EP1222453A2 - Verfahren zur herstellung elektrischer leiterstrukturen im nanometerbereich sowie deren verwendung als impedimetrischer sensor - Google Patents

Verfahren zur herstellung elektrischer leiterstrukturen im nanometerbereich sowie deren verwendung als impedimetrischer sensor

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EP1222453A2
EP1222453A2 EP00975855A EP00975855A EP1222453A2 EP 1222453 A2 EP1222453 A2 EP 1222453A2 EP 00975855 A EP00975855 A EP 00975855A EP 00975855 A EP00975855 A EP 00975855A EP 1222453 A2 EP1222453 A2 EP 1222453A2
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EP
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electrodes
substrate
edges
electrical conductor
electrically conductive
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Withdrawn
Application number
EP00975855A
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English (en)
French (fr)
Inventor
Frank Katzenberg
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Fraunhofer Gesellschaft zur Foerderung der Angewandten Forschung eV
Original Assignee
Fraunhofer Gesellschaft zur Foerderung der Angewandten Forschung eV
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Publication date
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3275—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction
    • G01N27/3278—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction involving nanosized elements, e.g. nanogaps or nanoparticles

Definitions

  • the invention relates to a method for producing electrical conductor structures in the nanometer range, i.e. electrically conductive wires, the diameter of which typically range from 1 nm to 500 nm.
  • electrodes applied to a carrier substrate and configured in an interdigital electrode arrangement are suitable for this purpose.
  • the selectively acting detector substances for example oligonucleotides or antigens, are applied between the electrodes and bound to the substrate.
  • they form an interaction layer in the form of a dielectric, the dielectric change of which represents the measured variable of the biochemical sensor to be detected.
  • binding reactions with the corresponding antigens occur, as a result of which the dielectric behavior of the interaction layer between the electrodes changes.
  • the electrical field lines of the electrical field between the electrodes should run largely within the interaction layer.
  • the ratio of the electrode spacing to the layer thickness of the dielectric is close to or less than 1.
  • the layer thickness of the Interaction layer usually designed as a monolayer is only a few 10 nm - this corresponds approximately to the length of the oligonucleotides or antigens oriented perpendicular to the substrate surface.
  • the electrode spacing should be of the same or even a smaller dimension in order to achieve the desired sensitivity of the biochemical sensor.
  • the invention is based on the object of taking measures which serve to increase the sensitivity of impedimetrically operating biochemical sensors.
  • it is important to significantly reduce the manufacturing outlay and the associated costs in the production of such sensors.
  • the detection sensitivity of such sensors should be increased if the interaction layer between the electrodes is as large as possible.
  • the idea on which the invention is based is the sharp concentration of the electric field between two electrodes, within which the interaction layer required for the detection of biochemical substances, in which, for example, oligonucleotides or antigens are introduced, is provided.
  • these are miniaturized line wire sections with a typical line cross section of 1 to 500 nm and line lengths greater than 100 nm, which are preferably perpendicular to the electrical field lines running between the electrodes are arranged.
  • This measure makes it possible to apply the electric field to the To concentrate the electrode gap and in particular on the surface of the nanowires, although the electrode spacing can be several micrometers, so that the electrode arrangement can be produced using customary, not cost-intensive methods.
  • a method for producing related electrical conductor structures in the nanometer range is designed such that using a dielectric surface substrate having a surface topography, the surface topography of which has a large number of edge runs which run largely parallel to one another and which rise above the surface of the surface substrate, the surface substrate is electrically oblique shading acting on the conductive material is carried out in such a way that the electrically conductive material preferably settles on the edges.
  • Uniaxially oriented semicrystalline polymer thin films which are themselves embedded in an amorphous matrix can be used as particularly suitable surface substrate materials, the crystalline regions on the surface being raised above the amorphous regions and forming edges.
  • the edge pulls serve as the preferred location for metal material deposition, which occurs on the edge pulls as part of oblique shading.
