EP1456636A1 - Fet-sensor mit besonders ausgestalteter gateelektrode zur hochempfindlichen detektion von analyten - Google Patents

Fet-sensor mit besonders ausgestalteter gateelektrode zur hochempfindlichen detektion von analyten

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Publication number
EP1456636A1
EP1456636A1 EP02795005A EP02795005A EP1456636A1 EP 1456636 A1 EP1456636 A1 EP 1456636A1 EP 02795005 A EP02795005 A EP 02795005A EP 02795005 A EP02795005 A EP 02795005A EP 1456636 A1 EP1456636 A1 EP 1456636A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
analyte
detection electrode
gate electrode
electrode
gate
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP02795005A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Andreas OFFENHÄUSER
Margarete Odenthal
Michael Goryll
Jürgen MOERS
Hans LÜTH
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Forschungszentrum Juelich GmbH
Original Assignee
Forschungszentrum Juelich GmbH
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Filing date
Publication date
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Withdrawn legal-status Critical Current

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    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/551—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals the carrier being inorganic
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    • G01N2333/902—Oxidoreductases (1.)
    • G01N2333/908—Oxidoreductases (1.) acting on hydrogen peroxide as acceptor (1.11)

Definitions

  • the invention relates to a transistor-based sensor with a specially designed gate electrode for the highly sensitive detection of analytes.
  • sensors based on silicon-based microelectronic components have received great attention, since the sensor and the evaluation electronics can be integrated monolithically on a chip and the experience of silicon CMOS technology can be used.
  • the coordination between the sensitivity of the component and the sensor is always fraught with problems.
  • the component on the electronic side of the sensor is the MOSFET. Due to its importance in microelectronics, this component has been undergoing continuous development for two decades. The critical component dimensions and the electronic properties have been and continue to be reduced and improved. By reducing the size, the transistors not only become faster, they also become more sensitive. At the beginning of the 1990s, the limit was below 1 micrometer. Today's components standard channel lengths of 180 nanometers. This measure will soon be reduced to 130 nanometers in production.
  • FD-SOI fully depleated silicon-on-insulator
  • DG double gate transistor
  • the current-carrying layer which is just a few nanometers thick, is located on a buried oxide layer; in the case of a DG-MOSFET, the current-carrying layer is controlled from both sides by a control electrode.
  • the space requirement per component advantageously decreases, which means more throughput and thus more profit for industrial applications with the same effort.
  • the small dimensions mean higher sensitivity, ie with smaller inputs output signals, the same output signals can be achieved. This property is generally of great importance for use in sensor technology.
  • sensors are currently divided into the following groups. Enzymatic biosensors (e.g. glucose, urea), affinity biosensors (e.g. immunosensors, DNA sensors), whole-cell biosensors (microbes, tissues, nerve cells).
  • affinity biosensors e.g. immunosensors, DNA sensors
  • whole-cell biosensors microbes, tissues, nerve cells.
  • the following structures are usually used for signal conversion: impedance structures, acoustic wave structures, calorimetric sensors, electrochemical cells, optical sensors and semiconductor-based sensors.
  • a receptor for the analyte is located locally on a very small area of the detection electrode.
  • the local immobilization of the receptor on such small areas is, however, disadvantageously only possible with a great deal of work and expense.
  • the object of the invention is therefore to provide a sensor which does not have the deficiencies shown in the prior art.
  • the compa given to CMOS standard processes and at the same time the detection of at least one analyte by means of conversion or binding to a receptor.
  • the solution is that a gate electrode is arranged between a detection electrode made of an electrically insulating material and a gate oxide of a transistor designed as a dielectric.
  • the gate electrode has a large contact area A sens for the detection electrode and a small contact area Ag ate to the gate oxide of the adjacent sub-micrometer or nanotransistor.
