DE102007043132B4

DE102007043132B4 - Biosensor und Verfahren zum Messen einer Konzentration eines Analyten in einem Medium

Info

Publication number: DE102007043132B4
Application number: DE102007043132A
Authority: DE
Inventors: Dr. Ünlübayir Sinan; Dr. Trieu Hoc-Khiem
Original assignee: Fraunhofer Gesellschaft zur Forderung der Angewandten Forschung eV
Current assignee: Fraunhofer Gesellschaft zur Forderung der Angewandten Forschung eV
Priority date: 2007-09-11
Filing date: 2007-09-11
Publication date: 2012-07-26
Anticipated expiration: 2027-09-12
Also published as: US20090066347A1; US8143908B2; DE102007043132A1

Abstract

Biosensor zum Messen einer Konzentration eines Analyten (110) in einem Medium (120), mit: einem elektrischen Ladungsspeicher (130), wobei der elektrische Ladungsspeicher (130) eine Sensorelektrode (132) aufweist; einer Widerstandsschicht (140) mit einem elektrischen Widerstand, der sich bei Kontakt zu dem Analyten (110) ändert; einer Referenzelektrode (152), die bei Kontakt mit dem Medium (120) das Medium mit einem Referenzpotential verbindet; und einer Steuereinheit (154), die ausgebildet ist, um eine Auswirkung von elektrischen Ladungen, die in dem elektrischen Ladungsspeicher gespeichert sind oder die zwischen dem elektrischen Ladungsspeicher (130) und dem Medium (120) die Widerstandsschicht (140) passieren, zu messen; wobei die Steuereinheit (154) ausgebildet ist, um den elektrischen Ladungsspeicher (130) von einer elektrischen Versorgung zu trennen; und wobei die Widerstandsschicht (140) so bezüglich der Sensorelektrode (132) angeordnet ist, dass die Widerstandsschicht (140) bei Kontakt mit dem Medium (120) zwischen dem Medium (120) und der Sensorelektrode (132) angeordnet ist,...

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf einen Biosensor und ein Verfahren zur Messung einer Konzentration eines Analyten in einem Medium und insbesondere auf einen ultrasensitiven CMOS-Biosensor, wobei der Sensor zum Detektieren von Kleinstmengen eines Analyten in einer Lösung verwendet werden kann.
Biosensoren, die eine biologische Komponente und einen physikalischen Signalumformer (engl. transducer) aufweisen, werden hauptsächlich für Analysezwecke wie beispielsweise der klinischen Analyse, Qualitätskontrolle von Lebensmitteln und Analysen von Umweltbelastungen konzipiert. Ein Problem, das Biosensoren oder allgemein Sensoren zugrunde liegt, besteht darin, einen Sensor zu realisieren, der eine hohe Selektivität und zugleich eine hohe Sensitivität aufweist. Beide Anforderungen ergeben sich aus Einsatzgebieten von Biosensoren, die beispielsweise ein Detektieren von Tumormarkern im Blutserum bis hinab zu einer Detektionsschwelle von 10^–13 mol/Liter im Beisein von vielen anderen Bestandteilen im Blut umfassen. Nur wenige der aktuell eingesetzten Biosensoren bzw. Analysesysteme (Assays) erreichen eine solch niedrige Nachweisgrenze oder sind zeitaufwendig und kompliziert in der Handhabung. Ferner sind viele der konventionellen Biosensoren/-Assays aus prinzipiellen Gründen nicht miniaturisierbar und können somit nicht in portable Analysegeräte integriert werden.
Ein Biosensor umfasst im Allgemeinen zwei wesentliche Funktionseinheiten. Zum einen ist dies ein biologisches Detektionsmodul, welches biologisch sensitives Material aufweist und zum anderen ist dies der Signalumformer, welcher das Detektionssignal liefert. Für das biologische Detektionsmodul können eine Vielzahl von Rezeptormolekülen verwendet werden. Beispiele hierfür sind Enzyme, Antikörper, Liganden, Rezeptoren, Peptide, Oligonukleotide, Organzellen, Organismen oder Gewebestücke.
Aktuelle Biosensoren beruhen auf einer Vielzahl von Prinzipien und eine Einteilung kann aufgrund ihrer Transduktionsmechanismen erfolgen. Hiernach wird beispielsweise zwischen chemischen, optischen und physikalischen Biosensoren unterschieden. Die chemischen Biosensoren werden wiederum unterteilt in amperometrische, potentiometrische und konduktometrische Biosensoren. Bei den optischen Biosensoren werden diverse optische Eigenschaften wie Absorption, Fluoreszenz/Phosphoreszenz, Bio-/Chemilumineszenz, Reflektivität, Lichtstreuung und Reflexionsindex ausgenutzt, wobei diese Auflistung nur eine Beispielliste darstellt. Zu den physikalischen Detektionsmethoden gehören beispielsweise mikrogravimetrische und kalorimetrische Biosensoren.
Eine wichtige Untergruppe von Biosensoren umfassen Sensoren auf der Basis von immunologischen Mechanismen. Hierbei wird die Affinitätsreaktion zwischen Antigen und zugehörigem Antikörper beispielsweise ausgenutzt, um einen Analyten zu detektieren. Durch eine Kombination der spezifischen und sensitiven Antigen-Antikörper-Bindungsreaktion mit hoch sensitiven analytischen, zumeist optischen Methoden, wurden eine Vielzahl verschiedener Biosensoren realisiert. Die rekombinante Antikörperproduktion, welche die Herstellung von Antikörpern zu vielen Antigenen erlaubt, ermöglicht es ferner sogenannte Immunosensoren, welche zum Detektieren eines breiten Spektrums von Antikörpern eingesetzt werden können, zu realisieren.
Ein wichtiges Bewertungskriterium für Biosensoren ist ihre einfache Anwendbarkeit in der Praxis und darüber hinaus die Möglichkeit der Miniaturisierung, die insbesondere für den Einsatz von portablen Systemen besonders wichtig ist. Diesbezüglich haben im Allgemeinen Biosensoren, die auf elektrochemischen Prinzipien beruhen, gegenüber optischen Biosensoren größere Vorteile.
Somit gibt es zwar für unterschiedlichste Anwendungsfelder eine Vielzahl von Biosensoren, jedoch gibt es weder einen universellen Sensor für ein breites Spektrum von Aufgaben, noch gibt es für jede Aufgabe einen einfach zu handhabenden Sensor, der zum einen hoch sensitiv ist und zum anderen ein weites Potential für eine Miniaturisierung bietet.
Die US 2006/0016699 A1 zeigt eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Messen von biologischem Material.
Die US 2005/0230271 A1 zeigt ein Floating-Gate-Feldeffekttransistor (Feldeffekttransistoren mit isoliertem Gate) zum chemischen und/oder biologischem Messen.
Die DE 10255755 B4 zeigt eine integrierte elektronische Schaltung mit Feldeffekt-Sensoren zum Nachweis von Biomolekülen.
Die EP 1715333 A2 zeigt ein Verfahren zur Signalauslesung und einen gassensitiven Feldeffekttransistor.
Die WO 2004/040291 A1 zeigt einen chemisch-sensitiven Floating-Gate-Feldeffekttransistor.
Die DE 69632921 T2 zeigt ein System und ein Verfahren zur Bestimmung der Impedanz und Herstellungsverfahren.
Die DE 60124714 T2 zeigt eine Vorrichtung zur Bestimmung der Glukosekonzentration in Körperflüssigkeit.
Ausgehend von diesem Stand der Technik liegt der vorliegenden Erfindung die Aufgabe zugrunde, einen Biosensor und ein Verfahren zur Konzentrationsmessung eines Analyten in einem Medium zu schaffen, der einfach handhabbar und hoch selektiv und hoch sensitiv ist und darüber hinaus ein hohes Potential zur Miniaturisierung bietet.
Diese Aufgabe wird durch einen Biosensor gemäß Anspruch 1 und ein Verfahren zum Messen nach Anspruch 25 gelöst.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Erkenntnis zugrunde, dass ein Biosensor zur Messung einer Konzentration eines Analyten in einem Medium dadurch geschaffen werden kann, dass ein ladungsspeicherndes Bauelement, das eine Sensorelektrode aufweist, und eine integrierte selektive Membran derart zusammengebracht werden, dass Ladungen von der Sensorelektrode über die integrierte selektive Membran bei einem Kontakt derselben zu dem Medium abfließen können. Die integrierte selektive Membran ist beispielsweise zwischen dem Medium und der Sensorelektrode angeordnet und weist einen elektrischen widerstand auf, der sich bei Kontakt zu dem Analyten ändert, so dass die Konzentration aus der Menge der Ladungen, die die integrierte selektive Membran passieren, bestimmt wird.
Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung liegt somit als Funktionsprinzip ein sogenannter Leckagesensor zugrunde. Das Prinzip eines Leckagesensors basiert darauf, dass elektrische Ladung zunächst gespeichert wird und anschließend ein Detektionssignal durch ein Abfließen der gespeicherten Ladungen generiert wird. Im Allgemeinen erfolgt das Abfließen der Ladung extrem langsam und ist deshalb oft nicht direkt feststellbar. Allerdings kann die Messung über einen längeren Zeitraum durchgeführt werden, so dass ein messbarer Effekt auch bei sehr kleinen Mengen von abfließender Ladung pro Zeiteinheit ermittelt werden kann.
Solch ein Leckagesensor kann beispielsweise mittels eines Kondensators realisiert werden, wobei eine Kondensatorelektrode als Sensorelektrode dient, die durch eine aufgebrachte Membran (integrierte selektive Membran) oder einen Überzug von dem Medium mit dem Analyten getrennt ist. Innerhalb des Mediums kann sich beispielsweise eine Referenzelektrode befinden, so dass sich bei einer Potentialdifferenz ein Strom von der Sensorelektrode über die Membran zur Referenzelektrode ausbilden kann.
Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung nutzen insbesondere aus, dass sich die Leitfähigkeit der (geeignet gewählten) Membran bei Anlagerung oder Andockung eines Analyten und dadurch der Ladungsabfluss von dem Kondensator ändert. Um beispielsweise in einer Matrix (z. B. eine wässrige Lösung) einen spezifischen Analyten detektieren zu können, weist die Membran selektive Bindungsstellen für den zu detektierenden Analyten auf. Als Membran (sensitive Sensorschicht oder selektive Membran) kann jede Art von Überzug verwendet werden, welche zum einen selektiv gegenüber dem betreffenden Analyten und zum anderen in der Gegenwart des Analyten die elektrische Leitfähigkeit ändert. Deshalb wird im Folgenden die Membran auch als Widerstandsschicht bezeichnet, wobei die Änderung der Leitfähigkeit oder die Änderung des Widerstandswertes zumindest 5% oder 10% oder zumindest 20% oder zumindest 50% beträgt. Mit der Änderung der elektrischen Leitfähigkeit wird gleichzeitig die Leckrate der Ladung, die auf dem speichernden Element gespeichert ist, geändert. Die Differenz zwischen der Ladung vor und nach dem Anbinden oder dem Andocken von Analytmolekülen ist somit ein Maß für die Analytkonzentration in der betrachteten Matrix.
Als Sensorsignal kann dabei jede Messgröße in Betracht kommen, welche den Ladezustand des elektrischen Ladungsspeichers (ladungsspeicherndes Element) wiedergibt. Dies kann beispielsweise eine Spannung oder auch ein Lade- oder Entladestrom für den hier betrachteten Fall eines Kondensators sein. Neben einer Verwendung des Kondensators können auch weitere ladungsspeichernde Bauelemente für das erfindungsgemäße Konzept (Messen einer Leckrate von Ladung) genutzt werden.
Das erfindungsgemäße Konzept einer möglichen Messprozedur soll allerdings im Folgenden unter Verwendung des Kondensators als Ladungsspeicher beschrieben werden. Zunächst soll der Kondensator, der eine Kapazität C aufweist, mit einer Ausgangsspannung U₀ aufgeladen werden. Im Fall, dass die sensitive Membran keinen Kontakt hat zu dem Analyten (Medium ohne Analyten), soll der Widerstand der Membran, über den sich der Kondensator entladen kann, einen Wert von R₀ aufweisen. Die Spannung am Kondensator nach einer Zeit t ist somit durch
gegeben. Nach einer Entladung kann der Kondensator erneut mit der Spannung U₀ aufgeladen werden. Wenn jedoch die sensitive Membran Kontakt zu einem Analyten hat, ändert sich der Wert des Widerstandes. Nach einer Zeit stellt sich wiederum ein konstanter geänderter Widerstandswert R_A für die sensitive Membran ein und es hat sich ein neuer Gleichgewichtszustand ausgebildet. Der zeitlich konstante Widerstandswert oder Leckagewiderstand (Leckwiderstand) R_A hängt im Allgemeinen von der Konzentration des Analyten ab – zumindest dann, wenn die sensitive Membran geeignet gewählt ist. Analog, wie für den Fall, dass kein Analyt vorliegt, ergibt sich die Spannung am Kondensator für jenen Fall, dass ein Analyt vorliegt nach einer Zeit t zu
Wenn beide Gleichungen zusammengefasst werden, ergibt dies
wobei t eine vorbestimmte Zeit oder ein Zeitintervall sein kann. Das Verhältnis der Spannungen für die beiden Fälle, dass ein Analyt vorliegt oder nicht, ist demnach durch das Verhältnis der Widerstände R₀ und R_A für die jeweiligen beiden Fälle gegeben.
Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel kann der Kondensator durch einen EPROM (erasable programmable read-only memory) ersetzt werden bzw. der Ladungsabfluss kann durch ein sogenanntes Floating-Gate detektiert werden. Bei einem Floating-Gate handelt es sich um einen Gatekontakt oder Steuerkontakt, beispielsweise für einen Feldeffekttransistor (FET), wobei das Potential, das an dem Steuerkontakt anliegt, sich zeitlich aufgrund des Ladungsabflusses durch die sensitive Membran ändert. Ähnlich wie beim Kondensator ist das Floating-Gate über die sensitive Membran (Widerstandsschicht) mit dem Medium verbunden und es kann zunächst eine Ladung Q_FG aufgebracht werden. Der Ladungsabfluss vom Floating-Gate bewirkt eine Änderung des Potentials oder der Spannung, die an dem Steuerkontakt im Vergleich zur Quelle (source) des FET anliegt, wird ein Strom zwischen der Quelle und einer Senke des Feldeffekttransistors beeinflusst. Dieser Source-Drain-Strom I_SD kann beispielsweise als Sensorstrom genutzt werden.
Bei einem möglichen Messverfahren wird bei einer konstanten Spannung U_SD zwischen der Quelle und der Senke der Strom I_SD zwischen der Senke und der Quelle gemessen. Da der Strom I_SD wie oben erläutert ein Maß für die Ladung Q_FG auf dem Floating-Gate ist, kann hierdurch die Leckrate ΔQ_FG der Ladungen (Leckage) vor und nach dem Anbinden oder Andocken von Analytmolekülen an die Membran gemessen werden.
Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel wird die Möglichkeit genutzt, anstatt des Source-Drainstrom I_SD eine Schwellenspannungsverschiebung ΔV_T (threshold volatage) oder eine Gatespannungsverschiebung gemessen und zwar bei konstantem Source-Drainstrom I_SD, um dadurch die Ladung Q_FG auf dem Floating-Gate zu bestimmen. In einer ersten Näherung ist die Schwellenspannungsverschiebung ΔV_T dabei proportional zur Ladungsänderung ΔQ_FG und gegeben durch
(wobei C_Ox die Kapazität des Gateoxids ist).
Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel wird, anstatt des EPROM ein EEPROM (electrically erasable programmable readonly memory) verwendet. Als Unterschied zu dem zuvor beschriebenen EPROM weist ein EEPROM eine zusätzliche Ladeelektrode (Steuer-Gate-Elektrode) auf, über die das Floating-Gate (Sensorelektrode) geladen oder auch entladen („gelöscht”) werden kann. Ein Vorteil dieses Ausführungsbeispiels besteht darin, dass es die Möglichkeit von mehreren zyklischen Messungen erlaubt, die nacheinander ausgeführt werden können und in denen das Floating-Gate über die Steuer-Gate-Elektrode elektrisch auf- oder entlanden wird.
Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung beschreiben auch ein Verfahren zum Messen einer Konzentration eines Analyten unter Verwendung eines Biosensors mit einer ionensensitiven Membran (Widerstandsschicht) und einer Sensorelektrode (Ladungsspeicher), wobei das Messen einen Schritt eines Aufladens der Sensorelektrode umfasst, wenn die ionensensitive Membran in Kontakt zu dem Medium steht. Das Verfahren umfasst ferner einen Schritt eines Änderns eines elektrischen Widerstandes der ionensensitiven Membran, wobei der Schritt des Änderns des Widerstands ein Andocken von Analytmolekülen an die ionensensitive Membran umfasst. Das Verfahren zum Messen umfasst schließlich einen Schritt eines Erfassens von einer Anzahl von Ladungen, die die ionensensitive Membran passiert haben, wobei aus der Anzahl der Ladung die Konzentration des Analyten in dem Medium bestimmt wird.
Entscheidend für eine optimale Funktionsweise der Ausführungsbeispiele und somit des Leckagesensors ist die Wahl der sensitiven Membran. Die oben erwähnte geeignete Wahl dieser Membran bezieht sich dabei auf eine erreichbare Widerstandsänderung bei Kontakt der Membran zum Analyten. Als sensitive Membran kommt dabei beispielsweise eine Lipid-Membran in Frage, bei der sich die Leitfähigkeit durch Anbindung von Analytmolekülen aufgrund der Ausbildung von Ionenkanälen, entlang derer ein Stromfluss erfolgen kann, ändert. Durch diese und ähnliche Membrane lassen sich im Prinzip extrem niedrige Nachweisgrenzen bis hinab zu Einzelmolekülen erreichen. Außerdem ist es für die optimale Funktionsweise wichtig, weitere Strompfade zwischen der Sensorelektrode der der Referenzelektrode zu unterdrücken. Dies kann beispielsweise dadurch geschehen, dass die Sensorelektrode (außer dem Kontakt über die Widerstandsschicht) von dem Medium ansonsten elektrische isoliert ist.
Bei Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung handelt es sich somit um einen elektrochemischen Biosensor, dessen Funktionsprinzip als auch Einsatzmöglichkeiten sich von vorhandenen Biosensoren, die auf ionenselektive Elektroden (ISE) oder auf ionensensitive Feldeffekttransistoren (ISFET) beruhen, unterscheidet. Eine ionenselektive Elektrode weist im Wesentlichen eine ionenselektive Membran auf, über die sich im Gleichgewicht ein Konzentrationsgradient der spezifischen Ionensorte einstellen kann, wenn die ionenselektive Membran sich in Kontakt mit dem Medium für eine bestimmte Zeit befindet, die zur Einstellung des Gleichgewichtszustands erforderlich ist. Hier und im Folgenden entspricht der Gleichgewichtszustand einem zeitlich konstanten Widerstandswert der ionenselektiven Membran, der z. B. dann erreicht wird, wenn die Anzahl von Analytmolekülen, die sich an die Membran anlagern und die sich wiederum von der Membran lösen, gleich sind.
Im Gegensatz zur vorliegenden Erfindung, werden bei konventionellen Biosensoren potentiometrische Messungen durchgeführt, die im Allgemeinen die Spannung der ionenselektiven Elektrode gegenüber einer Referenzelektrode messen, welche wiederum ein Maß für die Analytkonzentration (Ionenkonzentration) in dem Medium ist. Diese potentiometrischen Messungen erfolgen dabei instantan und erfassen den sich im Gleichgewichtszustand eingestellten konstanten Widerstandswert der ionensensitiven Membran zu einem gegebenen Zeitpunkt (beispielsweise über einen Spannungsabfall über der ionensensitiven Membran). Um Interferenzen, welche durch weitere Ionen, die in der Messlösung (Medium) vorliegen können, zu verhindern, ist die Membran möglichst selektiv gegenüber nur einer Ionensorte. In der Praxis ist dies jedoch im Allgemeinen nicht vollständig gewährleistet. Ein bekanntes Beispiel für eine ISE ist die pH-Glaselektrode, welche selektiv gegenüber H⁺-Ionen ist. Weitere ISE wurden durch eine Verwendung von unterschiedlichen Membranen für diverse Ionensorten wie beispielsweise Na⁺, K⁺, NO₃ ^– realisiert.
Bei einem konventionellen ISFET (oder auch bei verschiedenen Variationen von CHEMFET, MEMFET, BIOFET usw.) wird der Feldeffekt beim Andocken von Analytmolekülen beispielsweise über einen Inversionskanal eines Feldeffekttransistors entweder direkt oder vermittelt über Enzyme ausgenutzt, um ein Detektionssignal zu generieren. Der Feldeffekt wurde bisher insbesondere dazu genutzt, um Sensoren zum Detektieren von DNA (Deoxyribonucleic acid) zu realisieren, allerdings wurde er bisher nur als ein pH-Sensor eingesetzt, da deren Funktionsprinzip noch nicht ausreichend verstanden wurde.
Beim ISFET wird somit ähnlich der ionensensitiven Elektrode das Andocken eines Analytmoleküls sofort als ein Detektionssignal festgestellt und unterscheidet sich somit grundlegend von der Funktionsweise von Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung. Ausführungsbeispiele beschreiben nämlich einen Leckagesensor, der als ein wichtiges Merkmal ein Aufladen vor der Messung ermöglicht. Damit ergibt sich als Vorteil eine faktische Signalverstärkung, weil der eigentliche Detektionsakt, nämlich die Anlagerung des Analytmoleküls an die Membran, nur als ein Auslöser für die Entladung des Speicherelements (Ladungsspeicher) dient. Es wird also nicht wie bei ISE oder ISFET der eigentliche Detektionsakt selber instantan in ein (im Allgemeinen kleines) elektrisches Signal umgewandelt. Die erwähnte verstärkende Wirkung bedarf jedoch einer ausreichenden Messzeit, die insbesondere von der gewünschten Messgenauigkeit abhängt. Bei längerer Wartezeit bzw. Messzeit kann ein genaueres Resultat erzielt werden, so dass auch kleinste Mengen von Analyten in dem Medium (und somit kleinste Leckrate der gespeicherten Ladung) sich zu einem messbaren Effekt aufintegrieren. Die Messzeit kann dabei beispielsweise zumindest eine Sekunde oder zumindest zehn Minuten betragen.
Bei weiteren Ausführungsbeispielen ist es ebenfalls möglich, dass Messungen bezüglich verschiedener Analyte durch eine Verwendung verschiedener ionensensitiver Membranen, die sensitiv hinsichtlich verschiedener Analyte sind, vorgenommen werden. Somit ist eine Parallelisierbarkeit der Messprozedur hinsichtlich verschiedener zu detektierender Analyten in dem Medium gegeben. Insbesondere für die Untersuchung von Blut kann dies dazu genutzt werden, dass mehrere Bestandteile des Blutes parallel gemessen werden können. Eine Messung der Leckrate der gespeicherten elektrischen Ladung auf dem Ladungsspeicher kann kontinuierlich oder auch diskret erfolgen, wobei die kontinuierliche Messung sich auf eine Messung der abgeflossenen Ladung (Spannungsabfall) bezieht und die diskrete Messung beispielsweise sich auf einen Schwellenwert bezieht, so dass bei Überschreiten eines Schwellenwerts ein Signal generiert wird. Die Zeit bis der Schwellwert erreicht wird, kann dann beispielsweise als ein Maß für die Konzentration des Analyten in dem Medium genutzt werden. Der Schwellenwert kann dabei beispielsweise eine vorgegebene Schwellenspannungsverschiebung eines Feldeffekttransistors umfassen, wobei die Schwellenspannung einen Spannungswert beschreibt, der an dem Steuerkontakt (Gate) des Feldeffekttransistors anliegt, wenn der Feldeffekttransistor von dem sperrenden in den leitenden Zustand (oder umgekehrt) übergeht. Streng genommen erfolgt dieser Übergang nicht instantan, sondern ist ein kontinuierlicher Prozess, der jedoch in einem eng begrenzten Bereich vollzogen wird. In diesem Prozess ändert sich der Widerstand erheblich und um eine noch genauere Definition für den oben beschriebenen Schwellenwert anzugeben, kann beispielsweise jener Spannungswert verwendet werden, bei dem der Widerstand einen bestimmten Bruchteil (1/2 oder 1/4 oder 1/10) von jenem Widerstand aufweist, wenn der FET sich im leitenden Zustand befindet.