  • the oblique shading itself represents a deposition process, preferably an anisotropic vapor deposition process, in which the electrically conductive material to be deposited is directed obliquely to the surface of the surface substrate in its vapor phase, whereby it preferably settles on the raised edges.
  • a main aspect of the invention is the saving in carrying out biochemical examinations by the possibility of producing an inexpensive biochemical sensor in which an expensive nanostructuring of the electrode arrangement can be dispensed with.
  • Fig. 2 representation of a surface topology of a semi-crystalline
  • FIG. 3 schematic diagram to explain the oblique shading. Description of an embodiment
  • FIG. 1 a shows the top view of an impedance-acting biochemical sensor, which is essentially characterized in that two electrodes 1, 2 are arranged at a distance of a few ⁇ m, preferably on a carrier substrate 3 (see FIG. 1 b). Between the electrodes 1, 2 there is a conductor structure 4 consisting of a plurality of nanowires arranged parallel to one another, the arrangement of which can be seen in a detailed illustration in FIG. 1b.
  • the left electrode 1 is shown in FIG. 1 b and applied directly to the carrier substrate 3.
  • the nanowires 4 shown in cross section are each provided with an equidistant mutual distance.
  • the longitudinal extension of the nanowires 4 is oriented perpendicular to the electrical field lines 5, the electrical field lines concentrating on the surface of the nanowires (see arrow representations).
  • the cross section of the nanowires typically has sizes between 5 and 20 nm, their mutual distance is approximately the same order of magnitude, preferably between 5 and 30 nm.
  • the surface of the carrier substrate 3 and the surface of the nanowires are with biochemical sensors 6 in the form of antigens or applied to oligonucleotides. The corresponding binding events take place on the antigens or oligonucleotides 6, on which, for example, certain DNA fragments hybridize.
  • the electric field 5 that is formed between the electrodes 1, 2 is concentrated on the area of the interaction layer 7, which is expressed by the strongly curved field lines 5 within the interaction layer 7.
  • the electric field 5 is concentrated in the immediate vicinity of the sensor surface, which at the same time also results in a significant increase in sensitivity in the detection of molecular binding events within the interaction layer 7.
  • the natural surface topology of uniaxially oriented semicrystalline polymers is advantageously used (see here FIG. 2).
  • Such polymer thin films consist of nanocrystals, which are embedded in an amorphous matrix.
  • the dimensions of such crystals parallel to the molecular chain direction typically range from 5 to 25 nm. In parallel, the crystals can be up to a few micrometers in size.
  • the crystals are raised compared to the amorphous regions, the transition between the crystalline and the amorphous region being characterized by a more or less sharp-edged transition, see FIG. 2, in which a melt-spun polymer thin film is shown.
  • the protrusion of the polymer crystals from the amorphous regions is understandable by the diffusion of individual macromolecules during crystallization from the amorphous phase in the direction of the denser packed crystal that forms.
  • uniaxially oriented polymer films as shown in FIG.
  • the desired nanowires can be produced by metallizing the surface topology in the course of oblique shading.
  • FIG. 3 shows a schematic cross section through a polymer thin film 8, in the surface of which crystalline 9 and amorphous regions 10 are provided.
  • the transition between a crystalline region 9 and an amorphous region 10 is characterized by a sharp edge line 11.
  • a sharp edge line 11 By obliquely shading this nanoscopically ordered surface topology with the aid of evaporation at a certain angle of incidence to the substrate surface (see the arrows drawn obliquely to the substrate surface), only the crystal flanks of the edge strips 11 facing the evaporator source and the crystal surfaces are metallized.
  • the vapor-deposited metal 12 decorates the crystals and forms elongated, wire-like metal geometries that extend longitudinally to the edges.
  • electrode structures are applied in such a way that the electrode edges are aligned perpendicular to the molecular chain direction and thus parallel to the nanowires produced.
