WO1996005512A1 - Chemische sensoren, insbesondere biosensoren auf siliciumbasis - Google Patents

Chemische sensoren, insbesondere biosensoren auf siliciumbasis Download PDF

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WO1996005512A1
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Michael Josef SCHÖNING
Marion Thust
Stephan Frohnhoff
Michael Götz BERGER
Rüdiger ARENS-FISCHER
Peter Kordos
Hans LÜTH
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Forschungszentrum Jülich GmbH
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    • G01N33/54373—Apparatus specially adapted for solid-phase testing involving physiochemical end-point determination, e.g. wave-guides, FETS, gratings
    • G01N33/5438—Electrodes

Definitions

  • the invention relates to chemical sensors, in particular biosensors, based on silicon with a sensor-active coating on a semiconductor substrate acting as a transducer.
  • such sensors comprise a surface layer with sensor-active material which is exposed to the medium to be tested - in particular liquid.
  • This layer contains the sensor-active material, which is usually used in e.g. membrane made of PVC immobilized is present.
  • the signal supplied by the sensor-active material under the influence of an analyte is converted by a transducer element and finally obtained in a recordable form by means of possibly integrated electronic signal processing.
  • semiconductor electrodes field effect transistors, potentiometric and amperometric electrodes, etc. are being discussed as transducers.
  • the formation of containment provides a certain level of protection for the ion-selective membrane against bleeding and detachment.
  • this technology is difficult to implement, that is, it can only be realized with complex lithography technology.
  • the aim of the invention is therefore to design sensors of the type mentioned at the outset, by means of which sensor-active material in various forms can be attached to different types of transducer / electronics of the sensor with low susceptibility to interference, with the additional possibility of stabilization is increased and sensitivity increased.
  • complex lithography can be used to produce the porous layer.
  • the generated three-dimensional sponge structure as a matrix ensures good mechanical anchoring and spatial networking of the sensor-active material in the porous semiconductor substrate.
  • a high physical (mechanical) and electrochemical stability under liquid is thus achieved. This is particularly suitable for use in flow-through operation, e.g. as a detector in FIA systems.
  • Porous silicon produced by etching treatment has long been known per se and its use in biosensor technology according to JP 61-218 932 A from 1986 has also been considered:
  • an ISFET is described, on the surface of which between sources and sink produces an insulating layer and then is coated with polycrystalline silicon, which by anodic treatment converted into a porous silicon layer is said to act as a "film" for a biochemical substance.
  • this proposal did not have a stimulating effect on the improved design of biosensors and found no entry into the practice, as can be seen from Knoll's proposal.
  • the present invention differs from the content of this Japanese laid-open specification in that the semiconductor substrate acting as a transducer is subjected directly to an etching treatment to produce a porous sponge structure which penetrates into the material from the surface and whose pores have an average pore diameter , which is adapted to the penetration capacity of the sensor-active material.
  • Sponge-like porous layers with mesopores and / or macropores are preferred, which - especially with the interposition of a non-conductive insulating layer of small thickness - absorb the sensor-active material, the effectiveness of which per unit area (geometric area) can thus be increased considerably.
  • the type and shape of the sensor-active material naturally determine the necessary sponge structure of the porous silicon, which is produced by etching treatment.
  • pore formation can be influenced by lighting during the anodic etching treatment, with desired diameter fluctuations in the pore channel being able to be achieved over the length in particular by intermittent incidence of light.
  • porous structure that results from the etching of p-silicon and n + or p + silicon (microporous or with so-called “herringbone branches") can be used depending on the type of sensor-active material to be applied.
  • etching conditions and the etching result can be found at RL Smith u. SD Collins in J. Appl. Phys. 21 R1 from 1992.
  • Process parameters to be varied for the etching treatment according to the invention include:
  • the non-conductive layer to be preferably produced on the pore walls of the Si sponge structure can be made in a manner known per se from (in the simplest case) SiO 2 or another dielectric compound, such as Al 2 O 3 or Ta 2 O 5 or also Zr O 2 Si 3 N 4, silicates, glasses, etc. - individually or in combination - exist.
  • SiO 2 the existing Si surface of the sponge structure is oxidized in a targeted manner. This can preferably be achieved by uniform thermal, anodic, chemical or even natural oxidation.
  • the layer thickness of the resulting non-conductive layer can vary, depending on the pore size, in the range from 1 to 100 nm.
  • the underlying metal is e.g. deposited electrochemically, galvanically or from the gas phase and then, as indicated above for Si, converted into the corresponding oxide.
  • a covalent connection of sensor-active material to the porous structure appears appropriate, the mean pore diameter of which is chosen between 10 and 10 ⁇ nm.
  • the pore surface can be treated by chemical pretreatment or modification, e.g. Silanization, are activated for the connection of sensor-active material.
  • Functional crosslinkers spacer molecules, such as Glutardialdehyde, are anchored to the pore interface or wall.
  • Complete or partial crosslinking (e.g. only in the area near the surface) of the biomolecules introduced into the pore layer can ensure a particularly stable integration of the biomaterial in the layer.
  • Such crosslinking can take place after the biomolecules have been introduced into the porous layer, e.g. can be achieved by exposure to a glutardialdehyde-saturated atmosphere.
  • the average pore diameter of layers to be treated in this way should be> .50 nm.
  • Biological structures such as enzymes, proteins, antibodies, cells, organelles, tissue sections, etc.
  • a carrier matrix made of polymers, such as polyurethane, polyacrylamide, agar-agar, gelatin, etc.
  • an average pore size in the range from 10 nm to 100 ⁇ m, in particular ⁇ 20 nm, being selected depending on the size of the material to be introduced into the porous sponge structure.
