WO2020156631A1 - Sensoren auf basis von dielektrischen siliconschichten - Google Patents

Sensoren auf basis von dielektrischen siliconschichten Download PDF

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WO2020156631A1
WO2020156631A1 PCT/EP2019/052017 EP2019052017W WO2020156631A1 WO 2020156631 A1 WO2020156631 A1 WO 2020156631A1 EP 2019052017 W EP2019052017 W EP 2019052017W WO 2020156631 A1 WO2020156631 A1 WO 2020156631A1
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WO
WIPO (PCT)
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silicone
layer
silicone layer
analyte
sensor
Prior art date
Application number
PCT/EP2019/052017
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English (en)
French (fr)
Inventor
Klaus Eller
Manfred Amann
Carsten Bornhoevd
Jochen Dauth
Rebecca NEUWIRTH-GAUKEL
Original Assignee
Wacker Chemie Ag
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Wacker Chemie Ag filed Critical Wacker Chemie Ag
Priority to PCT/EP2019/052017 priority Critical patent/WO2020156631A1/de
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/02—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance
    • G01N27/22—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating capacitance
    • G01N27/221—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating capacitance by investigating the dielectric properties
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3275—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction

Definitions

  • the invention relates to sensors comprising at least one dielectric
  • the silicone layer is located between at least two electrodes.
  • the sensors according to the invention are sensitive to certain analytes, to light or to electromagnetic fields and can therefore detect changes in their environment.
  • the sensors according to the invention are simple to manufacture and have a wide range of possible uses.
  • the present invention comprises a measuring system comprising the sensor, a method for producing the sensor, and a measuring method using the sensor.
  • WO 2014/105959 A1 describes compositions of silicone polymers that can be used as EAP material (electroactive polymer). Multi-layer systems with electrodes are also described which are used as transducers.
  • WO 2017/210795 A1 describes an application of a dielectric polymer in capacitive and resistive 2D measuring systems. Here electrodes made of ionically conductive material are used. There are pressure and volume as well
  • WO 2015/130550 A1 describes a sensor patch with a capacitive one
  • a porous material located between two electrodes is influenced by an analyte and this is evaluated electrically (capacitively).
  • the analyte penetrates into the porous dielectric in gaseous form.
  • Use on the skin, for wound monitoring, on tubes and in animals is also described.
  • Wireless evaluation using RFID technology is also listed.
  • WO 2017/052773 describes the use of an EAP polymer and EAP layer system as a shear, tension, torsion and pressure sensor for various
  • US 2017/0086709 A1 describes the use of a silicone polymer with a flexible electrode as a strain gauge.
  • the use as a plaster on the skin is mentioned, whereby a flexible substrate is used which can consist of an elastomeric silicone film and comes into direct contact with the skin.
  • the application form is also given in combination with a portable evaluation and data storage and communication device.
  • WO 2016/133841 A1 describes a sensor which can be attached to the skin and which partially penetrates the skin or the bloodstream.
  • the disadvantages of the devices described in the prior art are low elastic deformability, lack of permanent temperature stability.
  • the conventional systems are usually difficult to manufacture and have no variable usability with regard to different receptors and evaluation methods.
  • Silicone layers are scalable in any area, skin-friendly, permeable to gas and water vapor (gas-selective), sterilizable, biocompatible, bio-resistant, atraumatic, break-resistant, permanently flexible, stretchy and temperature-resistant. Furthermore, binding molecules of any kind can be used for the detection of
  • Figure 1 shows the sketch of a one-sided biosensor.
  • Figure 2 shows the sketch of a two-sided biosensor.
  • Figure 3 shows the model for capacitive evaluation.
  • Figure 4 shows the model for resistive evaluation.
  • Figure 5 shows the sketch of a gas sensor.
  • Figure 6 shows the sketch of a one-sided chemical liquid sensor.
  • FIG. 7 shows the test setup of a chemical liquid sensor.
  • the invention relates to a sensor comprising:
  • Silicon layer which is designed so that
  • an analyte can be adsorbed or absorbed on one or both sides of the silicone layer
  • At least one further layer which can adsorb or absorb an analyte, is arranged on one or both sides of the silicone layer,
  • embedded in the silicone layer or between several silicone layers is a material which can absorb an analyte or can react chemically with an analyte, -
  • a material is embedded in the silicone layer or between several silicone layers, which can change its chemical and / or physical properties when exposed to light, or
  • a material is embedded in the silicone layer (3) or between several silicone layers (3), which can change its chemical and / or physical properties when exposed to an electromagnetic field.
  • Electrode masses and application methods are known in the prior art.
  • Electrode material Different materials and systems can be used as electrode material.
  • Solid electrode base materials are produced by mixing conductive substances such as furnace carbon black, acetylene black, graphite, graphene, carbon fibers, carbon nanofibers, metal particles and metal fibers into silicone elastomers.
  • conductive substances such as furnace carbon black, acetylene black, graphite, graphene, carbon fibers, carbon nanofibers, metal particles and metal fibers.
  • a silicone elastomer base material comparable to the dielectric layers described below is preferably used.
  • a solid electrode can consist of electrically conductive components (metals, etc.) applied directly to the dielectric layers.
  • the application can be in the form of a spray, screen printed, in one
  • Gas phase process or in the form of a plasma coating can also be used.
  • Simple processes such as brushing or rolling metal-filled inks or carbon black emulsions can also be used.
  • Electrode liquids are electrically conductive liquids, for example salts dissolved in solvents or ionic liquids. Common liquids are for example at the company: loLiTec lonic Liquids Technologies GmbH,
  • the dielectric silicone layer preferably consists of at least one silicone elastomer.
  • the silicone layer preferably has a relative permittivity BR (18 ° C., 50 Hz) of
  • the measurements of the dielectric material parameters can be carried out by a system from NOVOCONTROL Technologies GmbH & Co. KG, Germany.
  • a Novocontrol spectrometer from the Alpha-A series with a ZGS Active Sample Cell can be used for temperature-dependent measurements in the range of -200 to 400 ° C.
  • the preferred range is in the range of +20 - 150 ° C.
  • Test specimens are measured in the 200 - 1000 pm layer thickness range with an applied voltage up to 1V RMS in the range 0.1 Hz to 10 MHz, preferably in the range greater than 10 kHz.
  • silicone elastomer compositions known in the prior art can be used as base materials for the silicone layer.
  • Silicone elastomer compositions can be used. Are preferred
  • additive crosslinking compositions are particularly preferred.
  • Suitable silicone elastomer compositions are available, for example, under the names ELASTOSIL ® and SILPURAN ® from WACKER Chemie AG, Germany. Other suitable silicone compositions are in
  • WO 2014/090506 A1 WO 2015/11391 1 A1 and WO 2018/177523 A1.
  • the silicone elastomer compositions can be formulated in one or two components.
  • the silicone elastomer compositions are crosslinked by supplying heat, UV light and / or moisture. Are suitable
  • silicone elastomer compositions HTV
  • Silicone elastomer Silicone elastomer
  • thiol-ene and cyanoacetamide crosslinking systems.
  • the addition-crosslinking silicone compositions contain (A) at least one linear compound which has residues with aliphatic carbon-carbon multiple bonds,
  • component (A), (B) and / or (C) preferably contain at least 2.5 mol%, particularly preferably at least 5 mol%, fluorinated
  • the addition-crosslinking silicone compositions can be any suitable addition-crosslinking silicone compositions.
  • the addition-crosslinking silicone compositions can be any suitable addition-crosslinking silicone compositions.
  • One-component silicone compositions as well as two-component silicone compositions are well as two-component silicone compositions.
  • the two components of the addition-crosslinking silicone compositions can contain all constituents in any combination, generally with the proviso that one component does not simultaneously contain siloxanes with an aliphatic multiple bond, siloxanes with Si-bonded hydrogen and a catalyst, that is to say essentially not simultaneously the constituents (A), (B) and (D) or (C) and (D) contains.
  • compounds (A) and (B) or (C) are chosen so that crosslinking is possible.
  • compound (A) has at least two aliphatic unsaturated radicals and (B) has at least three Si-bonded radicals
  • Hydrogen atoms, or compound (A) has at least three aliphatic unsaturated residues and siloxane (B) at least two Si-bonded
  • siloxane (C) is used, which contains aliphatic unsaturated radicals and Si-bonded
  • the silicone composition usually contains 30-95% by weight, preferably 30-80% by weight and particularly preferably 40-70% by weight (A), based on the
  • the silicone composition usually contains 0.1 to 60% by weight, preferably 0.5 to 50% by weight and particularly preferably 1 to 30% by weight (B), based on the
  • silicone composition contains component (C), 30-95% by weight, preferably 30-80% by weight, particularly preferably 40-70% by weight (C) are usually present in the formulation, based on the total mass of the silicone composition.
  • the amount of component (D) can be between 0.1 and 1000 parts per million (ppm), 0.5 and 100 ppm or 1 and 25 ppm of the platinum group metal, depending on the total weight of the components.
  • the addition-crosslinking silicone compositions can optionally contain all the other additives which have also hitherto been used for the division of the
  • additives can contain up to 70% by weight, preferably 0.0001 to 40% by weight.
  • additives can e.g. inactive fillers, resinous
  • Polyorganosiloxanes which are different from the siloxanes (A), (B) and (C), reinforcing and non-reinforcing fillers, fungicides, fragrances, theological additives, corrosion inhibitors, oxidation inhibitors, light stabilizers, flame retardants and agents for influencing the electrical Properties, dispersing agents, solvents, adhesion promoters, pigments, Dyes, plasticizers, organic polymers, heat stabilizers, etc.
  • additives such as quartz powder, diatomaceous earth, clays, chalk, lithopones, carbon blacks, graphite, metal oxides, metal carbonates, sulfates, metal salts of carboxylic acids, metal dusts, fibers, such as glass fibers, plastic fibers, plastic powder,
  • reinforcing fillers which can be used as a component in addition-crosslinking silicone compositions are pyrogenic or precipitated silicas with BET surface areas of at least 50 m 2 / g.
  • Silicic acid fillers can have a hydrophilic character or can be rendered hydrophobic by known processes.
  • Silicone compositions of active reinforcing filler are in the range of 0 to 70% by weight, preferably 0 to 50% by weight, based on the total mass of the silicone composition.
  • the amounts of all components present in the composition are chosen so that they do not exceed a total of 100 percent by weight, based on the total mass of the silicone composition.
  • the silicone layer can be produced by casting, calendering, extrusion of the silicone compositions or an emulsion or solution of these silicone compositions, laser transfer printing, 3D printing, screen printing and other processes known in the art. Suitable methods are, for example, in
  • WO 2014/090506 A1 WO 2015/113911 A1 and WO 2016/071241 A1 are described.
  • the silicone layer is preferably one or more
  • Silicone films or a silicone multilayer composite with two or more layers of hardened silicone are described, for example, in WO 2014/090506 A1.
  • the production of thin multilayer silicone composites is described, for example, in WO 2015/1 1391 1 A1.
  • the silicone films or the individual layers of the silicone multilayer composites preferably have a film thickness of 0.1 to 400 pm, particularly preferably from 1 to 200 pm, very particularly preferably from 1 to 150 pm and in particular preferably from 2 to 100 gm and in each case a thickness accuracy of ⁇ 5% measured over an area of 200 cm 2 ; preferably a thickness accuracy of ⁇ 3% in each case.
  • the absolute layer thickness can be determined using a SEM analysis
  • This functionalization can be achieved in volume through functional silanes, siloxanes, silicone resins, crosslinking agents, fillers and blends with organic
  • Polymers are made. Another possibility is to treat the surface of the silicone layer with functional silanes, siloxanes, silicone resins, particles and organic polymers, e.g. Polyurethanes, poly (meth) acrylates and polyethers.
  • non-reactive groups for example alkyl, aryl, alkenyl, (EO) n - (PO) m, etc., which enable better phyisorption of the binding molecule.
  • Reactive groups e.g. hydroxy, amino, mercapto, formyl,
  • Binding molecules are molecules that are bound sufficiently firmly (covalently or non-covalently) to the surface of the silicone layer and bind specifically to the desired analyte.
  • the binding molecules can come from different classes of substances. They are preferably macromolecules such as proteins or nucleic acids.
  • the binding molecules are preferably immobilized by chemisorption or physisorption on the surface of the silicone layer or on the surface of an adhesion layer which is arranged on the silicone layer
  • Binding molecules can be proteins or parts (fragments) of proteins.
  • Analytes can be small molecules, antibodies, proteins and protein fragments (peptides), hormones, protein complexes, small molecules, viruses / phages, whole cells, cell organelles, artificial vesicular systems or DNA / RNA.
  • Antibodies from a wide variety of vertebrates can be used as binding molecules.
  • the antibodies come from (artificial) gene banks.
  • the antibodies can also be produced recombinantly with microorganisms. Parts (fragments) of the antibodies are sufficient for the activity as a binding molecule (Fab, Fv, VHH, FC).
  • Analytes can contain the corresponding antigens, other antibodies,
  • Proteins and protein fragments peptides, hormones, protein complexes,
  • binding molecules Proteins not naturally occurring with antibody-like properties can also be used as binding molecules (anticalins, affibodies, etc.).
  • the binding molecules can be directly on the silicone layer or in the form of
  • the silicone layer equipped with binding molecules can be used to determine many analytes.
  • the primary measuring principle is the change in the capacity of the silicone layer or the layer system through the specific binding of an analyte. Conversely, the capacity can also be changed in that a bound component is changed or split off by an analyte.
  • An example of such a system is the cleavage of a substrate bonded to the silicone layer, e.g. a peptide by a suitable enzyme activity, one
  • Polysaccharides by hydrolase or lysis of a cell by a virus Polysaccharides by hydrolase or lysis of a cell by a virus.
  • enzymes which bind the analyte e.g. bind as a substrate can be used.
  • both the naturally occurring active enzymes can be used as well as inactivated enzymes that can no longer convert the substrate (analyte).
  • the enzyme activity of the binding protein can also be determined with active enzymes. The change in the conformation of the enzyme is used for the measurement.
  • DNA and RNA molecules can also serve as the binding molecule. Hybridization with analyte DNA and RNS is used in particular.
  • Receptors can also serve as the binding molecule.
  • Receptors are specific proteins on the cell surface or within the cell that, due to the binding of a specific ligand, lead to an activation or inactivation of a cell process.
  • receptors on the cell surface external signals are passed on to the cell.
  • Intracellular receptors are mostly regulators of metabolism.
  • Corresponding analytes are the associated ligands
  • membrane-bound proteins are transport proteins. These can specifically recognize molecules outside and / or inside the cell and selectively transport them across a membrane system.
  • Membrane systems also belong to certain cell organelles.
  • the specific binding property can be used as a binding protein in a biosensor.
