DE69833562T2

DE69833562T2 - Nanoelektrodenanordnung

Info

Publication number: DE69833562T2
Application number: DE69833562T
Authority: DE
Inventors: P. John Bethesda PEETERS
Original assignee: Protiveris Inc
Current assignee: Protiveris Inc
Priority date: 1997-11-12
Filing date: 1998-11-04
Publication date: 2006-10-05
Anticipated expiration: 2018-11-05
Also published as: DE69833562D1; US6325904B1; JP3693572B2; US6123819A; KR20010032064A; EA200000404A1; JP2001522999A; EP1038171B8; CA2309450A1; EP1038171B1; KR20010032068A; BR9815581A; CN1278917A; KR100599906B1; WO1999024823A1; EP1038171A1; AU1308599A; AU746886B2; EP1038171A4; IL136063A

Description

TECHNISCHER BEREICH
Die vorliegende Erfindung betrifft im Allgemeinen Verfahren und Vorrichtungen zum Detektieren und Charakterisieren von einzelnen biologischen Molekülen in Lösung und spezifischer zum Detektieren und Charakterisieren von individuellen Proteinen, Proteingemischen, DNA oder anderen Molekülen auf einem Chip.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die Charakterisierung und Quantifizierung von individuellen Proteinen oder komplexen biologischen Molekülen ist in den unterschiedlichsten Bereichen wie Medizin, Kriminalistik und Militär äußerst wichtig. So können beispielsweise in der Medizin die Anwesenheit und Konzentration bestimmter Proteine zur Diagnostizierung von Erkrankungen oder Vorerkrankungen verwendet werden. Im Militär können bestimmte Proteine zum Signalisieren der Anwesenheit oder Abwesenheit bestimmter Krankheitserreger in der Umwelt verwendet werden, was z.B. in potentiellen biologischen Kriegsführungssituationen äußerst wichtig ist.
Die Detektion von individuellen Proteinen oder Molekülen in biologischen Proben ist derzeit komplex und erfordert im Allgemeinen hoch entwickelte und aufwändige Geräte.
Es wurden in jüngerer Zeit mehrere Technologien offenbart, um bestimmte biologische Moleküle zu charakterisieren. Insbesondere wurden in von Affymetrix gebauten DNA-Chips hoher Dichte Erfolge erzielt, wie ursprünglich in der internationalen PCT-Publikation Nr. WO 90/15070 beschrieben wurde.
Das US-Patent 5,624,537 mit dem Titel „BIOSENSOR AND INTERFACE MEMBRANE" beschreibt eine Proteinaufnahmematrix und eine einzelne Elektrode.
Das US-Patent 5,395,587 mit dem Titel „SURFACE PLASMON RESONANCE DETECTOR HAVING COLLECTOR FOR ELUTED LIGATE" beschreibt ein System zum Messen von immobilisierten Liganden unter Verwendung eines Plasmon-Resonanzdetektors.
Das US-Patent 5,607,567 mit dem Titel „PROTAMINE-RESPONSIVE POLYMERIC MEMBRANE ELECTRODE" beschreibt eine Membranelektrode.
Das US-Patent 5,328,847 mit dem Titel „THIN MEMBRANE SENSOR WITH BIOCHEMICAL SWITCH" beschreibt einen Biosensor mit einem speziellen Erkennungsbiomolekül.
Das US-Patent 4,777,019 mit dem Titel „BIOSENSOR" beschreibt einen Biosensor für biologische Monomere.
Das US-Patent 5,532,128 mit dem Titel „MULTI-SITE DETECTION APPARATUS" beschreibt Testwells, die mit Elektroden kombiniert werden, um bestimmte biologische Moleküle zu detektieren.
Das US-Patent 4,983,510 mit dem Titel „ENZYMES IMMOBILIZED ON LATEX POLYMER PARTICLES FOR USE WITH AN AMINO ACID ELECTROSENSOR" beschreibt einen Elektrosensor mit einer Latexpolymerfalle.
Das US-Patent 5,384,028 mit dem Titel „BIOSENSOR WITH A DATA MEMORY" beschreibt einen Membranbiosensor mit einem Speichermodul.
Das US-Patent 5,567,301 mit dem Titel „ANTIBODY COVALENTLY BOUND FILM IMMUNOBIOSENSOR" beschreibt einen Antikörperbiosensor.
Das US-Patent 5,310,469 mit dem Titel „BIOSENSOR WITH A MEMBRANE CONTAINING BIOLOGICALLY ACTIVE MATERIAL" beschreibt einen Membranbiosensor.
Das US-Patent 5,019,238 mit dem Titel „MEANS FOR QUANTITATIVE DETERMINATION OF ANALYTE IN LIQUIDS" beschreibt ein Mittel zum sequentiellen Testen der Ionenkonzentration von Fluiden.
Das US-Patent 4,981,572 mit dem Titel „ELECTRODE UNIT AND PACKAGE FOR A BLOOD ANALYZER" beschreibt eine Elektrode und eine Vorrichtung zum Analysieren von Blut.
Das US-Patent 4,452,682 mit dem Titel „APPARATUS FOR MEASURING CLINICAL EMERGENCY CHECK ITEMS OF BLOOD" beschreibt eine Vorrichtung zum Messen mehrerer Elemente in Blut.
Das US-Patent 4,568,444 mit dem Titel „CHEMICAL SUBSTANCE MEASURING APPARATUS" beschreibt eine Elektrode zum Quantifizieren von chemischen Substanzen in einer Lösung.
Das US-Patent 5,281,539 mit dem Titel „IMMUNOASSAY DEVICE FOR CONTINUOUS MONITORING" beschreibt eine zweistufige Immunoassay-Vorrichtung.
Das US-Patent 5,192,507 mit dem Titel „RECEPTOR-BASED BIOSENSORS" beschreibt einen Biosensor auf der Basis eines polymeren Films zum Detektieren von Opiaten.
Das US-Patent 5,156,810 mit dem Titel „BIOSENSORS EMPLOYING ELECTRICAL, OPTICAL AND MECHANICAL SIGNALS" beschreibt einen Dünnschicht-Biosensor.
Das US-Patent 5,494,831 mit dem Titel „ELECTROCHEMICAL IMMUNOSENSOR SYSTEM AND METHODS" beschreibt einen immunologischen Biosensor.
Das US-Patent 5,332,479 mit dem Titel „BIOSENSOR AND METHOD OF QUANTITATIVE ANALYSIS USING THE SAME" beschreibt einen auf Elektroden basierenden Sensor mit einem biologisch aktiven Rezeptor.