  • pore sizes of at least 50 nm, preferably above 100 nm, are used.
  • Glass layers which are introduced into the pores as a liquid sol / gel layer + wetting agent are suitable in particular for chemical sensors - with subsequent annealing to the amorphous glass layer which, depending on the initial cocktail, is used for the detection e.g. different alkali ions are useful. Pore sizes of ⁇ 50 nm, in particular over 100 nm, are also expedient here. Solid layers of galvanically or from the gas phase and also electrochemically deposited metal in the porous material, combined with metal compounds (such as Ag / AgCl etc.), which are useful for the detection of anions, have proven to be suitable for the pore sizes to be provided extraordinarily flexible, pore sizes in the range of 10 - 500 nm appearing particularly expedient.
  • FIG. 1 shows a (bio) chemical silicon sensor with enlarged section;
  • Figure 2 shows a capacitive field effect sensor;
  • FIG. 3 shows a section through a field effect transistor;
  • FIG. 4 shows an ion-selective electrode (ISE) to be operated potentiometrically, and
  • FIG. 5 shows the arrangement of a sensor array.
  • ISE ion-selective electrode
  • FIG. 1 shows in cross section the layer structure of the porous (bio) chemical silicon sensor. Doped, monocrystalline or polycrystalline silicon is used as base material 2. The doping concentration varies between 3ch
  • an ohmic back contact consisting of a conductive layer or layer sequence, e.g. Al, Ti / Pt / Au, Cr / Sb / Au, or similar conductive connections.
  • This contact layer can be produced by means of conventional coating methods, such as PVD deposition and ion implantation, or else by means of electrochemical deposition methods.
  • the base substrate is built into a chemically inert sample cell (eg Teflon) and the sample acts as an anode with respect to a cathode immersed in the etching solution (eg from Platinum) and a sponge structure 3 is produced in the following manner:
  • a chemically inert sample cell eg Teflon
  • the sample acts as an anode with respect to a cathode immersed in the etching solution (eg from Platinum) and a sponge structure 3 is produced in the following manner:
  • n-silicon is used as the starting material, this results in a different type of pore and channel structure, depending on the lighting intensity and the lighting side.
  • the source for example a halogen lamp
  • the source is on the opposite side from 1
  • vertical, macroporous channels are formed in the bulk of the n-silicon (length corresponds to the layer thickness of the porous structure, diameter: 0.1-10 ⁇ m) horizontal, lateral branches, so-called " Sidebranches' of comparable dimension, 3, from.
  • a microporous layer with an isotropic pore structure is formed in the surface area
  • the layer thickness of the microporous layer forming parallel to it is essentially determined by the depth of light penetration, i.e. the wavelength of the illumination source is determined.
  • the diameter of the vertical channels can also be modified.
  • a different pore diameter forms than in the dark phase.
  • the result is "wavy, belly-like" vertical pore and ca channel structures that support the mechanical anchoring of the sensor membrane to be subsequently deposited.
  • the illumination source is on the side facing 1, macropores are formed in the form of vertical channel structures without lateral branches.
  • the pore diameter varies between 100 nm and 10 ⁇ m.
  • the length of these vertical channels is in the range of the total layer thickness of the porous layer.
  • n -doped silicon forms mesoporous sponge structures (pore diameter: 2 - 50 nm, channel length corresponds to the layer thickness of the porous structure).
  • the horizontal branches are not strictly orthogonal to the vertical channels.
  • the porous layer structure is comparable to a " herringbone pattern", ie the sidebranches are present at an inclination of ⁇ 45 degrees with respect to the vertical channels.
  • Microporous layer structures (average pore diameter ⁇ 2 nm) can be realized primarily using p-silicon as the starting material. In this case, an isotropic, homogeneously distributed pore arrangement is formed. The pore diameter can be adjusted in the range indicated above by the lighting, the porosity can be adjusted on the basis of the variation of the anodizing current.
  • the sponge structures obtained are comparable to the results for n -doped silicon.
  • the horizontal cross branches correspond analogously in their dimensions to the structure described under b).
  • the vertical pore diameters are also like the channel length in their geometric dimensions comparable.
  • the sponge structure which can be variably adjusted under a) - d), opens up the possibility of targeted tailoring of the sensor-active (bio-) chemical membrane.
  • the sponge structure 3 (detail in FIG. 1 a) is coated with a non-conductive material 4.
  • the porous layer formed in this way serves to hold the sensor-active components 5.
  • the sensor-active material can be both as an ion-selective membrane and can be designed in the form of biosensor elements, chemical pretreatment (for example by silanization) being able to be provided as required to ensure good 4
  • chemical pretreatment for example by silanization
  • ion-selective membranes can also be applied to the porous in the same way
  • Sponge structure can be transferred.
  • the membrane material eg ionophore, plasticizer, PVC matrix
  • the membrane material eg ionophore, plasticizer, PVC matrix
  • the membrane material eg ionophore, plasticizer, PVC matrix
  • the membrane material eg ionophore, plasticizer, PVC matrix
  • the membrane material eg ionophore, plasticizer, PVC matrix
  • the sensor-active material 6 which may be in the form of a membrane, can function both as a chemical sensor and as a biosensor, depending on the respective layer composition. There is also the possibility of depositing the sensor-active material 6 in the sponge structure and optionally additionally on the sensor surface 6a.
  • the sensor element is encapsulated in a suitable measuring cell 8 (e.g. made of Teflon or PMMA) and brought into direct contact with the analyte solution 7. Encapsulation would also be conceivable, however, which corresponds to the basic structure of the description given in FIG. 3 below.