  • Certain proteins and glycoproteins are able to bind complex polysaccharides (carbohydrate structures). Most of these are used to identify certain polysaccharides (eg lipopolysaccharides, endotoxins) on cell surfaces (lectins).
  • Simple sugars (glucose, fructose, lactose etc.) can be used as binding molecules and represent the reverse measurement method of the enzymes or
  • Transport proteins represent. Appropriate proteins (transporter, enzyme) bind as analyte.
  • Polysaccharides such as Cyclodextrins can be used for the specific binding of low molecular weight compounds as well as for the binding of certain (e.g. tyrosine-rich) proteins.
  • Other polysaccharides can be used to detect lectins.
  • Specific binding proteins have been identified in various organisms that are used for the selective binding of certain ligands / analytes. Their function is mostly detoxification (e.g. GSH - gluthation-S-transferase), growth advantages over other organisms (e.g. avidin / streptavidin, siderophores) or serve the specific interaction of a protein class (e.g. SNARE-mediated membrane fusion - snap-tag).
  • detoxification e.g. GSH - gluthation-S-transferase
  • growth advantages e.g. avidin / streptavidin, siderophores
  • serve the specific interaction of a protein class e.g. SNARE-mediated membrane fusion - snap-tag.
  • the absorption (absorption) of a photon only represents a bond in the figurative sense.
  • the absorption of the photon leads to a change in conformation which can be measured in the form of a biosensor (e.g. bacteriorhodopsin).
  • a further layer is preferably arranged on one or both sides of the silicone layer and comprises one or more binding molecules, selected from the group comprising antibodies, antibody fragments, enzymes, nucleic acids, receptors, transport proteins, polysaccharide-binding proteins, polysaccharides, oligosaccharides and specific binding proteins.
  • Another way to immobilize the analyte on the silicone layer is through molecular imprinting, that is, “embossing” molecules in one
  • Polymer layer This method offers a possibility to bind molecules in a polymer layer very specifically and is often used in biotechnology, biomedicine or also used for chemical processes.
  • the molecule to be analyzed initially serves as a template (template molecule).
  • monomers are docked onto the functional groups of the template.
  • the polymerization then takes place around the template molecule.
  • the template must be removed as completely as possible from the polymer matrix, for example by extraction. In this way, characteristic cavities are obtained in which the analyte can bind.
  • the dielectric properties of the polymer film change and capacitive measurement is made possible.
  • Polymerization options include bulk polymerization, in which all components (monomer, crosslinker, initiator and template) are mixed together. Furthermore, there is the possibility that the cavities are only embossed on the surface of a polymer layer, this is mostly used for large analytes such as cells, viruses or bacteria, or the covalent polymerization, in which the cavity is built up step by step, first of all the components (monomer, crosslinker, initiator and template) are mixed together. Furthermore, there is the possibility that the cavities are only embossed on the surface of a polymer layer, this is mostly used for large analytes such as cells, viruses or bacteria, or the covalent polymerization, in which the cavity is built up step by step, first of all the
  • the crosslinker is then used for networking.
  • Cavities in which an analyte can be specifically bound are preferably present in the surface on one or both sides of the silicone layer.
  • Typical areas of application for Molecularly Imprinted Polymers are in biotechnology filters, wastewater treatment and recovery of valuable components, such as active ingredients or precious metals, in the synthesis of enantiomer separation or catalysis, chromatography, biosensors and in medicine they can be used as imitators for antibodies, enzymes or Serve receptors. They are also suitable for drug delivery.
  • the sensors according to the invention are preferably biological sensors (biosensor), chemical sensors (for gaseous or liquid analytes), electromagnetic or optical sensors. Biological and chemical sensors are particularly preferred.
  • the sensor can be configured on one or two sides. With a one-sided
  • An electrode is arranged directly on one side of the possibly modified silicone layer and a chamber for the on the other side
  • Electrode fluid In a two-sided configuration, such chambers are arranged on both sides.
  • the senor therefore comprises at least one chamber which is arranged between the silicone layer and an electrode and which is suitable for receiving a conductive electrode liquid.
  • Electrode liquid is in direct contact with the possibly modified silicone layer as well as with the electrode (contact electrode).
  • the sensor particularly preferably comprises two such chambers, in each case on both sides of the
  • the electrodes serve as
  • this embodiment preferably comprises two additional electrodes which are connected directly to the possibly modified silicone layer. This makes it possible to measure the longitudinal as well as the transverse impedance of the silicone layer or the layer system.
  • At least one further layer which can specifically bind an analyte is preferably arranged on the sides of the silicone layer which come into contact with the conductive electrode liquid.
  • the sensor is bilateral, i.e. on both sides of the silicone layer there is another layer that can specifically bind an analyte.
  • the further layer preferably comprises one or more binding molecules selected from the group comprising antibodies, antibody fragments, enzymes, nucleic acids, receptors, transport proteins, polysaccharide binding proteins, polysaccharides, oligosaccharides and specific binding proteins. Antibodies and antibody fragments are very particularly preferred.
  • At least one adhesion layer and at least one passivation layer is preferably arranged on one or on both sides of the silicone layer. The adhesive layer enables the immobilization of the binding molecules and preferably comprises the functions described above for immobilizing the
  • the passivation layer prevents analytes from being bound non-specifically to the binding molecules.
  • the passivation layer comprises
  • nonionic surfactants preferably at least one surfactant, particularly preferred are nonionic surfactants.
  • Suitable nonionic surfactants are, for example
  • Polyalkylene glycol ethers alkyl glucosides, alkyl polyglucosides, octylphenol ethoxylates or nonylphenol ethoxylates.
  • Commercially available surfactants are, for example, Triton ® (example: Triton ® X-100 (Octoxinol 9), Triton ® WR 1339 (Tyloxapol)), Tween ® (example: Tween ® 20 (Polysorbate 20)), fatty acid esters such as Span ® (sorbitan fatty acid ester) ), Fatty alcohol polyglycol ether / fatty alcohol ethoxylates (FAEO) such as Brij ® (example: Brij ® 30, Brij ® 58) or sucrose palmitate stearates.
  • Triton ® example: Triton ® X-100 (Octoxinol 9), Triton ® WR 1339 (
  • the passivation layer comprises the analyte
  • binding-neutral proteins examples: BSA, milk proteins.
  • At least one of the electrodes is arranged directly on the silicone layer. Two electrodes are preferably directly on the
  • two electrodes are arranged lengthwise on the silicone layer and two electrodes are arranged transversely on the silicone layer. This makes it possible to carry out a capacitive as well as a resistive measurement at the same time.
  • the senor has two gas-permeable
  • Electrodes and two gas-permeable silicone foils, between which at least one layer with material that can absorb a gaseous analyte or with which a chemical reaction is arranged (gas sensor).
  • Silicone layer applied at least one further layer with material that can chemically react with the analyte.
  • at least one material is embedded in the silicone layer which can undergo a chemical reaction with an analyte.
  • Silicon layer an analyte can be directly adsorbed or absorbed. This is particularly preferably physisorption or chemisorption.
  • Silicon film arranged at least one electromagnetically active layer and / or at least one conductive layer. If this electromagnetic and / or conductive layer interacts with an electromagnetic field, the capacitance of the silicone layer systems changes, for example.
  • This embodiment represents a magnetoelectric sensor.
  • This embodiment represents an optical sensor
  • the invention further relates to a measuring device comprising:
  • At least one control and evaluation unit which is connected to the electrodes of the sensor.
  • FIGS. 1 to 7. Several embodiments of the invention are described below by way of example using FIGS. 1 to 7. However, these are not to be understood as conclusive for the embodiments of the present invention.
  • Figure 1 shows the basic structure of a biosensor.
  • a dielectric silicone layer (3) is equipped with an electrode (2) and a bioactive layer system (4,5,6). This surface has the property of specific interactions with an analyte to be able to enter.
  • the bioactive layer system can comprise an adhesion layer (4), a passivation layer (5) and binding molecules (6).
  • the entire surface of the bioactive side is wetted by an electrode liquid (7).
  • the analyte (8) is or is supplied in this liquid (7).
  • Other biological components or impurities (10) can also be found in the liquid (7).
  • the passivation layer (5) only specific bonds between the binding molecule (6) and the analytes (8) are effective.
  • the specifically bound analyte is outlined as reference number (9).
  • the binding events cause a measurable change in the layer system.
  • a resistive measurement of the analyte bonds can be carried out in combination with the capacitive measurement.
  • Evaluation unit (15) connected to two electrodes (13, 12) which are in direct contact with the bioactive layer (4, 5, 6) can be used to resistively detect analyte bonds.
  • a change in conductivity in the electrolyte (7) can also be determined thereby or only.
  • Silicone polymers are suitable, for example. Temperature effects are a disadvantage of resistive measurement. These are less with capacitive measurements
  • Evaluation unit (14) can also have a mechanical change effect
  • the electrostatic deformations are used with a high electrical field or high voltage.
  • a static deflection / deformation or a dynamic one can be generated with any vibration frequencies and shapes.
  • Mass deposits, acting forces, deformations etc. can be detected and the mechanical changes can also be used to make doses, releases or closures, for example. With oscillating excitation, a pump or mixing effect can also be generated by the sensor itself.
  • a chemical gas sensor is shown in FIG.
  • a gas-sensitive material (53) is introduced between at least two dielectric silicone layers (3).
  • the electrodes (51, 52) are gas-permeable and, for example, made of diffusion-open material such as GNT or silicon black filled with conductive carbon black (for example ELASTOSIL ® 3162 available from WACKER Chemie AG, Germany).
  • the control and evaluation unit (14) enables an impedance evaluation of the changes in the material (53) with regard to permittivity and loss factor.
  • a change in the material (53) with regard to the electrical conductivity can be detected by that of the control and evaluation unit (14) and / or by the control and evaluation unit (15). Both can be measured separately or simultaneously.
  • the measurement by the control and evaluation unit (15) is a direct measurement of the current flow through the material (53) between the electrodes (12) and (13).
  • a diffusing gas (54) is absorbed in the material (53) or interacts with the material (53) in any way. This interaction is measured with the control and evaluation units (14) and (15).
  • a chemical liquid sensor is shown in FIG.
  • a chemically reactive additive (61) is mixed into the silicone layer (3) or into a surface coating (4).
  • a chemical reaction with the electrode liquid (7) such as, for example, removing the additive (62), changes the effective potential areas of the capacitive system. This results in a change in the impedance which is measured with the control and evaluation unit (14).
  • the impedance between the electrodes (12) and (13) can be measured with the evaluation (15).
  • the change in impedance between the electrodes (12) and (13) can also be used to assess the degree of reaction.
  • the sensor according to the invention can also be used as an optical sensor. Optical sensors are based on the effect of the change in resistance
  • a photoactive layer is introduced through two electrodes in a transparent silicone body. An attached
  • the voltage source supplies an electrical current depending on the light irradiation. This is proportional to the illuminance.
  • the structure is comparable to FIG. 5 (chemical gas sensor), an LDR (Light Dependent Resistor) layer (53) being enclosed by optically transparent layers (51, 52). Penetrating optical radiation changes the resistance between the electrodes (12, 13).
  • the invention further relates to a method comprising the following steps:
  • At least one control and evaluation unit which with the electrodes of the
  • the property of the silicone layer is preferably the volume, the mass, the permittivity, the magnetic permeability, the polarizability (electrical permittivity) and / or the electrical resistance and the electrical charge.
  • the longitudinal impedance or transverse impedance of the silicone layer or the layer system is particularly preferably measured.
  • the electrical evaluation can be carried out using various methods and must always be coordinated in combination with the design of the sensor.
  • Suitable procedures are: - Time-based capacitance measurement, which measure the charging and discharging times, and determines the frequency response on an oscillator circuit.
  • Wheatstone measuring bridge makes a comparison with known components.
  • FIG. 3 An electrical model of an evaluation is given in FIG. 3. Contact resistance, parasitic impedances and the like are caused by the
  • Components R_E considered.
  • the starting capacity of the body is outlined with the value C_S.
  • the changes due to connections to the active layer or other interaction of the analyte with the silicone layer are simulated with the capacitance C_Rec.
  • the amount of the capacity and the loss factor (tan_delta) can vary in strength and frequency
  • Resistors are simulated again with the components R_E.
  • an electrical voltage is applied via the control and evaluation unit in order to elastically deform the silicone layer.
  • the maximum applied electrical voltage is preferably 5000 V or less, particularly preferably 2000 V or less, particularly preferably 1000 V or less.
  • the sensors described here can be used in a variety of applications.
  • the following applications are preferred: sensor patches, measurement of the release of substances from the polymer matrix (active substance patch), mobile biosensor for travel, medical applications (for example sensor patches, diagnostics, measurement of active substance release), pharmaceutical applications (for example drug screening), biotechnology (for example fermentation control, Media analysis), environmental analysis (e.g. drinking water control,
  • Wastewater control e.g. quality control, freshness assessment, maturity measurement
  • chemical industry e.g.
  • silicone films (ELASTOSIL ® film 2030 250 / xxx,
  • SILPURAN ® Film 2030 250 / xxx, WACKER Chemie AG, Germany by customary processes for polymerizing silicones (e.g. hydrosilylation, Pt catalyzed crosslinking).
  • the film thickness was adjusted by knife coating (20 gm or 50 gm).
  • suitable chemical compounds were incorporated in the process of film production or subsequently applied to the film surface.
  • Carboxyl-functionalized film incorporation of 10-undecenoic acid trimethylsilyl ester (UA-TMS); COOH exposure.
  • Epoxy-functionalized film incorporation of allyl glycidyl ether or limonene 1, 2 epoxy.
  • Amine-functionalized film knife coating a reactive 10 gm thick layer containing aminopropyl groups.
  • the antibodies were obtained as dissolved proteins from Sigma-Aldrich or from The Binding Site.
  • the electrolyte-containing aqueous solution used was usually 10 mmol / L potassium phosphate buffer (KPi) with a pH of 7.5 or phosphate-buffered saline (PBS).
  • the proteins used e.g. binding proteins such as antibodies,
  • AK 1 Sheep anti-human IgG (The Binding Site) 1: 2000
  • AK 2 Donkey anti-sheep IgG with bound peroxidase (Sigma-Aldrich) 1: 5000
  • AK 3 sheep anti-rabbit IgG with bound peroxidase (Sigma-Aldrich) 1: 5000
  • the change in capacity was registered with an LCR meter.
  • the measuring device was used: LCR-6100 RS Pro, Precision LCR Meter, from IET Labs Inc. NY, USA. Measurements were made at different frequencies (10/20/100 kHz), with a voltage of 1 V applied to the silicone film.
  • the changes in capacitance (Cp in nF / pF) and loss factor (tan_delta) associated with film changes / bonding events were recorded the correlating loss resistance (Rp in kOhm) of an imaginary
  • TMB 3, 3 ', 5,5'-tetramethylbenzidine
  • the colorimetric quantitative determination of the absorption at 650 nm is transferred with a colored solution into 96 well plates and measured with a Synergy 2 microplate reader from Biotek, Germany.