Ausführungsbeispiele sind ferner dahingehend vorteilhaft, dass sie auf ein einfaches Prinzip beruhen und enorme Möglichkeiten der Miniaturisierung bieten und somit das Potential aufweisen in mikroelektronischen Systemen integriert zu werden
Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend Bezug nehmend auf die beiliegenden Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:
1 eine Prinzipdarstellung eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung;
2 eine schematische Querschnittsdarstellung eines Biosensors unter Verwendung eines Kondensators;
3 ein Ersatzschaltbild für das Ausführungsbeispiel des Biosensors unter Verwendung eines Kondensators;
4 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels unter Verwendung eines EPROM; und
5 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispieles unter Verwendung eines EEPROM.
Bezüglich der nachfolgenden Beschreibung sollte beachtet werden, dass bei den unterschiedlichen Ausführungsbeispielen gleiche oder gleichwirkende Funktionselemente mit gleichen Bezugszeichen versehen sind und entsprechende Beschreibungen in den verschiedenen nachfolgend dargestellten Ausführungsbeispielen untereinander austauschbar sind.
1 zeigt eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels für einen Biosensor zur Messung einer Konzentration eines Analyten 110 in einem Medium 120. Der Biosensor weist einen Ladungsspeicher 130 mit einer Sensorelektrode 132 auf, wobei in der 1 der Ladungsspeicher 130 und die Sensorelektrode 132 als eine Einheit dargestellt sind. Zwischen dem Ladungsspeicher 130 mit der Sensorelektrode 132 und dem Medium 120 ist eine Widerstandsschicht 140 angeordnet, wobei die Widerstandsschicht 140 mit dem Medium 120 in Kontakt bringbar ist. Die Widerstandsschicht 140 ist dadurch gekennzeichnet, dass ihr elektrischer Widerstand sich in Abhängigkeit von der Konzentration des Analyten 110 ändert, so dass nach einem Zusammenbringen der Widerstandsschicht 140 mit dem Medium 120 und dem Analyten 110 sich der elektrische Widerstand der Widerstandsschicht 140 ändert. Nach einer Zeit stellt sich wiederum ein neuer konstanter Widerstand R_A für die Widerstandsschicht 140 ein. Wenn dieser konstante Widerstandswert R_A vorliegt, ist der Gleichgewichtszustand erreicht und eine Messung der Konzentration kann beginnen.
Die Messung kann dabei derart geschehen, dass zunächst die Sensorelektrode 132 in dem Ladungsspeicher 130 aufgeladen wird und eine Einrichtung 150 zum Messen einer Auswirkung feststellt, welche Ladungsmenge in einem Zeitraum die Widerstandsschicht 140 passiert hat. Die Einrichtung 150 zum Messen misst somit die Auswirkung der von der Sensorelektrode 132 abfließenden Ladungen 142. Dazu kann die Einrichtung 150 zum Messen eine Referenzelektrode 152 und eine Steuereinheit 154 aufweisen, die über eine Verbindungsleitung 180 untereinander und mit dem Ladungsspeicher verbunden 130 sind. Die Steuereinheit 154 kann beispielsweise mittels einer Spannungsquelle eine Ausgangsspannung U₀ zwischen der Referenzelektrode 152 und der Sensorelektrode 132 anlegen, wobei das Anlegen der Spannung U₀ einem Aufbringen von Ladungen auf die Sensorelektrode 132 entspricht. Das Aufbringen (oder Entfernen) der entsprechenden Ladungen auf die Sensorelektrode 132 geschieht jedoch im Allgemeinen nicht über durch ein Passieren von Ladungen durch die Membran, sondern geschieht vorzugsweise über einen weiteren Kontakt (nicht in der 1 gezeigt) – entweder direkt oder über ein Tunneln durch eine Isolierschicht.
Nachdem sich der Gleichgewichtszustand eingestellt hat, so dass die Widerstandsschicht 140 einen zeitlich konstanten (jedoch geänderten) Widerstandswert R_A aufweist, kann die Steuereinheit 154 beispielsweise die Referenzelektrode 152 und die Sensorelektrode 132 von der Spannungsquelle trennen und nach einer vorgegebenen Zeit eine verbleibende Spannung U_A zwischen der Referenzelektrode 152 und der Sensorelektrode 132 messen. Der Unterschied zwischen der verbleibenden elektrischen Spannung U_A und der ursprünglichen Ausgangsspannung U₀ entspricht dann einer Leckrate von Ladungsträgern 142, die die Widerstandsschicht 140 passiert haben und ist somit ein Maß für den geänderten Widerstandswert R_A der Widerstandsschicht 140. Durch eine Referenzmessung des Widerstandswertes R₀ der Widerstandsschicht 140, bei der die Widerstandsschicht 140 einem Medium 120 ausgesetzt ist, welches keinen Analyten 110 aufweist, kann festgestellt werden, wie stark sich der Widerstandswert der Widerstandsschicht 140 in Anwesenheit oder Kontakt zu dem Analyten 110 geändert hat und ist somit ein Maß für die Konzentration des Analyten 110 in dem Medium 120.
In der schematischen Darstellung von 1 ist das Medium 120 in einem Behälter 122 angeordnet, jedoch kann die Form und die Ausgestaltung des Behälters 122 variiert werden. Ferner ist es möglich, dass der Ladungsspeicher 130 mit der Widerstandsschicht 140 in einer austauschbaren Einheit, die eine lösbare Verbindung zu dem Behälter 122 aufweist, angeordnet ist, so dass ein Wechsel dieser austauschbaren Einheit verschiedene Analyten 110 gemessen werden können. Dies ist z. B. dann der Fall, wenn die verschiedenen austauschbaren Einheiten verschiedene Widerstandsschichten aufweisen, die sensitiv bezüglich verschiedener Analyten sind.
2 zeigt eine schematische Darstellung eines Biosensors, bei dem der Ladungsspeicher 130 durch einen Kondensator gebildet wird. Der Ladungsspeicher 130 weist somit die Sensorelektrode 132, eine weitere Elektrode 134 und eine dielektrische Schicht 136 auf, wobei die dielektrische Schicht 136 die Sensorelektrode 132 und die weitere Elektrode 134 elektrisch trennt. Auf der Sensorelektrode 132 ist die Widerstandsschicht 140 angeordnet, an der (wie schematisch in 2 gezeigt) die Analytmoleküle 110a, 110b, ..., 110f, 110g andocken. Das Andocken erfolgt dabei an hinsichtlich der Analytmoleküle 110 selektive Bindungsstellen 146 der Widerstandsschicht 140, wodurch sich der Widerstandswert der Widerstandsschicht 140 ändert. Zu dem Zeitpunkt, wenn die Anzahl der Analytmoleküle 110, die an die Widerstandsschicht 140 angedockt haben, sich nicht mehr ändert und konstant ist, wird ebenfalls der Widerstandswert der Widerstandsschicht 140 konstant und der oben beschriebene Gleichgewichtszustand ist hergestellt.
Durch die Einrichtung 150 zum Messen wird dann eine Spannung U₀ an den Ladungsspeicher 130 angelegt, so dass beispielsweise wie in 2 gezeigt, negative elektrische Ladungen 142 auf die Sensorelektrode 132 gebracht werden und gleichzeitig positive elektrische Ladungen 144 auf die weitere Elektrode 134 aufgebracht werden. Nach dem Aufbringen der Ladungen kann die Einrichtung 150 zur Messung den Ladungsspeicher (Kondensator in der 2) von der Spannungsquelle trennen. Gleichzeitig kann die weitere Elektrode 134 mit der Referenzelektrode 152 verbunden werden oder bereits verbunden sein, so dass sich ein Potentialgefälle zwischen der Sensorelektrode 132 und der Referenzelektrode 152 ausbildet und einen Stromfluss zwischen der Sensorelektrode 132 und der Referenzelektrode 152 durch ein Passieren der Widerstandsschicht 140 und einem Passieren des Mediums 120 bewirkt. Der Ladungstransport durch die Widerstandsschicht 140 kann dabei beispielsweise entlang von Ionenkanälen erfolgen, die sich beispielsweise durch das Andocken der Analytmoleküle 110 in der Widerstandsschicht 140 herausbilden können. Wie in der 1 beschrieben, hängt der Strom (Leckstrom I_S) von dem Widerstandswert R_A der Widerstandsschicht 140 ab. Da der Widerstandswert R_A von der Anzahl der angedockten Analytmoleküle 110 oder beispielsweise von der Anzahl der sich ausbildenden Innenkanäle abhängt, kann somit die Konzentration der Analytmoleküle 110 in dem Medium 120 über eine Messung des Leckstromes I_S oder besser eine Messung der Auswirkung des Leckstromes von der Sensorelektrode 132 zur Referenzelektrode 152 bestimmt werden.