  • the receptor for binding or converting the analyte is immobilized on the surface of the detection electrode.
  • Analytes in particular mean biomolecules such as nucleic acids (RNA, DNA), antigens and substrates of immobilized enzymes.
  • receptors includes all molecules that can bind or convert such an analyte, whereby the analyte is detected.
  • the large area of the detection electrode ensures that the receptor can be immobilized on its surface in a technically simple manner.
  • the sensor according to the invention always comprises a series connection of two capacitors through the use of insulating materials.
  • the first capacitor is arranged between the detection electrode and the gate electrode material
  • the second capacitor is arranged between the gate electrode material and the silicon substrate.
  • the capacitance of the gate electrode as the control electrode of the transistor is correspondingly smaller due to the significantly smaller contact area A gate of the gate electrode with the transistor, provided that the thicknesses of the insulation layers d sens and d gte do not differ or differ only slightly.
  • the capacitance of the gate electrode C gate can also be approximated using the above formula.
  • the gate capacitance is significantly smaller than that of the detection electrode in the dimensions of the submicron or nanotransistor used. Because the relationship between the capacitance and the voltage across a capacitor
  • the use of a sensor with the above-mentioned dimensions for the gate electrode means that even a few molecules of an analyte can be detected on the surface of the detection electrode, provided that a change in the charges on the detection electrode by the receptor, which binds the analyte or with this reacts, takes place.
  • the analyte is first brought into contact with the brought on immobilized receptor. This leads to a change in the electrical charge on the surface of the detection electrode.
  • the charge is transferred to the transistor via the series connection of the two capacitors, the charge density being increased in the direction of the transistor by the dimensions of the gate electrode at the contact areas to the detection electrode A sens and to the gate oxide A gate (see relationship 3).
  • the concentration of the analyte to be detected is determined by measuring the change in current.
  • the ratio of areas Ag a _ is preferably te: A se ns 1:10 to 1: 500,000.
  • the detection electrode consists of an insulating material.
  • the detection electrode can consist of Si0 2 , for example. Si0 2 is a good insulator.
  • the material can also be applied in very thin layers. Smallest changes in charge on the surface of the detection electrode due to the binding of an analyte to an immobilized receptor molecule can thus with high sensitivity via the first capacitor in the direction of the transistor are transmitted.
  • biomolecules such. B. nucleic acids, antibodies and enzymes as receptors via methods which form prior art within silane chemistry, can be immobilized well on Si0 2 .
  • Ta 2 0 5 , Al 2 0 3 or Si 3 N 4 are also particularly suitable. These materials are also good insulators. They are also particularly suitable as pH-sensitive materials for the detection of substrates as analytes which are reacted in the course of a reaction with an immobilized enzyme, for example with dehydrogenases. This leads to a demonstrable local change in the pH value at the detection electrode, whereby the analyte is detected.
  • highly conductive polysilicon is used as the gate electrode material. This advantageously has the effect that the gate electrode material is capacitively coupled to the detection electrode. Good signal transmission from the detection electrode to the gate electrode is ensured.
  • the material of the gate electrode is not limited to polysilicon. Rather, all materials with good conductivity can be used for the gate electrode.
  • the gate electrode and the detection electrode can be connected to one another via one or more layers.
  • a silicide layer can be arranged as the surface of the gate electrode.
  • the silicide layer can e.g. B. generated by sputtering tungsten onto the polysilicon and subsequent annealing.
  • a layer of titanium silicide can also be arranged as the surface of the gate electrode after sputtering titanium.
  • the suicides mentioned are very good ladders. They prevent ion flow to the transistor and increase the durability of the transistor.
  • a layer sequence of polysilicon, tungsten silicide and SiO 2 is present to form a first capacitor.