  • TMB shows a blue color after activation by peroxidase (Emax: 650 nm; usual reaction time 30 min at 25 ° C). After acidifying the solution (stopping the reaction by adding 0.1 mol / L sulfuric acid), the product turns yellow (450 nm).
  • the POD is often present as a coupling product bound to an antibody (POD-labeled antibody).
  • Process steps binding of the binding protein (antibody), washing off unbound components, saturation of the film to avoid unspecific binding during subsequent use (measurement of an analyte).
  • a 50 ⁇ m unmodified silicone film (ELASTOSIL ® Film 2030 250/50;
  • the stable covalent attachment of the antibodies is achieved by reaction of the nucleophilic amino acid residues on the protein surface (such as -NH2, -SH, phenol, Imidazole) with the epoxy groups accessible on the film under mild
  • Antibody can make sufficient contact with the hydrophobic film surface.
  • An epoxy-equipped film 6 x 6 cm was incubated with 10 mL antibody solution (AK1) in 1 mol / L KPi buffer at pH 7.5 for 16 h at 35 ° C with gentle swirling. The film was then washed three times with 50 mL of a 50 mmol / L KPi buffer pH 7.5 and 0.5 mol / L NaCl. To saturate unreacted epoxy groups, the film was incubated in 50 mL 1 mol / L ethanolamine pH 8 for 12 h at 35 ° C with gentle swirling and finally washed three times with 50 mL KPi buffer. To saturate potential yet unoccupied
  • Binding sites the washed film was incubated for 1 h at 25 ° C. in PBST. The film was then washed in PBS (three times 50 mL) and stood for
  • Carboxyl groups can be cross-linked spontaneously with NH2 groups.
  • the reaction succeeds after activation of the COOH groups with a carbodiimide EDAC (1-ethyl-3- (3-dimethylaminopropyl) carbodiimide, hydrochloride) under mild conditions (pH 5-7) with stabilization with N-OH-succinimide (NHS).
  • EDAC 1-ethyl-3- (3-dimethylaminopropyl) carbodiimide, hydrochloride
  • a carboxyl group-bearing silicone film (UA-TMS modified silicone film after TMS cleavage; 6x6 cm) was dissolved in 50 mL of a solution of 20 mg EDAC, 30 mg NHS in 0.1 mol / L MES buffer ((2- (N-morpholino ) ethanesulfonic acid), pH 5.4 for 15 min at 25 ° C. with gentle swirling, the solution was poured off, the film was washed three times with 50 mL PBS and the activated film was then washed with 10 mL antibody solution (AK1) in KPi buffer Incubated for 12 h at 25 ° C. and washed three times with 50 mL of a 50 mmol / L KPi buffer pH 7.5
  • Amino groups can form a covalent bond with aldehydes under mild conditions. If a dialdehyde is used, amines can be used
  • Pieces of film (4x4 cm) were incubated in 20 mL PBS solution for 5 h with gentle agitation.
  • the solution contained the compounds to be tested in a concentration of 0.05% (w / v), 0, 1% (w / v) and 0.5% (w / v).
  • the foils were briefly washed with PBS and transferred to a protein solution, and incubated for a further 60 min with gentle agitation.
  • the films were washed three times for 15 minutes with PBS and then the presence of protein on the surface was measured.
  • a peroxidase-labeled antibody (AK3) was used for the detection.
  • the presence of protein on the slide was determined by an enzymatic test of the peroxidase determined (see above TMB test).
  • the film was incubated with a TMB solution and the formation / absence of a color was measured.
  • the test was carried out with untreated films (films without binding protein), with films to which non-specific protein was adsorbed and films to which protein was covalently bound.
  • a good prevention of non-specific binding of protein is achieved with a content of 0.1% (w / v) of a solution with different Triton ® types (example: Triton ® X-100 (Octoxinol 9), Triton ® WR 1339 (Tyloxapol)), various Tween ® types (example: Tween ® 20 (Polysorbate 20)), fatty acid esters such as Span ® (sorbitan fatty acid ester),
  • Fatty alcohol polyglycol ether / fatty alcohol ethoxylates such as Brij ® (example: Brij ® 30, Brij ® 58) or sucrose palmitate stearate.
  • An analyte can be measured by bringing the sensor film equipped with a binding molecule into contact in a capacitive measuring cell with a solution which contains the analyte to be measured.
  • a sensor film equipped with an antibody is brought into contact with a solution which contains another antibody which is recognized very specifically by the binding molecule.
  • An analyte solution containing an antibody is used as a control, but is not recognized by the binding molecule on the sensor film (this ensures good comparability).
  • the capacitance Cp (in pF) was measured with an LCR meter with an applied voltage of 1V and a frequency of 20 kHz. The measured in parallel
  • Resistance was always in the high-resistance range (indicator of the integrity of the silicone film).
  • the initial values depend on the respective membrane preparation.
  • the relative changes in capacity values are relevant.
  • a sensor foil equipped with binding molecules (silicone foil on metal foil;
  • the film was removed from the measuring cell and examined for the presence of bound analyte. Since the analytes were labeled with peroxidase, the presence could be determined using a TMP test.
  • the membrane from the experiment which had shown an increase in capacity, showed a clearly positive TMB test (color development).
  • the film from the test which had shown no increase in capacity, showed no color development in the TMP test (see Table 1)
  • Table 1 Change in capacity when analytes are added to a film with a sheep antibody. Detection of the bound analyte (peroxidase-labeled antibodies AK2 and AK3).
  • Example 6 The experiment corresponds in all aspects to the procedure set out in Example 6. The only difference was the use of an unmodified silicone film, on which the sensor molecule (antibody AK1) is only bound by non-covalent interaction (see Example 1).
  • the sensor molecule antibody AK1
  • a modified silicone film (Elastosil ® 2030A + udecenoic acid trimethylsilyl ester) is applied to a PET carrier film with a box doctor in the thickness of 50 miti and cured.
  • a laboratory setup for the verification of the measurement evaluation of the chemical reaction is shown in Figure 7 with sketch 70.
  • Silicone film is pulled off and placed on a PU carrier ring (71) which is stretched between two glass caps (72).
  • the glass caps (72) are filled with electrolyte liquid (7) (tap water (pH 7)) until the silicone film is completely wetted.
  • electrolyte liquid (7) tape water (pH 7)
  • a silver wire ring for contacting (1 1) is inserted in the caps. This is connected to an LCR meter (LCR-6100 RS Pro) (14).
  • LCR-6100 RS Pro LCR-6100 RS Pro
  • Table 3 Test data of chemical sensor test.

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Abstract

Sensoren umfassend wenigstens eine dielektrische Siliconschicht. Die Siliconschicht befindet sich dabei zwischen wenigstens zwei Elektroden. Die erfindungsgemäßen Sensoren sind gegenüber bestimmten Analyten, gegenüber Licht oder gegenüber elektromagnetischen Feldern sensitiv und können somit Änderungen in ihrer Umgebung erfassen. Die erfindungsgemäßen Sensoren sind einfach herzustellen und haben vielfältige Anwendungsmöglichkeiten. Weiterhin umfasst die vorliegende Erfindung ein Messsystem umfassend den Sensor, ein Verfahren zur Herstellung des Sensors, sowie ein Messverfahren unter Verwendung des Sensors.

Description

Sensoren auf Basis von dielektrischen Siliconschichten
Die Erfindung betrifft Sensoren umfassend wenigstens eine dielektrische
Siliconschicht. Die Siliconschicht befindet sich dabei zwischen wenigstens zwei Elektroden. Die erfindungsgemäßen Sensoren sind gegenüber bestimmten Analyten, gegenüber Licht oder gegenüber elektromagnetischen Feldern sensitiv und können somit Änderungen in ihrer Umgebung erfassen. Die erfindungsgemäßen Sensoren sind einfach herzustellen und haben vielfältige Anwendungsmöglichkeiten. Weiterhin umfasst die vorliegende Erfindung ein Messsystem umfassend den Sensor, ein Verfahren zur Herstellung des Sensors, sowie ein Messverfahren unter Verwendung des Sensors.
Stand der Technik
WO 2014/105959 A1 beschreibt Zusammensetzungen von Silicon-Polymeren, die als EAP Material (elektroaktives Polymer) verwendet werden können. Weiterhin sind Mehrlagensysteme mit Elektroden beschrieben, die Anwendung als Transducer finden.
WO 2017/210795 A1 beschreibt eine Anwendung eines dielektrischen Polymers in kapazitiven und resistiven 2D Messsystemen. Hierbei werden Elektroden aus ionisch leitendem Material verwendet. Es werden Druck- respektive Volumen- sowie
Feuchtigkeits- respektive Widerstandsänderungen detektiert und ausgewertet. Der Aufbau ist hier vergleichbar zu einer Tastenmatrix gestaltet und wird auch
dementsprechend ausgewertet.
WO 2015/130550 A1 beschreibt ein Sensorpflaster mit einer kapazitiven
Messstruktur. Hierbei wird ein zwischen zwei Elektroden befindliches poröses Material durch einen Analyten beeinflusst und dies wird elektrisch (kapazitiv) ausgewertet. Der Analyt dringt dabei in gasförmiger Form in das poröse Dielektrikum ein. Beschrieben wird auch die Anwendung auf der Haut, zur Wundüberwachung, an Rohren sowie bei Tieren. Die drahtlose Auswertung durch RFID-Technik ist ebenfalls angeführt. WO 2017/052773 beschreibt die Anwendung eines EAP-Polymers und EAP- Schichtsystems als Scher-, Zug-, Torsions- und Drucksensor für diverse
Applikationen wie beispielsweise Mess-Schuheinlagen. Explizit wird hierin eine Verbundkonstruktion aus einem dünnen Elastomer, wie Silicon, mit einer Elektrode, wie beispielsweise mit Silicon vermischtem Graphit, und einem dielektrischen Isolator, wie Silicon, benannt. Weiter wird auch eine Degenerationsbestimmung durch Messung der Elektrodenwiderstände erwähnt.
US 2017/0086709 A1 beschreibt die Anwendung eines Siliconpolymers mit einer flexiblen Elektrode als Dehnungsmesstreifen. Dabei wird der Einsatz als Pflaster auf der Haut erwähnt, wobei ein flexibles Substrat eingesetzt wird, dass aus einem elastomeren Siliconfilm bestehen kann und direkt mit der Haut in Kontakt kommt. Weiter wird die Anwendungsform in Kombination mit einem tragbaren Auswerte- und Datenspeicher- sowie Kommunikationsgerät angeführt.
WO 2016/133841 A1 beschreibt einen auf der Haut anbringbaren Sensor der teilweise in die Haut oder die Blutbahn eindringt.
Abdus Sobhan et al. beschreiben in Bioscience, Biotechnology, and Biochemistry, 2018, VOL. 82, NO. 7, 1134-1142 ein Verfahren zur Herstellung eines Biosensors durch Immobilisieren von Antikörpern für die Detektion von Erdnuss-Allergenen (Arachis hypogaea, Ara h1- Ara h 13) auf einwandigen Kohlenstoff-Nano-Röhrchen (SWCNT). Durch die Verwendung von Kohlenstoff-Nano-Röhren sind diese
Sensoren in ihrer Anwendung jedoch stark beschränkt.
Die Nachteile der im Stand der Technik beschriebenen Vorrichtungen sind geringe elastische Verformbarkeit, fehlende dauerhafte Temperaturstabilität Außerdem sind die herkömmlichen Systeme meist schwierig herzustellen und haben keine variable Einsetzbarkeit in Bezug auf unterschiedliche Rezeptoren und Auswerteverfahren.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung war es daher, einen verbesserten Sensor bereitzustellen, der die herkömmlichen Sensoren oder Vorrichtungen in seinen Eigenschaften übertrifft und der einfach herstellbar und variierbar ist. Diese Aufgabe wird überraschenderweise durch Sensoren mit dielektrischen
Siliconschichten gelöst. Die Vorteile der siliconbasierten Sensoren der vorliegenden Erfindung gegenüber konventionellen Systemen bestehen darin, dass die
Siliconschichten beliebig in der Fläche skalierbar, hautverträglich, gas- und wasserdampfdurchlässig (gasselektiv), sterilisierbar, biokompatibel, biobeständig, atraumatisch, bruchresistent, dauerhaft flexibel, dehnbar und temperaturbeständig sind. Weiterhin lassen sich Bindemoleküle jeglicher Art zur Detektion von
verschiedenen Analyten einfach anbinden. Auch eine Kombination mit Aktorik (Ventile, Pumpe, etc.) sowie eine kombinierte Auswertung (impedanz
spektroskopisch, resistiv, mechanisches Verhalten) in einem Sensor ist möglich.
Abbildungen
Figur 1 zeigt die Skizze eines einseitigen Biosensors.
Figur 2 zeigt die Skizze eines zweiseitigen Biosensors.
Figur 3 zeigt das Modell zur kapazitiven Auswertung.
Figur 4 zeigt das Modell zur resistiven Auswertung.
Figur 5 zeigt die Skizze eines Gassensors.
Figur 6 zeigt die Skizze eines einseitigen chemischen Flüssigsensors.
Figur 7 zeigt den Testaufbau eines chemischen Flüssigsensors.
Beschreibung der Erfindung
Die Erfindung betrifft einen Sensor umfassend:
(a) wenigstens zwei Elektroden
(b) wenigstens eine zwischen den Elektroden angeordnete, dielektrische
Siliconschicht, die so ausgestaltet ist, dass
- auf einer oder beiden Seiten der Siliconschicht ein Analyt adsorbiert oder absorbiert werden kann,
- auf einer oder beiden Seiten der Siliconschicht wenigstens eine weitere Schicht angeordnet ist, die einen Analyten adsorbieren oder absorbieren kann,
- in der Siliconschicht oder zwischen mehreren Siliconschichten ein Material eingebettet ist, das einen Analyten absorbieren kann, oder mit einem Analyten eine chemische Reaktion eingehen kann, - in der Siliconschicht oder zwischen mehreren Siliconschichten ein Material eingebettet ist, das bei Lichteinstrahlung seine chemischen und/oder physikalischen Eigenschaften ändern kann, oder
- in der Siliconschicht (3) oder zwischen mehreren Siliconschichten (3) ein Material eingebettet ist, das bei Einwirkung eines elektromagnetischen Feldes seine chemischen und/oder physikalischen Eigenschaften ändern kann.
Die gängigen Herstellungs- und Prozessschritte zur Erzeugung von
Elektrodenmassen und Aufbringungsverfahren sind im Stand der Technik bekannt.
Als Elektrodenmaterial sind unterschiedliche Stoffe und Systeme verwendbar.
