Brevet FR2847983A1 — publié le 20040604

La présente Invention est relative à un dispositif miniature de détection électrique d'interactions de type ligand-récepteur, à un procédé de préparation d'un tel dispositif miniature ainsi qu'à ses applications. La détection d'une interaction spécifique entre biomolécules, et plus 5 particulièrement entre biomolécules de nature polypeptidique est d'une grande importance dans de nombreux domaines comme l'étude d'interactions ligandrécepteur, la détection de marqueurs ou d'anticorps dans des milieux biologiques complexes. L'essentiel des outils de diagnostic repose sur la détection de telles interactions, illustrant ainsi l'importance du domaine au niveau industriel et sur la l O santé humaine. Les différents outils de diagnostic utilisent actuellement des méthodes de détections lourdes et coteuses, nécessitant la mise en oeuvre de techniques spectrophotométriques (tests ELISA) ou de fluorescence (tests d'immunofluorescence par exemple). Ces outils de diagnostic sont cependant peu 15 appropriés la mise au point de dispositifs portables, utilisables au "lit du patient" ou à domicile. Par ailleurs, la détection électrique existe dans le domaine des biopuces à ADN. Dans ce domaine, la technologie de détection repose principalement sur les caractéristiques électriques de l'ADN double brin dont les propriétés de 20 conduction sont nettement différentes de celles de l'ADN simple brin (Fink H.-W. et ai., Nature, 1999, 398, 407-410). Ces propriétés de conduction sont dues à l'empilement des bases purines et pyrimidines qui connectent leurs nuages électroniques. Aussi, certains auteurs, comme par exemple Meade T. J. et al. (JACS, 2001, 123, 11155), mettent à profit la conduction de l'ADN double brin pour transférer 25 des électrons entre un groupement donneur ou accepteur d'électrons et une électrode, et ainsi mettre au point une détection électrique d'une hybridation. C'est ainsi qu'il a déjà été décrit, notamment dans les brevets américains n0 6,071,699 et 6, 087,100, de modifier des acides nucléiques par des donneurs ou des accepteurs d'électrons ayant pour structure de base un complexe de métal de transition. Le brevet américain n0 30 6.096,273 décrit l'utilisation de polymères conducteurs pour connecter les acides nucléiques, utilisés comme sonde, aux électrodes. Le brevet américain n0 6,090,933 décrit des méthodes pour attacher les polymères conducteurs à des électrodes d'or (oligomères de phénylacétylène terminés par un groupement éthylpyridine). Cependant, les travaux exposés dans ces différents documents de l'art antérieur montrent plusieurs niveaux de difficultés qui limitent énormément leurs 5 applications. Tout d'abord, dans la mesure o cette méthodologie est basée sur la conductivité de l'ADN double brin, elle n'est pas applicable à la détection de biopolymères tels que les peptides et les protéines. D'autre part, le transfert électronique de l'accepteur ou du donneur vers l'électrode nécessite: i) la modification de la sonde par le donneur ou l'accepteur, ] 0 ii) la modification de la sonde par un polymère conducteur, et iii) la liaison du polymère conducteur aux électrodes. Pour pallier à ces difficultés, un certain nombre de méthodes alternatives ont été envisagées. Par exemple, Park S.-J. et al (Science, 2002, 295, 1503) proposent 15 l'utilisation d'oligonucléotides espaceurs entre électrodes (espace de 20 iam) afin de détecter de l'ADN marqué avec des nanoparticules d'or. Malheureusement, l'utilisation du collode d'or seul ne permet pas d'obtenir une détection suffisamment sensible comme cela est par ailleurs précisé dans cet article. En fait, la détection nécessite la précipitation d'un collode d'argent qui permet de court-circuiter les électrodes et ainsi 20 d'augmenter la sensibilité de la détection. L'inconvénient de cette méthode réside donc dans la nécessité de réaliser une précipitation d'argent collodal; ce qui implique la réalisation d'une étape supplémentaire au cours du procédé de détection. De plus, une telle méthode ne semble pas quantitative; le principe de la méthode étant basé sur une fermeture complète de l'espace inter-électrodes. Un principe équivalent a également 25 été utilisé pour la détection de polypeptides par Velev O. D. et ai. (Langmuir, 1999, 15, 3693). Il présente cependant le même type d'inconvénients. Il ressort de ce qui précède, qu'il n'existe donc pas, à l'heure actuelle, de méthode simple, miniaturisable et peu coteuse, permettant de détecter des interactions spécifiques entre des polypeptides au sein d'un milieu biologique. ()Les Inventeurs se sont donc fixés pour but de pourvoir à un nouveau dispositif miniature de détection d'interactions entre biomolécules permettant la détection électrique d'interactions de type ligandrécepteur et le criblage en masse, et dans lequel la détection est applicable à tout type de molécules et en particulier aux polypeptides. A cette occasion, les Inventeurs ont mis en évidence, de façon surprenante, que la conductivité entre des nanoélectrodes séparées les unes des autres 5 de quelques centaines de nanomètres et environnées d'une surface hydrophile, était fortement augmentée à la suite d'une interaction de type ligand-récepteur faisant intervenir des récepteurs marqués à l'aide de particules métalliques et en particulier des particules d'or collodal. Ce phénomène est à la base de la présente Invention. La présente Invention a donc pour objet un dispositif miniature de I 0 détection électrique d'interactions de type ligand-récepteur, constitué d'un support solide isolant électriquement présentant une surface plane et comportant une matrice de nanoélectrodes, caractérisé par le fait que: lesdites nanoélectrodes sont organisées par paires - au sein de chaque paire de nanoélectrodes, la distance maximale 15 séparant les deux nanoélectrodes l'une de l'autre est inférieure ou égale à i j1m et délimite un espace inter-électrodes; - la surface dudit support solide comprise dans l'espace interélectrodes est recouverte d'une couche organique hydrophile apte à permettre la fixation par liaison covalente ou par adsorption d'au moins une sonde polypeptidique; 20 - ladite couche organique hydrophile est en contact avec lesdites nanoélectrodes; - ledit dispositif est destiné à être connecté à un moyen de mesure de la conductivité électrique entre chacune desdites