  • a sensor structure has sharp spacing and size distributions with regard to the conductor structures provided between electrodes, which can be set by the physical history of the crystal. It is thus possible to set the surface topology as desired by specifically varying the crystallization temperature and the process temperature for producing the melt-spun polymer thin film.
  • the topology of the polymer thin films can be transferred by means of reactive ion etching into, for example, silicon or silicon oxide or ceramic substrates, on the surface of which nanowires can be applied by subsequent oblique shading.

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Abstract

Beschrieben wird ein Verfahren zur Herstellung elektrischer Leiterstruckturen im Nanometerbereich sowie deren Verwendung in einem impedimetrischen biochemischen Sensor. Die Erfindung zeichnet sich dadurch aus, dass unter Verwendung eines, eine Oberflächentopografie aufweisenden dielektrischen Flächensubstrats, deren oberflächentorpografie eine Vielzahl, weitgehend parallel zueinander verlaufender, über die Oberfläche des Flächensubstrats erhabener Kantenzüge aufweist, eine, das Flächensubstrat mit elektrisch leitendem Material beaufschlagende Schrägbeschattung derart durchgeführt wird, dass sich das elektrisch leitende Material bevorzugt an den Kantenzügen absetzt.

Description

Verfahren zur Herstellung elektrischer Leiterstrukturen im Nanometerbereich sowie deren Verwendung als impedimetrischer Sensor
Technisches Gebiet
Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Herstellung elektrischer Leiterstrukturen im Nanometerbereich, d.h. elektrisch leitfähige Drähte, deren Durchmesser sich typischerweise auf 1 nm bis 500 nm belaufen.
Stand der Technik
Die Motivation zur Herstellung derartiger Nanodrähte entspringt aus der Suche nach verbesserten Lösungsansätzen für Sensoren, insbesondere biochemische Sensoren, mit deren Hilfe auf impedimetrischer Weise molekulare Bindungsereignisse, beispielsweise die Hybridisierung einer DNA mit speziellen Oligonukleotiden oder die Bindung von Antikörpern zu Antigenen, nachgewiesen werden können.
Hierzu eignen sich typischerweise auf einem Trägersubstrat aufgebrachte Elektroden, die in einer interdigitalen Elektrodenanordnung ausgebildet sind. Zwischen den Elektroden werden die selektiv wirkenden Detektorstoffe, beispielsweise Oligonukleotide oder Antigene auf dem Substrat aufgebracht und an diesem gebunden. Sie bilden, wie im weiteren noch gezeigt wird, eine Wechselwirkungsschicht in Form eines Dielektrikums, deren dielektrische Änderung die zu erfassende Messgröße des biochemischen Sensors darstellt. So kommt es in Gegenwart beispielsweise von Antikörpern zu Bindungsreaktionen mit den entsprechenden Antigenen, wodurch sich das dielektrische Verhalten der Wechselwirkungsschicht zwischen den Elektroden ändert. Um die dielektrische Änderung innerhalb der Wechselwirkungsschicht möglichst sensitiv zu erfassen, sollten die elektrischen Feldlinien des elektrischen Feldes zwischen den Elektroden größtenteils innerhalb der Wechselwirkungsschicht verlaufen. Dies ist der Fall, sofern das Verhältnis des Elektrodenabstandes zur Schichtdicke des Dielektrikums nahe oder kleiner 1 ist. Diese Forderung führt jedoch in der Ausgestaltung derartiger Elektrodenstrukturen zu technischen Problemen, zumal die Schichtdicke der üblicherweise als Monolayer ausgebildeten Wechselwirkungsschicht nur wenige 10 nm beträgt - dies entspricht in etwa der Länge der senkrecht zur Substratoberfläche ausgerichteten Oligonukleotiden bzw. Antigenen - . In entsprechend der gleichen oder sogar einer kleineren Dimension sollte der Elektrodenabstand sein, um die gewünschte Sensibilität des biochemischen Sensors zu erreichen.