  • a suitable measuring cell 8 e.g. made of Teflon or PMMA
  • a potential constant, commercially available reference electrode which is introduced in FIG. 7 and connected to 1
  • a similar, non-sensitive porous sensor element as a reference element.
  • the advantage of the arrangement is above all that it can be miniaturized, which is generally limited by the size of the reference electrode, and in the reduced effect of external influences, such as e.g. different temperature coefficients of sensor element and reference electrode.
  • FIG. 1 The construction of a porous (bio-) chemical field effect transistor is shown in FIG.
  • the base material used corresponds to that of the capacitive silicon sensor described above.
  • the two Depending on the doping of the base material 2, the two have Bags, source and drain, 10 the opposite doping. If the base material is n-doped, the source and drain are p-doped and vice versa.
  • a solid support for example a circuit board substrate 13, via a metallic contact 11 (for example Ti / Al, Ti / Pd / Au or the like conductive materials).
  • the metalization 11 is applied by an insulator layer or layer sequence 9 and 9a made of SiO 2 or SiO 2 Si3N4 or SiO 2 Al 2 O 3 or SiO 2 / Ta 2 O 5 oa isolated from the base substrate.
  • the production of such field effect transistors is known from the literature (K. Horninger, Integrated MOS Circuits, Springer-Verlag (1987) Heidelberg). What is new about this arrangement is the use of the gate area between the two pockets 10 in the form of a porous silicon gate. For this purpose, during the actual processing, ie immediately after the doping of the two pockets 10, a " high-standing" gate as shown in the figure, for example via an additional photolithography and etching step, has to be generated.
  • Such a gate could be used also by means of methods used in semiconductor technology, such as, for example, selective epitaxy, etc.
  • the sponge structure 3 is produced in the silicon starting material or the subsequent deposition of the sensor-active material 6 takes place in a completely analogous manner to that described for FIG
  • Substrate contact 1 to the base support 13 is realized by a conductive adhesive connection 14, for example conductive silver
  • the sensor component is protected against the measuring environment with a protective layer 12 made of, for example, epoxy resin or other potting materials, so that only the sensor-active gate area is included the analyte solution is in contact.
  • the encapsulation can e however also by means of an installation in a fixed sample cell, as described in Figure 2 take place.
  • the possibility of using a non-sensitive sensor element directly instead of an outer reference electrode, similar to the capacitive porous (bio) chemical sensor, can also be solved with this structure in the form of a reference transistor.
  • FIG. 4 An exemplary embodiment in the form of a porous, potentiometric (bio-) chemical " ion-selective electrode '(ISE) can be seen from Figure 4.
  • the porous sponge structure and its lining with a non-conductive material are produced in an analogous manner as under Figure 1.
  • the base substrate 2 is etched from the back of the sample from 1 wet-chemically, for example by means of an HF / water mixture, into the area of the sponge structure, so that it is exposed on the back of the sample, before the sensor-active components 6 as a solid
  • the metallic derivation must be implemented, as shown in FIG. 4.1 or 4.2 17, for example from Ag deposited in the pore structure by means of conventional PVD processes (for example by vapor deposition).
  • This Ag layer is chloridized using known electrochemical processes in direct connection.
  • An additional internal electrolyte 18 is introduced in FIG. 4.2.
  • This usually consists of a high-molar salt solution, for example saturated KCl solution, which remains in an organic matrix, for example gelatin, after evaporation of the solvent as an internal electrolyte.
  • the semiconductor structure processed in this way is applied by means of a conductive adhesive connection 14, for example conductive silver a carrier 16 (FIG. 4) with electrical contact, for example made of glass, plastic, silicon or ceramic, is fixed. This stabilizes the thin, porous silicon structure on the carrier 16.
  • the processing of the sensor-active layer takes place as already explained under FIG. 1.
  • the finished porous ISE is applied to a holder 15 made of solution-resistant material with electrical contacting, for example Teflon or plastic.
  • the sensor component is protected against the measurement environment with a protective layer 12 made of, for example, epoxy resin or other potting materials, such that only the sensor-active area of the porous ISE is in contact with the analyte solution.
  • FIG. 5 shows the arrangement of a (bio) chemical porous semiconductor sensor as a multi-sensor in the form of a sensor array arrangement. Shown here are differently sensitive, porous sensors 19 within a silicon substrate 2.
  • the number of sensor elements e.g. four variable sensors
  • the individual porous sponge structures are produced and expanded into sensor elements using the process steps listed above.
  • the sensor elements described in FIG. 2, FIG. 3, and FIG. 4 can be realized with this.
  • the sensor elements are encapsulated in a sample cell or inserted into a fixed housing in a completely analogous manner.

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Abstract

Die Verankerung von sensoraktivem Material wie z.B. Enzymen, Antikörpern usw. an bzw. in der Substratoberfläche von chemischen Sensoren, insbesondere Biosensoren auf Siliciumbasis wird durch eine dreidimensionale Schwammstruktur aus porösem Silicium erheblich verbessert, die durch entsprechende Ätzbehandlung unter Ausbildung von Porenöffnungsweiten erreicht wird, die dem Eindringvermögen des sensoraktiven Materials angepaßt sind. Die Porenwände erhalten zweckmäßigerweise eine nichtleitende Grenzschicht, die aus Oxiden von Si und/oder Al bzw. Ta oder Siliciumnitrid bestehen und vorzugsweise eine Dicke von 1 - 100 nm haben kann. Die Dicke der schwammartigen Schicht kann zweckmäßigerweise zwischen 10 nm und 100 νm liegen, und vorzugsweise werden Poren in Form von Abzweigungen aufweisenden Kanälen gebildet, deren mittlerer Durchmesser bei 1 nm - 10 νm und insbesondere zwischen 10 und 1000 nm liegt. Das sensoraktive Material kann gegebenenfalls in einer Glas-, Festkörper- oder Kunststoff- bzw. Polymermembran verteilt vorliegen.

