DE10163557B4

DE10163557B4 - Transistorbasierter Sensor mit besonders ausgestalteter Gateelektrode zur hochempfindlichen Detektion von Analyten

Info

Publication number: DE10163557B4
Application number: DE10163557A
Authority: DE
Inventors: Andreas Dr. Offenhäusser; Margarete Dr. Odenthal; Michael Dr. Goryll; Jürgen Dr. Moers; Hans Prof. Dr. Lüth
Original assignee: Forschungszentrum Juelich GmbH
Current assignee: Forschungszentrum Juelich GmbH
Priority date: 2001-12-21
Filing date: 2001-12-21
Publication date: 2007-12-06
Anticipated expiration: 2021-12-22
Also published as: EP1456636A1; JP2005513501A; JP4768226B2; WO2003056322A1; US20050040483A1; DE10163557A1; US7632670B2

Abstract

Sensor zum Nachweis wenigstens eines Analyten, umfassend ein Substrat, ein Source-Kontaktgebiet (8), ein Drain-Kontaktgebiet (2) und ein Gateoxid (4) eines Transistors, wobei zwischen dem Gateoxid (4) und einer elektrisch isolierenden Detektionselektrode (7) eine Gateelektrode angeordnet ist, dadurch gekennzeichnet, dass die Kontaktfläche A_sens (5) der Gateelektrode an die Detektionselektrode (7) größer ist als die Kontaktfläche A_gate (6) der Gateelektrode an das Gateoxid (4), und zwar in einem Verhältnis der Kontaktflächen A_gate:A_sens von 1:10 bis 1:500000.

Description

Die Erfindung betrifft einen transistorbasierten Sensor mit besonders ausgestalteter Gateelektrode zur hochempfindlichen Detektion von Analyten nach dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.
Ein derartiger Sensor ist bereits aus den Druckschriften DE 42 32 532 A1 , JP 62237347 A , WO 01/13432 A1, DE 35 13 168 C2 , US 6,284,613 B1 und Lin, H.-C.; Lin, W.-F.; Yang, R.-P.; Tsai M.-S.; Chao, T.-S.; Huang, T.-Y. (1998) IEEE Electron Device Lett. (Vol. 19, No.1, Seiten 26–28) bekannt.
In den letzten Jahren erzielten Sensoren auf Basis siliziumbasierender mikroelektronischer Bauelemente große Aufmerksamkeit, da der Sensor und die Auswerteelektronik monolithisch auf einem Chip integriert und die Erfahrung der Silizium-CMOS-Technologie genutzt werden können. Bei der Verbindung eines mikroelektronischen Bauelementes und eines Sensors ist die Abstimmung zwischen der Empfindlichkeit des Bauelementes und des Sensors immer mit Problemen behaftet.
Das von der elektronischen Seite dem Sensor zugrunde liegende Bauelement ist der MOSFET. Dieses Bauelement erfährt durch seine Bedeutung in der Mikroelektronik bereits seit zwei Jahrzehnten eine kontinuierliche Weiterentwicklung. Die kritischen Bauelementabmessungen und die elektronischen Eigenschaften wurden und werden immer weiter reduziert und verbessert. Durch die Verkleinerung der Abmessungen werden die Transistoren nicht nur schneller, sie werden auch empfindlicher. Anfang der 90iger Jahre wurde der Grenzwert von 1 Mikrometer unterschritten. Heutige Bauelemente weisen stan dardmäßig Kanallängen von 180 Nanometern auf. Dieses Maß wird in der Produktion in Kürze auf 130 Nanometer verkleinert.
In der International Technology Roadmap for Semiconductors (http://public.itrs.net) werden die zu erwartenden Bauelement-Abmessungen und elektronischen Eigenschaften der MOSFETs bis in das Jahr 2015 prognostiziert. Labormuster für diese zukünftigen Anwendungen und Bauelemente werden aber auch schon heute gefertigt.
Durch diese Skalierung treten neben den technologischen Problemen auch physikalische Probleme auf, die ohne weitere Maßnahmen die elektronischen Eigenschaften degradieren würden. Die Eigenschaften der Transistoren können nicht einfach mit der Größe skaliert werden, da sogenannte Kurz-Kanaleffekte auftreten. Diese Effekte, die den extrem kleinen Bauelementen eigen sind, müssen durch andere Gestaltung des Layouts vermieden werden.