Zwar gibt es eine Reihe elektrischer Verfahren zur Detektion molekularer Bindungsereignisse, die sowohl auf dem potenziometrischen (siehe Bergfeld, et. al., Biosen. & Bioelectron. 6, (1991), Seite 55), kapazitiven (Swietlow, Electroanalysis 4 (1992), Seite 921) sowie dem impedimetrischen Prinzip basieren. Ferner sind auch Messanordnungen realisiert worden, in denen eine dünne Wechselwirkungsschicht als Gate zwischen der Drain- und Source-Elektrode eines Feldeffekt-Transistors aufgebracht wurde. Allen bekannten elektrischen Detektionsverfahren ist jedoch gemein, dass ihre Nachweisfähigkeit nicht besonders sensitiv auf molekulare Bindungsereignisse ist, zumal deren Elektrodenanordnungen Abstände aufweisen, die viel größer als die Größenordnung der nachzuweisenden molekularen Spezies sind, die als dielektrische Wechselwirkungsschicht zwischen den Elektroden immobilisiert ist. Um die Nachweisempfindlichkeit derartiger biochemischer Sensoren zu erhöhen, ist man auf Grund der bekannten Zusammenhänge dazu übergegangen, die Elektrodenabstände zu verringern (siehe hierzu DE 196 10 115 A1 , EP 0 701 691 B1 sowie K. Reimer, et al., Sens. & Actuat., 46-47 (1995), S. 66). Die Elektrodenstruktur wurde in den vorstehend genannten Fällen mittels Elektronenstrahl-Lithografie hergestellt, die auf Grund ihres sequentiellen Charakters eine sehr kostspielige Methode darstellt. Hinzukommt, dass das Hauptanwendungsgebiet derartiger Sensoren die Biomedizin ist und so handelt es sich bei den einzelnen Sensoren häufig um Einwegprodukte, die auf Grund des massenhaften Durchsatzes einen nicht zu verachtenden Kostenfaktor darstellen. Es gilt nach wirtschaftlicheren Lösungen bei derartigen biochemischen Sensoren zu suchen.
In einem Beitrag von Kasapbasioglu et al., Sens. & Actuat. 13-14 (1993) S. 749 wird vorgeschlagen, zur Detektion biochemisch relevanter Stoffe so genannte Metallinseln in fraktaler Form zu verwenden, die zwischen zwei beabstandeten Elektroden eingebracht sind, um das zwischen den Elektroden herrschende elektrische Feld in der Nähe der Wechselwirkungsschicht zu konzentrieren. Nachteilhaft ist jedoch die Undefinierte und unkontrollierbar breite Abstands- und Größenverteilung sowie die teilweise einsetzende Perkolation, wodurch ihr Einsatz erschwert wird, der über einen Laborprototypeneinsatz nicht hinausgeht.
Darstellung der Erfindung
Der Erfindung liegt die Aufgabe zu Grunde, Maßnahmen zu treffen, die der Erhöhung der Sensitivität impedimetrisch arbeitender biochemischer Sensoren dienen. Insbesondere gilt es, den fertigungstechnischen Aufwand und die damit verbundenen Kosten in der Herstellung derartiger Sensoren erheblich zu reduzieren. Zugleich soll jedoch auch die Nachweisempfindlichkeit derartiger Sensoren bei einer möglichst großen Ausbildung der Wechselwirkungsschicht zwischen den Elektroden gesteigert werden.
Die Lösung der, der Erfindung zu Grunde liegenden Aufgabe ist in den unabhängig formulierten Patentansprüchen angegeben. Den Erfindungsgedanken vorteilhaft weiterbildende Merkmale sind Gegenstand der Unteransprüche sowie der Beschreibung nebst den, besonders geeignete Ausführungsbeispiele darstellende Figuren entnehmbar.