Feststoff-Elektroden-Grundmassen werden durch Einmischen leitfähiger Stoffe wie beispielsweise Furnace-Ruß, Acetylen-Ruß, Graphite, Graphen, Carbonfasern, Carbon-Nanofasern, Metallpartikeln und Metallfasern, in Siliconelastomere hergestellt. Vorzugweise wird eine vergleichbare Siliconelastomergrundmasse wie bei den weiter unten beschriebenen, dielektrischen Schichten verwendet.
Alternativ kann eine Feststoffelektrode aus direkt auf den dielektrischen Schichten applizierten elektrisch leitfähigen Komponenten (Metalle, etc.) bestehen. Die Aufbringung kann in der Form eines Sprühnebels, im Siebdruck, in einem
Gasphasenprozess oder in Form einer Plasmabeschichtung erfolgen. Auch sind einfache Verfahren wie Bestreichen oder Aufwalzen von metallgefüllten Tinten oder Ruß-Emulsionen verwendbar.
Elektrodenflüssigkeiten sind elektrisch leitfähige Flüssigkeiten, beispielsweise in Lösungsmittel gelöste Salze oder ionische Flüssigkeiten. Gängige Flüssigkeiten sind beispielsweise bei der Firma: loLiTec lonic Liquids Technologies GmbH,
Deutschland erhältlich. Gängige Kontaktelektroden für die Elektrodenflüssigkeiten sind im Stand der Technik bekannt und kommerziell erhältlich.
Die dielektrische Siliconschicht besteht vorzugsweise aus wenigstens einem Siliconelastomer. Vorzugweise weist die Siliconschicht eine relative Permittivität BR (18 °C, 50 Hz) von
1 ,8 oder mehr, besonders bevorzugt von 2,0 oder mehr, besonders bevorzugt 2,8 oder mehr, vorzugsweise von 3,0 oder mehr bis 30,0 oder weniger. Die Messungen der dielektrischen Materialparameter können durch ein System der Firma NOVOCONTROL Technologies GmbH &Co. KG, Deutschland, erfolgen.
Verwendet werden kann dabei ein Novocontrol Spektrometer der Serie Alpha-A mit einer ZGS Active Sample Cell für temperaturabhängige Messungen im Bereich -200 bis 400°C Vorzugsweises wird im Bereich +20 - 150°C. Probekörper werden im Bereich 200 - 1000 pm Schichtdicke mit einer angelegten Spannung bis 1V RMS im Bereich 0,1 Hz bis 10 MHz, vorzugsweise im Bereich größer 10 kHz vermessen.
Als Basismaterialien für die Siliconschicht können prinzipiell alle im Stand der Technik bekannten Siliconelastomerzusammensetzungen verwendet werden. Es können beispielsweise additionsvernetzende, peroxidisch vernetzende,
kondensations-vernetzende oder strahlenvernetzende
Siliconelastomerzusammensetzungen verwendet werden. Bevorzugt sind
peroxidisch oder additionsvernetzende Zusammensetzungen. Besonders bevorzugt sind additionsvernetzende Zusammensetzungen.
Geeignete Siliconelastomerzusammensetzungen sind beispielsweise unter dem Namen ELASTOSIL® und SILPURAN® bei der WACKER Chemie AG, Deutschland, erhältlich. Weitere geeignete Siliconzusammensetzungen sind in
WO 2014/090506 A1 , WO 2015/11391 1 A1 und WO 2018/177523 A1 beschrieben.
Die Siliconelastomerzusammensetzungen können ein- oder zweikomponentig formuliert sein. Die Vernetzung der Siliconelastomerzusammensetzungen erfolgt dabei durch Wärmezufuhr, UV-Licht und/oder Feuchtigkeit. Geeignet sind
beispielsweise folgende Siliconelastomerzusammensetzungen: HTV
(additionsvernetzend), HTV (strahlenvernetzend), LSR, RTV 2 (additionsvernetzend), RTV 2 (kondensations-vernetzend), RTV 1 , TPSE (thermoplastisches
Siliconelastomer), Thiol-En und Cyanacetamid vernetzende Systeme.
Die additionsvernetzenden Siliconzusammensetzungen enthalten im einfachsten Fall (A) mindestens eine lineare Verbindung, die Reste mit aliphatischen Kohienstoff- Kohlenstoff-Mehrfachbindungen aufweist,
(B) mindestens eine lineare Organopolysiloxan Verbindung mit Si-gebundenen Wasserstoffatomen,
oder anstelle von (A) und (B)
(C) mindestens eine lineare Organopolysiloxan Verbindung, die SiC-gebundene Reste mit aliphatischen Kohlenstoff-Kohlenstoff Mehrfachbindungen und Si- gebundene Wasserstoffatome aufweist, und
(D) mindestens einen Hydrosilylierungskatalysator.
In einer besonderen Ausführungsform handelt es sich bei den
Siliconzusammensetzungen um Siliconelastomerzusammensetzungen mit fluorierten Seitengruppen, wie sie beispielsweise in WO 2018/177523 A1 beschrieben sind. In dieser Ausführungsform enthalten Komponente (A), (B) und/ oder (C) vorzugsweise wenigstens 2,5 mol %, besonders bevorzugt wenigstens 5 Mol% fluorierte
Seitengruppen, wie beispielweise 3,3,3-Trifluorpropylmethylsiloxy- und/oder
Bis(3,3,3-Trifluorpropyl)siloxy-gruppen
Bei den additionsvernetzenden Siliconzusammensetzungen kann es sich um
Einkomponenten-Siliconzusammensetzungen wie auch um Zweikomponenten- Siliconzusammensetzungen handeln.
Bei Zweikomponenten-Siliconzusammensetzungen können die beiden Komponenten der additionsvernetzenden Siliconzusammensetzungen alle Bestandteile in beliebiger Kombination enthalten, im Allgemeinen mit der Maßgabe, dass eine Komponente nicht gleichzeitig Siloxane mit aliphatischer Mehrfachbindung, Siloxane mit Si-gebundenem Wasserstoff und Katalysator, also im Wesentlichen nicht gleichzeitig die Bestandteile (A), (B) und (D) bzw. (C) und (D) enthält.
Die in den additionsvernetzenden Siliconzusammensetzungen eingesetzten
Verbindungen (A) und (B) bzw. (C) werden bekanntermaßen so gewählt, dass eine Vernetzung möglich ist. So weist beispielsweise Verbindung (A) mindestens zwei aliphatisch ungesättigte Reste auf und (B) mindestens drei Si-gebundene
Wasserstoffatome, oder Verbindung (A) weist mindestens drei aliphatisch ungesättigte Reste auf und Siloxan (B) mindestens zwei Si-gebundene
Wasserstoffatome, oder aber anstelle von Verbindung (A) und (B) wird Siloxan (C) eingesetzt, welches aliphatisch ungesättigte Reste und Si-gebundene
Wasserstoffatome in den oben genannten Verhältnissen aufweist. Auch sind Mischungen aus (A) und (B) und (C) mit den oben genannten Verhältnissen von aliphatisch ungesättigten Resten und Si-gebundenen Wasserstoffatomen möglich.
Die Siliconzusammensetzung enthält üblicherweise 30-95 Gew.%, bevorzugt 30-80 Gew.% und besonders bevorzugt 40-70 Gew.% (A), basierend auf der
Gesamtmasse der Siliconzusammensetzung.
Die Siliconzusammensetzung enthält üblicherweise 0, 1 - 60 Gew.%, bevorzugt 0,5- 50 Gew.% und besonders bevorzugt 1-30 Gew.% (B), basierend auf der
Gesamtmasse der Siliconzusammensetzung.
Falls die Siliconzusammensetzung die Komponente (C) enthält, sind üblicherweise 30-95 Gew.%, bevorzugt 30-80 Gew.%, besonders bevorzugt 40-70 Gew.% (C) in der Formulierung enthalten, basierend auf der Gesamtmasse der
Siliconzusammensetzung.
Die Menge an Komponente (D) kann zwischen 0,1 und 1000 Teile pro Million (ppm), 0,5 und 100 ppm oder 1 und 25 ppm des Platingruppenmetalls betragen, je nach Gesamtgewicht der Komponenten.
Die additionsvernetzenden Siliconzusammensetzungen können optional alle weiteren Zusatzstoffe enthalten, die auch bisher zur Fiersteilung von
additionsvernetzbaren Zusammensetzungen eingesetzt wurden. Diese Zusatzstoffe können zu einem Anteil von bis zu 70 Gew.%, vorzugsweise 0,0001 bis 40 Gew.%, enthalten. Diese Zusätze können z.B. inaktive Füllstoffe, harzartige
Polyorganosiloxane, die von den Siloxanen (A), (B) und (C) verschieden sind, verstärkende und nicht verstärkende Füllstoffe, Fungizide, Duftstoffe, Theologische Additive, Korrosionsinhibitoren, Oxidationsinhibitoren, Lichtschutz-mittel, flammabweisend machende Mittel und Mittel zur Beeinflussung der elektrischen Eigenschaften, Dispergierhilfsmittel, Lösungsmittel, Haftvermittler, Pigmente, Farbstoffe, Weichmacher, organische Polymere, Hitzestabilisatoren usw. sein. Hierzu zählen Zusätze, wie Quarzmehl, Diatomeenerde, Tone, Kreide, Lithopone, Ruße, Graphit, Metalloxide, Metallcarbonate, -sulfate, Metallsalze von Carbonsäuren, Metallstäube, Fasern, wie Glasfasern, Kunststoffasern, Kunststoffpulver,
Metallstäube, Farbstoffe, Pigmente usw.
Beispiele für verstärkende Füllstoffe, die als Komponente in additionsvernetzenden Siliconzusammensetzungen eingesetzt werden können, sind pyrogene oder gefällte Kieselsäuren mit BET-Oberflächen von mindestens 50 m2/g. Die genannten
Kieselsäurefüllstoffe können hydrophilen Charakter haben oder nach bekannten Verfahren hydrophobiert sein. Der Gehalt der vernetzbaren
Siliconzusammensetzungen an aktiv verstärkendem Füllstoff liegt im Bereich von 0 bis 70 Gew.-%, vorzugsweise bei 0 bis 50 Gew.-%, basierend auf der Gesamtmasse der Siliconzusammensetzung.
Die Mengen aller in der Zusammensetzung vorliegenden Komponenten werden dabei so gewählt, dass sie in der Summe 100 Gewichtsprozent, basierend auf der Gesamtmasse der Siliconzusammensetzung, nicht überschreiten.
Die Siliconschicht kann durch Gießen, Kalandrieren, Extrusion der Siliconmassen bzw. einer Emulsion oder Lösung dieser Siliconmassen, Lasertransferdruck, 3D- Druck, Siebdruck sowie weiteren im Stand der Technik bekannten Verfahren hergestellt werden. Geeignete Verfahren sind beispielsweise in
WO 2014/090506 A1 , WO 2015/113911 A1 sowie WO 2016/071241 A1 beschrieben.
Vorzugsweise handelt es sich bei der Siliconschicht um eine oder mehrere
Siliconfolien oder ein Silicon-Mehrschichtverbund mit zwei oder mehr Schichten aus gehärtetem Silicon. Die Herstellung dünner Silicon-Folien ist beispielsweise in WO 2014/090506 A1 beschrieben. Die Herstellung dünner Silicon- Mehrschichtverbunde ist beispielsweise in WO 2015/1 1391 1 A1 beschrieben.
Die Siliconfolien bzw. die einzelnen Schichten der Silicon-Mehrschichtverbunde weisen vorzugsweise eine Foliendicke von 0, 1 bis 400 pm, besonders bevorzugt von 1 bis 200 pm, ganz besonders bevorzugt von 1 bis 150 pm und insbesondere bevorzugt von 2 bis 100 gm und jeweils eine Dickengenauigkeit von ±5 % gemessen auf einer Fläche von 200 cm2; bevorzugt eine Dickengenauigkeit von jeweils ±3% auf.
Die absolute Schichtdicke kann mit Hilfe einer REM-Analyse
(Rasterelektronenmikroskop-Analyse) erfolgen und wird mit einem Kryoschnitt durchgeführt. Die Oberflächengüte und Rauigkeit werden beispielsweise mit Hilfe eines Konfokal-Mikroskops ermittelt.
Um eine elektrisch messbare Änderung der Siliconschicht herbeizuführen sind vielfältige biologische, physikalische Änderungen oder chemische Vorgänge an der Oberfläche der Siliconschicht denkbar. Sie reichen von der Ausbildung oder
Auflösung einer ionischen oder kovalenten Bindung, einer Komplex- oder
Adduktbildung, bzw. -auflösung, durch Charge-Transfer Wechselwirkungen, über die Physisorption von Materialien, der Ablösung von Doppelschichten (Opferschicht), der Freisetzung von auf der Oberfläche gebundenen Molekülen oder Aggregaten bis hin zu Quellphänomenen auf oder in der Silicon Folie. Auch temperatur- oder
lichtinduzierte Prozesse auf der Oberfläche lassen sich kapazitiv messen.
Solche Wechselwirkungen setzen vielfach eine Funktionalisierung der Siliconschicht voraus. Diese Funktionalisierung kann im Volumen durch funktionelle Silane, Siloxane, Silicon Harze, Vernetzer, Füllstoffe sowie Blends mit organischen
Polymeren erfolgen. Eine weitere Möglichkeit ist die Behandlung der Oberfläche der Siliconschicht mit funktionellen Silanen, Siloxanen, Silicon-Harzen, Partikeln und organischen Polymeren, z.B. Polyurethanen, Poly(meth)acrylaten und Polyethern.
Folgende Funktionen sind beispielsweise für das Immobilisieren eines Bindemoleküls in und auf der Siliconschicht geeignet: nicht reaktive Gruppen z.B. Alkyl-, Aryl-, Alkenyl-, (EO)n-(PO)m, etc. die eine bessere Phyisorbtion des Bindemoleküls ermöglichen. Reaktive Gruppen z.B. Hydroxy-, Amino-, Mercapto-, Formyl-,
Carboxy-, Anhydrido-, Epoxy-, Azido-, Isocyanato-, Vinylether-, Vinylester-, Acetal-, Diazo-Verbindungen ermöglichen eine kovalente Bindung des Bindemoleküls auf der Silicon-Oberfläche. „Bindemoleküle“ sind Moleküle, welche ausreichend fest (kovalent oder nicht kovalent) auf die Oberfläche der Siliconschicht gebunden werden und spezifisch an den gewünschten Analyten binden. Die Bindemoleküle können aus unterschiedlichen Substanzklassen stammen. Vorzugsweise handelt es sich um Makromoleküle wie Proteine oder Nukleinsäuren.