paires de nanoélectrodes. Grâce à ce dispositif, il est désormais possible d'effectuer une 25 détection électrique des interactions de type ligand-récepteur, la liaison d'un récepteur marqué à l'or collodal au ligand (méthode de détection directe) ou la révélation de l'interaction ligand-récepteur au moyen par exemple d'un anticorps anti-récepteur marqué à l'or collodal entraînant une augmentation de la conductivité électrique entre les nanoélectrodes. Le dispositif miniature confonne à l'Invention permet donc de détecter la présence de récepteurs et/ou d'anticorps au sein d'un milieu biologique complexe, et ce de façon simple, peu coteuse et automatisable. Il permet également le criblage en masse (HTS) de tout type de molécules et en particulier des polypeptides. Au sens de la présente Invention, le terme général de "polypeptides" désigne l'ensemble des peptides comprenant au moins deux acides aminés (de la série 5 L ou D, alpha-aminoacides, betaaminoacides, alpha-hydrazinoacides, alphaaminoacides protéinogéniques ou non), les peptidomimétiques (mimes de structures secondaires, mimes de coude beta par exemple), les protéines et les fragments de protéines. La nature du support solide du dispositif conforme à l'Invention n'est 10 pas critique en soi sous réserve cependant qu'il soit isolant vis-à-vis de l'électricité. Ce support solide peut notamment être choisi parmi les matériaux organiques et inorganiques, par exemple choisis parmi le verre, l'oxyde de silicium, le nitrure de silicium et leurs dérivés et les polymères synthétiques. Selon une forme de réalisation particulière et préférée de l'Invention, le support solide du dispositif est de préférence 15 constitué de silicium monocristallin recouvert d'une couche isolante d'oxyde de siliciumn (SiO2). Comme cela a été décrit ci-dessus, une des caractéristiques essentielles du dispositif conforme à l'Invention est qu'au sein de chaque paire de nanoélectrodes, la distance maximale séparant les deux nanoélectrodes l'une de l'autre 20 est inférieure ou égale à 1 pm. Les Inventeurs ont en effet constaté qu'une distance supérieure à 1 p.m est trop importante pour penrmettre l'observation d'une augmentation de la conductivité électrique entre deux nanoélectrodes à la suite d'une interaction ligand- récepteur. De préférence, la distance maximale séparant les deux nanoélectrodes d'une même paire est inférieure ou égale à 100 nm et encore plus 25 préférentiellement est comprise entre 40 nm et 100 nn inclusivement. Selon une forme de réalisation particulière et préférée de l'Invention, le dispositif comporte des nanoélectrodes parallèles sur une longueur de 5 à 30 ram. Cette géométrie pennet en effet de maximiser la probabilité de détection en augmentant le nombre d'interactions qui peuvent se réaliser entre les nanoélectrodes, 30 tout en maintenant une séparation entre les nanoélectrodes suffisamment faible pour qu'un courant porté par des molécules fixées sur la surface et marquées par une particule conductrice de l'électricité puisse traverser une telle distance. Les nanoélectrodes sont de préférence constituées par au moins une couche métallique par exemple, en or, en chrome ou en platine; l'or étant tout particulièrement préféré. Ces couches métalliques ont en général une épaisseur comprise entre 5 et 50 nm environ. Selon une seconde caractéristique essentielle du dispositif conforme à l'invention, l'espace inter-électrodes, et éventuellement l'environnement immédiat de chacune des nanoélectrodes situé en dehors de l'espace borné par deux nanoélectrodes d'une même paire, est recouvert d'une couche organique hydrophile pour permettre la 10 fixation par liaison covalente ou par simple adsorption de sondes polypeptidiques. De plus, grâce à son caractère hydrophile, la présence de cette couche organique dans l'espace inter-électrodes et au contact des nanoélectrodes, permet de créer un environnement facilitant le passage du courant entre les nanoélectrodes. Au sens de la présente invention, le caractère hydrophile est défini 15 de la même manière que dans l'ouvrage "Forces interfaciales en milieu aqueux", de Carel J. Van Oss, Masson, Paris (1996), pages 206 et suivantes. Le caractère hydrophile ou hydrophobe d'une surface étant facilement déterminé par des mesures d'angle de goutte (03) avec des liquides de référence dont les tensions superficielles sont connues. Selon l'Invention, la couche organique hydrophile est de préférence un sol-gel comportant des groupements de surface semicarbazide tel que décrit dans les demandes de brevet FR 01 06931 et FR 02 06489 ou des groupements de surface amine tel que décrit par Tertykh V.A. et al., Surfactant Science Series, 2000, 90, 523564, éventuellement modifiés par des agents d'activation. La présence de tels 25 groupements permet l'ancrage d'une sonde polypeptidique, soit par exemple par simple adsorption des sondes polypeptidiques sur les groupements semicarbazide, soit en tirant parti de la formation d'une liaison covalente de type semicarbazone par exemple obtenue par l'utilisation de sondes polypeptidiques préalablement fonctionnalisées par un groupement aldéhyde ou cétone, et de préférence OE30 oxoaldéhyde ou OE-oxoacétone. Pour mémoire, et dans le cas de polypeptides de synthèse, le groupement aldéhyde ou cétone peut être introduit en cours de synthèse soit à l'extrémité N-terminale, soit à l'extrémité C-termnninale, soit sur une chaîne latérale par exemple de lysine ou de cystéine. Dans le cas de sondes polypeptidiques naturelles glycosylées, on peut générer des groupements aldéhydes par oxydation des résidus polysaccharidiques. Dans le cas des polypeptides (fragments de protéines) naturels (glycosylés ou non), on peut générer une fonction cétone ou aldéhyde par 5 transamination du résidu N-terminal ou une fonction aldéhyde ou cétone grâce à l'utilisation d'un agent fonctionnel. Dans tous les cas, la fonction aldéhyde ou cétone peutit être située à l'extrémité d'un bras espaceur. Selon une fonne de réalisation particulière de l'Invention, la surface du support solide séparant chacune des paires de nanoélectrodes (c'est-àdire 10 l'ensemble de la surface du support solide à l'exception des espaces inter-électrodes et de l'environmement immédiat des nanoélectrodes) peut être recouverte d'une couche organique hydrophobe, par exemple d'une couche d'un alkylsilane dans lequel