  • the layer of tungsten silicide, which forms the surface of the gate electrode, is arranged on the polysilicon.
  • Polysilicon and tungsten silicide together form the gate electrode.
  • Such a layer sequence with Si0 2 as an insulating material for the detection electrode leads to the capacitive connection of the gate electrode to the detection electrode.
  • the gate oxide of a sensor according to the invention consists of a dielectric in accordance with the specifications of the nanotransistor.
  • Figure 1 shows the cross section through a sensor according to the invention based on a field effect transistor. The dimensions in Fig. 1 are not shown to scale.
  • drain contact area 2 On a silicon substrate 1 there is a drain contact area 2, a source contact area 8, and a gate oxide 4, consisting of a dielectric such as. B. Si0 2 , with a certain area.
  • Substrate 1, drain contact region 2, source contact region 8 and gate oxide 4 consist of materials as are known from the prior art for producing sub-micrometer and nanotransistors.
  • a specially designed gate electrode according to the invention comprising an area 6 with a contact area Ag ate for the gate oxide 4 and with an area 5 with a contact area A aens for the detection electrode 7, is thus arranged between the gate oxide 4 and the detection electrode 7.
  • the contact area Ag ate is smaller than the contact area A sens - the channel below
  • the gate oxide 4 for example, has a length of only 0.01 to 1 micrometer. This results in very small capacitor areas between the gate electrode material and the silicon substrate.
  • the contact area A gene to the detection electrode 7 can for example have a length of 1 to 1000 micrometers.
  • the contact area A gate to the gate oxide 4 can thus be, for example, 10 "3 square micrometers.
  • the contact area A sen s to the detection electrode 7 can be, for example, 500 square micrometers. This increases the charge density by a factor of 500,000. Of course, the areas are not open the specified dimensions are limited.
  • the cross-section of the gate electrode is T-shaped in the present case. However, you are not limited to a T shape in the selection of the shape. Rather, any shape can be selected for the gate electrode 5, 6, which results in a larger contact area Age n s with the detection electrode 7 compared to the contact area Ag ate with the gate oxide 4.
  • the material of the gate electrode 5, 6 consists of polysilicon.
  • a further layer of tungsten silicide, not shown in FIG. 1, is located on the gate electrode in the area 5 to the detection electrode 7 as the surface of the gate electrode.
  • the detection electrode 7 made of silicon dioxide is arranged thereon.
  • Tungsten silicide is a very good conductor and advantageously prevents ion flow from the detection electrode 7 to the gate oxide 4. The durability of the transistor is through increased. This function can also be performed by a layer of titanium silicide.
  • drain contact area 2, source contact area 8 and gate electrode and detection electrode 7 is in an insulator 3, z. B. embedded in a silicon dioxide layer. This serves to protect the sensor. Si 3 N 4 can also be used instead.
  • a nucleic acid is preferably covalently or electrostatically immobilized on the detection electrode 7. If the analyte (here: a nucleic acid complementary to the immobilized nucleic acid: RNA, DNA) binds, then the charges on the surface of the detection electrode change via the additionally bound negative charges of the phosphate groups of the analyte nucleic acid. These charges are transferred to the transistor via the series connection of the two capacitors. The current change at the transistor generated in this way is measured and can be converted quantitatively into the concentration of the bound analyte, as well as used qualitatively for simple detection of the analyte. Duplication of the DNA by PCR is no longer necessary in the case of a nanotransistor. According to this principle, an anti-body-antigen reaction can also be detected or measured.
  • An enzyme e.g. B. a dehydrogenase or a glucose oxidase in combination with a horseradish peroxidase, e.g. B at Ta 2 0 5 as a detection electrode 7, immobilized.
  • the substrate is converted by the enzymatic reaction, the surface of the detection electrode 7 being protonated or deprotonated locally as a function of the pH.
  • the change in charge is converted into a change in current by the series connection of the capacitors and measured.
  • the conversions of all those enzymes in which there is a local change in the pH at the surface of the detection electrode 7 due to the reaction mechanisms can be detected or measured.

