WO2004057334A1 - Dna-chip mit einem mikroarray aus mikroelektrodensystem - Google Patents

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WO2004057334A1
WO2004057334A1 PCT/DE2003/004127 DE0304127W WO2004057334A1 WO 2004057334 A1 WO2004057334 A1 WO 2004057334A1 DE 0304127 W DE0304127 W DE 0304127W WO 2004057334 A1 WO2004057334 A1 WO 2004057334A1
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dna chip
electrode
chip according
analyte
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Meinrad Schienle
Roland Thewes
Walter Gumbrecht
Konrad Mund
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Siemens Aktiengesellschaft
Infineon Technolgies Aktiengesellschaft
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54366—Apparatus specially adapted for solid-phase testing
    • G01N33/54373—Apparatus specially adapted for solid-phase testing involving physiochemical end-point determination, e.g. wave-guides, FETS, gratings
    • G01N33/5438—Electrodes
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/68—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions involving nucleic acids
    • C12Q1/6813—Hybridisation assays
    • C12Q1/6816—Hybridisation assays characterised by the detection means
    • C12Q1/6825—Nucleic acid detection involving sensors

Definitions

  • the invention relates to a DNA chip with a microarray made of microelectrode systems according to the preamble of patent claim 1.
  • a DNA chip generally comprises a mostly flat carrier on which a microarray of spots is arranged.
  • a spot contains capture molecules, for example oligonucleotides, immobilized on the surfaces of the support and electrodes.
  • an analyte solution containing target molecules for example DNA fragments, is applied to the spots.
  • the target molecules couple to the catcher molecules of a spot.
  • the reading of the analysis result that is to say the determination of those spots in which coupling or binding events have taken place, can be carried out, for example, optically, calorimetrically or electrically.
  • Another problem is that the detection of biochemical molecules has relatively high electrolyte conductivities and correspondingly low analyte resistances. These are overlaid by the usually very high electrode impedance caused by the electrolyte double layer capacitance between electrodes and analyte. Separating analyte resistance and electrode impedance is almost impossible. In addition, due to the small analyte resistance, very high measuring frequencies are necessary. However, this is very difficult with conventional measurement technology, since parasitic capacitances, such as cable capacitances, interfere with the measurement.
  • the measurement effects for determining the capacity or the resistance of the analyte are therefore very weak or nonexistent.
  • the measurement frequencies must be in the MHz range.
  • all chemical or physical processes that take place on the electrodes influence the measurement between the electrodes, e.g. Coverage with biochemical molecules, polarization, electrode corrosion, film formation, etc.
  • DE 100 15 816 AI is an electrically readable
  • DNA chip known in which a two-pole electrode system for electrical monitoring of a redox cycling process is made possible. If necessary, a third electrode with potential application for controlling the redox cycling process can also be present.
  • the microelectrode system is constructed as a thin-film four-pole system.
  • the DNA chip comprises a pair of polarization electrodes for generating an alternating electromagnetic field and a pair of sensor electrodes for measuring a bond-induced voltage drop in the analyte.
  • the polarization electrodes are supplied with alternating current or voltage of a given amplitude and a given frequency. With the help of the sensor electrodes and a high-impedance measuring amplifier connected to them, a change in resistance caused by binding events can be tapped as a voltage change without polarization. The disturbing influence of the electrode impedance is thus eliminated.
  • the voltage tapping at the sensor electrodes takes place with high impedance, so that no appreciable currents emerge from or enter the sensor electrodes.
  • Thin-film electrodes are essential, such thin-film electrodes advantageously being able to be integrated into the chip by the methods known in semiconductor technology.
  • the carrier of the DNA chip has a silicon substrate on which the microelectrode system is preferably integrated using thin-film technology.
  • the electrodes are connected directly to an integrated circuit located in the Si substrate.
  • a shield electrode is assigned to a sensor electrode and is held at the same electrical potential as the sensor electrode.
  • the electrical potential of the sensor electrode on the shield electrode is preferably held by a buffer amplifier with amplification 1 connected to the sensor electrode.
  • the buffer amplifier as an active electronic element decouples potential and current, or charge.
  • Shield electrodes can, for example, be implemented on both sides of the sensor electrodes or only between sensor electrodes and polarization electrodes. The effects of the shielding by the Shield electrodes and the increasing distance of an electrode unit by inserting shield electrodes must be weighed against each other in individual cases.
  • the buffer amplifier is integrated on the DNA chip. This results in a particularly compact and effective structure of the DNA chip.
  • the supply lines are kept as short as possible and interference in all signal lines is excluded as much as possible.
  • these electrodes should be significantly smaller than the potential electrodes. With a width of the potential electrodes of 1 ⁇ m, this would mean a further downsizing that is no longer technically feasible for the electrodes mentioned. In a preferred embodiment, a different path is therefore taken.
  • sensor and / or shield electrodes are completely galvanically separated from the analyte, thus preventing current flow between the analyte and electrodes.
  • this is achieved by a punctiform configuration of the sensor electrodes. It is necessary that a device for tapping the voltage drop at the sensor electrodes has a high input resistance and a low input capacitance.
  • the electrical connection of the punctiform sensor electrodes is preferably accomplished by a “buried” collecting line embedded in the substrate, which is electrically connected to the sensor electrodes via plated-through holes.
  • the electrode geometries and thus the impedance spectroscopic detection range must be approximated as closely as possible to the dimensions of biochemical molecules. Under an electrode width ⁇ ro about 500 nm
  • miniaturization can only be achieved with the most complex technology at very high costs. In the case of a 4-electrode system, this is aggravated by the fact that the spacing of the polarization electrodes from one another is inherently greater than in the case of a 2-electrode system, because there are more, for example the sensor electrodes, between the polarization electrodes.
  • a reaction layer embedding the microelectrode system is now provided, which significantly increases the space in which binding events take place and can be detected by impedance spectroscopy.
  • the reaction layer With the reaction layer, the number of detectable binding events and thus the measurement effect or the sensitivity of a DNA chip can be significantly increased.
  • the reaction layer preferably has a thickness which is correlated with the width of the electrodes and advantageously corresponds to approximately 5-10 times the electrode width. In any case, the reaction layer should have a thickness of less than 100 ⁇ m, since otherwise the diffusion paths would be too long and the reaction times would be too long for the transport of the target molecules to the capture molecules. Assuming an electrode width of 1 ⁇ m (1000 nm), the thickness of the reaction layer is approximately 5 to 10 ⁇ m. This ensures that the target molecules contained in an analyte solution applied to the reaction layer can diffuse in with sufficient speed. Hydrogels have proven to be particularly suitable for building up a reaction layer.