la chaîne alkyle peut porter des atome d'halogène tel que par exemple l'octadécyltrichlorosilane (OTS), (0 = 108 avec l'eau et 0 = 43 avec l'hexane), le 1H, 15 I H, 2H, 2H-perfluorodécyltrichlorosilane vendu par la société Gelest (0 = 106 avec l'eau), ou des insaturations par exemple le 7-octényltrichlorosilane vendu par la société Sigma-Aldrich (0 = 95 avec l'eau). La présence de cette couche organique hydrophobe permet de limiter l'adsorption non-spécifique des molécules biologiques d'intérêt sur le dispositif et de concentrer l'ancrage des sondes polypeptidiques à la 20 surface de la couche organique hydrophile présente dans l'espace inter-électrodes. Les dispositifs miniatures de détection électrique comportant au moins une sonde polypeptidique ancrée à la surface de la couche organique hydrophile comprise dans l'espace inter-électrodes constituent un autre objet de la présente Invention. De tels dispositifs sont simples à fabriquer et à mettre en oeuvre, selon une méthodologie applicable à toute sorte de sondes polypeptidiques (sans ajout de réactifs chimiques, hormis les tampons classiquement utilisés pour solubiliser les polypeptides) et permettent la détection électrique sensible d'une interaction de type I igand-récepteur. Les sondes polypeptidiques susceptibles d'être présentes à la surface de la couche hydrophile du dispositif conforme à la présente Invention peuvent être des polypeptides d'extraction ou recombinants, sans contrainte quant à leur structure (polypeptides avec ou sans modification post-traductionnelle) tels que des antigènes viraux ou bactériens. Il peut également s'agir de polypeptides synthétiques portant des modifications diverses, comme par exemple un groupement polyéthylèneglycol ou des groupemnents chimiques inertes vis-à-vis des groupements de surface semicarbazide 5 lorsqu'ils sont présents, tels que par exemples des groupements semicarbazone et hydrazone. Selon une fonne particulière de réalisation de l'Invention, au sein d'un même dispositif, chacun des espaces inter-électrodes peut comporter des sondes polypeptidiques de nature différente. Dans ce cas, le dispositif miniature conforme à 10 l'lnvention est de préférence équipé d'un circuit intégré de multiplexage qui permet d'effectuer des mesures électriques individualisées pour chaque paire de nanoélectrodes. L'Invention aégalement pour objet un procédé de préparation d'un dispositif miniature de détection électrique d'interactions de type ligand-récepteur, 15 comprenant au moins les étapes suivantes: a) la réalisation, sur un support solide isolant électriquement présentant une surface plane, d'une matrice de nanoélectrodes organisées par paires, chacune des paires de nanoélectrodes étant constituée de deux nanoélectrodes séparées l'une de l'autre par une distance inférieure ou égale à 1 gm délimitant un espace inter20 électrodes; b) le dépôt d'une couche organique hydrophile à la surface de l'espace inter-électrodes créé ci-dessus à l'étape a) et la mise en contact de ladite couche avec lesdites nanoélectrodes. L'étape a) de réalisation de la matrice de nanoélectrodes peut par 25 exemple être réalisée par les techniques de lithographie électronique classiquement utilisées selon l'état de la technique ou par toute autre méthode adaptée et connue de l'homme du métier comme par exemple la Nanoimpression ("NanoImprint Lithogrciaplv": NIL). Selon une forme de réalisation préférée de ce procédé la couche 30 organique hydrophile comporte des groupements de surface semicarbazide. Dans ce cas, et selon une première variante, l'étape b) ci-dessus comprend alors les sous étapes suivantes: i) l'introduction de fonctions amine par une réaction de silanisation de la surface support comprise dans l'espace inter-électrodes, ii) la transformation des fonctions amine en fonctions isocyanate, iii) la réaction des fonctions isocyanate avec un dérivé d'hydrazine pour former le groupement semicarbazide. Selon une seconde variante de réalisation de l'étape b), la fonctionnalisation de la couche organique hydrophile par des groupements semicarbazide est effectuée en une seule étape, par réaction du support avec un silane portant un groupement semicarbazide. Selon une forme de réalisation particulière de l'Invention, ce procédé comprend en outre une étape supplémentaire de fonnrmation d'une couche organique hydrophobe à la surface du support solide située en dehors des espaces interélectrodes. Cette étape supplémentaire est de préférence réalisée par silanisation de la surface, avant l'étape b) décrite cidessus. A la fin de leur préparation, les dispositifs miniatures conformes à l'invention peuvent être immédiatement utilisés ou bien stockés avant usage. L'Invention a donc également pour objet l'utilisation d'un dispositif miniature tel que décrit précédemment, comme "puces à polypeptides", en tant qu'outil de diagnostic miniaturisé et hautement parallèle. Les dispositifs conformes à la présente Invention peuvent également être utilisés comme "puces à polypeptides" pour le sérotypage ou le criblage d'épitopes. Ces utilisations mettent en jeu la détection d'interactions de type antigène-anticorps par l'utilisation d'anticorps marqués par des particules métalliques 95 et de préférence par des particules d'or collodal. Les dispositifs conformes à la présente Invention peuvent également être utilisés comme "puces à polypeptides" pour la détection et/ou la quantification de protéines dans des milieux biologiques complexes. Les dispositifs confonrmes à l'Invention peuvent en particulier être 30 utilisés pour réaliser un criblage à haut débit (High Throughput Screening: HTS) de molécules biologiques de nature peptidique dans un milieu biologique complexe. Enfin, l'Invention a pour objet un procédé de détection électrique d'une interaction de type ligand-récepteur consistant à: a) mesurer la conductivité électrique en conditions ohmiques entre au moins deux nanoélectrodes d'au moins un dispositif miniature conforme à l'invention sur lequel sont ancrées des sondes polypeptidiques; b) à incuber ledit dispositif avec un échantillon biologique susceptible de renfermer des récepteurs et/ou des anticorps d'intérêt reconnaissant spécifiquement la ou les sondes polypeptidiques présentes à la surface dudit dispositif pour former des complexes de type ligand-récepteur ou antigène-anticorps; c) à incuber ensuite ledit