Das US-Patent 5,582,697 mit dem Titel „BIOSENSOR, AND A METHOD AND A DEVICE FOR QUANTIFYING A SUBSTRATE IN A SAMPLE LIQUID USING THE SAME" beschreibt einen Biosensor auf der Basis des Reduktionsgrades zwischen einem Substrat und einer Oxidoreduktase.
Das US-Patent 4,908,112 mit dem Titel „SILICON SEMICONDUCTOR WAFER FOR ANALYZING MICRONIC BIOLOGICAL SAMPLES" beschreibt eine Mikrokapillar-Trennvorrichtung mit Detektorfähigkeiten.
Das US-Patent 5,409,583 mit dem Titel „METHOD FOR MEASURING CONCENTRATIONS OF SUBSTRATES IN A SAMPLE LIQUID BY USING A BIOSENSOR" beschreibt einen zweistufigen Biosensor.
Die US Statutory Invention H201 mit dem Titel „BIOSENSORS FROM MEMBRANE PROTEINS RECONSTITUTED IN POLYMERIZED LIPID BILAYERS" beschreibt ein Verfahren zum Integrieren und Benutzen von Zellmembranproteinen in Biosensoren.
Die oben beschriebenen Technologien dienen im Allgemeinen zum Detektieren eines einzelnen Typs oder einiger unterschiedlicher Typen von Molekülen. Keine dieser Technologien ist besonders für die gleichzeitige Detektierung und Quantifizierung einer sehr großen Zahl von unterschiedlichen Typen von Proteinen, Proteinvarianten oder anderen biologischen Molekülen auf einem einzelnen Chip geeignet. Ferner stellt der Stand der Technik nirgendwo eine geeignete Technologie bereit, um proteinspezifische elektronische Rezeptoren direkt, ohne Verwendung biologischer Bindemittel, synthetischer Sonden oder komplexer Mikrostrukturen wie Testwände, auf einem Chip zu erzeugen.
Wir offenbaren hierin eine neue, kleinere, schnellere und rentablere Technik zum Detektieren, Charakterisieren und Quantifizieren von individuellen Proteinen oder anderen komplexen Molekülen auf einem Chip. Die hierin beschriebene Technologie kann auch als neues DNA-Sequenzierungsverfahren dienen.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Sensor zum Detektieren von biologischen Molekülen bereitgestellt, wobei der genannte Sensor Folgendes umfasst:
ein Substrat;
eine Mikrospitzenmatrix auf dem genannten Substrat;
wenigstens eine Elektrode, die auf wenigstens einer der genannten Mikrospitzen angeordnet ist;
wobei die genannte Elektrode die Kapazität hat, ein vorgewähltes biologisches Molekül zu binden, wobei die genannte Elektrode eine Höhe und Breite zwischen etwa 10^–9 und 10^–10 Metern hat.
In einem Aspekt stellt die vorliegende Erfindung einen Sensor bereit, der zwischen unterschiedlichen molekularen Strukturen in einem Gemisch unterscheiden kann. Die Vorrichtung beinhaltet ein Substrat, auf dem Bindungsstellen im Nanogrößenbereich in der Form von mehreren Elektrodenclustern hergestellt werden. Jede Bindungsstelle weist Punkte im Nanometerbereich auf, die sich über die Oberfläche eines Substrat erstrecken. Diese Punkte werden vorzugsweise räumlich so konfiguriert, dass ein dreidimensionales elektrochemisches Bindungsprofil entsteht, das eine chemische Bindungsstelle imitiert. Somit haben die Bindungsstellen eine selektive Affinität für eine komplementäre Bindungsstelle auf einem Zielmolekül oder für das Zielmolekül selbst.
In einem Aspekt sind die Bindungsstellen zu einer Matrix auf dem Substrat angeordnet. In einem Aspekt sind die räumlichen und elektrochemischen Profile jeder Stelle der Matrix identisch und ergeben eine Assay für ein einzelnes Zielmolekül. In einem anderen Aspekt tragen Regionen der Nanoelektrodenmatrix gruppierte Matrizen von elektronisch und/oder räumlich getrennten Bindungsstellen für eine gleichzeitige Detektion und Quantifizierung mehrerer Molekülspezies.
In noch einem weiteren Aspekt werden die Materialien für die Elektroden und die Umgebungsoberflächen auf der Basis bevorzugter intrinsischer elektrischer und chemischer Eigenschaften ausgewählt.
Die Nanoelektrodenmatrix kann in einer Kammer enthalten sein, die Fluide halten kann. Es können mehrere Matrizen in einer einzelnen Kammer und mehrere unterschiedliche Kammern auf einem einzelnen Chip verwendet werden.
In noch einem weiteren Aspekt sind die Nanoelektrodenmatrix und -kammer an wenigstens einem mikrofluidischen Zuführungs- und Trennungssystem wie z.B. einem Mikrokapillar angebracht, das eine Analyse sowohl der Zuführung und Größentrennung als auch der elektrischen Eigenschaften der Proteine oder anderen Moleküle zulässt.
In einem weiteren Aspekt wird eine Mikrosteuerung oder ein Mikroprozessor vorgesehen, um Signale von den Nanoelektroden zu analysieren und/oder um die fluidische Trennung der Moleküle oder Proteine zeitlich zu messen und zu steuern.
In einem anderen Aspekt ist der Chip mit den Nanoelektrodenmatrizen mit einem elektronischen Temperaturregelsystem, wie z.B. einem thermoelektrischen Gerät mit einem Thermistor, assoziiert, um die Bindungskinetik oder die elektrochemische Affinität der Moleküle mit bestimmten Nanoelektroden sowie die Strömungskinetik und die Trennung der Moleküle zu variieren.
In einem anderen Aspekt sind die Nanoelektroden in einer linearen Mikroröhre zum Sequenzieren von DNA verteilt.
Es ist somit eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein neues und schnelles Verfahren zum Analysieren kleiner biologischer Moleküle in Lösung wie beispielsweise Proteine bereitzustellen und DNA mittels Halbleiterchip-Technologie mit äußerst hohen Packdichten zu sequenzieren.
Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung zu gewährleisten, dass der gesamte Chip leicht in Geräte für eine automatisierte Analyse von Proteinen, DNA oder anderen Molekülen integriert werden kann.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 ist eine perspektivische schematische Ansicht einer Nanoelektrodenmatrix mit unterschiedlichen Nanoelektroden-Clustern.
2 ist ein schematischer Seitenriss eines proteinspezifischen elektronischen Rezeptors und seines passenden Proteins.