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Abstract

Einen Sensor umfassend ein Substrat, ein Source-Kontaktgebiet, ein Drain-Kontaktgebiet und ein Gateoxid eines Transistors, wobei zwischen dem Gateoxid und einer Detektionselektrode, welche aus einem elektrisch isolierenden Material besteht eine Gateelektrode angeordnet ist. Hierdurch liegt eine Reihenschaltung zweier Kondensatoren vor. Die Kontaktfläche Asens der Gateelektrode an die Detektionselektrode ist grösser als die Kontaktfläche Agate der Gateelektrode an das Gateoxid. Dadurch ist gewährleistet, dass der Rezeptor sich auf technisch einfache Weise auf der Oberfläche der Detektionselektrode immobilisieren lässt. Über die kleine Kontaktfläche Agate der Gateelektrode an den Transistor ist gleichzeitig eine hohe Nachweisempfindlichkeit für den Analyten gegeben. Das Verfahren zum Nachweis wenigstens eines Analyten sieht vor, dass wenigstens ein Analyt zur Bildung einer Änderung der elektrischen Ladung an der Oberfläche der Detektionselektrode in Kontakt mit einem an der Detektionselektrode immobilisierten Rezeptor gebracht wird. Der Analyt wird über die Erfassung der Stromänderung am Transistor nachgewiesen.

Description

B e s c h r e i b u n g
FET-SENSOR MIT BESONDERS AUSGESTALTETER GATEELEKTRODE SUR HOCHEMPFINDLICHEN DETEKTION VON ANALYTEN
Die Erfindung betrifft einen transistorbasierten Sensor mit besonders ausgestalteter Gateelektrode zur hochempfindlichen Detektion von Analyten.
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 Semiconduc- tors (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 fabrica- tion 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 Pro- teomic 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 Asens für die Detektionselektrode und eine kleine Kontaktfläche Agate 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 Agate 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 Asens 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 :
ε - A
C=^ (1)
eine Kapazität Csens-
In Beziehung (1) bedeuten: A: Plattenfläche; d: Plattenabstand; ε0 : elektrische Feldkonstante; εr : relative Dieelektrizitätskonstante des Dielektrikums.
Die Kapazität der Gateelektrode als Steuerelektrode des Transistors ist aufgrund der deutlich geringeren Kontaktfläche Agate der Gateelektrode an den Transistor entsprechend geringer, unter der Voraussetzung, daß sich die Dicken der Isolationsschichten dsens und dgate nicht oder nur unwesentlich voneinander unterscheiden.
Die Kapazität der Gateelektrode Cgate läßt sich ebenfalls nach der obigen Formel approximieren. Die Gatekapazität ist bei den Dimensionen des eingesetzten SubMikrometer- bzw. Nanotransistors deutlich geringer als die der Detektionselektrode. Da zwischen der Kapazität und der Spannung an einem Kondensator die Beziehung
C= dQ
(2) dU
gilt, bewirkt die oben beschriebene Anordnung gemäß dem Verhältnis der beiden Kapazitäten
Csens = dQ„ dUgate = dügate
.3 )
Cgate dQga,e dU sens dU sens
eine Erhöhung der an der Gateelektrode anliegenden Spannung, da dQsens = dQgate. 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 Detekti- onselektrode 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 Asens und zum Gateoxid Agate 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 Detektionsflache 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.
Vorzugsweise beträgt das Verhältnis der Flächen Aga_ te:Asens 1:10 bis 1:500000.
Zur Bereitstellung des ersten Kondensators besteht die Detektionselektrode aus einem isolierendem Material. Die Detektionselektrode kann beispielsweise aus Si02 bestehen. Si02 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 Si02 immobilisierbar.
Neben Si02 als Material für die Detektionselektrode sind auch Ta205, Al203 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 Dehydrogena- sen, 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 Detek- tionselektrode 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 Suizide 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 Si02 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 Si02 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.
Figur 1 zeigt den Querschnitt durch einen erfindungsgemäßen Sensor auf der Basis eines Feldeffekttransistors. Die Abmessungen in Fig. 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. Si02, 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 Na- notransistoren bekannt sind.
Eine erfindungsgemäße, speziell ausgestaltete Gateelektrode, umfassend einen Bereich 6 mit einer Kontakt- fläche Agate für das Gateoxid 4 und mit einem Bereich 5 mit einer Kontaktfläche Aaens für die Detektionselektrode 7 ist somit zwischen Gateoxid 4 und Detektionselektrode 7 angeordnet. Die Kontaktfläche Agate ist kleiner als die Kontaktfläche Asens- 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 Agens zur Detektionselektrode 7 kann beispielsweise eine Länge von 1 bis 1000 Mikrometer aufweisen. Die Kontaktfläche Agate an das Gateoxid 4 kann somit beispielsweise 10"3 Quadratmikrometer betragen. Die Kontatkflache Asens 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 5, 6 auswählbar, die im Ergebnis zu einer größeren Kontaktfläche Agens an die Detektionselektrode 7 im Vergleich zur Kontaktfläche Agate an das Gateoxid 4 führt.
Das Material der Gateelektrode 5, 6 besteht aus Polysilizium. Auf der Gateelektrode befindet sich im Bereich 5 zur Detektionselektrode 7 eine weitere, in Fig. 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 Meerret- tich-Peroxidase, z . B an Ta205 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