Bevorzugt werden die Bindemoleküle durch Chemisorption oder Physisorption auf der Oberfläche der Siliconschicht oder auf der Oberfläche einer Haftungsschicht, die auf der Siliconschicht angeordnet ist, immobilisiert
Bindemoleküle können Proteine oder Teile (Fragmente) von Proteinen sein. Analyten können niedermolekulare Verbindungen, Antikörper, Proteine und Proteinfragmente (Peptide), Hormone, Proteinkomplexe, niedermolekulare Substanzen, Viren/Phagen, ganze Zellen, Zellorganellen, künstliche vesikuläre Systeme oder DNS/RNS sein.
Als Bindemoleküle können Antikörper unterschiedlichster Wirbeltiere verwendet werden. Alternativ stammen die Antikörper aus (künstlichen) Genbanken Die Antikörper können auch rekombinant mit Mikroorganismen hergestellt sein. Teile (Fragmente) der Antikörper reichen für die Aktivität als Bindemolekül aus (Fab, Fv, VHH , FC). Analyten können die entsprechenden Antigene, andere Antikörper,
Proteine und Proteinfragmente (Peptide), Hormone, Proteinkomplexe,
niedermolekulare Substanzen, Viren/Phagen, ganze Zellen, Zellorganellen, künstliche vesikuläre Systeme oder DNS/RNS sein.
Als Bindemoleküle können auch nicht in der Natur vorkommende Proteine mit Antikörper ähnlichen Eigenschaften verwendet werden (Antikaline, Affibodies etc.). Die Bindemoleküle können direkt auf der Siliconschicht oder in Form von
Oberflächenstrukturen jeglicher Art von Zellen, Mikroben oder Viren indirekt an die Folie gebunden sein.
Die mit Bindemolekülen ausgerüstete Siliconschicht kann zur Bestimmung vieler Analyten verwendet werden. Das primäre Messprinzip ist dabei die Veränderung der Kapazität der Siliconschicht bzw. des Schichtsystems durch die spezifische Bindung eines Analyten. Umgekehrt kann die Kapazität auch dadurch verändert werden, dass eine gebundene Komponente durch einen Analyten verändert oder abgespalten wird.
Beispiel für so ein System ist die Spaltung eines an die Siliconschicht gebundenen Substrats z.B. eines Peptids durch eine geeignete Enzymaktivität, eines
Polysaccharids durch eine Hydrolase oder die Lyse einer Zelle durch einen Virus.
Die Entfernung eines gebundenen Moleküls oder Molekülteils generiert das elektrische Signal.
Insbesondere für niedermolekulare Substanzen können Enzyme, die den Analyten z.B. als Substrat binden können verwendet werden. Hierzu können sowohl die natürlich vorkommenden aktiven Enzyme verwendet werden, als auch inaktivierte Enzyme, die das Substrat (Analyten) nicht mehr umsetzen können. Mit aktiven Enzymen lässt sich auch die Enzymaktivität des Bindeproteins bestimmen. Hierbei wird die Konformationsänderung des Enzyms zur Messung verwendet.
Als Bindemolekül können auch DNS- und RNS-Moleküle dienen. Insbesondere die Hybridisierung mit Analyt-DNS und RNS findet hierbei Anwendung.
Als Bindemolekül können auch Rezeptoren dienen. Rezeptoren sind spezifische Proteine der Zelloberfläche oder innerhalb der Zelle, die aufgrund der Bindung eines spezifischen Liganden zu einer Aktivierung oder Inaktivierung eines Zellprozesses führt. Bei Rezeptoren der Zelloberfläche, werden externe Signale in die Zelle weitergeleitet. Bei intrazellulären Rezeptoren handelt es sich meist um Regulatoren des Stoffwechsels. Entsprechende Analyten sind die zugehörigen Liganden
(Hormone, Zell-Zell-Interaktionsmoleküle wie z.B. CD’s (Cluster of Differentiation) oder niedermolekulare Substanzen des Stoffwechsels.
Eine weitere Klasse von membranständigen Proteinen sind Transportproteine. Diese können spezifisch Moleküle außerhalb und/oder innerhalb der Zelle erkennen und selektiv über ein Membransystem transportieren. Dabei können die
Membransysteme auch zu bestimmten Zellorganellen gehören. Die spezifische Bindeeigenschaft kann als Bindeprotein in einem Biosensor genutzt werden. Bestimmte Proteine und Glykoproteine sind in der Lage komplexe Polysaccharide (Kohlenhydratstrukturen) zu binden. Meist dienen diese der Erkennung bestimmter Polysaccharide (z.B. Lipopolysaccharide, Endotoxine) auf Zelloberflächen (Lektine).
Einfache Zucker (Glucose, Fructose, Lactose etc.) können als Bindemolekül eingesetzt werden und stellen die umgekehrte Messmethode der Enzyme bzw.
Transportproteine dar. Als Analyt binden entsprechende Proteine (Transporter, Enzym). Polysaccharide wie z.B. Cyclodextrine können sowohl zur spezifischen Bindung von niedermolekularen Verbindungen als auch zur Bindung bestimmter (z.B. Tyrosin-reicher) Proteine dienen. Andere Polysaccharide können zum Nachweis von Lektinen Verwendung finden.
In verschiedenen Organismen wurden spezifische Bindeproteine identifiziert, die zur selektiven Bindung bestimmter Liganden/Analyten dienen. Meist ist deren Funktion die Entgiftung (z.B. GSH - Gluthation-S-Transferase), Wachstumsvorteile gegenüber anderen Organismen (z.B. Avidin/Streptavidin, Siderophore) oder dienen der spezifischen Interaktion einer Proteinklasse (z.B. SNARE vermittelte Membranfusion - Snap-tag).
Bei photo-aktivierbaren Proteinen stellt die Aufnahme (Absorption) eines Photons nur im übertragenen Sinne eine Bindung dar. Durch die Aufnahme des Photons kommt es zu einer Konformationsänderung die in Form eines Biosensors gemessen werden kann (z.B. Bakteriorhodopsin).
Vorzugsweise ist auf einer oder beiden Seiten der Siliconschicht eine weitere Schicht angeordnet, die ein oder mehrere Bindemoleküle umfasst, ausgewählt aus der Gruppe enthaltend Antikörper, Antikörperfragmente, Enzyme, Nukleinsäuren, Rezeptoren, Transportproteine, Polysaccharid bindende Proteine, Polysaccharide, Oligosaccharide und spezifische Bindeproteine.
Eine weitere Möglichkeit, den Analyten auf der Siliconschicht zu immobilisieren, erfolgt über Molecular Imprinting, dass„Prägen“ von Molekülen in einer
Polymerschicht. Dieses Verfahren bietet eine Möglichkeit, sehr spezifisch Moleküle in einer Polymerschicht zu binden und wird häufig in der Biotechnologie, Biomedizin oder auch für chemische Verfahren angewendet. Im Herstellungsprozess dient das zu analysierende Molekül zunächst als Schablone (Template-Molekül). An die funktionellen Gruppen des Template werden im nächsten Schritt Monomere angedockt. Die Polymerisation erfolgt anschließend um das Template-Molekül herum. Ist diese abgeschlossen, müssen das Template möglichst vollständig aus der Polymermatrix, z.B durch Extraktion, entfernt werden. Auf diese Weise erhält man charakteristische Kavitäten, in denen der Analyt binden kann. Durch Binden des Analyten ändern sich dielektrischen Eigenschaften des Polymerfilms und es wird eine kapazitive Messung ermöglicht.
Möglichkeiten der Polymerisation sind einmal die Bulk-Polymerisation, bei der alle Komponenten (Monomer, Crosslinker, Initiator und Template) zusammengemischt werden. Weiterhin gibt es die Möglichkeit, dass die Kavitäten nur auf der Oberfläche einer Polymerschicht geprägt werden, dies wird meist bei großen Analyten wie Zellen, Viren oder Bakterien angewandt oder die kovalente Polymerisation, bei der die Kavität Schritt für Schritt aufgebaut wird, zunächst werden jeweils die
funktionellen Monomere an die spezifischen Bindungsstellen des Template gebunden. Die Vernetzung mittels Crosslinker erfolgt im Anschluss.
Vorzugsweise sind in der Oberfläche auf einer oder beiden Seiten der Siliconschicht Kavitäten vorhanden sind, in denen ein Analyt spezifisch gebunden werden kann.
Typische Anwendungsgebiete für Molecularly Imprinted Polymers sind in der Biotechnologie Filter, Abwasser Aufreinigung sowie Rückgewinnung wertvoller Komponenten, wie beispielsweise Wirkstoffe oder Edelmetalle, in der Synthese Enantiomeren-Separation oder Katalyse, Chromatographie, Biosensoren und in der Medizin können sie als Imitatoren für Antikörper, Enzyme oder Rezeptoren dienen. Außerdem eignen sie sich zur Wirkstoffverabreichung („drug delivery“).
Mehrere Arten von Sensoren sind mit dem erfindungsgemäßen System realisierbar. Bevorzugt handelt es sich bei den erfindungsgemäßen Sensoren um biologische Sensoren (Biosensor), chemische Sensoren (für gasförmige oder flüssige Analyten), elektromagnetische oder optische Sensoren. Besonders bevorzugt handelt es sich um biologische und chemische Sensoren. Der Sensor kann ein- oder zweiseitig ausgestaltet sein. Bei einer einseitigen
Ausgestaltung ist auf der einen Seite der ggf. modifizierten Siliconschicht direkt eine Elektrode angeordnet und auf der anderen Seite eine Kammer für die
Elektrodenflüssigkeit. Bei einer zweiseitigen Ausgestaltung sind solche Kammern auf beiden Seiten angeordnet.
In einer Ausführungsform umfasst der Sensor daher wenigstens eine Kammer, die zwischen der Siliconschicht und einer Elektrode angeordnet ist und die dazu geeignet ist eine leitfähige Elektrodenflüssigkeit aufzunehmen. Die
Elektrodenflüssigkeit steht dabei in direktem Kontakt mit der ggf. modifizierten Siliconschicht als auch mit der Elektrode (Kontaktelektrode). Besonders bevorzugt umfasst der Sensor zwei solche Kammern, jeweils auf beiden Seiten der ggf.
modifizierten Siliconschicht. Die Elektroden dienen in diesem Aufbau als
Kontaktelektroden für die Elektrodenflüssigkeit.
Vorzugsweise umfasst diese Ausführungsform zusätzlich zu den Kontaktelektroden zwei zusätzliche Elektroden die direkt mit der ggf. modifizierten Siliconschicht verbunden sind. Dies ermöglicht es, die Längs- als auch die Querimpedanz der Siliconschicht bzw. des Schichtsystems zu messen.
Auf den Seiten der Siliconschicht, die mit der leitfähigen Elektrodenflüssigkeit in Kontakt kommen, ist vorzugsweise wenigstens eine weitere Schicht angeordnet, die einen Analyten spezifisch binden kann. Vorzugsweise ist der Sensor zweiseitig, d.h. auf beiden Seiten der Siliconschicht ist eine weitere Schicht angeordnet, die einen Analyten spezifisch binden kann.
Die weitere Schicht umfasst vorzugsweise ein oder mehrere Bindemoleküle ausgewählt aus der Gruppe enthaltend Antikörper, Antikörperfragmente, Enzyme, Nukleinsäuren, Rezeptoren, Transportproteine, Polysaccharid bindende Proteine, Polysaccharide, Oligosaccharide und spezifische Bindeproteine. Ganz besonders bevorzugt sind Antikörper und Antikörperfragmente. Vorzugsweise ist auf einer oder auf beiden Seiten der Siliconschicht wenigstens eine Haftungsschicht und wenigstens eine Passivierungsschicht angeordnet ist. Die Haftungsschicht ermöglicht die Immobilisierung der Bindemoleküle und umfasst vorzugsweise die oben beschriebenen Funktionen zur Immobilisierung der
Bindemoleküle. Die Passivierungsschicht verhindert, dass Analyten unspezifisch an die Bindemoleküle gebunden werden. Die Passivierungsschicht umfasst
vorzugsweise wenigstens ein Tensid, besonders bevorzugt sind nichtionische Tenside. Geeignete nichtionische Tenside sind beispielsweise
Polyalkylenglycolether, Alkylglucoside, Alkylpolyglucoside, Oktylphenolethoxylate oder Nonylphenolethoxylate. Kommerziell erhältliche Tenside sind beispielsweise Triton® (Beispiel: Triton® X-100 (Octoxinol 9), Triton® WR 1339 (Tyloxapol)), Tween® (Beispiel: Tween® 20 (Polysorbat 20)), Fettsäureester wie beispielsweise Span® (Sorbitanfettsäureester), Fettalkoholpolyglycolether/ Fettalkoholethoxylate (FAEO) wie beispielsweise Brij® (Beispiel: Brij® 30, Brij® 58) oder Sucrose-Palmitat-Stearate.
Alternativ umfasst die Passivierungsschicht gegenüber dem Analyten
bindungsneutrale Proteine (Beispiel: BSA, Milchproteine).
In einer weiteren Ausführungsform ist wenigstens eine der Elektroden direkt auf der Siliconschicht angeordnet. Bevorzugt sind zwei Elektroden direkt auf der
Siliconschicht angeordnet.
In einer weiteren Ausführungsform sind zwei Elektroden längs auf der Siliconschicht angeordnet und zwei Elektroden quer an der Siliconschicht angeordnet Dies ermöglicht es gleichzeitig eine kapazitive als auch resistive Messung vorzunehmen.
In einer weiteren Ausführungsform weist der Sensor zwei gasdurchlässige
Elektroden und zwei gasdurchlässige Siliconfolien auf, zwischen denen wenigstens eine Schicht mit Material, das einen gasförmigen Analyten absorbieren oder mit diesem eine chemische Reaktion eingehen kann, angeordnet ist (Gassensor).
In einer weiteren Ausführungsform ist auf einer oder auf beiden Seiten der
Siliconschicht wenigstens eine weitere Schicht mit Material aufgebracht, das eine chemische Reaktion mit dem Analyten eingehen kann. In einer weiteren Ausführungsform ist in die Siliconschicht wenigstens ein Material eingebettet, das eine chemische Reaktion mit einem Analyten eingehen kann.
In einer weiteren Ausführungsform kann auf einer oder beiden Seiten der
Siliconschicht ein Analyt direkt adsorbiert oder absorbiert werden. Besonders bevorzugt handelt es sich um hierbei um Physisorption oder Chemisorption.
In einer weiteren Ausführungsform ist auf einer oder auf beiden Seiten der
Siliconfolie wenigstens eine elektromagnetisch aktive Schicht und/oder wenigstens eine leitende Schicht angeordnet. Tritt diese elektromagnetische und/oder leitende Schicht mit einem elektromagnetischen Feld in Wechselwirkung, so ändert sich beispielsweise die Kapazität der Siliconschichtsysteme. Diese Ausführungsform stellt einen magnetoelektrischen Sensor dar.