2A ist ein Seitenriss im Querschnitt eines proteinspezifischen elektronischen Rezeptors und seines passenden Proteins.
3 ist ein Seitenriss im Querschnitt einer Nanoelektrodenmatrix in einer Mikrofluidröhre, die das Einfangen eines spezifischen Proteins auf seinem entsprechenden Nanoelektrodenrezeptor zeigt.
4 ist ein Seitenriss im schematischen Querschnitt einer Mikroröhre mit einer linearen Nanoelektrodenmatrix zum Detektieren von DNA.
5 ist ein Querschnitt eines integrierten Chips mit Nanoelektrodenmatrizen, einem Mikrofluid-Zuführungssystem und zugehöriger Elektronik.
6 ist ein Seitenriss im Querschnitt eines Nanoelektrodenrezeptors, der das elektrische Feld zeigt, das nach der Bindung eines spezifischen Moleküls an den genannten Rezeptor unterbrochen oder modifiziert wird.
7 ist eine Ansicht einer Mikrospitzen-Nanoplatte mit mehreren identischen Nanoelektroden-Clustern.
Die 1, 2, 2A, 3 und 4 zeigen Ausgestaltungen, die nicht Bestandteil der Erfindung sind, aber zum Verständnis der Erfindung beitragen.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSGESTALTUNGEN
Die vorliegende Erfindung basiert zum Teil auf der Tatsache, dass neuere technologische Fortschritte wie z.B. die Anwendung von Raster-Tunnelmikroskopie (STM) gezeigt hat, dass ultrakleine Strukturen aus einer einzelnen oder einigen Atomschicht(en) auf einer Halbleiteroberfläche wie Silicium hergestellt werden können. Aufgrund ihrer Größe werden diese Strukturen im Allgemeinen Nanostrukturen genannt (ein Nanometer oder nm = 10^–9m, 1 Ångström oder Å = 10^–10m). Diese Strukturen haben zuweilen einen Durchmesser von nur ein paar Ångström, weit unter dem Stokes-Radius eines kleinen Proteins (etwa 25–35Å). Da diese Strukturen mit unterschiedlichen chemischen Elementen erzeugt werden können (oder die an die Struktur angelegte Spannung kann selektiv variiert werden) und auch die räumliche Verteilung, Höhe, Breite und Form der Strukturen variiert werden können, können diese Strukturen in Clustern hergestellt werden, so dass sie speziell als „Molekülelektroden" dienen, deren elektrochemische Eigenschaften und räumliche Verteilung so gewählt werden können, dass sie genau der äußeren dreidimensionalen Form und den elektrochemischen Eigenschaften von Molekülen, vorzugsweise Biochemikalien und am meisten bevorzugt Proteinen entsprechen. Daher kann jedes dieser Cluster als individueller elektronischer Protein-„Rezeptor" (oder Detektor) dienen. Da sehr viele dieser Molekülelektroden auf einem einzelnen Chip platziert werden können, können die resultierenden Matrizen, hier „Nanoelektrodenmatrizen" genannt, zum Detektieren, Charakterisieren und Quantifizieren vieler verschiedener Proteine auf einem einzelnen Chip verwendet werden. In einer Variation der Technologie kann der Chip auch zum Sequenzieren von DNA verwendet werden.
In 1 der Zeichnungen ist der mikroelektronische Molekülsensor 20 mit einem Substrat 22 dargestellt, auf dem eine Matrix von Bindungsstellen oder Clustern 24 ausgebildet ist. Das Substrat 22 kann eine Reihe von Materialien wie z.B. Silicium, Germanium, Galliumarsenid oder andere Halbleiter umfassen. 2 der Zeichnungen zeigt eine Bindungsstelle 24 ausführlicher mit mehreren Elektroden 26a, 26b und 26c, die räumlich zum Bilden eines Musters verteilt sind. So wird ersichtlich, dass jede Elektrode 26a, 26b und 26c in dieser besonderen Ausgestaltung lateral von der Nachbarelektrode beabstandet und unterschiedlich hoch von der Hauptfläche 28 des Substrats 22 ragt.
Man wird verstehen, dass die Topologie der Bindungsstellen und die elektrische Ladung durch molekulare Modellierung und empirische Daten so angepasst werden, dass die benötigten elektrischen und topografischen Eigenschaften bereitgestellt werden, um eine komplementäre Region eines Zielmoleküls selektiv zu erkennen und zu binden. Wie am besten in 2 zu sehen ist, heftet sich ein Protein 30 mit einer definierten Gestalt, die für dieses Protein spezifisch ist, an ein bestimmtes Nanoelektroden-Cluster, das aus drei Nanoelektroden 26a, 26b und 26c besteht. Wie ausführlicher erläutert wird, kann jede Nanoelektrode aufgrund von unterschiedlichen Ladungen und/oder chemischen Zusammensetzungen geringfügig andere elektrochemische Eigenschaften haben. Diese individuellen elektrochemischen Eigenschaften passen nicht nur zu den elektrochemischen Affinitäten der Aminosäuren oder Atome, die an den Rillen des Proteins vorliegen, sondern komplementieren auch die Form der Rille selbst. Wenn sich also ein Molekül mit dem richtigen komplementären Profil an den „Rezeptor" 24 bindet und den Abstand zwischen den Elektroden überbrückt, dann kommt es zu einer Änderung des elektrischen Potentials, die über eine geeignete Schaltung überwacht werden kann, um eine Anzeige für die Anwesenheit des Zielmoleküls zu erhalten.
In den Ausgestaltungen der vorliegenden Erfindung haben Bindungsstellen 24 Geometrien im Nanogrößenbereich. Wie in 2 illustriert, beträgt der Abstand zwischen der Hauptfläche 28 und der Oberseite der Elektrode 26b 1,9 Nanometer, die Breite der Elektrode 26b beträgt 0,7 Nanometer und der Abstand zwischen den Elektroden 26b und 26c beträgt 1 Nanometer. Im Allgemeinen hat jede Elektrode typischerweise eine Höhe zwischen 0,2 und etwa 3 Nanometer und eine Breite von etwa 0,2 bis etwa 2 Nanometer. Der hierin verwendete Begriff „Nanoelektrode" umfasst Strukturen im atomaren Größenbereich sowie im Nanogrößenbereich, d.h. von 2Å bis 5 Nanometer. In jedem Cluster 24 befinden sich typischerweise auch etwa 2 bis etwa 8 separate Elektroden. Elektroden 26a, 26b und 26c können aus einer Reihe von Materialien, von Natur aus oder dotiert, wie Gold und Platin und Kupfer und andere Elektrometalle gebildet sein. Gold wird besonders bevorzugt. Es kann auch günstig sein, die Elektroden aus einem Material zu bilden und den Außenteil mit einem anderen Material zu beschichten, z.B. Gold mit Zinkoxid beschichtet oder Gold mit einer Thiolgruppe beschichtet.