Lösungsmöglichkeiten hierzu sind die bekannten Fully-Depleated silicon-on-insulator (FD-SOI) oder der Double Gate (DG) Transistor. Bei den FD-SOI befindet sich die wenige Nanometer dicke stromführende Schicht auf einer vergrabenen Oxidschicht, bei einem DG-MOSFET wird die stromführende Schicht von beiden Seiten jeweils durch eine Steuerelektrode angesteuert. Dabei sinkt vorteilhaft zunächst der Platzbedarf pro Bauelement, was für industrielle Anwendungen bei gleichem Aufwand mehr Durchsatz, und damit mehr Gewinn, bedeutet. Für das Bauelementverhalten selber bedeuten die kleinen Abmessungen höhere Empfindlichkeit, d. h. mit kleineren Ein gangssignalen können die gleichen Ausgangssignale erreicht werden. Diese Eigenschaft ist für die Anwendung in der Sensorik generell von großer Bedeutung.
Für biomedizinische Anwendungen werden Sensoren zur Zeit im wesentlichen in die nachfolgenden Gruppen eingeteilt. Enzymatische Biosensoren (z. B. Glukose, Urea), Affinitäts-Biosensoren (z. B. Immunosensoren, DNA-Sensoren), Ganzzell-Biosensoren (Mikroben, Gewebe, Nervenzellen). Dabei werden zur Signalwandlung meist folgende Strukturen eingesetzt: Impedanz-Strukturen, Acoustic-Wave-Strukturen, kaloriemetrische Sensoren, elektrochemische Zellen, optische Sensoren, sowie halbleiterbasierende Sensoren.
Neben licht-adressierbaren Halbleiterstrukturen (LAPS) und kapazitiven Sensoren ist aus Bergveld (Bergveld, P., 1970. Development of an ion-sensitive solid-state device for neurophysiological measurements. IEEE Trans. Biomed. Eng. BME-17, 70–71) bekannt, Transistorstrukturen einzusetzen, die im Gegensatz zu den klassischen Feldeffekt-Transistoren (MOSFET) kein metallisches Gate besitzen. So wird, z. B. bei einem Rezeptor-basierenden Sensor, die Oberfläche des Gateoxidmaterials sensitiv für die entsprechende Zielsubstanz gemacht. Befindet sich die entsprechende Zielsubstanz in der Lösung, so kann sie an die entsprechende immobilisierte Rezeptorsubstanz binden, was die elektrischen Ladungen an der Oberfläche des Sensors erhöht. Dadurch ändert sich die Ladung im Kanal des Bauelements, was zu einer meßbaren Veränderung dessen Eigenschaften führt. Neben einigen Nachteilen, die hauptsächlich auf Effekten an der Elektrolyt/Bauelement-Grenzfläche beruhen, ist ein wesentlicher Nachteil der aufgezeigten Strukturen, daß die Herstellung der verwendeten Bauelemente nicht mit den heutigen CMOS-Standardprozessen durchgeführt werden können.
Es besteht ein Bedarf an Sensoren, die CMOS-kompatibel sind, so daß Signalprozessierung sowie weitere Sensoren (z. B. für Temperaturmessungen) alle auf einem Chip untergebracht werden können. Die Kompatibilität zur CMOS-Prozessen wurde bisher dadurch erhöht, daß wie in der CMOS-Technologie üblich, ein Polysilizium-Gate verwendet wurde. Aus Bousse et al. (Bousse, L., Shott, J., Meindl, J.D., 1988. A process for the combined fabrication of ion sensors and CMOS circuits. IEEE Electron Device Lett. 9, 44–46) ist hierzu bekannt, das Polysilizium-Gate elektrisch floatend zu betreiben. Elektrisch floatend bedeutet, daß sich das Potential über die Ladung einstellt, also nicht festgelegt ist.
Aus Smith et al. (Smith, R., Huber, R.J., Janata, J., 1984. Electrostatically protected ion sensitive field effect transistors. Sensors and Actuators, 5, 127–136) ist bekannt, das Polysilizium-Gate über einen MOSFET-Schalter anzusteuern. Daneben ist in dieser Arbeit ein Transistor realisiert, bei dem Poly-Silizium als Material für die Gateelektrode aufgebracht wurde. Hierauf befindet sich eine Platin-Schicht, deren Fläche größer gewählt ist als die der Gateelektrode um die Stromdichte am Übergang von Elektrolyt zu Metall zu minimieren.