  • 1 is a top view of a DNA chip with an electrode microsystem in an interdigital structure
  • 2 shows the top view of an electrode microsystem with buried collecting lines
  • FIG. 3 shows the top view of an electrode microsystem with point-shaped sensor electrodes
  • FIG. 4 shows the section through the electrode microsystem from FIG. 1 along the line IV-IV without (a) and with (b) a reaction layer
  • Fig. 5 shows the section through the electrode microsystem
  • Fig. 9 electrode arrangements in cross section with examples of combinations of different arrangement techniques (a) to (d), each in a schematic diagram.
  • FIG. 1 shows a section of a DNA chip in a top view, a carrier 14 being indicated.
  • the detail shows a spot 1.
  • Its microelectrode system shows a pair of polarization electrodes 2 and 4.
  • the polarization electrodes 2 and 4 are fed by a current source 6.
  • the current source 6 generates an alternating current flowing through the electrodes 2 and 4, which polarizes an analyte which is located above the electrode arrangement and is not shown in detail. The analyte thus closes the circuit via current source 6 and polarization electrodes 2 and 4.
  • FIG. 1 also shows a pair of sensor electrodes 8 and 10 which are connected to a high-resistance voltmeter 12. are. Since current lines form between the two polarization electrodes 2 and 4 in an electrically conductive analyte applied to the carrier 14 and the electrodes, the sensor electrodes 8 and 10 are in contact with regions of the analyte with different electrical potentials. This potential difference is then displayed on the voltmeter 12. Since the voltmeter 12 has a high-resistance input resistance, however, there is no significant charge transport between the analyte and the sensor electrodes 8 and 10, that is to say no significant current flow.
  • all four electrodes 2, 4, 8 and 10 in FIG. 1 are arranged in an interdigital structure.
  • the electrode arrangement shown is part of a microchip, for example by using thin film technology on a carrier 14, for example silicon with an electrically insulating cover layer (not shown), e.g. Silicon oxide, applied. All electrodes are separated from one another by electrically insulating spaces 16.
  • the symbolically represented current source 6 and the voltmeter 12 are generally as integrated electrical circuits in the carrier 14 e.g. executed below the electrodes.
  • the arrangement is shown highly compressed in the direction of expansion 17. The same applies to FIGS. 2, 3 and 6.
  • the embodiment of the invention shown in FIG. 2 also includes a pair of polarization electrodes 2 and 4 and a pair of sensor electrodes 8 and 10. However, the individual sections of the electrodes are not folded into one another in a comb or meandering manner as in FIG. 1.
  • Each type of electrode is designed as a plurality of elongated strips which are electrically insulated from one another on the chip surface. Two strips of polarization electrodes 2 and 4 and 4 strips of sensor electrodes 8 and 10 can be seen.
  • an electrode bus line is assigned to each electrode type.
  • the collecting line 18 is assigned to the polarization electrode 2, for example.
  • the two strips of the polarization electrode 2 are therefore connected to the busbar 18 assigned to them by means of electrical vias 20.
  • the collecting line 18 is electrically insulated from all other electrodes 4, 8 and 10. For this reason, collecting lines are buried, for example, in the insulating cover layer 36 of the carrier 14 or are at least electrically insulated both from one another and from all electrodes in another way.
  • the second polarization electrode 4 is assigned the collecting line 22 with corresponding plated-through holes 24, etc.
  • the geometric dimensions width w and distance g of the polarization and sensor electrodes are approximately the same size. This can possibly lead to problems, since in a four-pole measuring method the sensor electrodes are usually always made much smaller than the polarization electrodes.
  • An alternative embodiment of sensor electrodes is therefore shown in FIG.
  • the sensor electrode 10 contains a collecting line 26 which, corresponding to the collecting lines 18 and 22 in FIG. 2, buries in the substrate or is sufficiently electrically insulated from e.g. other lines and the analyte is executed.
  • the contact between the sensor electrode 10 and the analyte is no longer made flat as in FIGS. 1 and 2, but only via punctiform individual electrodes 28.
  • Each individual electrode 28 contains a point-shaped electrode head 30, which is connected to the electrode collecting line 26 by means of an electrical via 32.
  • the electrode width w and the electrode spacing g are the same, this measure ensures that the effective electrode area of the sensor electrodes 8 and 10 is significantly greater than the area of the polarization electrodes 2 and 4. lent is smaller. It is again indicated here that in real arrangements the “length” 1 of the electrode is considerably larger than its width w.
  • FIGS. 4 and 5 A section through FIG. 1 along the line IV-IV is shown in FIGS. 4 and 5.
  • 4a shows the structure of the carrier 14 from the actual, as a rule, single-crystalline chip carrier, i.e. the substrate 34, e.g. Silicon, and an electrically insulating layer 36, e.g. Silicon oxide, shown.
  • the electrodes 2, 4, 8 and 10 are electrically insulated from one another by the insulating layer 36 and the spaces 16.
  • the analyte 38 which is in contact with the chip surface and the electrodes, is penetrated by streamlines 40, which end in the polarization electrodes 2 and 4.
  • These current lines 40 arise from the feeding of the polarization current from the current source 6 by means of the polarization electrodes 2 and 4 into the analyte 38.
  • capture molecules can be applied in a very thin layer 42 directly on the chip surface.
  • Methods for this are sufficiently known from the prior art.
  • a target molecule from the analyte 38 can diffuse to the capture molecule in the layer 42.
  • Binding events can only take place in layer 42 and can only be detected there. The detection takes place because in layer 42 the electrical properties of the medium change due to the binding events.
  • the current and voltage conditions in the analyte 38 change and a correspondingly changed voltage is tapped at the sensor electrodes 8 and 10.
  • Streamlines 40 can be seen, but only a very small proportion of the field-penetrated space is used for the reaction.
  • the changes in the electrical properties of the analyte which occur in such an arrangement and thus the detectable voltages between the sensor electrodes 8 and 10 can, if appropriate, lie below the range of measurement voltages which can be measured.
  • An improvement can take place by applying a reaction layer 44 to the DNA chip, as shown in FIG. 4b.
  • this reaction layer 44 for example a hydrogel, capture molecules can be embedded or fixed in their entire volume.
  • the reaction layer 44 is only about 5-10 ⁇ thick.
  • Reaction or change in electrical parameters in the reaction layer 44 is thus penetrated by a much larger area of streamlines 40. In the event of a reaction, much larger voltages are therefore measured on the voltmeter 12.
