spannung angelegt

• Frequenz verlangsamt sich, wenn der Analyt an der Oberfläche adsorbiert wird, wodurch sich die Masse des Wandlers erhöht

  -> Sauerbrey-Gleichung: Δf ∝ Δm/A

-> Quarzkristall-Mikrowaage

“Dip-and-Dry”-Methode:

• Resonanzfrequenz an Luft messen

• Sensor in die Probe getaucht und einpendeln

• Sensor aus Probe entfernen und abspülen (unspezifische Bindungen entfernen) und trocknen

• erneute Messung an der Luft

• Frequenzänderung korrespondiert mit der Massenänderung, welche widerum mit der Analytkonzentration korrespondiert

• nur eine Seite des Resonators ist in Kontakt mit dem Analyten

• MIPs sind synthetische Rezeptoren, die Analytmoleküle in ihren Poren binden können, was zur Anreicherung der Analytmoleküle führt

• Differenzsignal

  • aktiver Sensor beschichtet mit bedrucktem Polymer und passiver Sensor beschichtet mit einem nichtbedruckten Polymer

-> surface acoustic wave

• zwei Interdigitalelektroden (IDEs) befinden sich auf der Oberfläche eines piezoelektrischen Substrats

  -> akustische Wellenausbreitung in einer extrem dünnen Schicht auf der Oberfläche

• nach Anlegen einer Wechselspannung breitet sich Rayleigh-Oberflächenwelle entlang der Kristalloberfläche aus

  -> höhere Frequenz (GHz) kann angelegt werden -> höhere Sensitivität, da Δf/f deutlich größer ist

• ein IDE als Transmitter und einer als Empfänger

• sehr sensitiv aber auch sehr störempfindlich

• Auflösung im pg-Bereich

• Mikro-Kantilever reagiert mit Erkennungselement auf den Analyten durch mechanische Deformation

• Messung der Auslenkung des Kantilevers durch optische oder piezoresistive Methoden

  • optische Übertragung beruht auf der Ablenkung eines Lichtstrahls an der Oberfläche des Kantilevers

• Rezeptorschicht nur an der Oberseite des KAntilevers

• Unterseite mit Passivierungsschicht, um kein verworrenes Signal zu erhalten

• durch Beladung biegt sich die gesamte Struktur

• Kantilever kann auf beiden Seiten beschichtet werden

• Schwingung in Resonanzfrequenz (kHz)

• Massenänderung erzeugt Senkung der Resonanzfrequenz

Abfüllen von kommerziell sterilisierten Produkten (Lebensmitteln) in vorsterilisierte Verpackungen ohne Rekontamination

• Zerstörung von pathogenen Mikroorganismen

• Hemmung von lebensmittelverschmutzenden Organismen

• Verbrauchersicherheit

• Erhöhung der Haltbarkeit

• Gastemperatur: > 300 °C

• Sterilisationszeit: < 2 s

• hohe mikrobizide Wirksamkeit und umweltfreundlich (2 H2O2 -> 2 H2O + H2)

• homogene H2O2-Verteilung in der Verpackung

• mikrobielle Reduktion wird bestimmt (z.B: Endpunkttest, Zählungsreduktionstest)

• Beimpfung von Testpackungen mit resistenten Sporen

• H2O2-Sterilisation

• Inkubation mit Nährmedium

• Zählung der koloniebildenden Sporen

• logarithmische Tötungsrate als Maß für die Sterilität

• Verpackungsmaterialien werden künstlich mit Testmikroorganismen kontaminiert

• Verpackungen durchlaufen die Sterilisationsstelle ohne Produktbefüllung

• Auftragen der Proben auf Plate Count Agar (PCA) und 2-5 Tage Inkubationszeit

• Menge der lebensfähigen Sporen pro Oberflächeneinheit wird vor und nach der Sterilisation bestimmt

• Inaktivierungsrate kann aus der Differenz beider Werte errechnet werden

  • Anfangskonzentration der Sporen: N0

  • Endkeimzahl: N

  • Verhältnis zwischen N0 und N: logarithmische Killrate

  • LKR = log(N0/N)

• Verpackungsmaterielien werden künstlich mit Testmikroorganismen kontaminiert

• Testsporen werden diesmal in drei verschiedenen Mengen aufgebracht, die sich um jeweils einen log-Zyklus unterscheiden, wie 10^2, 10^3 oder 10^4

• Verpackungen werden befüllt mit einem sterilen Produkt und die Proben werden auf Plate Count Agar (PCA) aufgebracht mit 2-5 Tagen Inkubationszeit

• Anzahl der nicht-sterilen Verpackungen wird bestimmt und nicht die Anzahl der überlebenden Sporen: werden mehr als 3 Kolonien in einer Petrischale gefunden, gilt diese Verpackung als unsteril

• mittlere logarithmische Zählratenreduktion im Endpunkttest (MLCRE) entspricht:

• Endpunkttest gibt Informationen über

  • die Effizienz der Verpackungssterilisation

  • den gesamten aseptischen Prozess

Nachteile

• zeitaufwendig

• kostspielige Methode

• statistische Schwankungen

• hohe Anzahl an Testverpackungen

Lösungsansatz

• intelligente Sensoren für die Verfahrensüberwachung

• Sensor für online/ inline Verfahrensüberwachung

• Katalysator erhöht die Geschwindigkeit einer chemischen Reaktion, wird nicht verbraucht und kann wiederholt wirken

  K + A + B -> KAB -> K + AB

• ist die Reaktion exotherm wird Wärmeenergie freigesetzt

• Zersetzung von H2O2 wird durch MnO2 katalysiert

Differenzanordnung aus aktivem und passivem Sensor

-> vernachlässigbarer Einfluss durch schwankende Prozesstemperatur, Volumenstrom und Feuchtigkeit

• Einfluss der Geschwindigkeit auf die Verteilung von H2O2-Konzentration innerhalb der Packung/ Position

• gleichmäßigere H2O2-Verteilung mit erhöhter Gasgeschwindigkeit

• nach der Sterilisation gehen die Sporen von “normal” zu “deformed” und anschließend zu “flattened”

• Bacillus atrophaeus zeigt linearen Zusammenhang zwischen H2O2-Konzentration und der Sporenhöhe

• Entwicklung eines Biosensors, der die Änderung in der Morphologie der Sporen misst

• Sporenbasierter Biosensor -> Morphologieänderung = f(Impedanz)

• nackter Sensor besitzt kapazitives Verhalten

• Immobilisierung einer Sporensuspension

• nach dem Trocknen verbleibende Sporen führen zur Impedanz- und Phasenverschiebung

• weiterer Abfall der Impedanz nach H2O2-Sterilisierung

• es ist möglich die H2O2-Konzentration und die Sterilisationswirkung mit einem kalorimetrischen Gassensor online zu messen

• B. atrophaeus zeigt linearen Zusammenhang zwischen der H2O2-Konzentration, Sporenhöhe und den Impedanzänderungen

• nicht alle Sporenstämme zeigen dasselbe Verhalten

• B. atrophaeus ist optimal für die Entwicklung von Sporen-basierten Biosensoren für die aseptische Verarbeitung

• zeitgleicher Nachweis von Widerstandsänderungen für die H2O2-Gasmessung und von Impedanzänderungen für den Sporenabbau