Die der Erfindung zu Grunde liegende Idee ist die scharfe Konzentration des elektrischen Feldes zwischen zwei Elektroden, innerhalb derer die für die Detektion von biochemischen Stoffen erforderliche Wechselwirkungsschicht, in der beispielsweise Oligonukleotide oder Antigene eingebracht sind, vorgesehen ist. Um den elektrischen Feldlinienverlauf möglichst definiert auf die Wechselwirkungsschicht einzugrenzen, wird diese durchsetzt von so genannten Nanodrähten, dies sind miniaturisierte Leitungsdrahtabschnitte mit einem typischen Leitungsquerschnitt von 1 bis 500 nm und Leitungslängen größer 100 nm, die vorzugsweise senkrecht zu den, zwischen den Elektroden verlaufenden elektrischen Feldlinien angeordnet sind. Durch diese Maßnahme ist es möglich, das elektrische Feld auf den Elektrodenzwischenspalt und insbesondere auf der Oberfläche der Nanodrähte zu konzentrieren, obgleich der Elektrodenabstand mehrere Mikrometer betragen kann, sodass die Herstellung der Elektrodenanordnung mit üblichen, nicht kostenintensiven Verfahren möglich ist.
Auch die für die Funktionsweise eines derartig aufgebauten biochemischen Sensors erforderlichen Nanodrähte sollten mit einem prozesstechnisch einfachen und kostengünstigen Verfahren herstellbar sein. Hierzu ist erfindungsgemäß ein Verfahren zur Herstellung diesbezüglicher elektrischer Leiterstrukturen im Nanometerbereich derart ausgebildet, dass unter Verwendung eines, eine Oberflächentopografie aufweisenden dielektrischen Flächensubstrates, deren Oberflächentopografie eine Vielzahl, weitgehend parallel zueinander verlaufender, über die Oberfläche des Flächensubstrats erhabene Kantenzüge aufweist, eine das Flächensubstrat mit elektrisch leitendem Material beaufschlagende Schrägbeschattung derart durchgeführt wird, dass sich das elektrisch leitende Material bevorzugt an den Kantenzügen absetzt.
Als besonders geeignete Flächensubstratmaterialien können uniaxial orientierte semikristalline Polymerdünnfilme verwendet werden, die selbst in einer amorphen Matrix eingebettet sind, wobei die kristallinen Bereiche an der Oberfläche über die amorphen Bereiche erhaben sind und Kantenzüge bilden. Alternativ ist es auch möglich, entsprechende Oberflächentopologien mittels reaktivem lonenätzen auf Silizium oder Siliziumoxidsubstratoberflächen zu übertragen.
Um die Leiterstrukturen in den gewünschten Dimensionen zu erhalten, dienen die Kantenzüge als bevorzugte Stelle einer Metallmaterialabscheidung, die sich im Rahmen einer Schrägbeschattung an den Kantenzügen einstellt. Die Schrägbeschattung selbst stellt ein Abscheideverfahren dar, vorzugsweise ein anisotropes Bedampfungsverfahren, bei dem das elektrisch leitende, abzuscheidende Material in seiner Dampfphase schräg zur Oberfläche des Flächensubstrates gerichtet ist, wobei es sich bevorzugt auf den erhabenen Kantenzügen absetzt. Eine derart gewonnene elektrische Leiterstruktur, die beispielsweise auf einem Polymerdünnfilm aufgebracht ist, wird nun mit den biochemischen Sensorstoffen versehen und im Rahmen einer Vielzahl übereinander gestapelter derartig ausgebildeter Leiterstrukturschichten zwischen zwei Elektroden eines biochemischen Sensors eingebracht.
Der erfindungsgemäße Einsatz von Nanodrähten zwischen an sich konventionell strukturierten Elektroden, deren Elektrodenabstand mehrere Mikrometer voneinander entfernt ist, führt zu einer oberflächennahen Konzentration des elektrischen Feldes und somit zu einer deutlich höheren Empfindlichkeit bei der Detektion molekularer Bindungsereignisse in einer Wechselwirkungsschicht molekularer Dicke. Auf Grund der wesentlich größeren aktiven Sensoroberfläche kann die Empfindlichkeit die einer Elektronenstrahl-Lithografisch-stukturierten Elektrodenanordnung übersteigen, obgleich die Herstellungskosten deutlich reduziert sind.