dispositif avec au moins une molécule marquée à l'aide de particules métalliques, ladite molécule marquée étant apte à se fixer spécifiquement sur les complexes ligand-récepteur ou antigèneanticorps obtenus ci-dessus à l'étape précédente; et d) à mesurer à nouveau la conductivité entre lesdites au moins deux 15 nanoélectrodes; une augmentation de la conductivité étant significative de la formation de complexes ligand-récepteur ou antigène-anticorps et donc de la présence du récepteur et/ou de l'anticorps d'intérêt dans l'échantillon biologique. Selon ce procédé, l'insertion de particules métalliques dans l'espace inter-électrodes, résultat de l'interaction spécifique ligand-récepteur ou antigène20 anticorps, induit un changement de conductivité important entre les nanoélectrodes, changement qui est la base de la détection. Selon une forme de réalisation préférée de ce procédé, les molécules utilisées ci-dessus à l'étape c) pour révéler les complexes ligandrécepteur ou antigène-anticorps sont marquées avec des particules d'or collodal. Outre les dispositions qui précèdent, l'invention comprend encore d'autres dispositions qui ressortiront de la description qui va suivre, qui se réfère à un exemple de préparation d'un dispositif miniature de détection électrique confonre à l'Invention, à un exemple de préparation d'un dispositif miniature de détection électrique comportant des sondes polypeptidiques, à un exemple de détection 30 électrique de la présence de streptavidine dans un échantillon et à un exemple de détection d'un anticorps anti-biotine dans un échantillon, ainsi qu'aux figures 1 à 4 annexées dans lesquelles - la figure 1 représente la valeur absolue (en ampères) du courant mesuré entre deux électrodes d'un dispositif miniature (axe des ordonnées) en fonction cde la tension appliquée, entre - 0,1 V et 0,1 V pour des électrodes à nu, c'est-à-dire avant ancrage d'une sonde polypeptidique (carrés pleins) et après ancrage d'une sonde polypeptidique biotine-COCHO (triangles pleins), - la figure 2 représente la valeur absolue (en ampères) du courant mesuré entre deux électrodes d'un dispositif miniature (axe des ordonnées) en fonction de la tension appliquée, entre - 0,1 V et 0,1 V pour des électrodes à nu (carrés pleins) , après ancrage d'une sonde peptidique biotine-COCHO (triangles pleins) et enfin après 10 incubation avec de la streptavidine marquée à l'or collodal (ronds pleins), - la figure 3 représente la valeur absolue (en ampères) du courant mesuré entre deux électrodes d'un dispositif miniature (axe des ordonnmlées) en fonction de la tension appliquée, entre - 0,1 V et 0,1 V pour les électrodes à nu (carrés pleins), après dépôt de la biotine-NH2 (triangles pleins) et enfin après incubation avec de la 15 streptavidine marquée à l'or collodal (ronds pleins), - la figure 4 représente la valeur absolue (en ampères) du courant mesuré entre deux électrodes d'un dispositif miniature (axe des ordonnées) en fonction de la tension appliquée, entre - 0,1 V et 0,1 V pour les électrodes à nu (carrés pleins), après ancrage d'une sonde peptidique biotine-COCHO (triangles pleins) et enfin après 20 incubation avec un anticorps anti-biotine marqué à l'or collodal (ronds pleins); - la figure 5 annexée qui représente de façon schématique le procédé de préparation du dispositif conforme à l'invention. Sur ce schéma, la première étape est le greffage d'une couche organique hydrophile dans l'espace inter-électrodes d'un dispositif miniature constitué d'un support solide en silicium monocristallin recouvert 25 d'une couche d'oxyde de silicium et comportant au moins deux nanoélectrodes d'or espacées l'une de l'autre par une distance inférieure ou égale à 1 pIm. La deuxième étape consiste à ancrer les sondes polypeptidiques à la surface de la couche organique hydrophile située dans l'espace inter- électrodes. La troisième étape est l'incubation du dispositif avec un récepteur marqué avec des nanoparticules d'or collodal. 3O ll EXEMPLE 1: PREPARATION D'UN DISPOSITIF MINIATURE DE DETECTION ELECTRONIQUE D'INTERACTIONS TYPE LIGANDRECEPTEUR Des puces de silicium monocristallin recouvert d'une couche 5 d'oxyde de silicium (SiO2) d'une épaisseur de 10 nm, sont utilisées pour fabriquer par lithographie électronique les nanoélectrodes entre lesquelles la conductivité sera détectée et analysée suite à une interaction de type ligand-récepteur. Les nanoélectrodes sont construites sur la couche isolante de SiO2, dont l'épaisseur est suffisante pour empêcher les courants de fuite à travers le substrat 10 de silicium. Pour ce faire, les puces sont tout d'abord nettoyées pendant une dizaine de minutes dans un mélange H2SO4:H202 (3:1; v/v). Elles sont ensuite rincées avec de l'eau désionisée puis séchées avec un flux d'azote sec. Une résine électrosensible positive est déposée sur les puces sous 15 forme d'une bicouche d'un copolymère COPO/PMMA (copolymère issu d'un mélange de 4 % en poids de polyméthylméthacrylate (PMMA) et d'environ 8,5 % en poids de nméthyl méthacrylate (MMA) dans un solvant d'éthyl lactate, d'une part, et de 3 % en poids de PMMA de poids moléculaire 495 000 dans un solvant d'anisole, d'autre part). Les nanoélectrodes sont ensuite fabriquées à l'aide d'un procédé de lithographie électronique pour être définies dans la résine électrosensible. La lithographie électronique est réalisée avec un faisceau électronique de 50 keV à une dose de 220 jLC/cm2 avec une résolution d'une vingtaine de nanomètres. Ainsi, les espaces inter-électrodes existant entre deux nanoélectrodes sont compris entre 40 nm 25 et 100 mn. Les motifs principaux sont des nanoélectrodes parallèles sur une longueur de 5 à 30 pm. Après la révélation des motifs dans un mélange de méthlylisobutylcétone/alcool isopropylique (1/2; v/v) pendant 50 secondes, les puces 30 sont ensuite rincées dans un bain d'alcool isopropylique et séchées avec un flux d'azote sec. Une couche de 50 de titane, puis de 150 A d'or, est ensuite déposée sur les puces par évaporation sous vide. Puis, la résine électronique est détruite par une solution d'acétone agitée par ultrasons. Les puces sont rincées à l'alcool isopropylique et séchées à l'azote sec. Une couche de résine optique (résine Novalac () à 20 % dans un solvant propylèneglycol méthyl ether acétate (70 %) contenant de 1 à 10 % de diazonaphtoquinone à titre de composé photoactif) vendue