Description

Chemische Sensoren, insbesondere Biosensoren auf Sili¬ ciumbasis
Die Erfindung bezieht sich auf chemische Sensoren, ins¬ besondere Biosensoren, auf Siliciumbasis mit einem sen¬ soraktiven Belag auf einem als Transduktor wirkenden Halbleitersubstrat.
Chemische Sensoren und insbesondere mit bioaktiven Kom¬ ponenten arbeitende Biosensoren sind bekannt und in stürmischer Entwicklung begriffen.
Grundsätzlich umfassen solche Sensoren eine Oberflä¬ chenschicht mit sensoraktivem Material, die dem zu prü¬ fenden Medium - insbesondere Flüssigkeit - ausgesetzt wird. Diese Schicht enthält das sensoraktive Material, das üblicherweise in einer z.B. aus PVC bestehenden Membran immobilisiert vorliegt. Das unter Einwirkung eines Analyten vom sensoraktiven Material gelieferte Signal wird von einem Transduktor-Element umgewandelt und mittels ggf. integrierter elektronischer Signalver¬ arbeitung schließlich in registrierbarer Form erhalten.
Als Transduktoren sind insbesondere Halbleiterelektro¬ den, Feldeffekttransistoren, potentiometrische und am- perometrische Elektroden usw. im Gespräch.
Allen bekannten Sensoren gemeinsam ist die meist unzu¬ reichende Haftung der Sensormembran auf dem jeweiligen Grundbauelement, d.h. die zu untersuchende Meßlösung unterspült bzw. dringt im ungünstigsten Falle direkt in die Sensormembran ein und beschädigt diese irreversi¬ bel. Verbunden damit sind Stabilitäts- und Driftpro- bleme des Sensorausgangssignals. Weiterhin ist die Aus¬ diffusion, d.h. "das Ausbluten und das Auswaschen" der sensitiven Membrankomponenten in die Lösung hinein festzustellen. Solche Sensoren besitzen folglich nur eine begrenzte Lebensdauer. Nachteilig wirkt sich wei- terhin die Tatsache aus, daß die Kontaktierung und Si¬ gnalelektronik lediglich durch eine dünne Passi- vierungsschicht vom sensitiven Bereich getrennt und da¬ mit sehr störanfällig sind.
Ein Versuch zur Lösung dieses Problems wird von Knoll in der DE 41 15 414 AI beschrieben: Danach werden an¬ isotrope Ätzgruben als Containments in das Substratma¬ terial eingebracht, in denen die Sensormembran veran¬ kert werden soll. Die Containments können mit einem nichtleitenden Material ausgekleidet werden, zusätzlich können Ableiteelektroden abgeschieden werden. Diese vertikalen Containments besitzen eine sich zur Chip- Rückseite hin verjüngende Öffnung, die in unmittelbarem Kontakt mit der Meßlösung steht. Dadurch sollen die oben beschriebenen Nachteile umgangen werden. Insbeson¬ dere sollen gemäß dieser Technik sog. Sensor-Arrays mit verschiedenen Empfindlichkeiten für unterschiedliche Substanzen bzw. Ionensorten realisiert werden.
Bei dieser Sensorart wird durch die Containment-Bildung ein gewisser Schutz der ionenselektiven Membran vor Ausbluten und Ablösung erreicht. Diese Technologie ist jedoch nur schwerlich einfach, d.h. nur mit aufwendiger Lithographietechnik realisierbar. Ziel der Erfindung ist daher eine Ausgestaltung von Sensoren der eingangs genannten Art, durch die sensor¬ aktives Material in unterschiedlicher Form an unter¬ schiedliche Typen von Transduktor/Elektronik des Sen- sors mit geringer Störanfälligkeit angelagert werden kann, wobei zusätzlich die Möglichkeit einer Stabili¬ tätserhöhung sowie Empfindlichkeitssteigerung gegeben ist.
Dieses Ziel wird grundsätzlich durch chemische, insbe¬ sondere biologische Sensoren der im Anspruch 1 gekenn¬ zeichneten Art erreicht. Diese sind insbesondere in mi¬ niaturisierter Form zu realisieren.
Weitere Ausgestaltungen ergeben sich aus den Unteran¬ sprüchen.
Gemäß der Erfindung kann bei der Herstellung der po¬ rösen Schicht auf eine aufwendige Lithographie ver- ziehtet werden. Die erzeugte dreidimensionale Schwamm¬ struktur sorgt als Matrix für eine gute mechanische Verankerung und räumliche Vernetzung des sensoraktiven Materials im porösen Halbleitersubstrat. Man erreicht damit eine hohe physikalische (mechanische) und elek- trochemische Stabilität unter Flüssigkeit. Damit bietet sich insbesondere der Einsatz im Durchflußbetrieb, z.B. als Detektor in FIA-Systemen, an.
Zwar ist durch Ätzbehandlung erzeugtes poröses Silicium an sich bereits längere Zeit bekannt und auch sein Ein¬ satz in der Biosensortechnik gemäß der JP 61-218 932 A aus 1986 in Erwägung gezogen worden: Hier wird ein ISFET beschrieben, auf dessen Oberfläche zwischen Quel¬ le und Senke eine Isolierschicht erzeugt und dann mit polykristallinem Silicium beschichtet wird, das durch anodische Behandlung in eine poröse Siliciumschicht um¬ gewandelt als "Film" für eine biochemische Substanz wirken soll. Dieser Vorschlag hat ganz offensichtlich nicht anregend bezüglich der verbesserten Ausgestaltung von Biosensoren gewirkt und keinen Eingang in die Pra¬ xis gefunden, wie aus dem Vorschlag von Knoll zu ent¬ nehmen ist.