So gilt ein Hauptaspekt der Erfindung der Ersparnis bei der Durchführung biochemischer Untersuchungen durch die Möglichkeit der Herstellung eines kostengünstigen biochemischen Sensors, bei dem auf eine kostspielige Nanostrukturierung der Elektrodenanordnung verzichtet werden kann.
Kurze Beschreibung der Erfindung
Die Erfindung wird nachstehend ohne Beschränkung des allgemeinen Erfindungsgedankens anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnung exemplarisch beschrieben. Es zeigen:
Fig. 1a,b Draufsicht und Seitenansicht auf einen impedimetrisch arbeitenden biochemischen Sensor mit Nanodrahtstruktur,
Fig. 2 Darstellung einer Oberflächentopologie eines semikristallinen
Polymerdünnfilmes, sowie
Fig. 3 Prinzipskizze zur Erläuterung der Schrägbeschattung. Beschreibung eines Ausführungsbeispiels
In Fig. 1a ist die Draufsicht eines impedimetrisch wirkenden biochemischen Sensors dargestellt, der sich im Wesentlichen dadurch auszeichnet, dass zwei Elektroden 1 ,2 in einem Abstand von einigen μm, vorzugsweise auf einem Trägersubstrat 3 (siehe hierzu Fig. 1 b) angeordnet sind. Zwischen den Elektroden 1 ,2 ist eine Leiterstruktur 4, bestehend aus einer Vielzahl parallel zueinander angeordneter Nanodrähte vorgesehen, deren Anordnung in detaillierter Darstellung in Fig. 1b zu entnehmen ist.
In Fig. 1 b ist die linke Elektrode 1 dargestellt und unmittelbar auf dem Trägersubstrat 3 aufgebracht. Im Zwischenraum zwischen der Elektrode 1 und der nicht dargestellten Elektrode 2 sind die im Querschnitt dargestellten Nanodrähte 4 jeweils mit äquidistantem gegenseitigen Abstand vorgesehen. Die Längserstreckung der Nanodrähte 4 ist senkrecht zu den elektrischen Feldlinien 5 orientiert, wobei sich die elektrischen Feldlinien an der Oberfläche der Nanodrähte konzentrieren (siehe Pfeildarstellungen). Der Querschnitt der Nanodrähte weist typischerweise Größen zwischen 5 und 20 nm auf, ihr gegenseitiger Abstand beträgt in etwa bei gleicher Größenordnung, vorzugsweise zwischen 5 und 30 nm. Die Oberfläche des Trägersubstrats 3 sowie die Oberfläche der Nanodrähte sind mit biochemischen Sensoren 6 in Form von Antigenen oder Oligonukleotiden beaufschlagt. An den Antigenen oder Oligonukleotiden 6 finden die entsprechenden Bindungsereignisse statt, an denen beispielsweise bestimmte DNA-Fragmente hybridisieren.