In der Biomedizin und in der Diagnostik stellt der Nachweis geringster Molekülkonzentrationen eine große Herausforderung dar. So besteht z. B. in der DNA-Analytik der Bedarf an Nachweisverfahren, die so empfindlich sind, daß die notwendigen DNA-Vervielfältigungsschritte mittels „polymerase-chain-reaction" (PCR) überflüssig werden. Diese Schritte sind nachteilig arbeitsintensiv und teuer. Hierzu ist es notwendig, Sensoren zu entwickeln, die schon wenige Moleküle eines Analyten nachweisen können. Insbesondere für die molekulare Diagnostik ist es interessant, von wenigen Zellen (z. B. nach einer Biopsie) einen genetischen Fingerabdruck auf DNA-Basis zu gewinnen, um z. B. Krankheiten nachzuweisen. Das genetische Material wird hierzu aus den Zellen herausgelöst und die geringe Menge an Probematerial analysiert. Zusätzlich zu den genannten DNA-Chips wird sich weiterer Bedarf im Bereich der Proteomic ergeben.
Eine Möglichkeit sehr geringe Mengen an Probematerial zu detektieren, besteht in der Verwendung von sehr kleinen Flächen für die Detektionselektrode mit entsprechend empfindlicher Sensorik. Hierzu befindet sich ein Rezeptor für den Analyten lokal auf einer sehr kleinen Flächen der Detektionselektrode. Die lokale Immobilisierung des Rezeptors auf derartig kleinen Flächen ist aber nachteilig nur unter hohem Arbeits- und Kostenaufwand realisierbar.
Aufgabe der Erfindung ist es daher einen Sensor bereit zu stellen, welcher die im Stand der Technik aufgezeigten Mängel nicht aufweist. Insbesondere soll die Kompa tibilität zu CMOS-Standardprozessen gegeben und gleichzeitig der Nachweis, wenigstens eines Analyten mittels Umsetzung durch oder Bindung an einen Rezeptor, nachweisbar sein.
Die Aufgabe wird durch einen Sensor gemäß Hauptanspruch sowie durch ein Verfahren zum Nachweis eines Analyten gemäß Nebenanspruch gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen ergeben sich aus den darauf rückbezogenen Patentansprüchen.
Gemäß Hauptanspruch besteht die Lösung darin, daß zwischen einer Detektionselektrode aus einem elektrisch isolierendem Material und einem als Dielektrikum ausgebildeten Gateoxid eines Transistors eine Gateelektrode angeordnet ist. Die Gateelektrode weist eine große Kontaktfläche A_sens für die Detektionselektrode und eine kleine Kontaktfläche A_gate an das Gateoxid des angrenzenden sub-Mikrometer- bzw. Nanotransistors auf.
Der Rezeptor zur Bindung bzw. Umsetzung des Analyten ist an der Oberfläche der Detektionselektrode immobilisiert. Unter Analyten sind insbesondere Biomoleküle wie Nukleinsäuren (RNA, DNA), Antigene und Substrate von immobilisierten Enzymen gemeint. Unter den Begriff Rezeptoren fallen alle Moleküle, die einen solchen Analyten binden oder umsetzen können, wodurch der Analyt nachgewiesen wird.
Über die große Fläche der Detektionselektrode ist gewährleistet, daß der Rezeptor sich auf technisch einfache Weise auf deren Oberfläche immobilisieren läßt.
Über die kleine Kontaktfläche A_gate der Gateelektrode an den Transistor ist gleichzeitig eine hohe Nachweisempfindlichkeit für den Analyten gegeben, da der erfindungsgemäße Sensor über die Verwendung isolierender Materialien immer eine Reihenschaltung zweier Kondensatoren umfaßt. Der erste Kondensator ist zwischen Detektionselektrode und Gateelektroden-Material, der zweite Kondensator ist zwischen Gateelektroden-Material und Silizium-Substrat angeordnet.