2 zeigt schematisch einen Ladungsträgertransport in Form von negativ geladenen Ladungsträgern 142, die zum einen auf der Sensorelektrode 132 und auf der Referenzelektrode 152 gezeigt sind und die ferner zu einer Entladung des Kondensators 130 führen. Da dieser Strom I_S (Leckage-Strom oder Sensorstrom) im Allgemeinen sehr gering sein wird, ist es vorteilhaft, erst nach einer vorbestimmten Zeit eine Potentialmessung vorzunehmen, in deren Verlauf der Ladezustand des Kondensators (Ladungsspeicher 130) festgestellt werden kann.
Mit anderen Worten kann der Sensormechanismus des Leakage-Sensors, wie er in der 2 gezeigt ist, derart zusammengefasst werden, dass elektrische Ladungen zunächst gespeichert werden – z. B. auf Kondensatorplatten (die Sensorelektrode 132 und die weitere Elektrode 134), die beispielsweise ein metallisches Material aufweisen können. Auf die obere Kondensatorelektrode (die Sensorelektrode 132) kann die Membran 140, die auch als ein Überzug ausgestaltet sein kann, aufgebracht werden und über einen Elektrolyten (Medium 120 mit Analyten 110) und der Referenzelektrode 152 mit der unteren Kondensatorplatte (weitere Elektrode 134) verbunden sein. Bei einem Andocken eines Analyten 110 kann sich die Leitfähigkeit der Membran (Widerstandsschicht 140) erhöhen und der Ladungsabfluss von der Kondensatorelektrode (Sensorelektrode 132) kann sich gleichzeitig ebenfalls erhöhen. Um in einer Matrix mit verschiedenen Komponenten einen spezifischen Analyten 110 detektieren zu können, sollte die Membran selektive Bindungsstellen 146 für diesen Analyten 110 aufweisen. Die Bindung der Analytmoleküle 110 an die Bindungsstellen 146 kann beispielsweise in Abwesenheit einer Spannung oder eines anderen äußeren elektromagnetischen Feld erfolgen.
3 zeigt ein idealisiertes Ersatzschaltbild für einen Biosensor (Leackagesensor), bei dem der Ladungsspeicher 130 (ladungsspeicherndes Element) beispielsweise durch einen Kondensator, einen EPROM oder etwas Ähnliches gegeben ist und ferner bei dem die Widerstandsschicht 140 durch einen parallel geschalteten variablen Widerstand dargestellt ist. Alle übrigen Strompfade für weitere Leckströme sind hierbei vernachlässigt und demzufolge nicht gezeigt, der variable Widerstand 140 symbolisiert lediglich, dass sich der Widerstandswert der Widerstandsschicht oder Membran 140 (sensitive Sensorschicht) bei Anbindung oder Andockung von Analytmolekülen ändert.
4 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel, bei dem der Ladungsspeicher 130 durch ein EPROM gegeben ist. Demzufolge ist bei diesen Ausführungsbeispielen die Sensorelektrode 132 als ein Floating-Gate ausgelegt, wobei ein Floating-Gate eine Steueranschluss für einen Feldeffekttransistor ist, die durch ein Dielektrikum 131 (dielektrische Schicht) von der Umgebung elektrisch isoliert ist und oberhalb eines Kanalbereichs 139 des Feldeffekttransistors angeordnet ist. Von der Kanalregion 139 ist das Floating-Gate 132 durch ein Gate-Oxid 131g getrennt. Der Feldeffekttransistor weist ferner einen Quellen- und Senken-Bereich oder -Anschluss 133, 135 (Source- und Drain-Bereich) auf, zwischen denen sich der Kanalbereich 139 ausbilden kann. Der Quellen- und Senken-Bereich 133 und 135 sind in einem Substrat 160 ausgebildet, welches auf einer ersten Hauptseite das Dielektrikum 131 und auf einer gegenüberliegenden Hauptseite einen Rückkontakt 162 (sogenannter Body-Kontakt) aufweist.
Der Rückkontakt 162 kann beispielsweise mit dem Quellenbereich 133 oder einer Quellen-Elektrode elektrisch verbunden sein. Somit ist auf der ersten Hauptseite des Substrats 160 zwischen dem Quellen-Bereich 133 und dem Senken-Bereich 135 die dielektrische Schicht 131 ausgebildet, wobei die dielektrische Schicht 131 die Sensorelektrode 132 (Floating-Gate) elektrisch sowohl von dem Substrat 160 als auch von der auf der dielektrischen Schicht 131 angeordneten Widerstandsschicht 140 isoliert. Die Widerstandsschicht 140 weist wiederum Analyt-spezifische Bindungsstellen 146 auf, die ausgelegt sind, um den zu detektierenden Analyten 110 andocken zu lassen bzw. eine Bindung herzustellen, die ihrerseits eine Änderung des elektrischen Widerstandes der Widerstandsschicht 140 zufolge hat. In der 4 sind beispielhaft fünf Analytmoleküle 110a, ..., 110e gezeigt, die an die Widerstandsschicht 140 andocken. Wie zuvor beschrieben, bildet sich auch hier nach einer Zeit ein Gleichgewichtszustand aus, bei dem die Anzahl der an der Widerstandsschicht 140 angedockten Analytmoleküle 110 gleich der Anzahl der sich von der Widerstandsschicht 140 trennenden Analytmoleküle ist.
Bei weiteren Ausführungsbeispielen ist zwischen dem Floating-Gate 132 und der Widerstandsschicht 140 keine Isolierschicht 131 ausgebildet, so dass die Widerstandsschicht 140 einen direkten Kontakt zum Floating-Gate 132 erhält. Das Ausbilden der Isolierschicht 131 zwischen dem Floating-Gate 132 und der Widerstandsschicht 140 ist allerdings kompatibel zur CMOS-Technologie ist deshalb vorteilhaft.
Bei dem Ausführungsbeispiel der 4 weist die Referenzelektrode 152 einen elektrischen Kontakt zu dem Quellenanschluss 133 als auch zu dem Rückkontakt 162 auf, entlang derer sich ein Sensorstrom I_S in einem Sensorbetrieb ausbildet, wobei der Sensorstrom I_S wiederum einem Leckstrom entspricht, der zu einer Entladung des Floating-Gates (Sensorelektrode 132) führt. Die Entladung der Sensorelektrode 132 erfolgt bei diesem Ausführungsbeispiel jedoch über einen Tunneleffekt, bei dem elektrische Ladungen 142 von der Sensorelektrode 132 zunächst die dielektrische Schicht 131, die zwischen der Sensorelektrode 132 und der Widerstandsschicht 140 ausgebildet ist, passieren. Anschließend passieren die elektrischen Ladungen die Widerstandsschicht 140 und das Medium 120, um die Referenzelektrode 152 zu erreichen. Der Ladungstransport beim Passieren der Widerstandsschicht 140 kann dabei beispielsweise wiederum entlang von Ionen-Kanälen geschehen, die sich als Folge des Andockens der Analytmoleküle 110 an die Widerstandsschicht 140 herausbilden.
Somit kann das Prinzip für dieses Ausführungsbeispiel auch wie folgt zusammengefasst werden. Bei dem EPROM handelt es sich um ein „Floating Gate”-Bauelement, bei dem ein Dielektrikum 131 das sogenannte Floating-Gate 132 von der Umgebung elektrisch isoliert, so dass eine elektrisch isolierte Elektrode herausgebildet wird. Ferner liegt das elektrisch isolierte Floating-Gate 132 oberhalb des Inversionskanals (Kanalregion 139), der zwischen dem Halbleitersubstrat 160 und den dotierten Bereichen des Source-Anschlusses 133 und des Drain-Anschlusses liegt. Auf das Floating-Gate 132 kann beispielsweise über einen Tunneleffekt Ladung 142 aufgebracht werden. Die aufgebrachte Ladung 142 auf dem Floating-Gate 132 bewirkt beispielsweise eine Ausbildung eines Inversionskanals infolge des Feldeffekteinflusses und beeinflusst somit den Strom zwischen der Source-Region 133 und der Drain-Region 135. Diese Beeinflussung kann entweder durch ein Einschnüren oder ein Vergrößern des Kanalbereiches 139 erfolgen. Der Source-Drain-Strom I_SD, der den vorhandenen Kanalbereich 139 nutzt, wird entweder verringert oder verstärkt sich und ist somit ein Maß für die Ladungsmenge auf dem Floating-Gate 132. Bei dem hier gezeigten Ausführungsbeispiel für einen Leakage-Sensor mit einem EPROM ist über dem Floating-Gate 132 die selektive Membran (Widerstandsschicht 140), deren Leitfähigkeit sich durch Andocken von Analytmolekülen ändert, angeordnet. Somit ändert sich ebenfalls die Leckraten (Leakage-Rate) bezüglich des darunterliegenden Floating-Gates 132. Damit die Ladung 142 von dem Floating-Gate 132 abfließen kann, wird die Matrix (Medium 120) mit Analyten 110 (im Allgemeinen als eine wässerige Lösung vorliegen), mit einer Referenzelektrode 152, mit dem Source-Bereich 133 und dem Rückkontakt 162 verbunden.