sous la référence S1818 par la société Shipley (Coventry, GB)), de 1 plm d'épaisseur, est ensuite déposée sur les puces. Un masque optique est ensuite aligné sur les nanoélectrodes dans le but de 10 les relier à des plots d'or situés sur les bords des puces. Ces plots permettent d'établir le contact électrique lors des mesures électriques de détection. Les motifs du deuxième niveau sont réalisés par une insolation ultraviolette et une révélation de 30 secondes avec le développeur vendu sous la référence MF 319 par la société Shipley. Les puces sont rincées à l'eau désionisée et 15 séchées à l'azote sec. Enfin, une couche de 100 de titane et de 400 A d'or est déposée par évaporation sous vide, et la résine optique est détruite par une solution d'acétone agitée par ultrasons. Les puces sont rincées à l'alcool isopropylique et séchées à l'azote sec. Les puces ainsi préparées sont finalement dégraissées dans du chloroforme pendant 5 minutes aux ultrasons et séchées avec un flux d'azote sec. Elles ont ensuite été nettoyées pendant 20 secondes en un plasma d'oxygène créé dans une chambre de gravure ionique réactive ("Reactive Ion Etching" . RIE) dans les conditions suivantes: 180 nm/min; 2 = 20 centimètres cubes standard par minute 25 ("standard cubic centimetersper minute" sccm); 0,1 Torr; 100 W. On obtient des puces comportant une matrice de nanoélectrodes organisées par paires et dont la surface a ensuite été recouverte de deux films moléculaires différents afin de fonctionnaliser l'espace inter-électrodes et le voisinage immédiat des nanoélectrodes par des groupements de surface semicarbazides, alors 30 que le reste de la surface est silanisé par de l'octadécyltrichlorosilane (OTS). 1) Silanisation de la surface des puces par de I'OTS Les puces sont trempées pendant 7 heures dans un mélange hlexadécane:tétrachlorure decarbone (2:1; v/v) renfermant 1,3.10-6 M d'OTS. Les puces sont ensuite rincées dans du chloroforme pendant 5 minutes aux ultrasons, puis séchées avec un flux d'azote sec. 2) Masquage du film d'OTS par une couche de polystyrène (PS) et réalisation des motifs On procède ensuite à une étape de masquage du film d'OTS par dépôt d'une couche de 2,0 gm de PS à 120 g/l dans du toluène, puis d'une couche de 10 1,25 grm de résine photosensible positive vendue sous la référence S1818 par la société Shipley (Coventry, GB), recuite sur plaque à une température de 110 C pendant 1 minute. Après alignement d'un masque optique, on réalise les motifs du deuxième niveau par insolation UV, puis révélation avec le développeur vendu sous la référence MF 319 par la société Shipley pendant 1 minute. Les puces sont ensuite 15 rincées à l'eau déionisée, avant un séchage très doux avec un flux d'azote sec. 3) Destruction locale de la monocouche d'OTS dans l'espace interélectrodes La résine optique (180 nm/min), ainsi que les couches de PS (160 nm/min) et d'OTS ( Les puces sont ensuite rincées à l'eau déionisée, puis séchées avec un flux d'azote sec. 4) Formation d'une couche organique hydrophile 25 d'aminopropvltriméthoxysilane (APTMS) dans l'espace inter-électrodes Les puces obtenues à l'étape 3 ci-dessus sont trempées dans un bain à 3 % d'APTMS dans du méthanol à 95 % pendant 30 minutes aux ultrasons. Les puces sont ensuite rincées successivement par des bains de 3 minutes dans du méthanol (I fois), par de l'eau désionisée (2 fois) et enfin par du méthanol à 95 % (1 30 fois). Les puces sont ensuite égouttées pendant quelques minutes, séchées pendant 15 minutes dans une étuve à 110 C puis stockées dans un dessiccateur sous vide. 5) Fonctionnalisation de la couche d'APTMS par des fonctions semicarbazides Les puces obtenues ci-dessus à l'étape 4) sont plongées pendant 2 heures dans une solution de dichloroéthane contenant du triphosgène (100 mmol/l) et 5 de la diisopropyléthylamine (DIEA) (800 mmol/l). Elles sont ensuite rapidement égouttées avant d'être directement plongées dans une solution de 9-fluorénylméthoxycarbonyl-NH-NH2 (Fmoc-NHNH2), préalablement préparée selon Zhang et ai., Anal. Biochem., 1991, 195, 160-170, à 22 mmol/l dans du diméthylformamide (DMF) et traitées pendant 2 heures aux ultrasons. Les puces sont 10 alors rincées successivement par des bains de 3 minutes dans du DMF (1 fois), par de l'eau désionisée (2 fois) et enfin par du méthanol (1 fois) avant d'être séchées et stockées dans un dessiccateur sous vide. Les puces précédemment obtenues sont ensuite plongées dans une solution de DMF contenant de la pipéridine (0,2 % en volume) et du 1,815 diazabicyclo[5.4.0]-undec-7-ène (DBU) (2 % en volume) pendant 30 minutes. Les puces sont alors rincées successivement par des bains de 3 minutes dans du DMF (1 fois), par de l'eau désionisée (2 fois) et enfin par du méthanol (1 fois) avant d'être séchées et stockées dans un dessiccateur sous vide. Les angles de goutte, détermninés pour la surface fonctionnalisée par 20 les groupements semicarbazide, à l'aide d'un goniomètre Digidrop vendu par la société GBX, à 20 C étaient les suivants: 0 = 31 pour le diiodométhane, 0 = 21 pour le formamide, 0 = 18,4 pour l'éthylèneglycol et 0 = 40 pour l'eau, et sont significatifs d'une surface hydrophile. Les dispositifs miniatures de détection électrique ainsi préparés sont 25 alors prêts à être fonctionnalisés par des sondes polypeptidiques. EXEMPLE 2: PREPARATION D'UN DISPOSITIF MINIATURE DE DETECTION ELECTRONIQUE COMPORTANT DES SONDES POLYPEPTIDIQUES Dans cet exemple, on utilise le dispositif de détection électrique tel 30 que préparé ci-dessus à l'exemple 1 sur lequel on fixe de la biotine à titre de sonde polypeptidique. 