  • the polarization electrodes 2 and 4 are located on electrically insulating webs 46 at a distance from the surface of the carrier 14. This can in certain cases, that is to say for certain combinations of immobilized ones
  • Species and analyte lead to a more favorable field distribution in the analyte room 48. More favorable means that the largest possible voltage difference on the voltmeter 12 can be measured between the sensor electrodes 8 and 10.
  • FIG. 5a the two sensor electrodes 8 and 10 are partially buried in the carrier 14.
  • FIG. 5 b these two electrodes are completely buried and thus galvanically separated from the analyte space 48.
  • the degree of burial or the galvanic separation may be more favorable or less favorable for achieving reliable measurement results on the voltmeter 12.
  • the selection of webs 46 as supports for the polarization electrodes 2 and 4 can also be more or less favorable, depending on the case. A corresponding selection of the structural arrangement can be found experimentally in most cases.
  • FIGS. 6a and 6b again show different embodiments for the design or for the connection technology of the different electrodes with regard to the layout and the technologies used in the semiconductor process in the chip production.
  • FIG. 6a and 6b again show different embodiments for the design or for the connection technology of the different electrodes with regard to the layout and the technologies used in the semiconductor process in the chip production.
  • FIG. 6a corresponds to the embodiment in FIG. 1 with respect to the polarization electrodes 2 and 4.
  • the sensor electrodes 8 and 10 are roughly the same layout as the polarization electrodes 2 and 4, but below them, separated by an electrically insulating intermediate layer, that is Bars 46.
  • FIG. 8 A section through this arrangement is shown in FIG. 8.
  • FIG. 6b corresponds to the arrangement shown in FIG. 2, only that here too, as in FIG. 6a, the electrode types are arranged one above the other instead of side by side. Even with the in
  • the polarization electrodes 2 and 4 again lie on the electrically insulating webs 46 above the sensor electrodes 10 and 8, the webs not being visible from the top view.
  • a section along the line A-A through the arrangement as in FIG. 6a also corresponds to FIG. 8 here, except that the electrodes lying one above the other are interchanged, that is to say the polarization electrodes 2 and 4 lie over the sensor electrodes 10 and 8, respectively.
  • two sensor electrodes 50 and 52 are assigned to each sensor electrode 8 and 10.
  • the respective electrical potential of the sensor electrodes 8 and 10 on the shield electrodes 50 and 52 is kept electrically active by buffer amplifiers 54.
  • the parasitic capacitances 56, 58 and 60 between sensor electrodes 8 and 10 and polarizing electrodes 2 and 4 which are effective in the case of a lack of shield electrodes become partially electrically ineffective as a result of this measure, as can easily be seen from an electrical replacement circuit diagram (not shown) of the arrangement.
  • the parasitic capacitances 62 to 74 are formed with existing shield electrodes. Of these, however, only the capacitances 62, 68 and 74 are effective for the measurement in the measuring devices voltmeter 12 and the ammeter assigned to the current source 6.
  • the other capacitances are supplied via the buffer amplifiers 54, that is to say they are charged or discharged via them and are therefore not included in the measurement, which i. A. leads to a significantly improved measurement result. This means that these parasitic capacitances can no longer have a negative effect on the impedance between the sensor and polarization electrodes.
  • the buffer amplifiers 54 can be implemented using semiconductor technology directly in the carrier 14 below the electrode arrangement. As a result, signal paths are shortened, additional capacities are kept as small as possible, and the frequency properties of the entire measuring arrangement are thus favorably influenced.
  • the various shown in FIG. Embodiments of the arrangement of the individual electrodes differ in that one or more electrodes are galvanically separated from the analyte or are completely or partially buried in the substrate. The electrical isolation takes place, as in FIG. 7a, for example by oxidizing an additional oxide layer over the electrodes or by burying the electrodes, as in FIG. 7e for all electrodes involved.
  • FIG. 7a for example by oxidizing an additional oxide layer over the electrodes or by burying the electrodes, as in FIG. 7e for all electrodes involved.
  • FIG. 7e Various combinations between the alternatives shown are also conceivable in FIG. These can be adapted to the needs of a special measurement or design of the chip by means of simulations or in experiments.
  • the polarization electrodes always rest on webs above the carrier, the sensor electrodes are each arranged below or within the webs. These measures allow an extremely compact design of the DNA chip to be achieved, since the distances between the electrode types can be minimized.
  • FIG. 9 shows configurations of electrodes corresponding to FIGS. 8 and 1 or more shield electrodes between sensor electrodes among one another or between sensor and polarization electrodes. The statements made above also apply to the arrangements shown in FIG.

Abstract

DNA-Chip mit einem Träger (14) und einem darauf angeordneten Mikroarray von immobilisierte Fängermoleküle enthaltenden Spots (1), wobei jeder Spot (1) ein Mikroelektrodensystem zur impedanzspektroskopischen Detektion von Bindungsereignissen zwischen den Fängermolekülen und Zielmolekülen einer auf die Spots (1) applizierten Analytlösung (38) enthält. Das Mikroelektrodensystem muss dabei ein Paar Polarisationselektroden (2,4) zur Erzeugung eines elektromagnetischen Wechselfeldes und ein Paar Sensorelektroden (8,10) zur Messung eines Spannungsabfalls im Analyten (38) umfassen.

Description

Beschreibung
DNA-Chip mit einem Mikroarray aus Mikroelektrodensyste en
Die Erfindung betrifft einen DNA-Chip mit einem Mikroarray aus Mikroelektrodensystemen entsprechend dem Oberbegriff des Patentanspruches 1.
Ein DNA-Chip umfasst allgemein einen meist flach ausgebilde- ten Träger, auf dem ein Mikroarray aus Spots angeordnet ist. Ein Spot enthält auf den Oberflächen von Träger und Elektroden immobilisierte Fängermoleküle, beispielsweise Oligonucle- otide. Zur Durchführung einer Analyse wird auf die Spots eine Zielmoleküle, beispielsweise DNA-Bruchstücke, enthaltende Analytlosung aufgebracht. Im Falle einer komplementären Übereinstimmung in der Basensequenz koppeln die Zielmoleküle an die Fängermoleküle eines Spots an. Die Auslesung des Analysenergebnisses, also die Bestimmung jener Spots, in denen Kopplungs- bzw. Bindungsereignisse stattgefunden haben, kann beispielsweise optisch, kalorimetrisch oder elektrisch erfolgen.