Bei einer großen Fläche der Detektionselektrode, wird eine entsprechend große Kontaktfläche A_sens an die Gateelektrode gebildet. Durch die isolierenden Eigenschaften der Detektionselektrode ist diese elektrisch vom Material der Gateelektrode getrennt. Es ergibt sich nach der Beziehung (1) für die Kapazität eines Plattenkondensators:
eine Kapazität C_sens.
In Beziehung (1) bedeuten: A: Plattenfläche; d: Plattenabstand; ε₀: elektrische Feldkonstante; ε_r: relative Dieelektrizitätskonstante des Dielektrikums.
Die Kapazität der Gateelektrode als Steuerelektrode des Transistors ist aufgrund der deutlich geringeren Kontaktfläche A_gate der Gateelektrode an den Transistor entsprechend geringer, unter der Voraussetzung, daß sich die Dicken der Isolationsschichten d_sens und d_gace nicht oder nur unwesentlich voneinander unterscheiden.
Die Kapazität der Gateelektrode C_gate läßt sich ebenfalls nach der obigen Formel approximieren. Die Gatekapazität ist bei den Dimensionen des eingesetzten Sub-Mikrometer- bzw. Nanotransistors deutlich geringer als die der Detektionselektrode. Da zwischen der Kapazität und der Spannung an einem Kondensator die Beziehung
gilt, bewirkt die oben beschriebene Anordnung gemäß dem Verhältnis der beiden Kapazitäten
eine Erhöhung der an der Gateelektrode anliegenden Spannung, da dQ_sens = dQ_gate, d. h. identische Ladungen auf beiden Kapazitäten angenommen werden kann. In Kombination mit einem Sub-Mikrometer- bzw. Nanotransistor führt dies zu einer verbesserten Empfindlichkeit. Im Ergebnis führt die Verwendung eines Sensors mit den oben genannten Dimensionen für die Gateelektrode dazu, daß auch wenige Moleküle eines Analyten auf der Oberfläche der Detektionselektrode nachweisbar sind, sofern eine Änderung der Ladungen an der Detektionselektrode durch den Rezeptor, welcher den Analyten bindet bzw. mit diesem reagiert, stattfindet. Zum Nachweis wird zunächst der Analyt in Kontakt mit dem an der Detektion selektrode immobilisierten Rezeptor gebracht. Hierdurch kommt es zu einer Änderung der elektrischen Ladung an der Oberfläche der Detektionselektrode. Die Ladung wird erfindungsgemäß über die Reihenschaltung der beiden Kondensatoren an den Transistor übertragen, wobei die Ladungsdichte durch die Abmessungen der Gateelektrode an den Kontaktflächen zur Detektionselektrode A_sens und zum Gateoxid A_gate in Richtung des Transistors erhöht wird (siehe Beziehung 3). Die Konzentration des nachzuweisenden Analyten wird über die Messung der Stromänderung bestimmt.
Ein Vorzug des vorgestellten Konzepts liegt darin, daß die Verknüpfung einer großen Detektionsfläche mit einem Sub-Mikrometer- bzw. Nanotransistor weitgehend unabhängig vom verwendeten Nanotransistorkonzept ist. Das Konzept ist daher kompatibel mit den bisher in der Literatur beschriebenen Nanotransistoren. Insbesondere die Kompatibilität zu nano-MOS-Transistoren ist gegeben.
Das Verhältnis der Flächen A_gate:A_sens beträgt 1:10 bis 1:500000.
Zur Bereitstellung des ersten Kondensators besteht die Detektionselektrode aus einem isolierendem Material. Die Detektionselektrode kann beispielsweise aus SiO₂ bestehen. SiO₂ ist ein guter Isolator. Das Material läßt sich auch in sehr dünnen Schichten auftragen. Kleinste Ladungsänderungen an der Oberfläche der Detektionselektrode durch Bindung eines Analyten an ein immobilisiertes Rezeptormolekül können so bei hoher Empfindlichkeit über den ersten Kondensator in Richtung des Transistors übertragen werden. Darüber hinaus sind Biomoleküle wie z. B. Nukleinsäuren, Antikörper und Enzyme als Rezeptoren über Verfahren, welche Stand der Technik innerhalb der Silanchemie bilden, gut auf SiO₂ immobilisierbar.