Die Elektroden können jeweils separat über kleine leitende Regionen oder Drähte, die aus Gold gebildet sein können, mit einer Stromquelle verbunden werden. 2A zeigt einzelne leitende Schichten 34a, 34b und 34c, die ihre jeweiligen Elektroden 26a, 26b und 26c elektrisch verbinden. Dielektrische Schichten 36 isolieren die einzelnen leitenden Schichten elektrisch und dielektrische Hüllen 38 isolieren die einzelnen Elektroden elektrisch. Man wird verstehen, dass unterschiedliche Potentiale an die verschiedenen individuellen Elektroden angelegt werden können und dass Elektroden von unterschiedlichen Clustern elektrisch mit einer einzelnen Schicht, z.B. der Schicht 34a, verbunden werden können. Man wird verstehen, dass die verschiedenen Schichten mit herkömmlichen Dünnfilmherstellungstechniken wie CVD, thermisches Aufwachsenlassen und Ionenimplantation gebildet werden können.
Es wurde vor kurzem demonstriert, dass elektrische „Drähte" aus einzelnen Atomen hergestellt werden können (siehe z.B. Revue von Leo Kouwenhoven „Single-Molecule Transistors", Science, Bd. 275, Seiten 1896–1897, 28. März 1997, deren gesamte Offenbarung hierin durch Bezugnahme eingeschlossen ist). Die Drähte können auf eine Reihe verschiedener Weisen im Rahmen des Mikrochipherstellungsprozesses vor dem Auftragen der Nanoelektroden aufgebracht werden. Die Nanoelektroden können direkt per Raster-Tunnelmikroskopie auf dem Chip aufgebracht werden (wie in Kolb et al., Science, Bd. 275, Seiten 1097–1099, 21. Februar 1997 beschrieben ist, deren gesamte Offenbarung hierin durch Bezugnahme eingeschlossen ist). Es sind auch einige andere Chipherstellungsverfahren wie unterschiedliche Lithografietechniken usw. möglich.
In einem anderen Aspekt sind die Nanoelektroden nicht mit elektrischen Drähten oder leitenden Schichten verbunden. In diesem Fall ist die Bindung des Proteins oder sonstigen Moleküls einfach von der Form und den chemischen Eigenschaften der individuellen Nanoelektroden-Cluster abhängig. Die Detektion des Heftens des jeweiligen Moleküls an ein bestimmtes Cluster kann dann mit anderen als elektrischen Mitteln, z.B. durch einen äußerst präzisen fluoreszenten x-y-Positionsleser ähnlich dem, der für die DNA-Chip-Technik verwendet wird, oder durch Resonanz erzielt werden.
Falls die Nanoelektroden nicht mit Drähten verbunden sind (d.h. sie sind keine „live" Elektroden), können die Nanoelektroden in einigen Anwendungen in einem bestimmten Cluster untereinander verbunden werden. In diesem Fall würden die Cluster untereinander verbundene Spitzen und Rillen aufweisen und diese würden eine größere Struktur bilden (d.h. von 1 bis > 10 Nanometer). Diese Struktur könnte entweder so adaptiert werden, dass sie genau zu dem entsprechenden biologischen Rezeptor des Zielmoleküls passt, oder so, dass das gesamte Molekül in einen dreidimensionalen „Rezeptor" passt, der wenigstens mit einem Drittel der gesamten 3D-Form des Moleküls übereinstimmt. In einigen Fällen und je nach der Gesamtform des Moleküls, beinhaltet der gefertigte Rezeptor nicht unbedingt eine Stelle, die dem tatsächlichen biologischen Rezeptor des Zielmoleküls entspricht.
Es sind mehrere Bindungs- oder Adsorptionstypen des Moleküls an den Nanoelektrodenrezeptor möglich, je nach der chemischen Zusammensetzung der Nanoelektroden, der Spannung und des zu messenden chemischen Stoffs.
Bindungskräfte können kovalente Bindung, elektrostatische Bindung, Wasserstoffbindungen und Van-der-Waals-Bindungen umfassen.
Je nach dem benötigten Detektionstyp brauchen die einzelnen Nanoelektroden individueller Cluster nicht unbedingt aus unterschiedlichen Elektrometallen zu bestehen, da sowohl die räumliche Verteilung als auch die Höhe der Nanoelektroden variiert werden können, und diese beiden Variablen können für eine spezifische Moleküldetektion in gegebenen Anwendungen ausreichen. In einigen Anwendungen kann jede Nanoelektrode in einem bestimmten Cluster selektiv geladen werden, so dass die elektrophysikalische Eigenschaft der Nanoelektrode variiert werden kann.
Der gesamte Sensor kann mit einem computergesteuerten Vorgang gefertigt werden, bei dem Abstand, Höhe, Breite und Zusammensetzung der Nanoelektroden so eingestellt werden können, dass sie genau der dreidimensionalen Gestalt entsprechen und zu den elektrochemischen Eigenschaften eines gewählten Moleküls passen. Ferner kann, da die Position der Nanoelektroden-Cluster, die einem bestimmten Rezeptor für ein bestimmtes Molekül entsprechen, bei dem Fertigungsprozess bestimmt wird, diese Positionsinformation zum Detektieren einer Heftung oder Anbindung verwendet werden. So kann z.B. eine große Nanoelektrodenmatrix mit vielen verschiedenen Clustern gebaut werden, die Bindung in einer Lösung kann zugelassen werden, dann kann die Matrix mit einem äußerst genauen x-y-Leser ähnlich wie beim DNA-Chip gelesen werden. Bei einer computergesteuerten Fertigung der Nanoelektroden können auch identische Kopien des Chips erzeugt werden.
Man wird auch verstehen, dass die Geometrien, die auf der Oberfläche des Chips erzeugt werden, so angepasst werden können, dass sie genau dem passenden Bild einer kristallisierten Proteinoberfläche entsprechen, die von Röntgenbeugungsstudien genommen wurde. Somit können Nanoelektrodenmatrix-Cluster direkt anhand von kristallografischen Daten produziert werden und die entstehenden Flächen auf dem Chip würden eine proteinspezifische Kristallisierung auf bestimmten Matrizen begünstigen.