Durch das Einbringen der Nanodrähte 4 zwischen den Elektroden 1 , 2 wird das sich zwischen den Elektroden 1 , 2 ausbildende elektrische Feld 5 auf den Bereich der Wechselwirkungsschicht 7 konzentriert, was durch die stark gekrümmt verlaufenden Feldlinien 5 innerhalb der Wechselwirkungsschicht 7 zum Ausdruck kommt. Auf diese Weise wird das elektrische Feld 5 in unmittelbarer Nähe der Sensoroberfläche konzentriert, wodurch zugleich auch eine deutliche Erhöhung der Empfindlichkeit bei der Detektion molekularer Bindungsereignisse innerhalb der Wechselwirkungsschicht 7 verbunden ist. Um parallel zueinander ausgerichtete, äquidistante Nanodrähte herzustellen, nutzt man in vorteilhafter Weise die natürliche Oberflächentopologie uniaxial orientierter semikristalliner Polymere (siehe hierzu Fig. 2). Derartige Polymerdünnfilme bestehen aus Nanokristallen, die in eine amorphe Matrix eingebettet sind. Die Abmessungen derartiger Kristalle belaufen sich parallel zur molekularen Kettenrichtung typischerweise zwischen 5 bis 25 nm. Parallel dazu können die Kristalle bis zu einige Mikrometer groß werden. An der Oberfläche von Polymeren sind die Kristalle gegenüber den amorphen Bereichen erhaben, wobei der Übergang zwischen dem kristallinen zum amorphen Bereich jeweils durch einen mehr oder weniger scharfkantigen Übergang geprägt ist, siehe hierzu Fig. 2, in der ein schmelzgesponnener Polymerdünnfilm abgebildet ist. Das Herausragen der Polymerkristalle gegenüber den amorphen Bereichen ist durch die Diffusion einzelner Makromoleküle während der Kristallisation aus der amorphen Phase in Richtung des sich bildenden dichter gepackten Kristalls verständlich. Zusätzlich tritt im Falle von schmelzgesponnenen, uniaxial orientierten Polymerfilmen, wie es in Fig. 2 dargestellt ist, nach der Kristallisation im Fließgradienten eine Kaltverstreckung des Filmes auf, die unter Beibehaltung des Volumens eine weitere Einschnürung der fließfähigen, d.h. plastisch verformbaren, amorphen Bereiche bewirkt. Weiterhin liegen im Falle des uniaxial orientierten lamellaren Polymergefüges, wie es beispielsweise bei Polyethylenen der Fall ist, alle Kristalle nahezu parallel zueinander an der Oberfläche.
Unter Verwendung eines derartigen Polymerdünnfilmes können durch Metallisierung der Oberflächentopologie im Rahmen einer Schrägbeschattung die gewünschten Nanodrähte hergestellt werden.
In Fig. 3 ist hierzu ein schematisierter Querschnitt durch einen Polymerdünnfilm 8 dargestellt, in dessen Oberfläche kristalline 9 und amorphe Bereiche 10 vorgesehen sind. Der Übergang zwischen einem kristallinen Bereich 9 und einem amorphen Bereich 10 ist geprägt durch einen scharfen Kantenzug 11. Durch Schrägbeschattung dieser nanoskopisch geordneten Oberflächentopologie mit Hilfe einer Bedampfung unter einem bestimmten Einfallswinkel zur Substratoberfläche (siehe hierzu die schräg zur Substratoberfläche eingezeichneten Pfeile) werden nur die der Verdampferquelle zugewandten Kristallflanken der Kantenzüge 11 sowie die Kristalloberflächen metallisiert. Das aufgedampfte Metall 12 dekoriert die Kristalle und bildet längsgestreckte, drahtartige Metallgeometrien, die sich längs zu den Kantenzügen erstrecken.
In einem nächsten Schritt bringt man Elektrodenstrukturen derart auf, dass die Elektrodenkanten senkrecht zur molekularen Kettenrichtung und damit parallel zu den erzeugten Nanodrähten ausgerichtet sind. Ein derartiger Sensoraufbau besitzt gegenüber den bekannten Lösungen unter Verwendung inselförmiger Metallcluster, scharfe Abstands- und Größenverteilungen hinsichtlich der zwischen Elektroden vorgesehenen Leiterstrukturen, die durch die physikalische Vorgeschichte des Kristalls einstellbar ist. So ist es möglich, durch gezielte Variation der Kristallisationstemperatur sowie der Prozesstemperatur zur Herstellung des schmelzgesponnenen Polymerdünnfilmes die Oberflächentopologie beliebig einzustellen.