Aus der DE 196 10 115 C2 und der Veröffentlichung „Nanoscaled interdigitated electrode arrays for biochemical sensors", Van Gerwen et al . , Sensors and Actuators, B49, 1998, 73-80, Elsevier Science S.A. sind elektrisch auslesbare DNA-Chips bekannt, die zur elektrischen Detektion von Bindungsereignissen zweipolige Mikroelektrodensysteme aufweisen. Diese sind jeweils aus einem Paar kammartiger, miteinander verzahnter Elektroden gebildet, welche mit Wechselstrom beaufschlagt sind. Im Bereich der Elektroden stattfindende Bindungsereignisse verändern elektrische Parameter wie z.B. den Leitwert und die spezifische Kapazität des Analyten und sind dementsprechend mit Hilfe des Mikroelektrodensystems detektierbar .
Problematisch bei derartigen DNA-Chips ist, dass die Dimension der Elektroden sehr groß ist im Vergleich zu den molekula- ren Dimensionen der in monomolekularer Lage auf der Trägerund Elektrodenoberfläche vorhandenen Fängermoleküle. Dort stattfindende Bindungsereignisse sind daher nur schwer detek- tierbar. Bei van Gerwen et al wird zur Verbesserung des Mess- effektes bzw. der Sensitivität eine Verkleinerung der Elektroden vorgeschlagen. Einer Miniaturisierung sind jedoch aus technischen und ökonomischen Gründen Grenzen gesetzt.
Ein weiteres Problem besteht darin, dass beim Nachweis von biochemischen Molekülen relativ hohe Elektrolytleitwerte und dementsprechend niedrige Analytwiderstände vorliegen. Diese werden von der meist sehr hohen, durch die Elektrolyt-Doppelschichtkapazität zwischen Elektroden und Analyt hervorgerufene, Elektrodenimpedanz überlagert. Eine Separierung von Ana- lytwiderstand und Elektrodenimpedanz ist nahezu unmöglich. Außerdem sind aufgrund des kleinen Analytwiderstandes sehr hohe Messfrequenzen nötig. Dies ist mit herkömmlicher Messtechnik jedoch sehr schwierig, da parasitäre Kapazitäten, wie Kabelkapazitäten etc., die Messung stören.
Bei herkömmlichen DNA-Chips sind also die Messeffekte zur Ermittlung der Kapazität bzw. des Widerstands des Analyten sehr schwach ausgeprägt oder nicht vorhanden. Darüber hinaus müssen die Messfrequenzen im MHz-Bereich liegen. Außerdem beein- flussen alle chemischen oder physikalischen Vorgänge, die an den Elektroden stattfinden, die Messung zwischen den Elektroden, so z.B. Belegungen mit biochemischen Molekülen, Polarisierungen, Korrosion der Elektroden, Filmbildung usw.
Weiterhin ist aus DE 100 15 816 AI ein elektrisch auslesbarer
DNA-Chip bekannt, bei dem ein Zweipol-Elektrodensystem zum elektrischen Monitoring eines Redox-Cycling-Prozesses ermöglicht wird. Gegebenenfalls kann dazu weiterhin eine dritte Elektrode mit Potentialbeaufschlagung zur Steuerung des Re- dox-Cycling-Prozesses vorhanden sein. Ausgehend vom Stand der Technik ist es Aufgabe der Erfindung, einen verbesserten elektrisch auslesbaren DNA-Chip zu schaffen, mit dem die Erfassung von analytspezifischen Messwerten erleichtert ist.
Diese Aufgabe wird durch die Gesamtheit der Merkmale des Patentanspruches 1 gelöst. Weiterbildungen sind in den Unteransprüchen angegeben .
Bei der Erfindung ist das Mikroelektrodensystem als Dünneschicht-Vierpolsystem aufgebaut. Dabei umfasst der DNA-Chip ein Paar Polarisationselektroden zur Erzeugung eines elektromagnetischen Wechselfeldes und ein Paar Sensorelektroden zur Messung eines bindungsinduzierten Spannungsabfalls im Analy- ten. Die Polarisationselektroden sind dabei mit Wechselstrom bzw. -Spannung gegebener Amplitude und gegebener Frequenz beaufschlagt. Mit Hilfe der Sensorelektroden und eines an sie angeschlossenen hochohmigen Messverstärkers lässt sich eine durch Bindungsereignisse hervorgerufene Widerstandänderung als Spannungsänderung polarisierungsfrei abgreifen. Der störende Einfluss der Elektrodenimpedanz ist somit eliminiert. Der Spannungsabgriff an den Sensorelektroden erfolgt hochoh- ig, so dass keine nennenswerten Ströme aus den Sensorelektroden aus- oder in diese eintreten. Auch findet hierdurch an den Sensorelektroden keine zusätzliche Polarisation statt, was die oben beschriebenen nachteiligen Effekte wie Polarisation, Filmbildung, Oxidation etc. minimiert. Diese Effekte können zwar nach wie vor an den Polarisationselektroden auftreten, gehen jedoch wegen der Spannungsmessung rein über die Sensorelektroden nicht oder nur wesentlich geringer in die
Messergebnisse ein.
Durch die Trennung von polarisierenden Polarisationselektroden und messenden Sensorelektroden, an denen praktisch keine störenden chemischen oder physikalischen Vorgänge stattfinden, wird vorteilhafterweise die Qualität der Messung erheblich gesteigert. Dabei ist der Aufbau des Vierpolsystems mit Dünnschichtelektroden wesentlich, wobei solche Dünnschichtelektroden vorteilhafterweise durch die in der Halbleitertechnologie bekannten Verfahren in den Chip integriert werden können.
Bei einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung weist der Träger des DNA-Chips ein Siliziumsubstrat auf, auf dem das Mikroelektrodensystem vorzugsweise in Dünnfilmtechnik integriert ist. Dabei sind die Elektroden direkt an eine sich im Si-Substrat befindliche integrierte Schaltung angeschlossen. Vorteilhaft dabei ist insbesondere das Fehlen von Zuleitungskapazitäten, welche sich vor allem bei Messungen im höheren Frequenzbereich, z.B. ab 10 MHz störend bemerkbar machen würden. Ein DNA-Chip der genannten Ausgestaltung ist somit auch bei hohen Messfrequenzen anwendbar.