In einem anderen Aspekt kann, da mehrere identische Rezeptoren auf demselben Chip erzeugt werden können, diese Technologie nicht nur zum Detektieren bestimmter Moleküle, sondern auch zum präzisen Schätzen der Menge dieser Moleküle verwendet werden, die in der Probe vorliegen, indem Bindungsraten in identischen Clustern gemessen werden.
3 zeigt zwei Nanoelektrodenteilmatrizen, die einander zugewandt sind und einen Mikrokanal oder eine Nanoröhre 60 bilden, die den Fluss kleiner Moleküle wie z.B. Protein 70 durch sie zulassen. Wenn das Protein 70 der Form eines Rezeptors aus den Elektroden 74, 78 und 82 entspricht, dann bewirkt eine physische Bindung des Proteins eine vorübergehende geringfügige Änderung des elektrischen Signals, die gleichzeitig in allen genannten Nanoelektroden gemessen werden kann. Die Stärke des elektrischen Signals kann geändert werden, indem beispielsweise ein Leitungsmittel zur Trägerlösung für die Moleküle zugegeben wird, die studiert werden sollen. Alternativ können die Nanoelektroden selbst mit einem kleinen Strom geladen werden, der sich bei einer Heftung des gegebenen Moleküls ändern würde. Je nach den elektrochemischen Eigenschaften der Nanoelektroden und des Analyts, der Temperatur und der Strömungsrate, hält die Bindung möglicherweise nur einen Bruchteil einer Sekunde oder länger an. Die Haltezeit an sich ist eine weitere wichtige Variable, die beim Detektieren und Quantifizieren der in der Probe vorliegenden Molekültypen verwendet werden kann.
In einigen Anwendungen kann der Mikrokanal 60 einen Teil eines Netzwerks von Kanälen unterschiedlicher und spezieller Größen bilden, genau passend zu den Größen der zu messenden Proteine. Jeder dieser Kanäle kann mit Molekülsieben ausgestattet werden, so dass nur Proteine oder Moleküle einer bestimmten Größe durchgelassen werden. Die Kanäle selbst können als Mittel zum Trennen von Molekülen und deren Zuführung zu bestimmten Detektorkammern mit Nanoelektrodenmatrizen dienen, die speziell zum Messen bestimmter Proteinklassen oder von Molekülen mit bestimmten Molekülmassen hergestellt wurden. In diesem Fall hätte jede der Matrizen Nanoelektroden mit Größen, die den Größen der zu messenden Proteine entsprechen. Im Rahmen dieses Netzwerks von Kanälen können spezielle Kammern mit bestimmten Funktionen wie z.B. eine Kammer zum Lysieren von Zellen hinzugefügt werden. Andere Kammern können mit bestimmten Reagenzien gefüllt werden, die nach Bedarf verwendet werden können.
In einer anderen Anwendung ist jeder der Mikrokanäle mit nur einem oder einigen Nanoelektroden-Cluster(n) ausgestattet, und das Proteingemisch wird durch jeden der Kanäle geleitet. Dann werden mit Hilfe einer Mikrosteuerung oder eines Mikroprozessors, die/der die Strömungsgeschwindigkeit in jedem Mikrokanal regelt, die Signale von jedem der Nanoelektroden-Cluster gemessen, wobei die Leistung der folgenden Variablen zur Detektion kombiniert wird: Proteintrennraten (auf der Basis von Größe und Ladung der Proteine) und Haltezeit auf jedem bestimmten Cluster (auf der Basis der Form und der elektrochemischen Eigenschaften des Moleküls). In der Tat wird sich ein bestimmtes Molekül umso länger binden, je stärker es mit einem bestimmten Rezeptor übereinstimmt. Es ist offensichtlich, dass die hoch entwickelte Steuerung und Messung der elektrischen Signale in jeder Nanoelektrode (wie auch die Steuerung aller anderen Variablen wie Probenströmungsgeschwindigkeiten, Temperatur usw.) nur mit Hilfe einer Mikrosteuerung oder eines Mikroprozessors erfolgen können.
Nun mit Bezug auf 4, eine Nanomatrix von Elektroden 90 wird in einer linearen Mikroröhre 100 produziert, wobei Abstand und elektrochemische Zusammensetzung der Nanoelektroden auf eine solche Weise variiert werden, dass sie genau dem Abstand zwischen gegebenen Basenpaaren eines linearen Stücks DNA oder RNA 110 entsprechen. In diesem Fall werden die Nanoelektroden mit nur zwei Variablen gefertigt: genauer Abstand und elektrochemische Zusammensetzung (nicht Höhe), die eine positionsspezifische Bindung von speziellen Basenpaaren von DNA oder RNA an passende Nanoelektroden favorisieren. Der hier angewandte Grundsatz ist, dass sich DNA bekanntlich wie ein lineares Molekül verhält, wenn es in eine Mikroröhre fließt, und dass diese Strömungsgeschwindigkeit präzise geregelt und gemessen werden kann. Da ferner der Abstand zwischen 10 DNA-Basenpaaren genau 34Å beträgt, können die Nanoelektroden präzise in Vielfachen von 3,4Å beabstandet werden, wie bei 120 gezeigt ist. Durch Variieren von Abstand und Ladung und/oder Zusammensetzung der Nanoelektroden und durch Messen der Leitfähigkeitsänderungen über die Zeit an sequentiell platzierten Nanoelektroden, entsteht eine ganze Sequenz auf der Basis der zeitlichen Folge der Signale von positionsspezifischen Nanoelektroden. Die volle DNA- (oder RNA-) Sequenz wird dann mit einer Mikrosteuerung (oder einem Mikroprozessor) rekonstruiert, die/der auch die Strömungsgeschwindigkeit in der Mikroröhre regeln kann.