In einer weiteren Ausführungsform befindet sich innerhalb einer lichtdurchlässigen Siliconschicht oder zwischen zwei lichtdurchlässigen Siliconschichten wenigstens eine photoaktive Schicht. Trifft Licht auf diese photoaktive Schicht, so ändert sich die Kapazität der Siliconschichtsysteme. Diese Ausführungsform stellt einen optischen Sensor dar
Die Erfindung betrifft weiterhin eine Messeinrichtung umfassend:
- wenigstens einen erfindungsgemäßen Sensor, und
- wenigstens eine Ansteuer- und Auswerteeinheit, die mit den Elektroden des Sensors verbunden ist.
Im Folgenden werden mehrere Ausführungsformen der Erfindung beispielhaft anhand von Figuren 1 bis 7 beschrieben. Diese sind jedoch nicht als abschließend für die Ausgestaltungsformen der vorliegenden Erfindung zu verstehen.
Figur 1 (einseitig) und Figur 2 (zweiseitig) zeigen den prinzipiellen Aufbau eines Biosensors. Eine dielektrische Siliconschicht (3) wird hierbei mit einer Elektrode (2) und einem bioaktiven Schichtsystem (4,5,6) ausgerüstet Diese so ausgerüstete Oberfläche hat die Eigenschaft, spezifische Wechselwirkungen mit einem Analyten eingehen zu können. Das bioaktive Schichtsystem kann eine Haftungsschicht (4), eine Passivierungsschicht (5), sowie Bindemoleküle (6) umfassen.
Die bioaktive Seite wird durch eine Elektrodenflüssigkeit (7) vollflächig benetzt. In dieser Flüssigkeit (7) befindet sich oder wird der Analyt (8) zugeführt. Weitere biologische Komponenten oder Verunreinigungen (10) können sich ebenfalls in der Flüssigkeit (7) befinden. Durch die Passivierungsschicht (5) werden ausschließlich spezifische Bindungen zwischen dem Bindemolekül (6) und den Analyten (8) wirksam. Der spezifisch gebundene Analyt ist als Referenznummer (9) skizziert.
Die Bindungsereignisse verursachen eine messbare Änderung im Schichtsystem. Hierbei kann unterschieden werden zwischen kapazitiver und resistiver Änderung. Analyt-Bindeereignisse beeinflussen die messbare Kapazität zwischen der Elektrode (2) und der Elektrodenflüssigkeit (7), in die eine Kontaktelektrode (1 1 ) eingebracht wird.
Weiter kann in Kombination mit der kapazitiven Messung eine resistive Messung der Analyt-Bindungen erfolgen. Hierzu wird eine unabhängige Ansteuer- und
Auswerteeinheit (15) an zwei Elektroden (13, 12) die sich in direktem Kontakt mit der bioaktiven Schicht (4,5,6) befinden verbunden Analyt-Bindungen können hiermit gleichzeitig resistiv detektiert werden. Es kann damit auch oder lediglich eine Leitfähigkeitsänderung im Elektrolyt (7) festgestelit werden. Geometrische
Dimensionen, Funktion und Ausführungen der beiden Elektroden (12, 13) sind im Stand der Technik bekannt. Hierbei wird in mehreren Anwendungen die Verwendung von CNT (Kohlenstoffnanoröhren) oder anderen elektrisch leitfähigen Zusätzen beschrieben. Eine Einmischung von CNT zum Erhalt eines leitfähigen
Siliconpolymeres sind beispielsweise geeignet. Nachteilig bei der resistiven Messung sind Temperatureffekte. Diese sind bei kapazitiven Messungen weniger
problematisch.
Durch eine geschickte Ansteuerung des Sensors mit der Ansteuer- und
Auswerteeinheit (14), kann ebenfalls ein mechanischer Änderungseffekt
(Auslenkung/Piezoeffekt) erzielt werden. Dabei werden die elektrostatischen Verformungen bei einem hohem elektrischen Feld bzw. hoher Spannung verwendet. Hierbei kann eine statische Auslenkung/Deformation oder eine dynamische mit beliebigen Schwingungsfrequenzen und Formen erzeugt werden.
Masseablagerungen, einwirkende Kräfte, Verformungen usw. können detektiert und weiter können die mechanischen Änderungen verwendet werden um beispielsweise Dosierungen, Freisetzungen oder Verschlüsse vorzunehmen. Weiter kann mit oszillierender Anregung ein Pumpen- oder Mischeffekt durch den Sensor selbst erzeugt werden.
In Figur 5 ist ein chemischer Gassensor dargestellt. Dabei wird ein gassensitives Material (53) zwischen wenigstens zwei dielektrischen Siliconschichten (3) eingebracht. Die Elektroden (51 ,52) sind gasdurchlässig und beispielsweise aus diffusionsoffenem Material wie GNT oder Leitruß gefülltem Silicon (z.B. ELASTOSIL® 3162 erhältlich bei der WACKER Chemie AG, Deutschland). Durch die Ansteuer- und Auswerteeinheit (14) wird eine Impedanz-Auswertung der Veränderungen des Materials (53) bezüglich Permittivität und Verlustfaktor möglich. Eine Änderung des Materials (53) bezüglich der elektrischen Leitfähigkeit kann durch die der Ansteuer- und Auswerteeinheit (14) und/oder durch die Ansteuer- und Auswerteeinheit (15) erfasst werden. Beides kann separat oder gleichzeitig gemessen werden. Die Messung durch die Ansteuer- und Auswerteeinheit (15) ist eine direkte Messung des Stromflusses durch das Material (53) zwischen den Elektroden (12) und (13). Ein eindiffundierendes Gas (54) wird im Material (53) absorbiert oder interagiert mit dem Material (53) in beliebiger Weise. Diese Interaktion wird mit den Ansteuer- und Auswerteeinheiten (14) und (15) gemessen.
In Figur 6 ist ein chemischer Flüssigsensor dargestellt. Hierbei wird ein chemisch reaktiver Zusatz (61) in die Siliconschicht (3) oder in eine Oberflächenbeschichtung (4) eingemischt. Durch eine chemische Reaktion mit der Elektrodenflüssigkeit (7) wie beispielsweise Herauslösen des Zusatzstoffes (62), findet eine Änderung der wirksamen Potentialflächen des kapazitiven Systems statt. Dies ergibt eine Änderung der Impedanz welche mit der Ansteuer- und Auswerteeinheit (14) gemessen wird Zusätzlich kann unabhängig davon mit der Auswertung (15) die Impedanz zwischen den Elektroden (12) und (13) gemessen werden. Die Impedanz-Änderung zwischen den Elektroden (12) und (13) kann ebenfalls zur Beurteilung des Reaktionsgrades herangezogen werden. Der erfindungsgemäße Sensor kann auch als optischer Sensor Anwendung finden. Optische Sensoren beruhen auf dem Effekt der Widerstandsänderung durch
Lichteinstrahlung. Eine photoaktive Schicht wird dabei durch zwei Elektroden in einem transparenten Silicon Körper eingebracht. Eine angeschlossene
Spannungsquelle liefert abhängig der Lichteinstrahlung, einen elektrischen Strom. Dieser ist proportional zur Beleuchtungsstärke. Der Aufbau ist vergleichbar mit Figur 5 (chemischer Gassensor), wobei eine LDR (Light Dependent Resistor) Schicht (53) durch optisch transparente Schichten (51 ,52) umschlossen wird. Eindringende optische Strahlung ändert den Widerstand zwischen den Elektroden (12,13).
Die Erfindung betrifft weiterhin ein Verfahren umfassend die folgenden Schritte:
a) Bereitstellen einer Messeinrichtung umfassend:
- wenigstens einen erfindungsgemäßen Sensor
- wenigstens eine Ansteuer- und Auswerteeinheit, die mit den Elektroden des
Sensors verbunden ist;
b) in Kontakt bringen eines Analyten mit dem Sensor oder Lichteinstrahlung auf den Sensor;
c) Messung der Änderung wenigstens einer Eigenschaft der Siliconschicht als elektrisches Signal über die Ansteuer- und Auswerteeinheit.
Bevorzugt handelt es sich bei der Eigenschaft der Siliconschicht um das Volumen, die Masse, die Permittivität, die magnetische Permeabilität, die Polarisierbarkeit (elektrische Permittivität) und/oder den elektrischen Widerstand sowie die elektrische Ladung.
Besonders bevorzugt wird die Längsimpedanz oder Querimpedanz der Siliconschicht bzw. des Schichtsystems gemessen.
Die elektrische Auswertung kann durch verschiedene Methoden erfolgen und ist immer in Kombination mit dem Aufbau des Sensors abzustimmen.
Die einfachste Auswertung ist in Figur 1 mit einer elektrischen Ansteuer- und
Auswerteeinheit (14) skizziert.
Geeignete Verfahren sind: - Zeitbasierte Kapazitätsmessung, welche die Lade- und Entladezeiten messen, sowie das Frequenzverhalten an einer Oszillatorschaltung bestimmt.
- Ladungsbasierte Kapazitätsmessung, welche mittels Ladungsübertrag aus Referenzkapazitäten arbeitet.
- Kapazitätsmessbrücke / Messbrückenschaltungen, welche ähnlich einer
Wheatstone-Messbrücke einen Vergleich mit bekannten Bauteilen vornimmt.
In Figur 1 ist die Messung mittels lade- und entladebasierten Verfahren stark fehlerbehaftet durch ein sich einstellendes elektrochemisches Potential zwischen der Elektrodenflüssigkeit (7) und der bioaktiven Schicht (6,5,4). Aus diesem Grund ist hier ein zweiseitiger Flüssigsensoraufbau in der Anwendung vorzuziehen (vgl. Figur 2, Schnittskizze 20). Weiter ist auch aufgrund der doppelten Menge an Analyt- Bindungen eine zweiseitige Flüssigelektrode mit einem höheren Verhältnis
Nutzsignal zu Grundsignal (relative Signaländerung) vorteilhaft.
Ein elektrisches Modell einer Auswertung ist in Figur 3 angegeben. Auftretende Kontaktwiderstände, parasitäre Impedanzen und ähnliches werden durch die
Komponenten R_E berücksichtigt. Die Startkapazität des Aufbaues ist mit dem Wert C_S skizziert. Die Änderungen durch Anbindungen an die aktive Schicht bzw. durch sonstige Wechselwirkung des Analyten mit der Siliconschicht, werden mit der Kapazität C_Rec nachgebildet. Hierbei kann der Betrag der Kapazität sowie der Verlustfaktor (tan_delta) eine unterschiedlich starke und frequenzabhängige
Änderung entsprechend der Anbindungen bzw. Wechselwirkung aufweisen.
Ein Modell der resistiven Auswertung ist in Figur 4 angegeben. Parasitäre
Widerstände sind wieder mit den Komponenten R_E nachgebildet. Eine
Ablagerung/Anbindung/Freisetzung oder sonstige Wechselwirkung des Analyten mit der Siliconschicht bewirkt eine messbare Änderung des R_Rec. Diese kann abhängig der Stärke des physikalisch, biochemischen Effekts eine
frequenzabhängige Änderung der gemessenen Impedanz in Betrag und Phase ergeben.
In einer Ausführungsform der Erfindung wird über die Ansteuer- und Auswerteeinheit eine elektrische Spannung angelegt um die Siliconschicht elastisch zu verformen. Vorzugsweise beträgt die maximal angelegte elektrische Spannung von 5000 V oder weniger, besonders bevorzugt 2000 V oder weniger, insbesondere bevorzugt 1000 V oder weniger. An den dielektrischen Schichten können dabei abhängig der
Schichtdicken und angelegten Spannung, max. Feldstärken im Bereich 200 V/m m oder weniger, vorzugsweise 100 V/pm oder weniger, insbesondere bevorzugt 80 V/pm oder weniger auftreten.
Die hier beschriebenen Sensoren können in vielfältige Anwendungen zum Einsatz kommen. Bevorzugt sind folgende Anwendungen: Sensorpflaster, Messung der Freisetzung von Stoffen aus der Polymermatrix (Wirkstoffpflaster), mobiler Biosensor für Reisen, medizinische Anwendungen (beispielsweise Sensorpflaster, Diagnostik, Messung Wirkstofffreisetzung), pharmazeutische Anwendungen (beispielsweise Arzneistoff-Screening), Biotechnologie (beispielsweise Fermentationskontrolle, Medienanalyse), Umweltanalytik (beispielsweise Trinkwasserkontrolle,
Abwasserkontrolle, Schadstoffüberwachung), Lebensmittelindustrie (beispielsweise Qualitätskontrolle, Frischebewertung, Reifemessung), Chemische Industrie
(beispielsweise Prozesssteuerung), Industrielle Produktion (beispielsweise Detektion von Leckage), Schutzausrüstungen (z.B. Gasmasken, Handschuhe), Agrochemie (z.B. Schädlingsbefall), und Analytik (z.B. Umweltbelastungen).
Beispiele
In den nachstehend beschriebenen Beispielen beziehen sich alle Angaben von Teilen und Prozentsätzen, falls nicht anders angegeben, auf das Gewicht. Sofern nicht anders angegeben, werden die nachstehenden Beispiele bei einem Druck der umgebenden Atmosphäre, also etwa bei 1000 hPa, und bei Raumtemperatur, also bei 25 °C, bzw. bei einer Temperatur, die sich beim Zusammengeben der
Reaktanden bei Raumtemperatur ohne zusätzliche Heizung oder Kühlung einstellt, durchgeführt. Die nachfolgenden Beispiele erläutern die Erfindung, ohne dabei beschränkend zu wirken.
In den Beispielen wurden Silicon-Folien (ELASTOSIL® Film 2030 250/xxx,
SILPURAN® Film 2030 250/xxx, WACKER Chemie AG, Deutschland) durch übliche Verfahren zur Polymerisation von Siliconen (beispielsweise Hydrosilylierung, Pt- katalysierte Vernetzung) hergestellt. Die Foliendicke wurde durch Rakeln eingestellt (20 gm bzw. 50 gm). Bei chemisch funktionalisierten Folien, bei welchen bestimmte funktionelle Gruppen an der Oberfläche angeordnet sind, wurden geeignete chemische Verbindungen im Prozess der Folienherstellung mit eingebaut oder nachträglich auf die Folienoberfläche aufgetragen. Carboxyl-funktionalisierte Folie: Einbau von 10-Undecensäure-trimethylsilylester (UA-TMS); COOH Exposition.
Epoxid-funktionalisierte Folie: Einbau von Allylglycidylether bzw. Limonen 1 ,2 Epoxid. Amin-funktionalisierte Folie: Aufrakeln einer reaktiven 10 gm dicken Schicht, welche Aminopropyl Gruppen enthält.
Alle Komponenten wurden in p.A. Qualität aus dem Chemikalienhandel bezogen (Sigma-Aldrich). Die Antikörper (AK) wurden als gelöste Proteine von der Firma Sigma-Aldrich oder der Firma The Binding Site bezogen Als elektrolythaltige wässrige Lösung wurde üblicherweise 10 mmol/L Kaliumphosphatpuffer (KPi) mit einem pH-Wert von 7,5 verwendet oder Phosphat gepufferte Kochsalzlösung (PBS). Die verwendeten Proteine (beispielsweise Bindungsproteine wie Antikörper,
Analyten) wurden in diesem Puffer gelöst. Zur Verhinderung unspezifischer Bindung wurde PBS mit 0,5 % Tween 20 versetzt (PBST).