5 zeigt eine schematische Darstellung eines weiteren Biosensors in Form eines Leakage-Sensors, der einen EEPROM verwendet. Auch bei diesem Ausführungsbeispiel ist der Biosensor auf einem Substrat 160 ausgebildet, wobei das Substrat 160 einen Source-Bereich 133 und einen Drain-Bereich 135 an einer Hauptseite des Substrats 160 aufweist, zwischen denen sich eine Kanalbereich 139 ausbilden kann. An einer der Hauptseite gegenüberliegenden Seite ist wiederum ein Rückkontakt 162 ausgebildet, der bei dem Ausführungsbeispiel, wie es in 5 gezeigt ist, mit dem Source-Bereich 133 verbunden ist. Ferner ist auf der Hauptseite eine dielektrische Schicht 131 angeordnet, innerhalb derer wiederum eine Sensorelektrode 132 (Floating-Gate) angeordnet ist. Ferner weist der Biosensor eine Steuer-Gate-Elektrode 138 (Steuerelektrode) auf, die mit einem Steueranschluss 164 verbunden ist. Die Steuer-Gate-Elektrode 138 ist von dem Kanalbereich 139 durch eine Schichtfolge getrennt, wobei die Schichtfolge die von der dielektrischen Schicht 131 isolierte Sensorschicht 132 (Sensorelektrode) umfasst und zwar derart, dass die Sensorelektrode 132 durch die dielektrische Schicht 131 sowohl von dem Kanalbereich 139 als auch von der Steuer-Gate-Elektrode 138 elektrisch isoliert ist. Ferner ist die Sensorelektrode 132 derart ausgebildet, dass sie sich in einen weiteren Substratbereich erstreckt. Bei dem weiteren Substratbereich ist auf dem Substrat 160 die dielektrische Schicht 131, die Sensorelektrode 132 und die Widerstandsschicht 140 angeordnet und zwar derart, dass die Sensorelektrode 132 durch die dielektrische Schicht 131 sowohl von dem Substrat 160 als auch von der Widerstandsschicht 140 elektrisch isoliert ist.
Durch das Anlegen einer Spannung oder eines Potentials an der Steuer-Gate-Elektrode 138 kann bei diesem Ausführungsbeispiel die Sensorelektrode 132 (z. B. unter Nutzung des Tunneleffekts) aufgeladen werden, um daran anschließend das Potential (Spannungsquelle) von der Steuer-Gate-Elektrode 138 zu entfernen. Das Aufladen der Sensorelektrode 132 führt dazu, dass sich entweder eine Kanalregion 139 ausbildet oder aber (in Abhängigkeit von der gewählten Dotierung) eine Kanalregion 139 eingeschnürt wird. Wie bei den Ausführungsbeispielen, die zuvor beschrieben wurden, führt das Andocken von Analytmolekülen 110 an Analyt-spezifischen Bindungsstellen 146 der Widerstandsschicht 140 (ionsensitive Membran) dazu, dass sich der Widerstandswert der Widerstandsschicht 140 ändert – sofern sie sich in Kontakt zu dem Medium 120 mit den Analyten 110 befindet. In der 5 sind beispielhaft insgesamt fünf Analytmoleküle 110a, ..., 110e gezeigt.
Außerdem weist das Ausführungsbeispiel in 5 wiederum eine Referenzelektrode 152 auf, so dass sich ein Sensorstrom I_S ausbilden kann, wobei der Sensorstrom I_S Ladungsträger umfasst, die von der Sensorelektrode 132 durch die dielektrische Schicht 131 tunneln und die Widerstandsschicht 140 mit den Analytmolekülen 110a bis 110e passieren und schließlich über das Medium 120 die Referenzelektrode 152 erreichen. Von dort werden sie beispielsweise zu dem Source-Bereich 133 weitertransportiert, der seinerseits mit dem Rückkontakt 162 verbunden ist. Dies hat zur Folge, dass sich der Strom I_SD zwischen dem Source-Bereich 133 und dem Drain-Bereich 135 ändert und zwar zum einen wegen einer Änderung des Potentials an dem Source-Anschluss 133 als auch durch eine Änderung der Ladungsträgerdichte auf der Sensorelektrode 132, die wiederum die Ausbildung der Kanalregion 139 ändert. Da die Sensorelektrode 132 einem üblichen Gate (Steueranschluss) eines FET entspricht, ist die Änderung des Source-Drain-Stromes I_SD ein Folge der Änderung der Gate-Source-Spannung U_GS.
Das in 5 gezeigte Ausführungsbeispiel ist insbesondere dahingehend vorteilhaft, da es über die Steuer-Gate-Elektrode 138 die Möglichkeit eines schnellen Wiederaufladens der Sensorelektrode 132 bietet und somit eine zyklische Messung erlaubt.
In den Ausführungsbeispielen, wie sie in 4 und 5 gezeigt sind, ist ferner darauf zu achten, dass die Schichtdicke der dielektrischen Schicht 131 zwischen der Sensorelektrode 132 und dem darunter liegenden Substrat als auch zwischen der Sensorelektrode 132 und der Widerstandsschicht 140 so gewählt ist, dass sich zum einen eine Kanalregion 139 in Folge einer Ladungsträgeränderung ΔQ auf der Sensorelektrode 132 ändert, als auch dass Ladungsträger von der Sensorelektrode 132 über den Tunneleffekt die dielektrische Schicht 131 passieren und die Widerstandsschicht 140 erreichen können. Wenn beispielsweise die dielektrische Schicht 131 zwischen der Sensorelektrode 132 und der Widerstandsschicht 140 zu dick gewählt ist, wird dadurch der Tunneleffekt von Ladungsträger zwischen der Sensorelektrode 132 und der Widerstandsschicht 140 sehr stark unterdrückt, so dass ebenfalls der Sensorstrom I_S deutlich verringert wird. Damit würde sich ebenfalls die Sensitivität verringern. Erfindungsgemäß ist wird der Sensorstrom I_S nicht direkt detektiert, sondern vielmehr deren Auswirkung (z. B. Abfluss einer Ladungsmenge von der Sensorelektrode 132 nach einem Zeitintervall).
Die gezeigten Verschaltungen in den Ausführungsbeispielen der 2, 4 und 5 können im Allgemeinen weiter variiert werden und weitere schaltungstechnische Bauelemente umfassen. Beispielsweise kann optional, wie in 1 gezeigt, eine Steuereinheit 154 vorhanden sein, die verschiedene Verschaltungen realisieren kann und darüber hinaus eine Strom- und/oder Spannungsversorgung bereitstellen kann. Beispielsweise kann die Steuereinheit 154 auch mit dem Senken-Bereich 135, einer Masse, an dem beispielsweise der Quellen-Bereich 133 anliegt, und der Steuerelektrode 138 verbunden sein. Bei einwandfreier Funktionsweise ist ebenfalls zu beachten, dass die Sensorelektrode 132 keinen direkten Kontakt zu dem Medium 120 mit den Analyten 110 aufweist, da ansonsten der genutzte Effekt einer Widerstandsänderung der Widerstandsschicht 140 infolge der Anwesenheit von Analyten 110 überbrückt wird und nicht messbar ist.
Die sensitive Membran kann bei weiteren Ausführungsbeispielen auch derart aufgebaut sein, dass nicht ein Andocken des Analyten 110 zu einer Widerstandsänderung führt, sondern dass stattdessen der Analyt 110 Bestandteile aus der Membran herauslöst und dadurch eine Widerstandsänderung bewirkt wird.
Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung lösen somit folgende Probleme, die sich bei der Verwendung von konventionellen Biosensoren ergeben und zeigen somit Vorteile gegenüber konventionellen Verfahren.

(a) Unter Verwendung des erfindungsgemäßen Konzepts kann ein hochsensitiver Biosensor realisiert werden, da das Vorladen der Sensorelektrode 132 oder des Ladungsspeichers 130 unter bestimmten technologischen Grenzen beliebig eingestellt werden kann und da somit eine große Ladungsänderung ΔQ nach einem Abfließen (leakage) der Ladung über die Widerstandsschicht 140 zu erwarten ist. Selbst eine sehr kleine Leitfähigkeitsänderung der Widerstandsschicht 140 würde bei genügend langer Wartezeit zu einer großen Ladungsänderung ΔQ führen. Von Vorteil wäre dabei ebenfalls eine Membran derart zu wählen, dass die Leitfähigkeit bei Abwesenheit des Analyten möglichst klein ist und sich bei Anwesenheit des Analyten soweit erhöht, dass sich das ladungsspeichernde Element (Ladungsspeicher 130) messbar schneller entlädt als bei Abwesenheit des Analyten 110.
(b) Ein hochselektiver Biosensor kann auch dadurch realisiert werden, wenn eine Membran 140 verwendet wird, die natürlichen Zellmembranen nachempfunden ist und somit gegenüber bestimmten Analyten 110 eine sehr hohe Selektivität aufweist. Somit kann eine sehr selektive Membran 140 ausgebildet werden, was seinerseits einen großen Einfluss auf den Messeffekt hat.
(c) Ferner ist, in Abhängigkeit des verwandten ladungsspeichernden Elements (Kondensator, EEPROM, EPROM und andere) ein hohes Potential hinsichtlich einer Miniaturisierung des Leakage-Sensors oder Biosensors zu erwarten. Die oben beschriebenen Ausführungsbeispiele für einen Kondensator, EPROM oder eines EEPROM bieten ferner aufgrund ihrer Integrierbarkeit in mikroelektronischen Schaltungen (z. B. auf CMOS-Basis) ausgezeichnete Voraussetzungen für eine enorme Miniaturisierbarkeit des Biosensors. Der Biosensor kann insbesondere Teil einer integrierten Schaltung (MOS oder CMOS) sein.
(d) Schließlich ist der Biosensors sehr einfach zu bedienen. Die Einfachheit der Handhabung folgt beispielsweise aus der Tatsache, dass es sich bei der Messprozedur um etablierte elektrische Messungen handelt und keine aufwändigen Waschschritte oder dergleichen erforderlich sind.

Ausführungsbeispiele können ferner dahingehend abgewandelt werden, dass zum Abfluss von Ladungen aus dem Ladungsspeicher 130 ein anderer Mechanismus angewendet wird. Ein Beispiel könnte UV-Licht sein.
Ferner besteht eine Möglichkeit darin, dass mehrere zum Beispiel in einem Array angeordnete Biosensoren verwendet werden. Anstatt eines Abfließens von Ladungen (leakage) kann auch ein Auffließen von Ladungen und somit ein Aufladen der Sensorelektrode 132 ausgenutzt werden und beispielsweise eine Zeit gemessen werden, bis zu der die Sensorelektrode 132 vollständig aufgeladen ist.
Weitere Ausführungsbeispiele weisen ebenfalls eine Referenzwiderstandsschicht, die ebenfalls in Kontakt zu dem Medium gebracht werden kann, wobei die Referenzwiderstandsschicht jedoch keine selektiven Bindungsstellen für den Analyten aufweist. Damit wird beispielsweise eine differentielle Messung möglich, so dass die Sensitivität für den Analyten erhöht werden kann.
Ein wichtiges Merkmal von Ausführungsbeispielen für einen erfindungsgemäßen Biosensor ist dadurch gegeben, dass ein Ladungsspeicher 130, in welcher Form er auch immer realisiert sein mag, vor dem eigentlichen Detektionsakt aufgeladen und dazu genutzt wird, dass die Entladung des Ladungsspeichers 130 als Detektionsakt gemessen wird. Somit sind Ausführungsbeispiele für die Analyse von Substanzen in der biochemischen Industrie anwendbar, sie können aber auch in der Lebensmittelüberwachung eingesetzt werden. Insbesondere in der klinischen Diagnostik kann ein erfindungsgemäßer Biosensor beispielsweise für die Analyse eines Blutserums auf Krankheitsmarker oder in der Tumorfrühdiagnose eingesetzt werden.

Claims

Biosensor zum Messen einer Konzentration eines Analyten (110) in einem Medium (120), mit: einem elektrischen Ladungsspeicher (130), wobei der elektrische Ladungsspeicher (130) eine Sensorelektrode (132) aufweist; einer Widerstandsschicht (140) mit einem elektrischen Widerstand, der sich bei Kontakt zu dem Analyten (110) ändert; einer Referenzelektrode (152), die bei Kontakt mit dem Medium (120) das Medium mit einem Referenzpotential verbindet; und einer Steuereinheit (154), die ausgebildet ist, um eine Auswirkung von elektrischen Ladungen, die in dem elektrischen Ladungsspeicher gespeichert sind oder die zwischen dem elektrischen Ladungsspeicher (130) und dem Medium (120) die Widerstandsschicht (140) passieren, zu messen; wobei die Steuereinheit (154) ausgebildet ist, um den elektrischen Ladungsspeicher (130) von einer elektrischen Versorgung zu trennen; und wobei die Widerstandsschicht (140) so bezüglich der Sensorelektrode (132) angeordnet ist, dass die Widerstandsschicht (140) bei Kontakt mit dem Medium (120) zwischen dem Medium (120) und der Sensorelektrode (132) angeordnet ist, und dass bei Kontakt mit dem Medium (120) elektrische Ladungen, die vor dem Messen gespeichert sind, die Widerstandsschicht (140) zwischen dem elektrischen Ladungsspeicher (130) und dem Medium (120) mit einer Rate passieren, die durch den elektrischen Widerstandswert der Widerstandsschicht bestimmt ist, wobei eine Änderung der Anzahl der in dem elektrischen Ladungsspeicher gespeicherten elektrischen Ladungen über einem Zeitintervall durch die Messeinrichtung (150) bestimmt wird, um die Konzentration des Analyten (110) zu messen.
Biosensor nach Anspruch 1, der ferner eine integrierte Schaltung aufweist und bei dem der elektrische Ladungsspeicher (130) in die integrierte Schaltung integriert ist.
Biosensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Sensorelektrode (132) außer einer elektrischen Verbindung durch die Widerstandsschicht (140) von dem Medium (120) elektrisch isoliert ist.
Biosensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der Ladungsspeicher (130) einen Kondensator aufweist.
Biosensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Widerstandsschicht (140) ausgebildet ist, bei Kontakt zu dem Analyten (110) einen geringeren Widerstand aufzuweisen.
Biosensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Steuereinheit (154) ausgelegt ist, um eine Spannung oder einen Strom zwischen der Referenzelektrode (152) und der Sensorelektrode (132) zu messen.
Biosensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Steuereinheit (154) ausgebildet ist, zunächst eine Ausgangsspannung U₀ zwischen der Referenzelektrode (152) und der Sensorelektrode (132) über eine Verbindung (180) anzulegen und anschließend die Verbindung (180) zu trennen, und wobei die Steuereinheit (154) ausgebildet ist, nach einer vorbestimmten Zeit eine Restspannung U_A zu ermitteln und aus einem Verhältnis der Restspannung U_A zu der Ausgangsspannung U₀ die Konzentration des Analyten (110) in dem Medium (120) zu ermitteln.
Biosensor nach einem der vorherigen Ansprüche, bei dem die Widerstandsschicht (140) selektive Bindungsstellen (146) aufweist, wobei die selektiven Bindungsstellen (146) ausgebildet sind, selektiv den Analyten (110) zu binden, um dadurch den elektrischen Widerstand der Widerstandsschicht (140) um einen vorbestimmten Wert zu ändern.
Biosensor nach Anspruch 8, der ferner eine Referenzwiderstandsschicht mit einem Referenzwiderstand, der bei einem Kontakt zu dem Analyten gleich bleibt, aufweist.
Biosensor nach Anspruch 8 oder 9, bei dern der vorbestimmte Wert zumindest 5% aufweist.