ANALYSE VON PROTEINVARIANTEN
Mutationen oder sonstige Änderungen in der DNA führen zu Aminosäuresubstitutionen im Protein. Diese Substitutionen führen wiederum zu konformationalen Formänderungen im Protein und können Proteine ergeben, die entweder funktionsunfähig sind oder andere Eigenschaften haben. Da die dreidimensionale (3D) Struktur von Proteinen nun präzise auf der Basis von Röntgenkristallografie oder Magnetkernresonanz (NMR) inferiert werden kann, können auch die 3D-Formen der Proteinvarianten mit demselben Verfahren erzeugt werden. Daher kann das gesamte Spektrum von Proteinvarianten für bestimmte Proteinklassen mit der oben beschriebenen Nanotechnologie gemessen und quantifiziert werden. Der Grund ist, dass die konformationalen Änderungen jeder Proteinvariante durch ein bestimmtes Nanoelektroden-Cluster repräsentiert werden können, das im Hinblick auf Form, Verteilung und elektrochemische Eigenschaften der Nanoelektroden variiert. In der Tat kann die Erzeugung der Matrizen computergesteuert werden und die Informationen, die mit der vermutlichen 3D-Struktur von Proteinen von Interesse (und deren Varianten) übereinstimmen, können mit der Mikroherstellung aller passenden Rezeptoren auf dem Chip verbunden werden. Durch Messen und Quantifizieren dieser Varianten wie oben beschrieben wird dieser Ansatz zu einer leistungsstarken Alternative zum Leiten einer DNA-Sequenzierung, da alle möglichen Mutationsprodukte bestimmter Gene, die exprimiert werden, direkt auf einem Chip gemessen werden können. Ein weiterer Vorteil ist, dass der Chip völlig wiederverwendbar wäre. Ferner kann, in Anbetracht der äußerst hohen Dichte der Nanoelektrodenmatrizen, die auf einem einzelnen Chip erzeugt werden können, das gesamte Spektrum von Proteinvarianten für viele Gene auf einmal auf demselben Chip gemessen werden. In der Tat können mit einer Verfeinerung der Technologie alle existierenden menschlichen Proteine und deren Varianten theoretisch auf einem einzelnen Chip von 1 cm² gemessen werden, und die Zahl der Rezeptoren, die auf einem solchen Chip produziert werden können, könnte theoretisch 1 Milliarde überschreiten, was eine tausendfache Verbesserung gegenüber allen derzeitigen Technologien bedeutet.
PROTEINTRENNUNG
Wie oben angegeben, kann die Trennung von Molekülen dadurch erzielt werden, dass die genannten Moleküle durch extrem kleine Röhrchen (Mikrokapillare, Mikrokanäle oder Nanoröhren) geleitet werden, wo kleinere Moleküle sich schneller bewegen als größere, die durch Friktion und schwache Bindungsinteraktionen mit den Oberflächen der Röhren gebremst werden. Das Ergebnis, das erzielt wird, ist mit Elektrophorese äquivalent, jedoch mit dem Vorteil von Geschwindigkeit, Kosten und Wiederverwendbarkeit des Mikrokapillars.
5 zeigt einen Mikrokanal 130 mit einer Probeneintrittsöffnung 132 und einer langen Schleife, die in eine optionale Reagenzmikrokammer 134 übergeht, die wiederum mit einer optionalen Eingangsöffnung 136 verbunden ist. Der Mikrokanal 130 trennt biologische Moleküle nach Größe und Ladung, während die Mikrokammer 134 die selektive Eingabe eines/r externen Reagens oder Lösung zulässt. Strömung und Ein/Aus-Position an jedem Mikrokanalübergang können elektronisch entweder mit einer externen Mikropumpe (nicht dargestellt), durch Thermokapillarwirkung oder anhand einer Änderung des elektrischen Potentials reguliert werden. Nach dem Eintritt in die Mikrokammer 134 strömt der Analyt dann erfolgreich in Mikrokammern 138a, 138b, 138c, dann 138d, die jeweils unterschiedliche Nanoelektrodenmatrizen mit Nanoelektroden-Clustern verschiedener Größen und Dichten enthalten. Bei diesem besonderen Design werden die Nanoelektrodenmatrizen unmittelbar neben einem mikroelektronischen Multiplexier- oder Steuerbereich 140 hergestellt, der wiederum mit einer Schnittstelle 142 verbunden ist. Nach der Reaktion mit aufeinander folgenden Nanoelektrodenmatrizen in aufeinander folgenden Mikrokammern tritt die Probe über die Öffnung 146 aus. Die Mikrokanäle und Mikrokammern können dann entweder in der Siliziumoberfläche selbst geätzt oder separat auf einer Oberfläche aus einem Material wie Glas, Diamant, Plastik oder dergleichen hergestellt werden, die dann an der Siliziumoberfläche befestigt wird.
Dieses Design kann auf viele verschiedene Weisen variiert werden und 5 illustriert nur eine der vielen möglichen Kombinationen von Mikrokanälen, Nanoelektrodenmatrizen und Mikroelektronik, die auf einem Chip hergestellt werden können. Wie oben angegeben, kann auf dem Chip auch eine Kammer, die die Lysierung der zu analysierenden Zellen oder Viren zulässt, integriert werden. Ebenfalls sollte angezeigt werden, dass die Strömungsrichtung in den Mikrokanälen umgekehrt und dass jeder Verbindungsmikrokanal selektiv elektrisch geöffnet oder geschlossen werden kann. Nach Abschluss des Tests kann also das gesamte System erhitzt werden, um eine Proteindenaturation zu ermöglichen (und oder das Potential in den Nanoelektroden kann umgekehrt werden), dann kann das System mit einer Lösung durchspült werden, um die Nanoelektrodenmatrizen zu reinigen und eine Wiederverwendung des Chips zuzulassen.
Somit kann ein komplettes und integriertes Proteintrenn- und -detektionssystem auf einem einzelnen Chip hergestellt werden. Ein wichtiger Aspekt des Kombinierens von Nanoelektrodenmatrizen, Mikrokanälen und einer Mikrosteuerung (oder einem Mikroprozessor) ist, dass die Trennzeit (von der Probeninjektion in die Öffnung 132 bis zum Zeitpunkt der ersten Detektion) und die Haltedauer auf bestimmten Nanoelektrodenrezeptoren wichtige Variablen zum Charakterisieren von individuellen Proteinen oder Proteinvarianten sind. So kann das System beispielsweise durch Injizieren bekannter Proteine, dann bekannter Proteingemische vor dem Injizieren der zu testenden Probe kalibriert werden. Die zum Erreichen eines bestimmten Nanoelektrodenrezeptors nötige Zeit und die Bindungslänge auf unterschiedlichen elektronischen Rezeptoren wären für bestimmte Proteine (oder Proteinvarianten) spezifisch, und die signalspezifischen Profile für jedes Protein können dann im Speicher gespeichert und mit denen der zu testenden Probe verglichen werden.
5 zeigt zwar ein integriertes Design, aber es ist offensichtlich, dass die Proteintrennkomponente und die elektronischen Komponenten auch extern platziert werden können und dass der Chip so einfach sein kann, dass er nur eine einzige Nanoelektrodenmatrix hat, die in einer einzelnen Kammer mit einer Schnittstelle umschlossen ist. Dieser Chip (der wegwerfbar sein kann) kann dann in ein größeres Modul mit den obigen Komponenten eingeführt werden. Ebenso können, wie nachfolgend angezeigt, andere Detektionsmethoden verwendet werden, und das Design des Chips würde sich entsprechend ändern.