Neben SiO₂ als Material für die Detektionselektrode sind auch Ta₂O₅, Al₂O₃ oder Si₃N₄ besonders geeignet. Diese Materialien sind ebenfalls gute Isolatoren. Sie eignen sich darüber hinaus in besonderer Weise als pH-sensitive Materialien für den Nachweis von Substraten als Analyten, die im Verlauf einer Reaktion mit einem immobilisertem Enzym, beispielsweise mit Dehydrogenasen, umgesetzt werden. Hierdurch kommt es zu einer nachweisbaren lokalen Änderung des pH-Wertes an der Detektionselektrode, wodurch der Analyt nachgewiesen wird.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung wird als Gateelektrodenmaterial hochleitendes Polysilizium eingesetzt. Dies bewirkt vorteilhaft, daß das Gateelektroden-Material kapazitiv an die Detektionselektrode angekoppelt ist. Es ist eine gute Signalübertragung von der Detektionselektrode zur Gateelektrode gewährleistet. Selbstverständlich ist das Material der Gateelektrode nicht auf Polysilizium beschränkt. Vielmehr können alle in Frage kommenden Materialien mit guter Leitfähigkeit für die Gateelektrode verwendet werden.
Die Gateelektrode und die Detektionselektrode können über eine oder mehrere Schichten miteinander verbunden sein. Im Bereich zwischen Gateelektrode und Detektionselektrode kann als Oberfläche der Gateelektrode eine Silizidschicht angeordnet sein. Die Silizidschicht kann z. B. durch Aufsputtern von Wolfram auf das Polysilizium und anschließendem Tempern erzeugt werden. Es kann aber auch nach Aufsputtern von Titan eine Schicht aus Titansilizid als Oberfläche der Gateelektrode angeordnet sein. Vorteilhaft sind die genannten Silizide sehr gute Leiter. Sie verhindern einen Ionenfluß an den Transistor und erhöhen die Haltbarkeit des Transistors.
In einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung liegt eine Schichtenfolge aus Polysilizium, Wolframsilizid sowie SiO₂ zur Bildung eines ersten Kondensators vor. Auf dem Polysilizium ist die Schicht aus Wolframsilizid, welche die Oberfläche der Gateelektrode bildet, angeordnet. Polysilizium und Wolframsilizid zusammen bilden dabei die Gateelektrode. Eine derartige Schichtenfolge mit SiO₂ als isolierendes Material für die Detektionselektrode führt zur kapazitiven Anbindung der Gateelektrode an die Detektionselektrode.
Da entsprechende Materialien für Gateelektroden bereits bei der Herstellung von Transistoren im Submikrometer- bzw. Nanometer-Bereich Verwendung finden, existieren keine nachteiligen Eigenschaften für die Funktion der Transistoren, so daß die oben beschriebenen Vorteile der geringen, zur Steuerung des Transistors notwendigen Spannung erhalten bleiben. Insbesondere bleibt der innere Aufbau der Submikrometer- bzw. Nanotransistoren unverändert. Da die Materialien für die Gateelektroden metallische Eigenschaften besitzen, besteht auch eine kapazitive Verbindung zwischen der Detektionselektrode und der Gateelektrode als Steuerelektrode des Transistors.
Das Gateoxid eines erfindungsgemäßen Sensors besteht aus einem Dielektrikum entsprechend den Vorgaben des Nanotransistors.
Im weiteren wird die Erfindung an Hand einiger Ausführungsbeispiele und der beigefügten Figur näher beschrieben.
1 zeigt den Querschnitt durch einen erfindungsgemäßen Sensor auf der Basis eines Feldeffekttransistors. Die Abmessungen in 1 sind nicht maßstabsgetreu dargestellt.
Auf einem Siliziumsubstrat 1 befindet sich ein Drain-Kontaktgebiet 2, ein Source-Kontaktgebiet 8, sowie ein Gateoxid 4, bestehend aus einem Dielektrikum wie z. B. SiO₂, mit einer bestimmten Fläche. Substrat 1, Drain-Kontaktgebiet 2, Source-Kontaktgebiet 8 und Gateoxid 4 bestehen aus Materialien, wie sie aus dem Stand der Technik zur Herstellung von Sub-Mikrometer- und Nanotransistoren bekannt sind.