Antikörperlösungen (AK - in PBS mit Angabe der verwendeten Verdünnung)
AK 1 : Schaf anti-Mensch IgG (The Binding Site) 1 :2000
AK 2: Esel anti-Schaf IgG mit gebundener Peroxidase (Sigma-Aldrich) 1 :5000
AK 3: Schaf anti-Kaninchen IgG mit gebundener Peroxidase (Sigma-Aldrich) 1 :5000
Kapazitive Messung:
Die Änderung der Kapazität wurde mit einem LCR Meter registriert. Verwendet wurde das Messgerät: LCR-6100 RS Pro, Precision LCR Meter, der Firma IET Labs Inc. NY, USA. Gemessen wurde bei verschiedenen Frequenzen (10 / 20 /100 kHz), bei einer an die Siliconfolie angelegten Spannung von 1 V. Registriert wurden die mit Folienveränderungen / Bindungsereignissen einhergehende Änderungen der Kapazität (Cp in nF/ pF) sowie des Verlustfaktors (tan_delta) respektive dem korrelierenden Verlustwiderstandes (Rp in kOhm) eines gedachten
Ersatzschaltbildes. Nachweis von Peroxidase (TMB Test):
Das Vorliegen von Peroxidase wurde in einem kolorimetrischen Test mit 3, 3', 5,5'- Tetramethylbenzidin (TMB) als Substrat gemessen (TMB in KPi-Puffer gelöst). Die kolorimetrische quantitative Bestimmung der Absorption bei 650 nm wird mit einer gefärbten Losung in 96 Well Platten transferiert und mit einem Synergy 2 Mikroplate Reader der Firma Biotek, Deutschland, vermessen. TMB zeigt nach der Aktivierung durch Peroxidase eine blaue Farbe (Emax: 650 nm; übliche Reaktionszeit 30 min bei 25°C). Nach Ansäuern der Lösung (Stoppen der Reaktion durch Zugabe von 0,1 mol/L Schwefelsäure) färbt sich das Produkt gelb (450 nm). Die POD liegt in den Beispielen oft als Kopplungsprodukt mit einem Antikörper gebunden vor (POD markierter Antikörper).
Beispiel 1
Nicht kovalente Anbindung eines Antikörpers auf einer unmodifizierten Siliconfolie.
Verfahrensschritte: Anbindung des Bindeproteins (Antikörper), Abwaschen ungebundener Komponenten, Absättigung der Folie zur Vermeidung unspezifischer Bindungen bei der nachfolgenden Verwendung (Messung eines Analyten).
Eine 50 pm dicke unmodifizierte Siliconfolie (ELASTOSIL® Film 2030 250/50;
10x10 cm der WACKER Chemie AG) wurde in 50 mL einer Lösung von AK1 in Kaliumphosphatpuffer (KPi) 1 h bei 25°C inkubiert. Die Lösung wurde abgekippt und die Folie dreimal mit 50 mL KPi gewaschen. An die Folienoberfläche ist der Antikörper AK1 damit unspezifisch gebunden. Zur Absättigung potentieller noch unbesetzter Bindungsstellen wurde die gewaschene Folie 1 h bei 25 °C in PBST inkubiert Die Folie wurde abschließend in PBS gewaschen (dreimal 50 mL) und stand für Bindetests zur Verfügung.
Beispiel 2
Kovalente Anbindung eines Antikörpers auf einer Epoxy-funktionalisierten
Siliconfolie.
Die stabile kovalente Anbindung der Antikörper gelingt durch Reaktion der nukleophilen Aminosäurereste auf der Proteinoberfläche (wie -NH2, -SH, Phenol, Imidazol) mit den auf der Folie zugänglichen Epoxidgruppen unter milden
physiologischen Bedingungen. Durch hohe lonenstärke in der Lösung des
Antikörpers kann ein ausreichender Kontakt mit der hydrophoben Folienoberfläche hergestellt werden. Eine Epoxy-ausgerüstete Folie 6x6 cm wurde dazu mit 10 mL Antikörperlösung (AK1 ) in 1 mol/L KPi Puffer bei pH 7,5 für 16 h bei 35°C unter leichtem Schwenken inkubiert. Die Folie wurde nachfolgend dreimal mit 50 mL eines 50 mmol/L KPi Puffer pH 7,5 und 0,5 mol/L NaCI abgewaschen. Zur Absättigung nicht umgesetzte Epoxidgruppen wurde die Folie in 50 mL 1 mol/L Ethanolamin pH 8 für 12 h bei 35 °C unter leichtem Schwenken inkubiert und abschließend dreimal mit 50 mL KPi Puffer gewaschen. Zur Absättigung potentieller noch unbesetzter
Bindungsstellen wurde die gewaschene Folie 1 h bei 25 °C in PBST inkubiert. Die Folie wurde abschließend in PBS gewaschen (dreimal 50 mL) und stand für
Bindetests zur Verfügung.
Beispiel 3
Kovalente Anbindung eines Antikörpers auf einer Carboxyl-funktionalisierten
Siliconfolie.
Carboxylgruppen können spontan mit NH2-Gruppen vernetzt werden. Die Reaktion gelingt nach Aktivierung der COOH-Gruppen mit einem Carbodiimid EDAC (1-Ethyl- 3-(3-dimethylaminopropyl)carbodiimide, hydrochloride) unter milden Bedingungen (pH 5-7) unter Stabilisierung mit N-OH-Succinimid (NHS).
Eine Carboxyl-Gruppen tragende Siliconfolie (UA-TMS modifizierte Siliconfolie nach TMS Abspaltung; 6x6 cm) wurde in 50 mL einer Lösung aus 20 mg EDAC, 30 mg NHS in 0,1 mol/L MES Puffer (( 2-(N-Morpholino)ethansulfonsäure), pH 5,4 für 15 min bei 25 °C unter leichtem Schwenken inkubiert. Die Lösung wurde abgegossen, die Folie wurde dreimal mit 50 mL PBS gewaschen. Die aktivierte Folie wurde anschließend mit 10 mL Antikörperlösung (AK1) in KPi Puffer 12 h bei 25°C inkubiert und dreimal mit 50 mL eines 50 mmol/L KPi Puffer pH 7,5 gewaschen. Zur
Absättigung potentieller noch unbesetzter Bindungsstellen wurde die gewaschene Folie 1 h bei 25 °C in PBST inkubiert. Die Folie wurde abschließend in PBS gewaschen (dreimal 50 mL) und stand für Bindetests zur Verfügung. Beispiel 4
Kovalente Anbindung eines Antikörpers auf einer Amin-funktionalisierten Siliconfolie.
Aminogruppen können unter milden Bedingungen mit Aldehyden eine kovalente Bindung ausbilden. Wird ein Dialdehyd verwendet, können damit Amine
untereinander vernetzt werden (Aminogruppe auf Bindeprotein mit Aminogruppe auf Silicon Folie). Eine aminhaltige Siliconfolie wurde in PBS gewaschen und
anschließend in einer 2 % wässrigen Glutardialdehyd Lösung unter leichtem
Schwenken bei 25°C für 60 min inkubiert. Nach Waschen mit dreimal 50 mL PBS wurde die aktivierte Folie in 10 mL Antikörperlösung (AK1) in KPi Puffer 12 h bei 25°C inkubiert. Die Folie wurde nachfolgend noch dreimal mit 50 mL eines 50 mmol/L KPi Puffer pH 7,5 gewaschen. Zur Absättigung potentieller noch unbesetzter Bindungsstellen wurde die gewaschene Folie 1 h bei 25 °C in PBST inkubiert. Die Folie wurde abschließend noch in PBS gewaschen (dreimal 50 mL) und stand für Bindetests zur Verfügung.
Beispiel 5
Verhinderung unspezifischer Bindungen an die Siliconfolie:
Viele Moleküle können in unspezifischer Weise an Siliconoberflächen binden. Um die Spezifität der Sensorwirkung zu gewährleisten, können Substanzen aufgebracht werden, welche unspezifische Bindungen unterbinden können. Die Wirksamkeit solcher Substanzen wurde dadurch getestet, dass die Sensorfolie mit wässrigen Lösungen verschiedener Substanzen (Emulgatoren, Tenside) inkubiert wurde und die Bindung von Analyten auf diese vorbehandelten Folien gemessen wurde.
Folienstücke (4x4 cm) wurden in 20 mL PBS Lösung für 5 h unter leichter Bewegung inkubiert. Die Lösung enthielt die zu testenden Verbindungen in einer Konzentration von 0,05 % (w/v), 0, 1 % (w/v) und 0,5 % (w/v). Die Folien wurden kurz mit PBS gewaschen und in eine Proteinlösung überführt, und weitere 60 min unter leichter Bewegung inkubiert. Die Folien wurden dreimal 15 min mit PBS gewaschen und danach die Anwesenheit von Protein auf der Oberfläche gemessen. Zum Nachweis wurde ein Peroxidase markierter Antikörper (AK3) verwendet. Die Anwesenheit von Protein auf der Folie wurde durch einen enzymatischen Test der Peroxidase bestimmt (vgi. TMB-Test). Die Folie wurde dazu mit einer TMB Lösung inkubiert und die Ausbildung / das Ausbleiben einer Färbung gemessen. Der Test wurde mit unbehandelten Folien (Folien ohne Bindeprotein) durchgeführt, mit Folien, an welche unspezifisch Protein adsorbiert war und Folien, an welche Protein kovalent gebunden war. In allen Fällen zeigten sich vergleichbare Ergebnisse: Eine gute Verhinderung unspezifischer Bindung von Protein gelingt mit einem Gehalt von 0, 1 % (w/v) einer Lösung mit verschiedenen Triton®-Typen (Beispiel: Triton® X-100 (Octoxinol 9), Triton® WR 1339 (Tyloxapol)), verschiedenen Tween® Typen (Beispiel: Tween® 20 (Polysorbat 20)), Fettsäureestern wie Span® (Sorbitanfettsäureester),
Fettalkoholpolyglycolether/ Fettalkoholethoxylate (FAEO) wie Brij® (Beispiel: Brij® 30, Brij® 58) oder Sucrose Palmitate-Stearate.
Beispiel 6
Kapazitive Messung zum Nachweis einer Bindung eines frei löslichen Analyten (Protein, Antikörper) an ein am Silicon gebundenes Bindemolekül (Antikörper mit kovalenter Anbindung):
Die Messung eines Analyten gelingt dadurch, dass die mit einem Bindemolekül ausgestattete Sensorfolie in einer kapazitiven Messzelle mit einer Lösung in Kontakt gebracht wird, welche den zu messenden Analyten enthält. Im Beispiel wird eine mit einem Antikörper ausgestattete Sensorfolie mit einer Lösung in Kontakt gebracht, welche einen weiteren Antikörper enthält, welcher ganz spezifisch vom Bindemolekül erkannt wird. Zur Kontrolle wird einen Analytlösung verwendet, die einen Antikörper enthält, der aber nicht vom Bindemolekül auf der Sensorfolie erkannt wird (dadurch ist eine gute Vergleichbarkeit gewährleistet).
Gemessen wurde die Kapazität Cp (in pF) mit einem LCR Meter bei einer angelegten Spannung von 1V und einer Frequenz von 20 kHz. Der parallel gemessene
Widerstand war immer im hochohmigen Bereich (Indikator für die Intaktheit der Siliconfolie). Die Ausgangswerte sind von der jeweiligen Membranpräparation abhängig. Relevant sind die relativen Änderungen der Kapazitätswerte.
Eine mit Bindemolekülen ausgestattete Sensorfolie (Siliconfolie auf Metallfolie;
Anbindung von AK1 an Epoxid Folie vgl. Herstellung oben) von 6x6 cm wurde in eine kapazitive Messzelle eingebaut und auf der Folienseite in KPi Puffer gespült. Zu der mit dem Bindemolekül AK1 (Schaf Antikörper) ausgestatteten Folie in der Messzelle wurden 5 mL einer Lösung gegeben, welche als zu bestimmenden Analyten einen Anti-Schaf Antikörper enthielt (AK2 Lösung). Nach Zugabe der Lösung wurde ein deutlicher Anstieg der Kapazität gemessen. Bereits nach kurzer Zeit war ein erhöhter Wert erreicht, welcher über 60 min stabil war. Nach Waschen der Messzelle mit dreimal 5 mL KPi Puffer blieb der erhöhte Wert erhalten (siehe Tabelle 1).
In einem parallelen Versuch wurde derselbe Versuch mit einer Analytlösung gemacht, welche einen Anti-Kaninchen Antikörper enthielt (AK3 Lösung). Nach Zugabe der Lösung wurde kein Anstieg der Kapazität gemessen. Nach dem
Waschen der Messzelle mit dreimal 5 mL KPi Puffer blieb der Wert erhalten (siehe Tabelle 1).
Nach Ende des Versuchs wurde die Folie aus der Messzelle entnommen und auf die Anwesenheit von gebundenem Analyten untersucht. Da die Analyten jeweils mit Peroxidase markiert waren, konnte die Anwesenheit mittels eines TMP-Tests bestimmt werden. Die Membran aus dem Versuch, welcher eine Erhöhung der Kapazität gezeigt hatte zeigte einen eindeutig positiven TMB-Test (Farbentwicklung). Die Folie aus dem Versuch, welcher keine Erhöhung der Kapazität gezeigt hatte, wies keine Farbentwicklung im TMP-Test auf (siehe Tabelle 1 )
Tabelle 1. Veränderung der Kapazität bei Zugabe von Analyten zu einer Folie mit einem Schaf Antikörper. Nachweis des gebundenen Analyten (Peroxidase markierte Antikörper AK2 und AK3).
Figure imgf000030_0001
Beispiel 7
Kapazitive Messung zum Nachweis einer Bindung eines frei löslichen Analyten (Protein, Antikörper) an ein am Silicon gebundenes Bindemolekül (Antikörper mit nicht kovalenter Anbindung)
Der Versuch entspricht in allen Aspekten dem in Beispiel 6 dargelegten Vorgehen. Der Unterschied lag ausschließlich in der Verwendung einer nicht modifizierten Siliconfolie, auf welcher die Anbindung des Sensormoleküls (Antikörper AK1) nur durch nicht kovalente Wechselwirkung erfolgt (vgl. Beispiel 1 ). Die
Ausgangskapazitäten unterscheiden sich je nach Folienpräparation. Die im Beispiel verwendete Folie hatte eine Dicke von 20 pm. Die Ergebnisse sind in Tabelle 2 dargestellt. Tabelle 2: Veränderung der Kapazität bei Zugabe von Analyten zu einer Folie mit einem nicht kovalent gebundenem Schaf Antikörper. Nachweis der gebundenen Analyten (Peroxidase markierte Antikörper AK2 und AK3). Nur mit dem spezifischen Antikörper wird ein spezifisches Signal gemessen.