Eine Herstellung der orientierten Polymerdünnfilme oder orientierter Oberflächen von massiven Polymeren gemäß dem „Friction Transfer"-Verfahren (siehe hierzu Katzenberg, et al., Sen'l Gakkaishi, J. Soc. Fiber Sei. & Techn. Japan, 53 (1997) S. 549) ist ebenfalls denkbar.
Ferner kann die Topologie der Polymerdünnfilme mittels reaktivem lonenätzen in beispielsweise Silizium oder Siliziumoxid oder keramische Substrate übertragen werden, auf deren Oberfläche durch anschließende Schrägbeschattung Nanodrähte aufgebracht werden können. Bezugszeichenliste
Elektroden Trägersubstrat Nanodraht, Leiterstruktur elektrische Feldlinien Antigene, Oligonukleotide Wechselwirkungsschicht Polymerdünnfilm kristalliner Bereich amorpher Bereich Kantenzug Metallabscheidung

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur Herstellung eines impedimetrischen Sensors mit einer, im Nanometerbereich ausgebildeten, elektrischen Leiterstruktur, die zwischen zwei Elektroden einer Elektrodenanordnung angeordnet ist, dadurch gekennzeichnet, dass unter Verwendung eines, eine Oberflächentopografie aufweisenden dielektrischen Flächensubstrats, deren Oberflächentopografie eine Vielzahl, weitgehend parallel zueinander verlaufender, über die Oberfläche des Flächensubstrats erhabener Kantenzüge aufweist, eine, das Flächensubstrat mit elektrisch leitendem Material beaufschlagende Schrägbeschattung derart durchgeführt wird, dass sich das elektrisch leitende Material bevorzugt an den Kantenzügen absetzt und auf diese Weise die elektrische Leiterstruktur bildet, und dass parallel zu den Kantenzügen Elektroden derart aufgebracht werden, so dass zwischen den Elektroden die elektrische Leiterstruktur angeordnet ist.
2. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Schrägbeschattung ein Abscheideverfahren, vorzugsweise ein anisotropes Bedampfungsverfahren ist, bei dem das elektrisch leitende Material schräg zur Oberfläche des Flächensubstrats und senkrecht zu den zueinander parallel verlaufenden Kantenzügen abgeschieden wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass als Flächensubstrat ein semikristalliner Polymerdünnfilm verwendet wird.
4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Polymerdünnfilm Nanokristalle aufweist, die in einer amorphen Matrix eingebettet sind, wobei die kristallinen Bereiche an der Oberfläche den amorphen Bereiche erhaben sind und Kantenzüge bilden.
5. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Oberflächentopologie mittels reaktivem lonenätzen in Si oder Si02 erhalten wird.
6. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Oberflächentopologie mittels Einprägen eines nanostrukturierten Werkzeugs, bspw. durch Nanoimprinting, in ein Polymersubstrat erhalten wird.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die elektrischen Leiterstrukturen derart zwischen die Elektroden eingebracht sind, dass eine oberflächennahe Konzentration des elektrischen Feldes zwischen den Elektroden herbeigeführt wird.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die elektrische Leiterstruktur senkrecht zu den, zwischen den Elektroden verlaufenden elektrischen Feldlinien angeordnet wird.
9. Verwendung des impedimetrischen Sensors hergestellt nach einem Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass dieser zur Impedanz- oder Kapazitätsmessung zum Nachweis biochemischer Reaktionen eingesetzt wird.
10. Verwendung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass der impedimetrische Sensor zur Detektion molekularer Bindungsereignisse, vorzugsweise die Hybridisierung einer DNA mit Oligonukleotide oder Bindungen zwischen Antikörper zu Antigenen, verwendet wird.
EP00975855A 1999-10-19 2000-10-06 Verfahren zur herstellung elektrischer leiterstrukturen im nanometerbereich sowie deren verwendung als impedimetrischer sensor Withdrawn EP1222453A2 (de)

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