1) Préparation des sondes polypeptidiques a) Synthèse d'un peptide biotinylé de contrôle (appelé biotine-NH2 On prépare un peptide biotinylé de séquence suivante: H-Lys(Biotine-G2) AYVLAG-NH(CH2)30(CH2)20(CH2)20(CH2)3N HCO-CH(OH)CH(OH)CO-Val-NH2; soit HLys(Biotine-G2)-SEQ ID N l-NH(CH2)30(CH2)20(CH2)20 (CH2)3NHCO-CH(OH)CH(OH) CO-Val-NH2 qui sert de contrôle dans les expériences de détection décrites ciaprès à l'exemple 3. La synthèse du peptide biotine-NH2 est effectuée sur une résine Novasyn e TGR (vendue par la société Novabiochem, lot A23633, charge 0,2 mmol/g) sur une échelle de 0,1 mmole comme décrit par Melnyk O. et al., J. Org. Chem., 2001, 66, 4153-4160. La Fmoc-Gly-OH est couplée manuellement, puis la synthèse 15 est poursuivie sur un synthétiseur Pioneer vendu par la société Perceptive Biosystems, en utilisant la stratégie Fmoc/tert-butyle. Les acides suivants sont couplés successivement (10 éq., simple couplage, activation par un mélange 2-( iH-benzotriazol-yl)- 1,1,3,3-tetraméthyl-uronium tetrafluoroborate/1 -hydroxybenzotriazole/diisopropyléthylamine (TBTU/HOBt/DIEA)): Fmoc-L-Ala-OH, Fmoc-L-Leu-OH, Fmoc-L-Val-OH, FmocLTyr(OtBu)-OH, Fmoc-L-Ala-OH, Boc-L-Lys(Fmoc)-OH, Fmoc-Gly-OH deux fois, b iotine. La déprotection et la coupure du peptide de la résine sont effectuées avec 10 ml d'un mélange acide trifluoro acétique (TFA) /eau/diméthylsulfure (DMS) 25 respectivement 95/2,5/2,5, pendant 1 heure à température ambiante. Le peptide est ensuite précipité dans un mélange éther éthylique/pentane: 1/1 (v/v), centrifugé, repris par une solution aqueuse d'acide acétique à 30 % puis lyophilisé (69 mg). Le peptide est ensuite purifié sur une colonne CI 8 Nucleosil ( (dans les conditions suivantes: A: H20 0,05 % TFA; B: CH3CN/H20: 4/1 (v/v) 0,05 % 30 TFA; 0-25 % pendant 20 minutes, 25-25 % pendant 5 minutes et 25-35 % pendant 40 minutes). On obtient ainsi 35,72 mg du peptide de contrôle biotine-NH2 sous la forme d'un produit pur. b) Synthèse d'un peptide spécifique (appelé biotine-COCHO) On synthétise le peptide de séquence suivante: H-Lys(Biotine-G2)AYVLAG-NH(CH2)30(CH2) 20(CH2)20CH2)3NHC OCHO; soit H-Lys(Biotine-G2)-SEQ ID N 1-NH(CH2)30 (CH2) 20(CH2)2O CH2)3NHCOCHO Pour ce faire, on réalise, selon le procédé décrit dans la demande internationale PCT/FR00/01035, une oxydation avec 6 équivalents de méta periodate de sodium (NaIO4) et 8 équivalents de méthionine à une concentration de 0,5 mM 10 dans un mélange tampon phosphate 100 mM pH 6,6/méthanol: 1/1 (v/v) pendant 15 minutes. La réaction est arrêtée avec 12 équivalents d'éthanolamine, diluée à l'eau et purifiée sur colonne C18 Nucleosil (conditions: 0-23 % pendant 20 minutes, 23-23 % pendant 5 minutes, 23-35 % pendant 35 minutes) pour conduire auL peptide biotine-COCHO attendu. 2) Ancrage des sondes polvpeptidiques sur la surface Les dispositifs miniatures sont séparés en deux lots pour pouvoir qualifier l'impact de la biotine physisorbée. La biotine-COCHO est déposée sur le premier lot (dispositifs tests), la biotine-NH2I, sur le second (dispositifs contrôles). Pour ce faire, une concentration de 10-4 M de biotine-COCHO ou de 20 biotine-NH2 en solution dans un tampon acétate de sodium/acide acétique 0, 1 M pH 5,5 est déposée sur les dispositifs et incubée pendant 1 nuit à une température de 37 C en chambre humide. Les dispositifs sont ensuite rincés dans un tampon de lavage Tris/acide acétique (65 il acide acétique + 121 mg Tris (Tris25 (hlydroxyméthyl) aminométhane dans 1 litre d'eau; pH 5,5) contenant 0,1 % de polyoxyéthylène(20) sorbitan monolaurate (Tween 20), puis lavés avec le même tampon pendant 1 heure sous agitation ultrasons. On réalise ensuite 3 rinçages avec un tampon phosphate ("Phosphate Buffered Saline": 10 mM (Na2HPO4/NaH2PO4 + 150 mM de NaCI, pH 7,2) (PBS) contenant 0,1 % de Tween 20, suivi de 5 rinçages à 30 l'eau désionisée sous ultrasons à raison de 2 rinçages pendant 10 minutes puis de 3 rincages pendant 5 minutes; l'eau étant changée entre chaque lavage. Après un rinçage à l'éthanol absolu, les dispositifs sont séchés dans un dessiccateur. On obtient des dispositifs miniatures (dispositifs tests et contrôle) conformnies à l'Invention sur lesquels sont ancrés des sondes polypeptidiques au niveau de la couche organique hydrophile. EXEMPLE 3: UTILISATION DES DISPOSITIFS MINIATURES CONFORMES A L'INVENTION POUR DETECTER LA PRESENCE D'UN RECEPTEUR (STREPTAVIDINE) DANS UN ECHANTILLON Les sondes polypeptidiques biotine-NH2 et biotine-COCHO préparées ci-dessus à l'exemple 2 et déposées sur les dispositifs réalisés ci-dessus à l'exemple 1 (dispositifs tests et contrôles) sont utilisées pour détecter la présence, dans I0 un échantillon, de streptavidine marquée directement avec des particules d'or collodal. 1) Mesures électriques de la conductivité avant incubation des dispositifs avec la streptavidine marquée à l'or collodal Pour chaque dispositif test et contrôle, on détermine les 15 caractéristiques courant-tension en analysant la valeur absolue du courant mesuré en fonction de la tension appliquée comprise entre -0,1 V et +0,1 V (régime ohmique). Pendant les mesures, les dispositifs sont placés dans un cryostat, sous un vide de 0,2 mbar environ à température ambiante. Jusqu'au dépôt des sondes, on mesure deux niveaux de courant, qui correspondent, pour le premier, au niveau du bruit obtenu 20 pour les électrodes après leur fabrication (" électrodes à nu >>), et pour le deuxième au courant mesuré après le greffage du film d'APTMS, sa fonctionnalisation en semicarbazide et le dépôt de la sonde polypeptidique biotine-COCHO ou de la sonde polypeptidique biotine-NH2. Les résultats obtenus sont reportés sur la figure 1 annexée qui 25 représente la valeur absolue (en ampères) du courant mesuré entre deux électrodes d'un dispositif test (axe des ordonnées) en fonction de la tension appliquée, entre - 0,1 V et 0,1 V pour les électrodes à nu (carrés pleins) et après ancrage de la sonde polypeptidique biotine-COCHO (triangles pleins). Le même type de courbe (non représentée) est obtenu avec les 30 dispositifs contrôles. Ces résultats montrent qu'une augmentation de la conductivité est observée dès la fonrmation de la couche organique hydrophile et le dépôt des sondes. 2) Mesures électriques de la conductivité après incubation des dispositifs avec la streptavidine marquée à l'or collodal Une solution de PBS 0,01 M pH 7,2 renfermant 10-3 mg de streptavidine marquée à l'or collodal vendu sous la dénomination commerciale 5 Streptavidin 10 nm Collodal Gold par la société Sigma (référence S-9059) par ml est déposée sur les dispositifs tests et contrôles. Les dispositifs sont ensuite incubés entre lames et lamelles pendant 2 heures à une température de 37 C en chambre humide. Les dispositifs sont ensuite lavés 3 fois avec du PBS pH 7,2 et deux fois pendant 5 minutes à l'eau désionisée. Après un rinçage en éthanol absolu, les dispositifs sont 10 séchés dans un dessiccateur. On mesure alors les nouvelles caractéristiques courant-tension afin d'observer l'évolution de la conductivité de l'assemblage moléculaire après le dépôt de la streptavidine marquée à l'or collodal. Les résultats obtenus sont représentés sur les figures 2 et 3 annexées. 