DETEKTION
Es gibt viele Möglichkeiten, um die Bindung oder Adsorption des Analyts auf der Nanoelektrodenmatrix zu detektieren. Gemäß 6 ist eine Möglichkeit zum Detektieren des Signals aufgrund von Adsorption auf der Nanoelektrodenmatrix ein elektrisches Signal. In diesem Fall wird wenigstens eine der Elektroden in jedem Cluster einer bestimmten Matrix als „Quelle" 160 verwendet, während der Rest des Clusters 165 als „Senke" verwendet wird. Wenn ein Analyt, z.B. ein Protein, adsorbiert wird, dann ändert es den Fluss des Stroms (Pikoampere), wie 6 zeigt. Die Elektroden werden durch eine Oxidschicht 170 isoliert. Die unerwünschten Effekte des elektrischen Stroms können mit Hilfe eines AC-Ansatzes vermieden werden.
Gemäß 7 ist der zweite Ansatz zum Detektieren einer Bindung eine Resonanzmethode. Bei dieser Methode wird eine Nanostruktur konstruiert. So wird beispielsweise eine Nanoplatte 180 mit einer Abmessung von weniger als einem Mikron erzeugt. Diese Struktur kann freistehend oder sie kann freitragend sein. Auf dieser Oberfläches werden dann identische Sätze von Nanoelektrodenrezeptoren 24 erzeugt. Die Struktur ist so ausgelegt, dass sie eine Resonanzfrequenz im MHz- bis niedrigen GHz-Bereich hat. Wenn der Analyt an diesen Strukturen vorbei strömt, dann verbringen sie längere Zeit an der Spitze, wenn sie eine Struktur haben, die komplementär zur Struktur der Nanoelektrode ist. Mit anderen Worten, die Analytmoleküle erfahren eine Kollision mit der Nanoplatte. Wenn es eine komplementäre Natur zwischen dem Analyt und dem Substrat gibt, dann verbringt der Analyt bei der Kollision mehr Zeit auf der Oberfläche. Dies kann optisch dadurch detektiert werden, dass eine Laserdiode auf die Struktur gerichtet und das reflektierte Signal mit einer positionsempfindlichen Fotodiode detektiert wird. Das AC-Signal in der Fotodiode zeigt die Resonanzreaktion der Struktur. Je größer das Signal, desto größer die Konzentration von gebundenen biologischen Molekülen, d.h. desto größer die Konzentration des genannten Moleküls in der Lösung. Es können auch andere Detektionstechniken wie kapazitive, piezoresistive, piezoelektrische, Elektronentunnelung usw. angewendet werden.
Die Struktur kann mit mechanischen Mitteln unter Verwendung eines piezoelektrischen Elementes zu einer Resonanzantwort angeregt werden. Bei dieser Technik wird eine Nanoplattenstruktur an einem piezoelektrischen Material angebracht, das mit einem AC-Signal in Schwingung versetzt werden kann. Bei Resonanz schwingen die Strukturen mit maximaler Amplitude. Sie kann auch durch Modulieren des Diodenlasers mit Rechteckwellenleistungsimpulsen in Resonanz gebracht werden. Da Rechteckwellen alle Fourier-Komponenten enthalten, wird es eine Komponente geben, die der Resonanzfrequenz der Struktur entspricht.
Da diese Nanoelektroden auf geometrischen Strukturen mit äußerst geringer thermischer Masse konstruiert werden können (z.B. haben Nanoplatten eine thermische Masse in der Größenordnung von vielen Pikogramm oder weniger), können sie innerhalb eines Zeitrahmens von Mikro- bis Millisekunden erhitzt und gekühlt werden. Diese Tatsache kann zum Adsorbieren und Desorbieren von Analyten auf periodische Weise genutzt werden. Wenn es jedoch eine komplementäre Struktur zwischen der Oberfläche und den Analyten gibt, dann ist der Desorptionszeitrahmen anders.
VERWENDUNG EINES EXTERNEN DETEKTORS
Bei einer anderen Detektionsanwendung wird der gesamte Chip, der mit der Probe reagieren gelassen wurde, in einen x-y-Laserleser ähnlich wie beim DNA-Chip gelegt. In diesem Fall wird der Chip in einen äußerst präzisen Halter integriert, um eine genaue Positionsablesung jedes Clusters zu gewährleisten. Die Detektion kann durch Fluoreszenz erfolgen, z.B. nach der Reaktion der gebundenen Proben an den Clustern mit einem fluoreszenten Molekül oder mit etikettierten Antikörpern.
Die Detektion kann auch mit anderen Mitteln wie z.B. durch Laser-Desorptions-Ionisierungsmassenspektrometrie erfolgen.
KONSTRUKTION DER NANOELEKTRODEN
Nanoelektrodenmatrizen können auf einem dotierten Halbleitersubstrat durch Nanolithografie mit Hilfe von Abtastsonden konstruiert werden. Bei diesem Ansatz werden Metallcluster entweder von einer Lösung oder durch Feldverdampfung von einer STM/AFM-Spitze aufgebracht. Da das elektrische Feld zwischen der Spitze und dem Substrat sehr hoch ist (10⁹V/m), können viele Metalle feldverdampft werden. In Lösung können viele Metalle elektrochemisch auf eine Oberfläche aufgebracht werden. Die Oberfläche des Halbleiters kann so oxidiert werden, dass sie zu einem Isolator wird.
Es können Gräben und Linien in Nanometergröße auf einer Halbleiteroberfläche mit einer STM-Spitze in einer Oxidätzlösung hergestellt werden, um einen Graben zu erzeugen. Die Tiefe des Grabens hängt von der Zeit ab, die die Spitze an dieser Stelle verbringt, sowie von der Spannung an der Spitze. So können die Nanoelektroden nicht nur durch Auftragen, sondern auch durch Ätzen hergestellt werden. Die Gräben können auch benutzt werden, damit die Kanäle die Proteine trennen, wie oben erläutert wurde.
Es ist auch zu bemerken, dass Nanotransistoren direkt im Chip produziert werden können, um Detektion und Dichtezunahme der Detektoren zu erleichtern. Die Nanotransistoren können vor dem Auftragen der Nanoelektroden als Subschicht im gesamten Chipherstellungsprozess erzeugt oder auf einem benachbarten Teil des Chips platziert werden.