Von dem Inhalt dieser japanischen Offenlegungsschrift unterscheidet sich die vorliegende Erfindung dadurch, daß das als Transduktor wirkende Halbleitersubstrat un¬ mittelbar einer Ätzbehandlung zur Erzeugung einer von der Oberfläche her in das Material vordringenden po¬ rösen Schwammstruktur unterworfen wird, deren Poren ei- nen mittleren Porendurchmesser haben, der dem Ein¬ dringvermögen des sensoraktiven Materials angepaßt ist.
Bevorzugt werden dabei schwammartige poröse Schichten mit Meso- und/oder Makroporen, die - insbesondere unter Zwischenschaltung einer nichtleitenden Isolierschicht von geringer Dicke - das sensoraktive Material aufneh¬ men, dessen Effektivität pro Flächeneinheit (geometrische Fläche) damit erheblich gesteigert werden kann.
Art und Form des sensoraktiven Materials bestimmen na¬ türlich die notwendige Schwammstruktur des porösen Si- liciums, die durch Ätzbehandlung erzeugt wird.
Grundsätzlich erhält man je nach Dotierung unterschied¬ liche Porositätsprofile, wobei in n-Silicium mit Ab¬ zweigungen versehene tiefgreifende Ätzkanäle gebildet werden, deren mittlerer Porendurchmesser durch die ge¬ wählten Parameter von Vorbehandlung, Temperatur, Zusam- mensetzung des Elektrolyten, Anodisierungsstromdichte und -dauer sowie Nachbehandlung bestimmt wird. Durch Beleuchten während der anodischen Ätzbehandlung kann die Porenbildung beeinflußt werden, wobei insbesondere durch intermittierenden Lichteinfall ggf. erwünschte DurchmesserSchwankungen im Porenkanal über die Länge hinweg erreicht werden können.
Die poröse Struktur, die sich beim Ätzen von p-Silicium sowie n+- bzw. p+-Silicium ergibt (mikroporös bzw. mit sog. "Fischgrätenverzweigungen") ist je nach Art des aufzubringenden sensoraktiven Materials einsetzbar. Ei¬ ne detaillierte Zusammenstellung von Ätzbedingungen und Ätzergebnis findet sich bei R.L. Smith u. S.D. Collins im J. Appl. Phys. 21 R1 von 1992.
Aufgrund der Porendurchmesser der erzeugten Schwamm- strukturen unterscheidet man zwischen Mikro- (<2 nm), Meso- (2 - 50 nm) und Makro (> 50 nm) porösem Silicium. Als für die erfindungsgemäße Ätzbehandlung zu variie- rende Prozeßparameter sind insbesondere zu nennen:
- die elektrochemische Vorbehandlung der Halbleiter¬ substrate (Flußsäure, organische und anorganische Lösungsmittel, Wasser, sowie deren Mischungen); - die verwendeten Ätz- und Lösungsmittel (HF-Ethanol bzw. HF-Propanol-Gemisch);
- die Prozeßtemperatur (5 - 150°C); der Anodisierungsström (1 - 500 mA/cm2); die zusätzliche Beleuchtung während der Anodisierung (Wellenlänge λ = 200 - 800 nm, Intensität bzw. Lei¬ stung: 0,1 - 100 mW/cm2, Standort der Beleuchtung: von der Probenoberseite oder -Unterseite sowie die Frequenz der Beleuchtung f = 0,1 - 1000 Hz); die Nachbehandlung der porösen Schwammstruktur (Spülregime, z.B. in Ethanol / Temperatur / Lage¬ rungsbedingungen, z.B. in N2-Atmosphäre) .
Die bevorzugt zu erzeugende nichtleitende Schicht auf den Porenwänden der Si-Schwammstruktur kann in an sich bekannter Weise aus (im einfachsten Fall) Siθ2 oder ei¬ ner anderen dielektrischen Verbindung, wie AI2O3 oder Ta2Ü5 oder auch Zrθ2 Si3N4, Silikaten, Gläsern etc. - einzeln oder in Kombination - bestehen. Im Falle von Siθ2 wird dazu die vorhandene Si-Oberflache der Schwammstruktur gezielt oxidiert. Dies läßt sich bevor¬ zugt erreichen durch eine gleichmäßige thermische, an¬ odische, chemische oder auch natürliche Oxidation. Die Schichtdicke der resultierenden nichtleitenden Schicht kann dabei, abhängig von der Porengröße, im Bereich von 1 - 100 nm variieren.
Im Falle von AI2O3 oder Ta2θ5 wird zuerst das zugrunde- liegende Metall (AI bzw. Ta) z.B. elektrochemisch, gal¬ vanisch oder aus der Gasphase abgeschieden und im An¬ schluß daran, wie oben für Si angegeben, in das ent¬ sprechende Oxid umgewandelt.
Die Abscheidung oxidischer, dielektrischer Verbindungen wie Siθ2, AI2O3, Ta2θs, Zrθ2, Si3 4 etc. durch herkömm¬ liche PVD- und CVD-Verfahren direkt auf einem Silicium- substrat ist an sich bekannt (L. Bousse et al., Sensors and Actuators, B. ü (1994), 157-164).