Biosensor nach einem der Ansprüche 8 bis 10, bei dem die selektiven Bindungsstellen (146) ausgebildet sind, aus einer Matrix Analytmoleküle (110) zu binden.
Biosensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Widerstandsschicht (140) eine Lipid-Membran umfasst.
Biosensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der Ladungsspeicher (130) einen Quellen-Bereich (133) und einen Senken-Bereich (135) aufweist, wobei der Quellen-Bereich (133) und der Senken-Bereich (135) durch einen Kanal-Bereich (139) mit einem Kanalwiderstand getrennt sind, und wobei der Kanal-Bereich (139) durch eine Isolierschicht (131) von der Sensorelektrode (132) getrennt ist, so dass eine Änderung der Anzahl von Ladungen (142) auf der Sensorelektrode (132) eine Änderung des Kanalwiderstandes bewirkt.
Biosensor nach Anspruch 13, bei dem zwischen der Sensorelektrode (132) und der Widerstandsschicht (140) ein weiterer Teil der dielektrischen Schicht (131) angeordnet ist, so dass die gespeicherte elektrischen Ladungen (142) von der Sensorschicht (132) zur Widerstandsschicht (140) mittels Tunneln durch den weiteren Teil der dielektrischen Schicht (131) überwindbar ist.
Biosensor nach Anspruch 13 oder Anspruch 14, wobei der Rückkontakt (162), der Quellen-Bereich (133) und der Senken-Bereich (135) mit der Steuereinheit (154) elektrisch verbunden sind.
Biosensor nach Anspruch 15, bei dem die Steuereinheit (154) ausgebildet ist, bei einer konstanten Spannung zwischen dem Quellen-Bereich (133) und dem Senken-Bereich (135) einen Strom zwischen dem Quellen-Bereich (133) und dem Senken-Bereich (135) zu messen und aus einer zeitlichen Änderung des Stroms eine Konzentration des Analyten (110) in dem Medium (120) zu ermitteln.
Biosensor nach Anspruch 16, bei dem die Steuereinheit (154) ausgebildet ist, eine Schwellenspannungsverschiebung infolge einer Änderung der Anzahl von gespeicherten elektrischen Ladungen (142) auf der Sensorelektrode (132) zu ermitteln, wobei die Steuereinheit (154) ferner ausgebildet ist, aus der Schwellenspannungsverschiebung die Konzentration des Analyten (110) in dem Medium (120) zu ermitteln.
Biosensor nach einem der Ansprüche 1 bis 12, bei dem der Ladungsspeicher (130) einen Quellen-Bereich (133); einen Senken-Bereich (135); einen Kanal-Bereich (139), der zwischen dem Quellen-Bereich (133) und dem Senken-Bereich (135) an einer ersten Hauptoberfläche des Substrats (160) ausgebildet ist; und eine Steuerelektrode (138) aufweist, wobei auf der ersten Hauptoberfläche des Substrats (160) eine Isolierschicht (131), die die Sensorelektrode (132) von dem Kanalbereich (139) elektrisch isoliert, ausgebildet ist, wobei die Steuerelektrode (138) auf einer dem Ka- nalbereich (139) abgewandten Seite der Sensorelektrode (132) angeordnet ist und von dieser durch einen weiteren Teil der Isolierschicht (131) elektrisch isoliert ist, und wobei die Sensorelektrode (132) sich entlang des Kanalbereiches (139) und entlang eines weiteren Substratbereiches erstreckt, wobei die Sensorelektrode (132) in dem weiteren Substratbereich durch die Isolierschicht (131) von dem Substrat (160) und von der Widerstandsschicht (140) elektrisch isoliert ist.
Biosensor nach Anspruch 18, wobei auf der der Hauptseite des Substrats (160) gegenüberliegenden Seite ein Rückkontakt (162) ausgebildet ist, und wobei der Rückkontakt (162) und der Quellen-Bereich (133) und die Referenzelektrode (152) elektrisch verbunden sind.
Biosensor nach Anspruch 19, wobei die Steuereinheit (154) mit der Referenzelektrode (152) und dem Senken-Bereich (135) und der Steuerelektrode (138) elektrisch verbunden ist.
Biosensor nach einem der Ansprüche 18 bis 20, bei dem die Steuerelektrode (138) und die Isolierschicht (131) ausgebildet sind, die Sensorelektrode (132) über ein Tunneln von Ladungsträgern durch die Isolierschicht (131) zu laden oder zu entladen, so dass sich die Anzahl der auf der Sensorelektrode (132) gespeicherten elektrischen Ladungen (142) ändert.
Biosensor nach Anspruch 20 oder Anspruch 21, bei dem die Steuereinheit (154) ausgebildet ist, wiederholt die Sensorelektrode (132) zu laden oder zu entladen, um wiederholte Messungen der Konzentration des Analyten (110) in dem Medium (120) durchzuführen.
Biosensor nach einem der Ansprüche 18 bis 20, bei dem die weitere Substratregion eine weitere Widerstandsschicht aufweist, wobei die weitere Widerstandsschicht eine selektive Membran für einen weiteren Analyten in dem Medium (120) umfasst, so dass die Widerstandsschicht (140) und die weitere Widerstandsschicht selektiv hinsichtlich verschiedener Analyten sind, so dass bei Kontakt zu dem Medium (120) eine Änderung eines elektrischen Widerstandes der weiteren Widerstandsschicht von einer Konzentration des weiteren Analyten in dem Medium (120) abhängt.
Biosensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem mehrere Ladungsspeicher und mehrere Widerstandsschichten zu einem Sensor-Array angeordnet sind, so dass mehrere Messungen für die Konzentration des Analyten (110) in dem Medium (120) parallel durchführbar sind und Ergebnisse der mehreren Messungen bereitstellbar sind.
Verfahren zum Messen einer Konzentration eines Analyten in einem Medium, mit folgenden Schritten: Aufladen eines elektrischen Ladungsspeichers durch eine elektrische Versorgung, wobei der elektrische Ladungsspeicher eine Sensorelektrode und eine Widerstandsschicht mit einem elektrischen Widerstand, der sich bei Kontakt zu dem Analyten ändert, aufweist; In-Kontakt-Bringen der Widerstandsschicht mit dem den Analyten aufweisenden Medium; Trennen des elektrischen Ladungsspeichers von der elektrischen Versorgung; und Erfassen einer verbleibenden Ladungsmenge auf der Sensorelektrode nach einem vorbestimmten Zeitintervall (t), wobei sich die verbleibende Ladungsmenge durch ein Abfließen von elektrischen Ladungen durch die Widerstandsschicht in das Medium zu einer Referenzelektrode ergibt, und wobei die verbleibende Ladungsmenge ein Maß für die Konzentration des Analyts in dem Medium ist.
Verfahren nach Anspruch 25, wobei die verbleibende Ladungsmenge eine verbleibende elektrische Spannung zwischen der Sensorelektrode und der Referenzelektrode bewirkt, mit folgendem Schritt: Bestimmen eines geänderten Widerstandswerts der Widerstandsschicht basierend auf dem Unterschied zwischen der verbleibenden elektrischen Spannung und der Spannung der elektrischen Versorgung, wobei der geänderte Widerstandswert ein Maß für die Konzentration des Analyts in dem Medium ist.
Verfahren nach Anspruch 26, ferner mit folgenden Schritten: Erfassen eines Referenzwiderstandswerts der Widerstandsschicht, wobei die Widerstandsschicht dem Medium ohne den Analyten ausgesetzt wird, vor dem In-Kontakt-Bringen der Widerstandsschicht mit dem den Analyten aufweisenden Medium; und Vergleichen des geänderten Widerstandswerts mit dem Referenzwiderstandswert, um einen Differenzwert zu erhalten, wobei der Differenzwert ein Maß für die Konzentration des Analyten in dem Medium ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 25 bis 27, ferner mit folgenden Schritten: Anlegen zunächst einer Ausgangsspannung zwischen der Referenzelektrode und der Sensorelektrode über eine Verbindung, und anschließend Trennen der Verbindung, Ermitteln nach einer vorbestimmten Zeit einer Restspannung, und Ermitteln der Konzentration des Analyten in dem Medium aus einem Verhältnis der Restspannung zu der Ausgangsspannung.
Verfahren nach elnem der Ansprüche 25 bis 28 das welches unter Verwendung eines Biosensors nach einem der Ansprüche 1 bis 24 durchgeführt wird.