Trotz der beschriebenen Maßnahmen sind noch weitere Parasitärkapazitäten zwischen den an der Messung beteiligten Elektroden vorhanden, die in ungünstigen Fällen störend bei der Impedanzmessung im Analyten sein können. Um hier Abhilfe zu schaffen, ist bei einer weiteren bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung einer Sensorelektrode eine Schirmelektrode zugeordnet, die auf dem gleichen elektrischen Potential wie die Sensorelektrode gehalten ist. Vorzugsweise wird das elektri- sehe Potential der Sensorelektrode an der Schirmelektrode durch einen an der Sensorelektrode angeschlossenen Pufferverstärker mit Verstärkung 1 gehalten. Der Pufferverstärker als aktives elektronisches Element entkoppelt Potential und Stromstärke, bzw. Ladung. Die zwischen den zusätzlichen Schirmelektroden und den anderen Elektroden auftretenden Parasitärkapazitäten sind so für die Messung elektrisch nicht wirksam, da das Laden oder Entladen der Kapazitäten vom aktiven Verstärker übernommen wird und so das Messgerät und die Sensorelektroden zur Potentialmessung entlastet sind. Schirm- elektroden können z.B. beidseits der Sensorelektroden ausgeführt sein oder nur zwischen Sensorelektroden und Polarisationselektroden liegen. Die Effekte der Abschirmung durch die Schirmelektroden und die anwachsende Distanz einer Elektrodeneinheit durch Einfügen von Schirmelektroden sind im Einzelfall gegeneinander abzuwägen.
Der Pufferverstärker ist auf dem DNA-Chip integriert. Hierdurch ergibt sich ein besonders kompakter und wirkungsvoller Aufbau des DNA-Chips . Die Zuleitungen werden so kurz wie möglich gehalten und damit Störungen in sämtlichen Signalleitungen so gut wie möglich ausgeschlossen.
Um einen die Messung verfälschenden Stromfluss innerhalb der Sensorelektroden und auch der Schirmelektroden zu vermeiden, sollten diese Elektroden deutlich kleiner sein als die Potentialelektroden. Bei einer Breite der Potentialelektroden von 1 μm würde dies für die genannten Elektroden eine technisch nicht mehr realisierbare weitere Verkleinerung bedeuten. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird daher ein anderer Weg beschritten. Hier sind Sensor- und/oder Schirmelektroden gänzlich galvanisch vom Analyten getrennt und damit ein Stromfluss zwischen Analyt und Elektroden verhindert.
Bei einem anderen bevorzugten Ausführungsbeispiel wird dies durch eine punktför ige Ausgestaltung der Sensorelektroden erreicht. Dabei ist es erforderlich, dass eine Einrichtung zum Abgriff des Spannungsabfalls an den Sensorelektroden einen hohen Eingangswiderstand und eine niedrige Eingangskapazität aufweist. Die elektrische Verbindung der punktförmigen Sensorelektroden wird vorzugsweise durch eine im Substrat eingebettete („vergrabene") Sammelleitung bewerkstelligt, die über Durchkontaktierungen mit den Sensorelektroden elektrisch verbunden ist.
Um die Tauglichkeit eines DNA-Chips als biochemisches Analysesystem zu gewährleisten, müssen die Elektrodengeometrien und damit der impedanzspektroskopische Erfassungsbereich möglichst an die Dimensionen biochemischer Moleküle angenähert werden. Eine Elektrodenbreiten Λro etwa 500 nm unterschrei- tende Miniaturisierung ist jedoch nur mit aufwendigster Technik zu sehr hohen Kosten realisierbar. Dabei kommt bei einem 4-Elektrodensystem erschwerend hinzu, dass der Abstand der Polarisationselektroden zueinander von Haus aus größer ist als bei einem 2-Elektrodensystem, weil ja zwischen den Polarisationselektroden weitere, z.B. die Sensorelektroden liegen. Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsvariante ist nun eine das Mikroelektrodensystem einbettende Reaktionsschicht vorgesehen, welche den Raum, in dem Bindungsereignis- se stattfinden und impedanzspektroskopisch erfasst werden können, wesentlich vergrößert. Mit der Reaktionsschicht lässt sich somit die Anzahl von erfassbaren Bindungsereignissen und damit der Messeffekt bzw. die Sensitivität eines DNA-Chips erheblich steigern.
Die Reaktionsschicht hat vorzugsweise eine Dicke, die mit der Breite der Elektroden korreliert ist, und entspricht vorteilhafterweise etwa dem 5-10fachen der Elektrodenbreite. In jedem Fall sollte die Reaktionsschicht eine Dicke unter 100 μm, da sich sonst zu lange Diffusionswege und damit verbunden zu lange Reaktionszeiten für den Transport der Zielmoleküle zu den Fängermolekülen ergeben würden. Geht man von 1 μm (1000 nm) als Elektrodenbreite aus, liegt die Dicke der Reaktionsschicht etwa 5 bis 10 μm. Damit ist gewährleistet, dass die in einer auf die Reaktionsschicht aufgebrachten Analytlosung enthaltenen Zielmoleküle mit ausreichender Geschwindigkeit eindiffundieren können. Als besonders geeignet haben sich Hydrogele zum Aufbau einer Reaktionsschicht herausgestellt.
Weitere Einzelheiten und Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Figurenbeschreibung von Ausführungsbei- spielen anhand der Zeichnung in Verbindung mit den Patentansprüchen. Es zeigen
Fig. 1 die Draufsicht auf einen DNA-Chip mit Elektrodenmik- rosystem in Interdigitalstruktur, Fig. 2 die Draufsicht auf ein Elektrodenmikrosystem mit vergrabenen Sammelleitungen,
Fig. 3 die Draufsicht auf ein Elektrodenmikrosystem mit punktförmigen Sensorelektroden, Fig. 4 den Schnitt durch das Elektrodenmikrosystem aus Fig. 1 entlang der Linie IV-IV ohne (a) und mit (b) einer Reaktionsschicht,
Fig. 5 den Schnitt durch das Elektrodenmikrosystem aus
Fig. 1 entlang der Linie IV-IV mit auf Stegen liegen- den und teilweise (a) bzw. ganz (b) vergrabenen Elektroden,
Fig. 6 Elektrodenanordnungen in Draufsicht in Interdigital- struktur (a) bzw. mit vergrabenen Elektrodensammelleitungen und Durchkontaktierungen (b) , Fig. 7 Elektrodenanordnungen im Querschnitt mit Schirmelektroden und verschieden isolierten bzw. vergrabenen Elektroden (a) bis (e) ,
Fig. 8 Elektrodenanordnungen im Querschnitt mit übereinander liegenden Polarisations- und Sensorelektroden in ver- schiedenen Ausführungsformen (a) bis (f),
Fig. 9 Elektrodenanordnungen im Querschnitt mit Beispielen von Kombinationen der unterschiedlichen Anordnungstechniken (a) bis (d) , jeweils in Prinzipdarstellung.