Sensoraktive Materialien, die erfindungsgemäß in bzw. an der so gebildeten porösen Struktur "verankert" wer¬ den, sind in großer Vielzahl bekannt. Beispielhaft wer¬ den daher nachfolgend unterschiedliche Systeme und die dafür zweckmäßige Porosität des Siliciums sowie die Art der Verankerung angegeben:
Neben der reinen Adsorption bzw. Chemisorption er- scheint eine kovalente Anbindung von sensoraktivem Ma¬ terial an die poröse Struktur zweckmäßig, deren mitt¬ lerer Porendurchmesser zwischen 10 und 10^ nm gewählt wird. Die Porenoberfläche kann durch chemische Vorbe¬ handlung oder Modifizierung, z.B. Silanisierung, akti- viert werden für die Anbindung von sensoraktivem Ma¬ terial. Ferner können sog. funktioneile Crosslinker (Spacermoleküle) , wie z.B. Glutardialdehyd, an der Po¬ rengrenzfläche oder -wand verankert werden.
Eine komplette oder teilweise Vernetzung (z.B. nur im oberflächennahen Bereich) der in die Porenschicht ein¬ gebrachten Biomoleküle untereinander, z.B. mit Glutar¬ dialdehyd, kann für eine besonders stabile Integration des Biomaterials in der Schicht sorgen. Eine solche Vernetzung kann nach dem Einbringen der Biomoleküle in die poröse Schicht, z.B. durch Exposition mit einer Glutardialdehyd-gesättigten Atmosphäre erreicht werden. Der mittlere Porendurchmesser so zu behandelnder Schichten sollte >, 50 nm sein.
Biologische Strukturen, wie Enzyme, Proteine, Antikör¬ per, Zellen, Organellen, Gewebsschnitte etc. können di¬ rekt oder mittels Geleinschluß, d.h. eingebettet in ei¬ ne Trägermatrix aus Polymeren, wie Polyurethan, Poly- acrylamid, Agar-Agar, Gelatine etc. ggf. räumlich ver¬ netzt eingebracht werden, wobei je nach Größe des in die poröse Schwammstruktur einzubringenden Materials eine mittlere Porengröße im Bereich von 10 nm bis 100 μm, insbesondere ^ 20 nm, gewählt wird. Für die Verankerung von sensoraktivem Material in Form von Flüssigmembranen, die als "Membrancocktail", beste¬ hend aus z.B.
- PVC - Weichmacher ionenaktive Verbindung (Ionophor)
- Additive
verwendet werden, werden Porengrößen von zumin- dest 50 nm, vorzugsweise über 100 nm, vorgesehen.
Insbesondere für Chemosensoren eignen sich Glasschich¬ ten, die als flüssige Sol/Gelschicht + Benetzer in die Poren eingebracht werden - mit anschließender Temperung zur amorphen Glasschicht, die abhängig vom Aus¬ gangscocktail für den Nachweis z.B. unterschiedlicher Alkaliionen brauchbar sind. Hier sind ebenso Poren¬ größen von ^ 50 nm, insbesondere über 100 nm, zweck¬ mäßig. Festkörperschichten aus galvanisch bzw. aus der Gasphase und auch elektrochemisch im porösen Material abgeschiedenem Metall, kombiniert mit Metallverbindun¬ gen (wie z.B. Ag/AgCl etc.), die für den Nachweis von Anionen nützlich sind, erweisen sich bezüglich der vor¬ zusehenden Porengrößen als außerordentlich flexibel, wobei Porengrößen in der Gegend von 10 - 500 nm beson¬ ders zweckmäßig erscheinen.
Die gewählten sensoraktiven Substanzen können in be¬ kannter Weise mit unterschiedlichen Sensortypen kombi- niert angewandt werden: Nähere Einzelheiten sind der Literatur zu entnehmen, wie z.B. dem Buch von F. Scheller, F. Schubert, "Biosensoren", Akademie- Verl. Berlin, 1989. Wie aus dem Vorstehenden folgt, ergibt sich eine große Vielfalt der Ausgestaltung der Erfindung. Einige wenige Beispiele werden nachfolgend anhand der beigefügten schematischen Zeichnungen wiedergegeben, die im einzel- nen folgendes zeigen:
Figur 1, la den Querschnitt eines porösen
(bio)chemischen Siliciumsensors mit Aus¬ schnittsvergrößerung; Figur 2 einen kapazitiven Feldeffektsensor; Figur 3 einen Schnitt durch einen Feldef¬ fekttransistor; Figur 4 eine potentiometrisch zu betreibende io¬ nenselektive Elektrode (ISE) und Figur 5 die Anordnung eines Sensor-Arrays.
Figur 1 zeigt im Querschnitt den Schichtaufbau des po¬ rösen (bio-)chemischen Silicium-Sensors. Als Grundmaterial 2 wird dotiertes, ein- oder polykri- stallines Silicium verwendet. Die Dotierungskonzentra¬ tion variiert im Berei 3ch zwischen
1 xl0* - l χ lO^-^/cm für n- bzw. p-Silicium und liegt bei > 1 x 10 18/cm3 für n+- bzw. p+-Silicium. Auf der Unterseite von 2 befindet sich ein ohmscher Rück- seitenkontakt 1, bestehend aus einer leitenden Schicht bzw. Schichtfolge, wie z.B. AI, Ti/Pt/Au, Cr/Sb/Au, oder ähnlicher leitender Verbindungen. Diese Kontakt¬ schicht kann mittels herkömmlicher Beschichtungsverfah- ren, wie PVD-Abscheidung und Ionenimplantation oder auch durch elektrochemische Abscheideverfahren erzeugt werden.