Eine erfindungsgemäße, speziell ausgestaltete Gateelektrode, umfasst einen Bereich mit einer Kontaktfläche A_gate 6 für das Gateoxid 4 und einen Bereich mit einer Kontaktfläche A_sens 5 für die Detektionselektrode 7 und ist somit zwischen Gateoxid 4 und Detektionselektrode 7 angeordnet. Die Kontaktfläche A_gate 6 ist kleiner als die Kontaktfläche A_sens 5. Der Kanal unterhalb vom Gateoxid 4 weist beispielsweise eine Länge von nur 0,01 bis 1 Mikrometer auf. Hieraus ergeben sich sehr kleine Kondensatorflächen zwischen Gateelektroden-Material und Silizium-Substrat. Die Kontaktfläche A_sens 5 zur Detektionselektrode 7 kann beispielsweise eine Länge von 1 bis 1000 Mikrometer aufweisen. Die Kontaktfläche A_gate 6 an das Gateoxid 4 kann somit beispielsweise 10^–3 Quadratmikrometer betragen. Die Kontatkfläche A_sens 5 an die Detektionselektrode 7 kann beispielsweise 500 Quadratmikrometer betragen. Hierdurch wird eine Erhöhung der Ladungsdichte um den Faktor 500000 erzielt. Selbstverständlich sind die Flächen nicht auf die angegebenen Maße beschränkt.
Die Gateelektrode ist im Querschnitt im vorliegenden Fall T-förmig ausgestaltet. Man ist in der Auswahl der Form jedoch nicht auf eine T-Form eingeschränkt. Vielmehr ist jede Form für die Gateelektrode auswählbar, die im Ergebnis zu einer größeren Kontaktfläche A_sens 5 an die Detektionselektrode 7 im Vergleich zur Kontaktfläche A_gate 6 an das Gateoxid 4 führt.
Das Material der Gateelektrode besteht aus Polysilizium. Auf der Gateelektrode befindet sich im Bereich 5 zur Detektionselektrode 7 eine weitere, in 1 nicht dargestellte Schicht aus Wolframsilizid als Oberfläche der Gateelektrode. Hierauf ist die Detektionselektrode 7 aus Siliziumdioxid angeordnet. Wolframsilizid ist ein sehr guter Leiter und verhindert vorteilhaft einen Ionenfluß von der Detektionselektrode 7 zum Gateoxid 4. Die Haltbarkeit des Transistors wird da durch erhöht. Diese Funktion kann auch durch eine Schicht aus Titansilizid übernommen werden.
Die gesamte Anordnung aus Drain-Kontaktgebiet 2, Source-Kontaktgebiet 8 sowie Gateelektrode und Detektionselektrode 7 ist in einen Isolator 3, z. B. in eine Siliziumdioxid-Schicht eingebettet. Diese dient dem Schutz des Sensors. Es kann an Stelle dessen auch Si₃N₄ verwendet werden.
Im Ergebnis liegt über diese Anordnung wiederum eine Reihenschaltung zweier Kondensatoren vor. Durch die Abmessungen wird eine Erhöhung der Ladungsdichte in Richtung des Transistors und damit die gewünschte, hohe Nachweisempfindlichkeit des Transistors erzielt.
Auf der Detektionselektrode 7 sei im vorliegenden Fall eine Nukleinsäure (RNA, DNA) vorzugsweise kovalent oder auch elektrostatisch immobilisiert. Wenn der Analyt (hier: eine zur immobilisierten Nukleinsäure komplementäre Nukleinsäure: RNA, DNA) bindet, dann verändern sich die Ladungen an der Oberfläche der Detektionselektrode über die zusätzlich gebundenen negativen Ladungen der Phosphatgruppen der Analyten-Nukleinsäure. Über die Reihenschaltung der beiden Kondensatoren werden diese Ladungen bis zum Transistor übertragen. Die dadurch erzeugte Stromänderung am Transistor wird gemessen und kann sowohl quantitativ in die Konzentration des gebundenen Analyten umgerechnet werden, als auch qualitativ zum einfachen Nachweis des Analyten herangezogen werden. Eine Vervielfältigung der DNA durch PCR ist im Falle eines Nanotransistors nicht mehr nötig.