Fig. 1 zeigt einen Ausschnitt eines DNA-Chips in Draufsicht, wobei ein Träger 14 angedeutet ist. Der Ausschnitt zeigt einen Spot 1. Dessen Mikroelektrodensystem zeigt ein Paar Polarisationselektroden 2 und 4. Die Polarisationselektroden 2 und 4 sind von einer Stromquelle 6 gespeist. Die Stromquelle 6 erzeugt einen durch die Elektroden 2 und 4 fließenden Wechselstrom, der einen sich über der Elektrodenanordnung befindenden, nicht im Einzelnen dargestellten Analyten polarisiert. Der Analyt schließt also den Stromkreis über Stromquelle 6 und Polarisationselektroden 2 und 4.
Weiterhin ist in Fig. 1 ein Paar Sensorelektroden 8 und 10 dargestellt, die an ein hochohmiges Voltmeter 12 angeschlos- sen sind. Da sich zwischen den beiden Polarisationselektroden 2 und 4 in einem auf den Träger 14 und die Elektroden aufgebrachten elektrisch leitfähigen Analyten Stromlinien bilden, liegen die Sensorelektroden 8 und 10 mit Bereichen des Analy- ten unterschiedlichen elektrischen Potentials in Berührung. Diese Potentialdifferenz ist dann am Voltmeter 12 angezeigt. Da das Voltmeter 12 einen hochohmigen Eingangswiderstand besitzt, findet jedoch zwischen Analyt und den Sensorelektroden 8 und 10 kein nennenswerter Ladungstransport , also kein nen- nenswerter Stromfluss statt.
In Figur 1 sind alle vier Elektroden 2, 4, 8 und 10 in Fig. 1 in Interdigitalstruktur angeordnet. Die dargestellte Elektro- denanordnung ist als Teil eines Mikrochips zum Beispiel durch Benutzung der Dünnfilmtechnik auf einem Träger 14, zum Beispiel Silizium mit einer elektrisch isolierenden Deckschicht (nicht dargestellt), z.B. Siliziumoxid, aufgebracht. Alle Elektroden sind durch elektrisch isolierende Zwischenräume 16 voneinander getrennt. Die symbolisch dargestellten Stromquel- le 6 und das Voltmeter 12 sind i.A. als integrierte elektrische Schaltungen im Träger 14 z.B. unterhalb der Elektroden ausgeführt. Die Anordnung ist in Ausdehnungsrichtung 17 stark gestaucht dargestellt. Gleiches gilt für die Figuren 2,3 und 6.
Die in Figur 2 dargestellte Ausführungsform der Erfindung beinhaltet ebenfalls ein Paar Polarisationselektroden 2 und 4 und ein Paar Sensorelektroden 8 und 10. Die einzelnen Abschnitte der Elektroden sind jedoch nicht wie in Fig. 1 kamm- bzw. mäanderförmig ineinander gefaltet. Jeder Elektrodentyp ist jeweils als eine Mehrzahl voneinander an sich elektrisch isolierter länglicher Streifen auf der Chipoberfläche ausgeführt. So sind je zwei Streifen der Polarisationselektroden 2 und 4 und je 4 Streifen der Sensorelektroden 8 und 10 zu se- hen . Zur elektrischen Verbindung ist hier jedem Elektrodentyp eine Elektrodensammelleitung zugeordnet. Der Polarisationselektrode 2 ist zum Beispiel die Sammelleitung 18 zugeordnet. Die beiden Streifen der Polarisationselektrode 2 sind deshalb mit Hilfe von elektrischen Durchkontaktierungen 20 mit der ihr zugeordneten Sammelleitung 18 verbunden. Gegenüber allen anderen Elektroden 4, 8 und 10 ist die Sammelleitung 18 elektrisch isoliert. Deshalb liegen Sammelleitungen zum Beispiel vergraben in der Isolierenden Deckschicht 36 des Trägers 14 oder sind zumindest sowohl gegeneinander als auch gegenüber allen Elektroden anderweitig elektrisch isoliert. Der zweiten Polarisationselektrode 4 ist die Sammelleitung 22 mit entsprechenden Durchkontaktierungen 24 zugeordnet usw.
In Fig. 3 ist wie aus den Figuren 1 und 2 zu erkennen, dass die geometrischen Abmessungen Breite w und Abstand g der Po- larisations- und Sensorelektroden in etwa gleich groß sind. Dies kann eventuell zu Problemen führen, da bei einem vierpoligen Messverfahren üblicherweise die Sensorelektroden stets wesentlich kleiner als die Polarisationselektroden ausgeführt sind. In Figur 3 ist deshalb eine alternative Ausführungsform von Sensorelektroden dargestellt. Die Sensorelektrode 10 enthält eine Sammelleitung 26, die entsprechend den Sammelleitungen 18 und 22 in Figur 2 im Substrat vergraben bzw. genü- gend elektrisch isoliert von z.B. anderen Leitungen und dem Analyten ausgeführt ist. Der Kontakt zwischen der Sensorelektrode 10 und dem Analyten wird nicht mehr flächig wie in Fig. 1 und 2, sondern nur noch über punktförmige Einzelelektroden 28 hergestellt.
Jede Einzelelektrode 28 enthält einen punktförmigen Elektrodenkopf 30, der mit Hilfe einer elektrischen Durchkontaktie- rung 32 mit der Elektrodensammelleitung 26 verbunden ist. Obwohl die Elektrodenbreite w und der Elektrodenabstand g gleich sind, wird durch diese Maßnahme erreicht, dass die effektive Elektrodenfläche der Sensorelektroden 8 und 10 gegenüber der Fläche der Polarisationselektroden 2 und 4 wesent- lieh kleiner ist. Hier ist nochmals angedeutet, dass in realen Anordnungen die „Länge" 1 der Elektrode wesentlich größer als deren Breite w ist.
Ein Schnitt durch die Figur 1 entlang der Linie IV-IV ist in den Figuren 4 und 5 dargestellt. In Fig. 4a ist der Aufbau des Trägers 14 aus dem eigentlichen in der Regel einkristallinen Chipträger, also dem Substrat 34, z.B. Silizium, und einer elektrisch isolierenden Schicht 36, z.B. Siliziumoxid, dargestellt. Durch die isolierende Schicht 36 und die Zwischenräume 16 sind die Elektroden 2, 4, 8 und 10 voneinander elektrisch isoliert. Der Analyt 38, der mit der Chipoberfläche und den Elektroden in Kontakt steht, ist von Stromlinien 40 durchsetzt, die in den Polarisationselektroden 2 und 4 en- den. Diese Stromlinien 40 entstehen durch die Einspeisung des Polarisationsstromes von der Stromquelle 6 vermittels der Polarisationselektroden 2 und 4 in den Analyten 38.