Figure imgf000031_0001
Beispiel 8
Kapazitive Messung zum Nachweis einer chemischen Reaktion in der Folie eingemischten Reaktionskomponenten mit Reaktionskomponenten in den
Elektrolytlösungen
Eine modifizierte Siliconfolie (Elastosil® 2030A + Udecensäure-trimethylsilylester) wird hierbei mit einem Kastenrakel in der Dicke mit 50 miti auf eine PET-Trägerfolie aufgezogen und ausgehärtet. Ein Laboraufbau zum Nachweis der Messauswertung der chemischen Reaktion ist dazu in Figure 7 mit Skizze 70 dargestellt. Der
Siliconfilm wird abgezogen und auf einen PU-Trägerring (71) aufgelegt, welcher zwischen zwei Glaskappen (72) gespannt wird. Die Glaskappen (72) werden mit Elektrolytflüssigkeit (7) (Leitungswasser (pH 7)) gefüllt bis die Siliconfolie vollständig benetzt ist. In den Kappen ist ein Drahtring aus Silber zur Kontaktierung (1 1 ) eingelegt. Dieser wird mit einem LCR Meter (LCR-6100 RS Pro) (14) verbunden. Die Versuchsdaten sind in Tabelle 3 dargestellt.
Tabelle 3: Versuchsdaten chemischer Sensor Testversuch.
Figure imgf000032_0001
Ein stationärer Wert der Kapazität bei 2,4 nF wurde dabei festgestellt. Es folgte die Zugabe von Natronlauge (NaOH 1 mol/L) und eine zeitliche Überprüfung des pH- Wertes mit Indikatorstreifen. Die Kapazität stieg anfänglich leicht an. Eine Prüfung des pH Wertes ergab dabei eine zeitliche Reduktion. Eine sichtbare Abreaktion und damit verbundener milchiger Ausfall war in den Elektrolytbereichen erkennbar.
Natronlauge wurde entsprechend zugegeben um annähernd einen Wert von pH 1 1 zu halten. Darauffolgend stieg die Kapazität stärker an Der pH Wert blieb nach 20 min weitgehend gleich ohne weitere Zugabe von Natronlauge. Eine Reaktion und die kapazitive Auswertbarkeit konnte somit nachgewiesen werden. Die Ergebnisse sind in Tabelle 4 dargestellt.
Tabelle 4: Messwerte chemischer Sensor Testversuch.
Figure imgf000032_0002
Bezugszeichen der Figuren
1 : Schnittskizze einseitiger Flüssigsensor
2: erste Elektrode
3: Siliconschicht
4: Haftungsschicht bzw. Oberflächenmodifizierung
5: Passivierungsschicht
6: Bindemoleküle
7: Elektrodenflüssigkeit
8: freier Analyt in der Elektrodenflüssigkeit
9: spezifisch gebundener Analyt
10: unspezifischer Analyt
11 erste bzw. zweite Elektrode (Kontaktelektrode)
12 dritte Elektrode (Kontaktelektrode)
13 vierte Elektrode (Kontaktelektrode)
14 erste elektrische Ansteuer- und Auswerteeinheit
15 zweite elektrische Ansteuer- und Auswerteeinheit 20 Schnittskizze zweiseitiger Flüssigsensor
50 Schnittskizze Gassensor
51 erste Elektrode
52 zweite Elektrode
53 gassensitive Materialschicht
54 Analyt
60 Schnittskizze einseitiger chemischer Flüssigsensor 61 chemisch reaktives Material
62 herausgelöster bzw. abreagiertes Material
70 Schnittskizze Laborversuch
71 Trägerring
72 Glaskappen

Claims

Ansprüche
1. Ein Sensor umfassend:
(a) wenigstens zwei Elektroden; und
(b) wenigstens eine zwischen den Elektroden angeordnete, dielektrische
Siliconschicht (3), die so ausgestaltet ist, dass
- auf einer oder beiden Seiten der Siliconschicht (3) ein Analyt adsorbiert oder absorbiert werden kann,
- auf einer oder beiden Seiten der Siliconschicht (3) wenigstens eine weitere Schicht angeordnet ist, die einen Analyten adsorbieren oder absorbieren kann,
- in der Siliconschicht (3) oder zwischen mehreren Siliconschichten (3) ein Material eingebettet ist, das einen Analyten absorbieren kann oder mit einem Analyten eine chemische Reaktion eingehen kann,
- in der Siliconschicht (3) oder zwischen mehreren Siliconschichten (3) ein Material eingebettet ist, das bei Lichteinstrahlung seine chemischen und/oder physikalischen Eigenschaften ändern kann, oder
- in der Siliconschicht (3) oder zwischen mehreren Siliconschichten (3) ein Material eingebettet ist, das bei Einwirkung eines elektromagnetischen Feldes seine chemischen und/oder physikalischen Eigenschaften ändern kann.
2. Der Sensor gemäß Anspruch 1 , umfassend (c) wenigstens eine Kammer, die zwischen der Siliconschicht (3) und einer der Elektroden angeordnet ist und die dazu geeignet ist, eine leitfähige Elektrodenflüssigkeit (7) aufzunehmen.
3. Der Sensor gemäß Anspruch 2, wobei auf der oder die Seiten der Siliconschicht (3), die mit der leitfähigen Elektrodenflüssigkeit (7) in Kontakt kommt, wenigstens eine weitere Schicht angeordnet ist, die einen Analyten (8) spezifisch binden kann.
4. Der Sensor gemäß Anspruch 3, wobei die weitere Schicht ein oder mehrere Bindemoleküle (6) umfasst, ausgewählt aus der Gruppe enthaltend Antikörper, Antikörperfragmente, Enzyme, Nukleinsäuren, Rezeptoren, Transportproteine, Polysaccharid bindende Proteine, Polysaccharide, Oligosaccharide und spezifische Bindeproteine.
5. Der Sensor gemäß Anspruch 4, wobei auf einer oder auf beiden Seiten der Siliconschicht (3) wenigstens eine Haftungsschicht (4) und wenigstens eine
Passivierungsschicht (5) angeordnet ist.
6. Der Sensor gemäß Anspruch 5, wobei die Passivierungsschicht (5) ein Tensid umfasst.
7. Der Sensor gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei wenigstens eine der Elektroden direkt auf der Siliconschicht (3) angeordnet ist.
8. Der Sensor gemäß Anspruch 1 , wobei der Sensor zwei gasdurchlässige
Elektroden (51 , 52) und zwei zwischen den Elektroden (51 ,52) angeordnete, gasdurchlässige Siliconfolien (3) aufweist, zwischen denen wenigstens eine Schicht mit Material (53), das einen gasförmigen Analyten (54) absorbieren oder mit diesem eine chemische Reaktion eingehen kann, angeordnet ist.
9. Der Sensor gemäß Anspruch 1 , wobei auf einer oder auf beiden Seiten der Siliconschicht (3) wenigstens eine weitere Schicht (4) mit Material (61) aufgebracht ist, das eine chemische Reaktion mit dem Analyten eingehen kann.
10. Der Sensor gemäß Anspruch 1 , wobei in die Siliconschicht (3) wenigstens ein Material (61) eingebettet ist, das eine chemische Reaktion mit dem Analyten eingehen kann.
11 . Der Sensor gemäß Anspruch 1 , wobei auf einer oder beiden Seiten der
Siliconschicht (3) ein Analyt direkt adsorbiert oder absorbiert werden kann.
12. Der Sensor gemäß Anspruch 11 , wobei der Analyt durch Physisorption oder Chemisorption an die Siliconschicht (3) gebunden werden kann.
13. Der Sensor gemäß Anspruch 11 oder 12, wobei in der Oberfläche auf einer oder beiden Seiten der Siliconschicht (3) Kavitäten vorhanden sind, die einen Analyten spezifisch binden können.
14. Messeinrichtung umfassend:
- wenigstens einen Sensor gemäß einem der Ansprüche 1 bis 13, und
- wenigstens eine Ansteuer- und Auswerteeinheit (14,15), die mit den Elektroden des Sensors verbunden ist.
15. Verfahren zur Herstellung eines Sensors gemäß einem der Ansprüche 1 bis 13, umfassend folgende Schritte:
- Bereitstellen wenigstens einer Siliconschicht (3),
- einseitige oder beidseitige Modifizierung der Siliconschicht (3) durch
(i) Funktionalisierung der Siliconschicht mit funktionellen Gruppen,
(ii) Einbringen von Material in die Siliconschicht (3),
(iii) Einbringen von Material zwischen zwei oder mehreren Siliconschichten (3),
(iv) Aufbringen von Material auf der Siliconschicht (3) oder
(v) Ausbildung von Kavitäten in der Oberfläche der Siliconschicht (3),
- Bereitstellen von wenigstens zwei Elektroden, und
- Anordnung der modifizierten Siliconschicht zwischen den Elektroden.
16. Verfahren gemäß Anspruch 15, wobei die Modifizierung der Siliconschicht (3) darin besteht, eine weitere Schicht auf der Siliconschicht (3) aufzubringen, die ein Material umfasst, das einen Analyten absorbieren oder adsorbieren kann oder mit diesem reagieren kann.
17. Ein Messverfahren umfassend die folgenden Schritte:
a) Bereitstellen einer Messeinrichtung umfassend:
- wenigstens einen Sensor gemäß einem der Ansprüche 1 bis 13
- wenigstens eine Ansteuer- und Auswerteeinheit (14, 15), die mit den Elektroden des Sensors verbunden ist;
b) in Kontakt bringen eines Analyten mit dem Sensor, Lichteinstrahlung auf den Sensor oder Einwirken eines elektromagnetischen Feldes auf den Sensor; und c) Messung der Änderung wenigstens einer Eigenschaft der Siliconschicht (3) als elektrisches Signal über die Ansteuer- und Auswerteeinheit (14,15)
18. Das Messverfahren gemäß Anspruch 17, wobei es sich bei der Eigenschaft der Siliconschicht (3) um das Volumen, die Masse, die Permittivität, die magnetische Permeabilität, die Polarisierbarkeit und/oder den elektrischen Widerstand sowie die elektrische Ladung handelt.
19. Das Verfahren gemäß Anspruch 18, wobei in Schritt c) die Längsimpedanz und/oder die Querimpedanz der Siliconschicht (3) gemessen wird.
20. Das Verfahren gemäß Anspruch 19, wobei durch die Ansteuer- und
Auswerteeinheit (14, 15) eine elektrischen Spannung angelegt werden kann, um die Siliconschicht (3) elastisch zu verformen.
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Citations (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4429343A (en) * 1981-12-03 1984-01-31 Leeds & Northrup Company Humidity sensing element
EP0562372B1 (de) * 1992-03-23 1997-11-26 Siemens Aktiengesellschaft Biosensor
US5882494A (en) * 1995-03-27 1999-03-16 Minimed, Inc. Polyurethane/polyurea compositions containing silicone for biosensor membranes
WO2004009677A1 (de) * 2002-07-18 2004-01-29 Siemens Aktiengesellschaft Immobilisierungsschicht für biosensoren
WO2014090506A1 (de) 2012-12-12 2014-06-19 Wacker Chemie Ag Herstellung dünner siliconfolien
WO2014105959A1 (en) 2012-12-28 2014-07-03 Dow Corning Corporation Curable organopolysiloxane composition for transducers and applications of such curable silicone composition for transducers
WO2015113911A1 (de) 2014-01-30 2015-08-06 Wacker Chemie Ag Verfahren zur herstellung von siliconmehrschichtverbunden
WO2015130550A1 (en) 2014-02-27 2015-09-03 3M Innovative Properties Company Flexible sensor patch and method of using the same
WO2016071241A1 (de) 2014-11-06 2016-05-12 Wacker Chemie Ag Verfahren zur herstellung von siliconelastomerteilen
WO2016133841A1 (en) 2015-02-16 2016-08-25 Verily Life Sciences Llc Electrochemical sensor for a bandage type of continuous glucose monitoring system
WO2017052773A1 (en) 2015-09-25 2017-03-30 Intel Corporation Electronic skin
US20170086709A1 (en) 2014-05-19 2017-03-30 The Regents Of The University Of California Fetal health monitor
WO2017210795A1 (en) 2016-06-08 2017-12-14 The University Of British Columbia Surface sensor arrays using ionically conducting material
WO2018177523A1 (de) 2017-03-29 2018-10-04 Wacker Chemie Ag Siliconelastomer mit fluorierten seitengruppen

Patent Citations (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4429343A (en) * 1981-12-03 1984-01-31 Leeds & Northrup Company Humidity sensing element
EP0562372B1 (de) * 1992-03-23 1997-11-26 Siemens Aktiengesellschaft Biosensor
US5882494A (en) * 1995-03-27 1999-03-16 Minimed, Inc. Polyurethane/polyurea compositions containing silicone for biosensor membranes
WO2004009677A1 (de) * 2002-07-18 2004-01-29 Siemens Aktiengesellschaft Immobilisierungsschicht für biosensoren
WO2014090506A1 (de) 2012-12-12 2014-06-19 Wacker Chemie Ag Herstellung dünner siliconfolien
WO2014105959A1 (en) 2012-12-28 2014-07-03 Dow Corning Corporation Curable organopolysiloxane composition for transducers and applications of such curable silicone composition for transducers
WO2015113911A1 (de) 2014-01-30 2015-08-06 Wacker Chemie Ag Verfahren zur herstellung von siliconmehrschichtverbunden
WO2015130550A1 (en) 2014-02-27 2015-09-03 3M Innovative Properties Company Flexible sensor patch and method of using the same
US20170086709A1 (en) 2014-05-19 2017-03-30 The Regents Of The University Of California Fetal health monitor
WO2016071241A1 (de) 2014-11-06 2016-05-12 Wacker Chemie Ag Verfahren zur herstellung von siliconelastomerteilen
WO2016133841A1 (en) 2015-02-16 2016-08-25 Verily Life Sciences Llc Electrochemical sensor for a bandage type of continuous glucose monitoring system
WO2017052773A1 (en) 2015-09-25 2017-03-30 Intel Corporation Electronic skin
WO2017210795A1 (en) 2016-06-08 2017-12-14 The University Of British Columbia Surface sensor arrays using ionically conducting material
WO2018177523A1 (de) 2017-03-29 2018-10-04 Wacker Chemie Ag Siliconelastomer mit fluorierten seitengruppen

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
ABDUS SOBHAN ET AL., BIOSCIENCE, BIOTECHNOLOGY, AND BIOCHEMISTRY, vol. 82, no. 7, 2018, pages 1134 - 1142

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