Nach diesem Prinzip ist auch eine Anitkörper-Antigen-Reaktion nachweisbar, bzw. meßbar.
Es kann auch ein Enzym, z. B. eine Dehydrogenase oder eine Glucose-Oxidase in Kombination mit einer Meerrettich-Peroxidase, z. B an Ta₂O₅ als Detektionselektrode 7, immobilisiert sein. Durch die enzymatische Reaktion wird das Substrat umgesetzt, wobei in Abhängigkeit vom pH-Wert lokal definiert die Oberfläche der Detektionselektrode 7 protoniert bzw. deprotoniert wird. Die Ladungsänderung wird durch die Reihenschaltung der Kondensatoren in eine Stromänderung überführt und gemessen. Vom Grunde her können dabei die Umsetzungen all jener Enzyme nachgewiesen bzw. gemessen werden, bei denen es auf Grund der Reaktionsmechanismen zu einer lokalen Änderung des pH-Wertes an der Oberfläche der Detektionselektrode 7 kommt.
Es ist auch möglich verschiedene Rezeptoren auf einer Detektionselektrode 7 zu immobilisieren, um dadurch den Nachweis mehrerer Analyten mittels eines Sensors zu ermöglichen.

Claims

Sensor zum Nachweis wenigstens eines Analyten, umfassend ein Substrat, ein Source-Kontaktgebiet (8), ein Drain-Kontaktgebiet (2) und ein Gateoxid (4) eines Transistors, wobei zwischen dem Gateoxid (4) und einer elektrisch isolierenden Detektionselektrode (7) eine Gateelektrode angeordnet ist, dadurch gekennzeichnet, dass die Kontaktfläche A_sens (5) der Gateelektrode an die Detektionselektrode (7) größer ist als die Kontaktfläche A_gate (6) der Gateelektrode an das Gateoxid (4), und zwar in einem Verhältnis der Kontaktflächen A_gate:A_sens von 1:10 bis 1:500000.
Sensor nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch SiO₂ als Material für die Detektionselektrode (7).
Sensor nach einem der Ansprüche 1 oder 2, gekennzeichnet durch Ta₂O₅ oder Al₂O₃ oder Si₃N₄ als Material für die Detektionselektrode (7).
Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Gateelektrode Polysilizium enthält.
Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen der Gateelektrode und der Detektionse lektrode (7) eine Silizidschicht als Oberfläche der Gateelektrode angeordnet ist.
Sensor nach vorhergehendem Anspruch 5, gekennzeichnet durch Wolframsilizid oder Titansilizid als Material für die Silizidschicht.
Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine Schichtenfolge aus Polysilizium und Wolframsilizid als Material für die Gateelektrode und Siliziumdioxid als Material für die Detektionselektrode (7).
Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Gateelektrode im Querschnitt T-förmig ausgestaltet ist.
Verfahren zum Nachweis wenigstens eines Analyten mit einem Sensor nach einem der Ansprüche 1 bis 8 gekennzeichnet durch die Schritte: – wenigstens ein Analyt wird zur Bildung einer Änderung der elektrischen Ladung an der Oberfläche der Detektionselektrode (7) in Kontakt mit einem an der Detektionselektrode (7) immobilisierten Rezeptor gebracht, – der Analyt wird über die Erfassung der Stromänderung am Transistor nachgewiesen.
Verfahren nach vorhergehendem Anspruch, dadurch gekennzeichnet, dass der Analyt vom Rezeptor gebunden wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Analyt vom Rezeptor umgesetzt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 11, gekennzeichnet durch Biomoleküle als Analyte.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass ein dem Analyt komplementäres Biomolekül an der Oberfläche der Detektionselektrode (7) als Rezeptor immobilisiert vorliegt, welches den Analyten bindet.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 13 gekennzeichnet durch DNA als Analyt und/oder Rezeptor.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 14, gekennzeichnet durch RNA als Analyt und/oder Rezeptor.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 15, gekennzeichnet durch ein Antigen als Analyt und einen Antikörper als Rezeptor.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bildung einer Änderung der elektrischen Ladung an der Detektionselektrode (7) eine Änderung des pH-Wertes gewählt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 17, gekennzeichnet durch ein Substrat als Analyt und ein immobilisiertes Enzym als Rezeptor, das den Analyt umsetzt.