Bei letzterer Anordnung können Fängermoleküle in einer sehr dünnen Schicht 42 direkt auf der Chipoberfläche angebracht werden. Methoden hierzu sind aus dem Stand der Technik hinreichend bekannt. Ein Zielmolekül aus dem Analyten 38 kann zum Fängermolekül in der Schicht 42 diffundieren. Nur in der Schicht 42 können so Bindungsereignisse überhaupt stattfinden und nur dort detektiert werden. Die Detektion findet statt, weil in der Schicht 42 sich die elektrischen Eigenschaften des Mediums aufgrund der Bindungsereignisse ändern. Die Strom- und Spannungsverhältnisse im Analyten 38 ändern sich und an den Sensorelektroden 8 und 10 wird eine entsprechend geänderte Spannung abgegriffen. Wie aus dem Verlauf der
Stromlinien 40 ersichtlich, wird jedoch nur ein sehr geringer Anteil des felddurchsetzten Raumes zur Reaktion benutzt. Die in einer derartigen Anordnung auftretenden Veränderungen der elektrischen Eigenschaften des Analyten und somit die detek- tierbaren Spannungen zwischen den Sensorelektroden 8 und 10 können gegebenenfalls unterhalb des messtechnisch erfassbaren Bereiches von MessSpannungen liegen. Eine Verbesserung kann durch das Aufbringen einer Reaktionsschicht 44 auf den DNA-Chip stattfinden, wie in Fig. 4b gezeigt. In dieser Reaktionsschicht 44, zum Beispiel einem Hydrogel, können in deren gesamten Volumen Fängermoleküle eingebettet bzw. fixiert werden. Die Reaktionsschicht 44 ist nur etwa 5-10 μ dick ausgeführt. Somit kann eine chemische Reaktion zwischen Zielmolekülen aus dem Analyten 38, die in die sehr dünne Reaktionsschicht 44 schnell eindiffundieren können, und den Fängermolekülen stattfinden. Die chemische
Reaktion bzw. Veränderung elektrischer Parameter in der Reaktionsschicht 44 wird somit von einem wesentlich größeren Bereich von Stromlinien 40 durchdrungen. Bei einer Reaktion werden deshalb wesentlich größere Spannungen am Voltmeter 12 gemessen.
In den Figuren 5a und 5b liegen die Polarisationselektroden 2 und 4 auf elektrisch isolierenden Stegen 46 beabstandet zur Oberfläche des Trägers 14. Dies kann in bestimmten Fällen, das heißt für bestimmte Kombinationen aus immobilisierter
Spezies und Analyt, zu einer günstigeren Feldverteilung im Analytraum 48 führen. Günstiger bedeutet, dass zwischen den Sensorelektroden 8 und 10 eine möglichst große Spannungsdifferenz am Voltmeter 12 gemessen werden kann.
In Figur 5a sind die beiden Sensorelektroden 8 und 10 teilweise im Träger 14 vergraben. In Figur 5b sind diese beiden Elektroden vollständig vergraben und somit galvanisch vom Analytraum 48 getrennt. Der Grad der Eingrabung oder die gal- vanische Trennung können je nach Analyt 38 und immobilisierter Spezies günstiger oder ungünstiger für das Erzielen zuverlässiger Messergebnisse am Voltmeter 12 sein. Auch die Auswahl von Stegen 46 als Träger für die Polarisationselektroden 2 und 4 kann je nach Fall günstiger oder ungünstiger sein. Eine entsprechende Auswahl der strukturellen Anordnung ist in den meisten Fällen experimentell zu finden. Die Figuren 6a und 6b zeigen nochmals verschiedene Ausführungsformen für die Gestaltung bzw. für die Verbindungstechnik der verschiedenen Elektroden bezüglich des Layouts und der verwendeten Technologien im Halbleiterprozess bei der Chipherstellung. Fig. 6a entspricht bezüglich der Polarisationselektroden 2 und 4 der Ausführungsform in Fig. 1. Allerdings liegen hier die Sensorelektroden 8 und 10 in etwa gleichem Layout wie die Polarisationselektroden 2 und 4, aber unter diesen, getrennt durch eine elektrisch isolierende Zwi- schenschicht, also Stege 46. Ein Schnitt durch diese Anordnung ist in Fig. 8 dargestellt. Durch einen derartigen Aufbau des DNA-Chips wird ein sehr kompakter Aufbau erreicht, der für beide Elektrodentypen, also Sensor- und Polarisationselektroden 4 und 2 nahezu die kleinstmögliche, im Halbleiter- prozess erreichbare Strukturgröße und Abstände zueinander erlaubt . Außerdem werden durch den Aufbau von übereinander angeordneten Elektroden das effektive Verhältnis zwischen der Größe beider Elektrodentypen ähnlich wie bei der in Fig. 3 gezeigten Ausgestaltung beeinflusst, die Sensorelektroden 8 und 10 zeigen also eine geringe Größe im Verhältnis zu den Polarisationselektroden 2 und 4.
Fig. 6b entspricht der in Fig. 2 dargestellten Anordnung, nur dass auch hier, wie in Fig. 6a, die Elektrodentypen überein- ander, anstatt nebeneinander angeordnet sind. Auch bei der in
Fig. 6b dargestellten Ausgestaltung liegen die Polarisationselektroden 2 und 4 wieder auf den elektrisch isolierenden Stegen 46 über den Sensorelektroden 10 und 8, wobei die Stege aus der Draufsicht nicht ersichtlich sind. Ein Schnitt ent- lang der Linie A-A durch die Anordnung wie in Fig. 6a entspricht auch hier der Figur 8, nur dass die übereinanderlie- genden Elektroden vertauscht sind, also die Polarisationselektroden 2 bzw. 4 über den Sensorelektroden 10 bzw. 8 liegen.
Die Auswahl der verwendeten Technologien bzw. Layouts richtet sich meist nach den Gegebenheiten bzw. Randbedingungen des zu verwendenden Halbleiterprozesses und der mit dem DNA-Chip zu lösenden Aufgabe. Natürlich können auch Kombinationsmöglich- keiten aus den vorgestellten Techniken verwendet werden. So ist es zum Beispiel denkbar, die Polarisationselektroden gemäß Fig. 6a in kammförmiger Interdigitalstruktur auszuführen und die Sensorelektroden gemäß Figur 6b als zu Sammelleitungen durchkontaktierte Einzelstreifen auszuführen und beide Anordnungen durch Stege 46 zu trennen und übereinander anzuordnen .