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Sensor zum Nachweis wenigstens eines Analyten, umfassend ein Substrat (1) , 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 (5, 6) angeordnet ist, dadurch gekennzeichnet, daß die Kontaktfläche Asens der Gateelektrode (5, 6) an die Detektionselektrode (7) größer ist als die Kontaktfläche Agate der Gateelektrode (5, 6) an das Gateoxid (4) .
2. Sensor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Verhältnis der Kontaktflächen Agate:Asens 1:10 bis 1:500000 beträgt.
3. Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch
Si02 als Material für die Detektionselektrode (7) .
4. Sensor nach einem der Ansprüche 1 bis 3, gekennzeichnet durch
Ta205 oder Al203 oder Si3N4 als Material für die Detektionselektrode (7) .
5. Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Gateelektrode (5, 6) Polysilizium enthält.
6. Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß im Bereich zwischen der Gateelektrode (5) und der Detektionselektrode (7) eine Silizidschicht als Oberfläche der Gateelektrode (5) angeordnet ist.
7. Sensor nach vorhergehendem Anspruch, gekennzeichnet durch
Wolframsilizid oder Titansilizid als Material für die Silizidschicht.
8. Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine Schichtenfolge aus Polysilizium und Wolframsilizid als Material für die Gateelektrode (5, 6) und Siliziumdioxid als Material für die Detektionselektrode (7) .
9. Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Gateelektrode (5, 6) im Querschnitt T-förmig ausgestaltet ist.
10. Verfahren zum Nachweis wenigstens eines Analyten mit einem Sensor nach einem der Ansprüche 1 bis 9 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.
11. Verfahren nach vorhergehendem Anspruch, dadurch gekennzeichnet, daß der Analyt vom Rezeptor gebunden wird.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß der Analyt vom Rezeptor umgesetzt wird.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 12, gekennzeichnet durch
Biomoleküle als Analyte.
14. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß ein dem Analyt komplementäres Biomolekül an der Oberfläche der Detektionselektrode (7) als Rezeptor immobilisiert vorliegt, welches den Analyten bindet.
15. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 14 gekennzeichnet durch
DNA als Analyt und/oder Rezeptor.
16. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 15, gekennzeichnet durch
RNA als Analyt und/oder Rezeptor.
17. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 16, gekennzeichnet durch ein Antigen als Analyt und einen Antikörper als Rezeptor.
18. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 17, dadurch gekennzeichnet, daß zur Bildung einer Änderung der elektrischen Ladung an der Detektionselektrode (7) eine Änderung des pH-Wertes gewählt wird.
19. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 18, gekennzeichnet durch ein Substrat als Analyt und ein immobilisiertes Enzym als Rezeptor, das den Analyt umsetzt.
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