Zur Herstellung der porösen Schichtstruktur wird das Grundsubstrat in eine chemisch inerte Probenzelle (z.B. Teflon) eingebaut und die Probe als Anode gegenüber ei- ner in der Ätzlösung eingetauchten Kathode (z.B. aus Platin) geschaltet und eine Schwammstruktur 3 in fol¬ gender Weise erzeugt:
a) Wird als Ausgangsmaterial n-Silicium verwendet, so resultiert daraus, abhängig von der Beleuchtungsinten- sität und der Beleuchtungsseite eine unterschiedlich geartete Poren- und KanalStruktur. Befindet sich die Quelle, z.B. eine Halogenlampe, auf der von 1 entgegen¬ gesetzten Seite, so bilden sich im Bulk des n-Siliciums vertikale, makroporöse Kanäle (Länge entspricht der Schichtdicke der porösen Struktur, Durchmesser: 0,1 - 10 μm) mit horizontalen, seitlichen Verzweigun¬ gen, sog. "Sidebranches' vergleichbarer Dimension, 3, aus. Darüber bildet sich im Oberflächenbereich eine mi- kroporöse Schicht mit isotroper Porenstruktur
(Durchmesser: < 5 nm), die in Kombination mit der ma¬ kroporösen Schwammstruktur 3 genutzt oder nach Abschluß der Prozessierung mit einer NaOH-Lösung entfernt werden kann. Sowohl die Anodisierungsstromdichte (Zunahme der Porosität) als auch die Behandlungsdauer (Zunahme der Schichtdicke der porösen Siliciumstruktur) bestimmen entscheidend den Aufbau dieser makroporösen Schwamm¬ struktur. Die Schichtdicke der sich parallel dazu bil¬ denden mikroporösen Schicht wird im wesentlichen durch die Lichteindringtiefe, d.h. die Wellenlänge der Be¬ leuchtungsquelle, bestimmt.
Wird die Intensität der Beleuchtungsquelle weiterhin zeitabhängig verändert, d.h. wird während des Poren¬ wachstums z.B. die Lichtquelle ein- und ausgeschaltet, so kann damit zusätzlich der Durchmesser der vertikalen Kanäle modifiziert werden. Während der Belichtungsphase bildet sich ein anderer Porendurchmesser aus als im Zeitraum der Dunkelphase. Es resultieren daraus "wellenförmige, bauchartige' vertikale Poren- und Ka- nalstrukturen, die die mechanische Verankerung der an¬ schließend abzuscheidenden Sensormembran unterstützen. Befindet sich die Beleuchtungsquelle auf der von 1 zu¬ gewandten Seite, bilden sich Makroporen in Form von vertikalen Kanalstrukturen ohne seitliche Verzweigungen aus. Abhängig von den Prozeßparametern variiert der Po¬ rendurchmesser dabei zwischen 100 nm und 10 μm. Die Länge dieser vertikalen Kanäle liegt im Bereich der Ge¬ samtschichtdicke der porösen Schicht.
b) Im Gegensatz dazu bildet n -dotiertes Silicium meso- poröse Schwammstrukturen (Porendurchmesser: 2 - 50 nm, Kanallänge entspricht der Schichtdicke der porösen Struktur) aus. Die horizontalen Verzweigungen verlaufen nicht streng orthogonal zu den vertikalen Kanälen. Die poröse Schichtstruktur ist vergleichbar mit einem "Fischgrätenmuster', d.h. die Sidebranches sind in ei¬ ner Neigung von < 45 Grad gegenüber den vertikalen Ka¬ nälen vorhanden.
c) Mikroporöse Schichtstrukturen (mittlerer Porendurch¬ messer < 2 nm) lassen sich vor allem mittels p-Silicium als Ausgangsmaterial realisieren. In diesem Fall bildet sich eine isotrope, homogen verteilte Porenanordnung aus. Der Porendurchmesser kann im oben angegebenen Be¬ reich durch die Beleuchtung eingestellt werden, die Porosität ist anhand der Variation des Anodisie- rungsstromes einstellbar.
d) Wird als Grundmaterial p -dotiertes Silicium einge¬ setzt, sind die damit erzielten Schwammstrukturen ver¬ gleichbar mit den Ergebnissen für n -dotiertes Silici¬ um. Die horizontalen Querverzweigungen entsprechen ganz analog in ihrer Dimension dem unter b) beschriebenen Aufbau. Ebenso sind die vertikalen Porendurchmesser so- wie die Kanallänge in ihren geometrischen Ausdehnungen vergleichbar.
Die unter a) - d) variabel einstellbare Schwammstruktur eröffnet die Möglichkeit des gezielten Tailorings der sensoraktiven (bio-)chemischen Membran. Zu diesem Zweck wird die Schwammstruktur 3 (Ausschnittsdarstellung in Figur la) mit einem nichtleitenden Material 4 beschich¬ tet. Die so gebildete poröse Schicht dient zur Aufnahme der sensoraktiven Komponenten 5.