In der Figur 7 sind jeder Sensorelektrode 8 und 10 je zwei Schirmelektroden 50 und 52 zugeordnet. Durch Pufferverstärker 54 ist das jeweilige elektrische Potential der Sensorelektroden 8 und 10 an den Schirmelektroden 50 und 52 elektrisch ak- tiv gehalten. Die im Fall fehlender Schirmelektroden wirksamen Parasitärkapazitäten 56, 58 und 60 zwischen Sensorelektroden 8 und 10 und Polarisationselektroden 2 und 4 werden durch diese Maßnahme teils elektrisch unwirksam, wie sich leicht aus einem nicht dargestellten elektrischen Ersatz- Schaltbild der Anordnung ergibt. Mit vorhandenen Schirmelektroden bilden sich nämlich die parasitären Kapazitäten 62 bis 74 aus. Hiervon sind aber nur die Kapazitäten 62, 68 und 74 für die Messung in den Messgeräten Voltmeter 12 und dem der Stromquelle 6 zugeordneten Strommesser wirksam. Die anderen Kapazitäten sind über die Pufferverstärker 54 versorgt, werden also über diese ge- bzw. entladen und gehen somit nicht in die Messung mit ein, was i. A. zu einem wesentlich verbesserten Messergebnis führt. Somit können sich diese parasitären Kapazitäten nicht mehr nachteilig auf die Impedanz zwi- sehen den Sensor- und Polarisationselektroden auswirken.
Die Pufferverstärker 54 können mit Hilfe der Halbleitertechnologie direkt im Träger 14 unterhalb der Elektrodenanordnung realisiert werden. Hierdurch werden Signalwege verkürzt, zu- sätzliche Kapazitäten so klein wie möglich gehalten, und somit die Frequenzeigenschaften der gesamten Messanordnung günstig beeinflusst. Die verschiedenen in Figur 7 dargestell- ten Ausführungsformen von Anordnung der einzelnen Elektroden unterscheiden sich dadurch, dass eine oder mehrere Elektroden galvanisch vom Analyten getrennt sind bzw. ganz oder teilweise im Substrat vergraben sind. Die galvanische Trennung er- folgt, wie in Fig. 7a z.B. durch Aufoxidieren einer zusätzlichen Oxidschicht über den Elektroden oder durch Vergraben der Elektroden, wie in Fig. 7e für alle beteiligten Elektroden durchgeführt. Auch in Fig. 7 sind wieder verschiedene Kombinationen zwischen den dargestellten Alternativen denkbar. Diese können durch Simulationen oder im Experiment an die Bedürfnisse einer speziellen Messung bzw. Ausgestaltung des Chips angepasst werden.
Auch in Figur 8 sind verschiedenste Kombinationen der Anord- nung aus Sensor- und Polarisationselektroden dargestellt.
Während die Polarisationselektroden stets auf Stegen über dem Träger ruhen, sind die Sensorelektroden jeweils unterhalb oder innerhalb der Stege angeordnet . Durch diese Maßnahmen kann eine äußerst kompakte Bauweise des DNA- Chips erreicht werden, da die Abstände zwischen den Elektrodentypen minimiert werden können.
Figur 9 zeigt Konfigurationen aus Elektroden entsprechend den Figuren 8 wobei hier zusätzlich eine oder mehrere Schirm- elektroden zwischen Sensorelektroden untereinander oder zwischen Sensor- und Polarisationselektroden vorgesehen sind. Auch für die in Figur 9 dargestellten Anordnungen gilt bezüglich der Auswahl einer bestimmten Konfiguration das oben Gesagte .
Die in den Figuren dargestellten Ausführungsformen sind Beispiele für die verschiedenen Kombinationsmöglichkeiten aus den aufgeführten Techniken. Natürlich sind, wie mehrfach erwähnt auch andere als die explizit dargestellten Kombinatio- nen möglich.

Claims

Patentansprüche
1. DNA-Chip mit einem Träger (14) und einem darauf angeordneten Mikroarray von immobilisierte Fängermoleküle enthaltenden Spots (1) , wobei jeder Spot (1) ein Mikroelektrodensystem zur impedanzspektroskopischen Detektion von Bindungsereignissen zwischen den Fängermolekülen und Zielmolekülen einer auf die Spots (1) applizierten Analytlosung (38) enthält, dadurch gekennzeichnet, dass das Mikroelektrodensystem ein Dünnschicht- Vierpolsystem ist, wobei das Dünnschicht-Vierpolsystem zwei Polarisationselektroden (2, 4) zur Erzeugung eines elektromagnetischen Wechselfeldes und zwei Sensorelektroden (8, 10) zur Messung eines Spannungsabfalls im Analyten (38) umfasst.
2. DNA-Chip nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Träger (14) ein Siliziumsubstrat (34) umfasst, auf dem das Mikroelektrodensystem in Dünnfilmtechnik integriert ist.
3. DNA-Chip nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens einer Sensorelektrode (8, 10) eine Schirmelektrode (50, 52) zugeordnet ist, die auf dem gleichen e- lektrischen Potential wie die Sensorelektrode (8, 10) gehalten ist.
4. DNA-Chip nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass von einem an die Sensorelektrode (8, 10) angeschlossenen Pufferverstärker (54) mit Verstärkung 1 das elektrische Potential der Sensorelektrode (8, 10) an der Schirmelektrode (50, 52) gehalten ist.
5. DNA-Chip nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Pufferverstärker (54) auf dem Träger (14) integriert ist.
6. DNA-Chip nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens eine Sensorelektrode (8, 10) und/oder wenigstens eine Schirmelektrode (50, 52) galvanisch vom Analyten (38) getrennt sind.
7. DNA-Chip nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass eine Sensorelektrode (8, 10) punktförmige Einzelelektroden (28) enthält, die mittels Durchkontaktierungen (32) mit einer vergrabenen Elektrodensammelleitung (26) elektrisch verbunden sind.
8. DNA-Chip nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Dünnschicht-Mikroelektrodensystem in einer Fängermoleküle enthaltenden Reaktionsschicht (44) eingebettet ist.
9. DNA-Chip nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Dicke der Reaktionsschicht (44) unter 100 μm beträgt und mit der Breite der Elektroden bzw. deren Zwischenräume korreliert ist .
10. DNA-Chip nach Anspruch 9, wobei die Breite der Elektroden etwa 1 μm beträgt, dadurch gekennzeichnet, dass die Dicke der ReaktionsSchicht (44) etwa dem 5-10fachen Wert der Elektrodenbreite entspricht.
11. DNA-Chip nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Reaktionsschicht (44) ein Hydrogel ist.
12. DNA-Chip nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Dünnschicht-Vierpolsystem eine In- terdigital-Stromelektrodenanordnung mit Doppelmäanderstromabgriffen bildet.
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