Die oben beschriebenen Grundsätze illustrieren die große Vielfalt von Anwendungen, die bei der Mikrofertigung und Anwendungen der Nanoelektrodenmatrizen möglich sind. So kann beispielsweise das gesamte System, von der Probeneingabe bis zur Detektion, mit Ausgangssignalen, die zu einem externen Gerät, wie z.B. einem Monitor, gesendet werden, mit Mikrokanälen (zur Probentrennung und -zuführung), Miniaturionenpumpen, Probendetektion, einer eingebauten Mikrosteuerung, einem Verfahren zur Temperaturregelung usw. auf einem einzelnen Chip hergestellt werden. Dieser Chip kann in ein Messgerät eingebaut werden, z.B. für die Verwendung in einer Arztpraxis oder in einem Felddetektor. Wenn eine sehr große Nanosensor-Matrix verwendet wird, dann wird möglicherweise bevorzugt, einen Mikroprozessor oder mehrere Mikrosteuerungen zum Steuern der oben beschriebenen Funktionen zu benutzen. In einigen Anwendungen können die großen Matrizen mit einem externen Laserleser verwendet werden. In diesem Fall kann die Matrix ähnlich wie der DNA-Chip verwendet werden, wobei der gesamte Chip mit der gesamten Probe reagieren gelassen, gewaschen und dann in einen externen Leser eingebaut wird. Mit diesem Ansatz kann der Chip zu einer Kassette mit praktischem Umgang gefertigt werden.
Die Erfindung wurde zwar mit Bezug auf eine spezifische Ausgestaltung für eine komplette und deutliche Offenbarung beschrieben, aber die beiliegenden Ansprüche sind darauf nicht begrenzt, sondern sind so zu sehen, dass sie alle Modifikationen und alternativen Konstruktionen abdecken, die für eine Fachperson erdenklich sind und die in den Rahmen der hierin dargelegten Grundlehre fallen.

Claims

Sensor zum Detektieren von biologischen Molekülen, wobei der genannte Sensor Folgendes umfasst: ein Substrat; eine Mikrospitzenmatrix auf dem genannten Substrat, wenigstens eine Elektrode, die auf wenigstens einer der genannten Mikrospitzen angeordnet ist; wobei die genannte Elektrode die Kapazität hat, ein vorgewähltes biologisches Molekül zu binden, wobei die genannte Elektrode eine Höhe und Breite zwischen etwa 10^–9 und 10^–10 Metern hat.
Sensor nach Anspruch 1, wobei die genannte Elektrode eine Mehrzahl von Elektroden ist.
Sensor nach Anspruch 2, wobei jede der genannten Elektroden eine identische chemische Zusammensetzung hat.
Sensor nach Anspruch 2, wobei wenigstens eine der genannten Elektroden eine chemische Zusammensetzung hat, die sich von der der anderen genannten Elektroden unterscheidet.
Sensor nach Anspruch 2, wobei jede der genannten Elektroden eine Außenbeschichtung hat.
Sensor nach Anspruch 5, wobei jede der genannten Beschichtungen dieselbe chemische Zusammensetzung hat.
Sensor nach Anspruch 5, wobei wenigstens eine der genannten Beschichtungen sich von der/den anderen der genannten Beschichtungen unterscheidet.
Sensor nach einem der Ansprüche 2 bis 7, wobei sich die Form von wenigstens einer der genannten Elektroden von der Form der anderen der genannten Elektroden unterscheidet.
Sensor nach einem der Ansprüche 2 bis 8, wobei die genannten Elektroden in Clustern auf dem genannten Substrat angeordnet sind.
Sensor nach Anspruch 9, wobei die genannten Cluster beabstandet sind und eine Matrix bilden.
Sensor nach einem der Ansprüche 2 bis 10, wobei die elektrochemischen Eigenschaften, Breite und Abstand der genannten Elektroden eine Stelle auf dem genannten biologischen Molekül komplementieren und binden.
Sensor nach einem der Ansprüche 2 bis 10, wobei die genannten Elektroden mit Nanodrähten verbunden sind.
Sensor nach einem der vorherigen Ansprüche, der ferner eine Schnittstelle aufweist, die den genannten Sensor mit einem Steuersystem verbindet.
Sensor nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei die genannten biologischen Moleküle Proteine sind.
Sensor nach einem der vorherigen Ansprüche, der ferner eine Mikrosteuerung aufweist.
Sensor nach einem der vorherigen Ansprüche, der ferner ein System zum Regeln der Temperatur des genannten Sensors aufweist.
Sensor nach einem der vorherigen Ansprüche, der ferner einen Laser zum Ermitteln der Konzentration von an die genannte Elektrode gebundenen biologischen Molekülen aufweist.
Sensor nach Anspruch 17, der ferner einen piezoelektrischen Detektor zum Detektieren der Konzentration von an die genannte Elektrode gebundenen biologischen Molekülen aufweist.
Sensor nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei die genannten Nukleinsäuren DNA sind und wobei die genannten Elektroden voneinander beabstandet sind, um DNA-Basenpaare eines linearen DNA-Moleküls zu komplementieren und zu binden.
Sensor nach einem der Ansprüche 1 bis 18, wobei die genannten Nukleinsäuren RNA sind.
Sensor nach Anspruch 19 oder 20, der ferner ein Flussregelungssystem und einen Laserdetektor umfasst.
Sensor nach einem der Ansprüche 19 bis 21, der ferner eine Mikrosteuerung und ein Display aufweist.
Sensor nach einem der Ansprüche 19 bis 22, der ferner eine Tragstruktur für das genannte Substrat aufweist, wobei die genannte Tragstruktur so gestaltet ist, dass sie in einem fluoreszenten x-y-Laserleser aufgenommen werden kann.
Sensor nach Anspruch 14 oder einem beliebigen Anspruch, der direkt oder indirekt davon abhängig ist, um individuelle Proteine zu erfassen, wobei der genannte Sensor mit einer Präzision im Angströmbereich hergestellt ist, wobei die Oberfläche des Sensors die dreidimensionale Form eines vorgewählten Proteins komplementiert.
Sensor nach Anspruch 24, wobei der Sensor aus einem einzelnen Metall besteht.
Sensor nach Anspruch 24, wobei der Sensor aus unterschiedlichen Metallen besteht.
Sensor nach einem der Ansprüche 24 bis 26, wobei der Sensor einen proteinspezifischen Rezeptor bildet.
Sensor nach einem der Ansprüche 24 bis 27, bei dem die Oberfläche des Sensors genau die dreidimensionale Form eines vorgewählten Proteins komplementiert.