15 La figure 2 représente la valeur absolue (en ampères) du courant mesuré entre deux électrodes d'un dispositif test (axe des ordonnées) en fonction de la tension appliquée, entre - 0,1 V et 0,1 V pour les électrodes à nu (carrés pleins), après ancrage de la sonde polypeptidique biotine-COCHO (triangles pleins) et enfin après incubation avec la streptavidine marquée (ronds pleins). La figure 3 représente la valeur absolue (en ampères) du courant mesuré entre deux électrodes d'un dispositif test (axe des ordonnées) en fonction de la tension appliquée, entre - 0,1 V et 0,1 V pour les électrodes à nu (carrés pleins), après dépôt de la biotine-NH2 (triangles pleins) et enfin après incubation avec la streptavidine marquée (ronds pleins). Ces résultats montrent que l'expérience contrôle (dispositif contrôles), obtenue après adsorption non-spécifique de la biotine-NH2 sur la couche organique hydrophile (film semicarbazide), produit des résultats négatifs sans chlangement significatif de conductivité. En revanche, l'incubation du dispositif test avec de la streptavidine 30 marquée conduit à une augmentation significative de la conductivité entre les paires d'électrodes; cette augmentation étant révélatrice de l'établissement d'une interaction spécifique de type ligand-récepteur entre la sonde polypeptidique biotine-COCHO et la streptavidine marquée à l'or collodal. Sur les dispositifs tests, les rapports entre l'intensité I du courant, mesurée à 0,1 V avant et après incubation avec la streptavidine (I streptavidine/I biotine5 (o) est compris entre 18 et 980. L'ensemble de ces résultats montre que les dispositifs miniatures conformes à l'Invention permettent de réaliser la détection électrique d'interactions de type ligand-récepteur de façon simple et rapide, avec une sensibilité importante, et ce sans faire intervenir de traitements chimiques supplémentaires tels qu'une révélation 1 0 par précipitation à l'argent collodal comme décrit par exemple par Park S.-J. et al (précité). EXEMPLE 4: UTILISATION DES DISPOSITIFS MINIATURES CONFORMES A L'INVENTION POUR DETECTER LA PRESENCE D'UN ANTICORPS DANS UN ECHANTILLON Dans cet exemple, on utilise les dispositifs tels que préparés cidessus à l'exemple 1 sur lesquels on immobilise la sonde polypeptidique biotineCOCHO (jouant le rôle d'antigène) telle que décrite ci-dessus et qui va être ciblée par uni anticorps anti-biotine marqué à l'or collodal. 1) Accrochage de la sonde Une goutte de biotine-COCHO à 10-3 M en solution dans du tampon acétate de sodium/acide acétique 0,1 M pH 5,5 est déposée sur un dispositif miniature tel que celui préparé à l'exemple 1 ci-dessus puis écrasée sous lamelle. Le dispositif est ensuite incubé pendant une nuit à 37 C en chambre humide. Après 3 rinçages avec un tampon PBS à pH 7,2 contenant 0,1 % de Tween 20, les sites d'adsorption sont 25 saturés pendant 2 heures à 37 C avec une solution de PBS contenant 0,1 % de Tween et 5 % en poids de lait. 2) Incubation avec des anticorps anti biotine Les anticorps anti-biotine utilisés dans cet exemple sont des anticorps monoclonaux de chèvre produits par la société Aurion, et marqués avec un 30 collode d'or de 25 + 3 nm. Chaque nanoparticule d'or est recouverte de 115 à 180 anticorps. Les anticorps sont fournis dans un tampon PBS à 10 mM à pH 7,6 contenant 1 % de BSA (Bovine Serum Albumin) et 0,1 % d'azoture de sodium (NaN3), et stockés dans cette solution à 4 C. Les anticorps sont déposés sur les dispositifs obtenus ci-dessus à l'étape 1) à la concentration de 10-2 mg/ml dans du PBS 0,01 M pH 7,2 contenant 0,1 5 %r de Tween 20 et 5 % du volume en poids de lait pendant 2 heures à 37 C en chambre humide. Les dispositifs sont ensuite lavés par 2 rinçages au PBS pH 7,2, puis par 2 rinçages à l'eau désionisée, et par 1 rinçage à l'éthanol absolu, pour être enfin séchés dans un dessiccateur. 3) Mesures électriques Comme dans l'exemple 3 ci-dessus, on mesure les caractéristiques courant-tension du dispositif lors des trois étapes de réalisation de l'interaction, c'està-dire avant tout dépôt organique ("électrodes à nu"), après la fixation de la biotineCOCHO, et enfin après incubation avec l'anticorps marqué à l'or collodal. Les résultats obtenus sont représentés sur la figure 4 annexée sur 15 laquelle la valeur absolue (en ampères) du courant mesuré entre deux électrodes du dispositif (axe des ordonnées) est fonction de la tension appliquée, entre - 0,1 V et 0,1 V pour les électrodes à nu (carrés pleins) , après ancrage de la sonde polypeptidique biotine-COCHO (triangles pleins) et enfin après incubation avec l'anticorps antibiotine marqué (ronds pleins). L'interaction de la biotine avec les anticorps anti-biotine marqués à l'or collodal dans l'espace inter-électrodes conduit à une augmentation de la conductivité. Par conséquent, l'ensemble de ces résultats montre que les dispositifs miniatures confonrmes à l'Invention permettent la détection électrique d'une interaction 25 antigène-récepteur et donc la détection d'un anticorps d'intérêt au sein d'un échantillon biologique. REVENDICATIONS 1. Dispositif miniature de détection électrique d'interactions de type l igalnd-ri-écepteur, constitué d'un support solide isolant électriquement présentant une surface plane et comportant une matrice de nanoélectrodes, caractérisé par le fait que - lesdites nanoélectrodes sont organisées par paires; - au sein de chaque paire de nanoélectrodes, la distance maximale séparant les deux nanoélectrodes l'une de l'autre est inférieure ou égale à 1 tm et délimite un espace inter-électrodes; - la surface dudit support solide comprise dans l'espace inter10 électrodes est recouverte d'une couche organique hydrophile apte à permettre la fixation par liaison covalente ou par adsorption d'au moins une sonde polypeptidique; - ladite couche organique hydrophile est en contact avec lesdites nanoélectrodes; ledit dispositif est destiné à être connecté à un moyen de mesure de 15 la conductivité électrique entre chacune desdites paires de nanoélectrodes. 2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé par le fait que le support solide est choisi panni le verre, l'oxyde de silicium, le nitrure de silicium et leurs dérivés et les polymères synthétiques. 3. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé par le fait que le 20 support solide est constitué de silicium monocristallin recouvert d'une couche isolante d'oxyde de silicium. 4. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé par le fait que la distance maximale séparant les deux nanoélectrodes d'une miême paire est inférieure ou égale à 100 nmn. 5. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé par le fait qu'il comporte des nanoélectrodes parallèles sur une longueur de a 30 Htm. 6. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé par le fait que les nanoélectrodes sont constituées par au moins une couche 30 métallique en or, en chrome ou en platine. 7. Dispositif selon la revendication 6, caractérisé par le fait que les couches métalliques ont une épaisseur comprise entre 5 et 50 nm. 8. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé par le fait que la couche organique hydrophile est un sol-gel comportant d(les groupemients de surface semicarbazide ou amine. 9. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, 5 caractérisé par le fait que la surface du support solide séparant chacune des paires de nanoélectrodes est recouverte d'une couche organique hydrophobe. 10. Dispositif selon la revendication 9, caractérisé par le fait que la couche organique hydrophobe est une couche d'un alkylsilane. 1 1. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 10 précédentes, caractérisé par le fait qu'il comporte au moins une sonde polypeptidique ancrée à la surface de la couche organique hydrophile comprise dans l'espace interélectrodes. 12. Dispositif selon la revendication 11, caractérisé par le fait que les sondes polypeptidiques sont choisies parmi les polypeptides d'extraction ou 15 recombinants et les polypeptides synthétiques. 13. Dispositif selon la revendication 11 ou 12, caractérisé par le fait qu'il est équipé d'un circuit intégré de multiplexage et que chacun des espaces interélectrodes peut comporter des sondes polypeptidiques de nature différente. 14. Procédé de préparation d'un dispositif miniature de détection 20 électrique d'interactions de type ligand-récepteur tel que défini à l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé par le fait qu'il comprend au moins les étapes suivantes: a) la réalisation, sur un support solide isolant électriquement présentant une surface plane, d'une matrice de nanoélectrodes organisées par paires, 25 chacune des paires de nanoélectrodes étant constituée de deux nanoélectrodes séparées l'une de l'autre par une distance inférieure ou égale à 1 pim délimitant un espace interélectrodes; b) le dépôt d'une couche organique hydrophile à la surface de l'espace inter-électrodes créé ci-dessus à l'étape a) et la mise en contact de ladite 30 couche avec lesdites nanoélectrodes. 15. Procédé selon la revendication 14, caractérisé par le fait que l'étape a) est réalisée par lithographie électronique ou par nanoimpression. 16. Procédé selon la revendication 14 ou 15, caractérisé par le fait que la couche organique hydrophile comporte des groupements de surface semicarbazide et que l'étape b) comprend alors les sous étapes suivantes i) l'introduction de fonctions amine par une réaction de silanisation de la surface support comprise dans l'espace inter-électrodes, ii) la transformation des fonctions amine en fonctions isocyanate, iii) la réaction des fonctions isocyanate avec un dérivé d'hydrazine pour former le groupement semicarbazide. 17. Procédé selon la revendication 14 ou 15, caractérisé par le fait 10 que la couche organique hydrophile comporte des groupements de surface semicarbazide et que l'étape b) est effectuée en une seule étape, par réaction du support avec un silane portant un groupement semicarbazide. 18. Procédé selon l'une quelconque des revendications 14 à 17, caractérisé par le fait qu'il comprend en outre une étape supplémentaire de formation 15 d'une couche organique hydrophobe à la surface du support solide située en dehors des espaces inter-électrodes. 19. Procédé selon la revendication 18, caractérisé par le fait que ladite étape supplémentaire est réalisée par silanisation de la surface, avant l'étape b). 20. Utilisation d'un dispositif miniature tel que décrit à l'une 20 quelconque des revendications 1 à 13, comme "puces à polypeptides", en tant qu'outil de diagnostic miniaturisé et hautement parallèle. 21. Utilisation d'un dispositif miniature tel que décrit à l'une quelconque des revendications 1 à 13, comme "puces à polypeptides" pour le sérotypage ou le criblage d'épitopes. 22. Utilisation d'un dispositif miniature tel que décrit à l'une quelconque des revendications 1 à 13, comme "puces à polypeptides" pour la détection et/ou la quantification de protéines dans des milieux biologiques complexes. 23. Utilisation d'un dispositif miniature tel que décrit à l'une quelconque des revendications 1 à 13, pour réaliser un criblage à haut débit de 30 molécules biologiques de nature peptidique dans un milieu biologique complexe. 24. Procédé de détection électrique d'une interaction de type ligandrécepteur consistant à a) mesurer la conductivité électrique en conditions ohmiques entre au moins deux nanoélectrodes d'au moins un dispositif miniature tel que défini à l'une quelconque des revendications 1 à 13, sur lequel sont ancrées des sondes polypeptidiques; b) à incuber ledit dispositif avec un échantillon biologique susceptible de renfermer des récepteurs et/ou des anticorps d'intérêt reconnaissant spécifiquement la ou les sondes polypeptidiques présentes à la surface dudit dispositif pour fonrmer des complexes de type ligand-récepteur ou antigène-anticorps; c) à incuber ensuite ledit dispositif avec au moins une molécule 10 marquée à l'aide de particules métalliques, ladite molécule marquée étant apte à se fixer spécifiquement sur les complexes ligand-récepteur ou antigène-anticorps obtenus à l'étape précédente b); et d) à mesurer à nouveau la conductivité entre lesdites au moins deux nanoélectrodes; une augmentation de la conductivité étant significative de la 15 fonnation de complexes ligand-récepteur ou antigène-anticorps et donc de la présence du récepteur et/ou de l'anticorps d'intérêt dans l'échantillon biologique. 25. Procédé selon la revendication 24, caractérisé par le fait que les molécules utilisées à l'étape c) pour révéler les complexes ligandrécepteur ou antigène-anticorps sont marquées avec des particules d'or collodal.