Abhängig vom jeweiligen Einsatzzweck kann das sensorak¬ tive Material, wie bereits eingangs beschrieben, sowohl als ionenselektive Membran vorliegen als auch in Form von Biosensorelementen ausgestaltet sein, wobei nach Bedarf eine chemische Vorbehandlung (z.B. durch Silani- sierung) vorgesehen werden kann, um eine gute4direkte Anbindung des Sensormaterials an bzw. in die poröse Schicht zu erzielen: a) Die bekannte Herstellung von ionenselektiven Membra- nen kann auf dieselbe Art und Weise auch auf die poröse
Schwammstruktur übertragen werden. Dazu wird das in ei¬ nem Lösungsmittel enthaltene Membranmaterial (z.B. Io- nophor, Weichmacher, PVC-Matrix) in die Schwammstruktur eingebracht, in der nach Abdampfen des Lösungsmittels eine Stabilisierung und Verfestigung stattfindet. b) Alternativ besteht weiterhin die Möglichkeit, Biomo¬ leküle in Form von Enzymen, Antikörpern-Antigenen, Ge¬ webeschnitten, Organellen oder Rezeptoren als sensorak¬ tive Membrankomponenten oder unmittelbar in der Schwammstruktur abzuscheiden. Dafür lassen sich sowohl gängige physikalische (z.B. Adsorption, Geleinschluß) als auch bekannte chemische Immobilisierungsverfahren (z.B. kovalente Bindung, Vernetzung) ausnutzen. Figur 2 zeigt als Ausführungsbeispiel die Realisierung eines (bio-)chemischen porösen kapazitiven Feldeffekt¬ sensors. Der Schichtaufbau entspricht der in Figur 1 beschriebenen Anordnung. Das ggf. in Form einer Membran vorliegende sensoraktive Material 6 kann sowohl als Chemosensor als auch als Biosensor, abhängig von der jeweiligen Schichtzusammensetzung, funktionieren. Wei¬ terhin besteht die Möglichkeit, das sensoraktive Mate¬ rial 6 in der Schwammstruktur und optional zusätzlich auf der Sensoroberfläche 6a abzuscheiden. Das poröse
Sensorelement wird in einer geeigneten Meßzelle 8 (z.B. aus Teflon oder PMMA) gekapselt und direkt mit der Ana- lytlösung 7 in Kontakt gebracht. Denkbar wäre aller¬ dings auch eine Verkapselung, die dem Prinzipaufbau der in Figur 3 weiter unten aufgeführten Beschreibung ent¬ spricht.
Zur Herstellung der elektrischen Verbindung zwischen der Analytlösung 7 und dem metallischen Substratkon¬ takt 1 kann z.B. eine potentialkonstante, kommerziell erhältliche Referenzelektrode, die in 7 eingebracht und mit 1 verbunden ist, eingesetzt werden. Anstelle dieser ist es jedoch auch möglich, ein gleichartiges, nicht sensitives poröses Sensorelement als Referenzelernent zu verwenden. In diesem Fall besteht der Vorteil der An- Ordnung vor allem in der Miniaturisierbarkeit, die in der Regel durch die Größe der Referenzelektrode limi¬ tiert ist, und in der verringerten Auswirkung äußerer Einflüsse, wie z.B. unterschiedlicher Temperaturkoeffi¬ zienten von Sensorelement und Referenzelektrode.
In Figur 3 ist der Aufbau eines porösen (bio-)chemischen Feldeffekttransistors ausgeführt. Das verwendete Grundmaterial entspricht dem des oben be¬ schriebenen kapazitiven Siliciumsensors. Abhängig von der Dotierung des Grundmaterials 2 besitzen die beiden Taschen, Source und Drain, 10 die entgegengesetzte Do¬ tierung. Ist das Grundmaterial n-dotiert, sind Source und Drain p-dotiert und umgekehrt. Diese sind über eine metallische Kontaktierung 11 (z.B. Ti/Al, Ti/Pd/Au, o.a. leitende Materialien) mit einem festen Träger, z.B. einem Leiterplattensubstrat 13, verbunden. Die Me¬ tallisierung 11 ist durch eine Isolatorschicht bzw. -schichtfolge 9 und 9a aus Siθ2 oder Siθ2 Si3N4 oder Siθ2 Al2θ3 oder Siθ2/Ta2θ5 o.a. vom Grundsubstrat iso- liert aufgebracht. Die Herstellung solcher Feldeffekt¬ transistoren ist aus der Literatur bekannt (K. Hornin- ger, Integrierte MOS-Schaltungen, Springer-Verlag (1987) Heidelberg). Neu an dieser Anordnung ist die Nutzung des Gateberei- ches zwischen den beiden Taschen 10 in Form eines porö¬ sen Siliciu -Gates. Dazu muß während der eigentlichen Prozessierung, d.h. unmittelbar nach der Dotierung der beiden Taschen 10, ein wie in der Abbildung dargestell¬ tes "hochstehendes' Gate, z.B. über einen zusätzlichen Photolithographie- und Ätzschritt, erzeugt werden. Al¬ ternativ ließe sich ein solches Gate auch mittels in der Halbleitertechnologie eingesetzter Verfahren, wie z.B. selektive Epitaxie u.a. realisieren. Die Erzeugung der Schwammstruktur 3 im Siliciumaus- gangsmaterial bzw. die im Anschluß darauf folgende Ab¬ scheidung des sensoraktiven Materials 6 erfolgt in ganz analoger Weise wie für Figur 1 beschrieben. Der Substratkontakt 1 zum Grundträger 13 wird durch eine leitende Klebeverbindung 14, z.B. durch Leitsilber rea- lisiert. Das Sensorbauelement wird mit einer Schutz¬ schicht 12 aus z.B. Epoxidharz oder anderen Vergußmate¬ rialien so gegenüber der Meßumgebung geschützt, daß le¬ diglich der sensoraktive Gatebereich mit der Analytlö- sung in Kontakt steht. Die Verkapselung könnte jedoch auch mittels eines Einbaus in eine feste Probenzelle, wie in Figur 2 beschrieben, erfolgen. Die Möglichkeit, ähnlich wie beim kapazitiven porösen (bio-)chemischen Sensor anstelle einer äußeren Referenzelektrode direkt ein nicht sensitives Sensorelement einzusetzen, ist auch mit diesem Aufbau in Form eines Referenztransi¬ stors lösbar.
Ein Ausführungsbeispiel in Form einer porösen, poten- tiometrischen (bio-)chemischen "Ionenselektiven Elek- trode' (ISE) ist aus Figur 4 zu ersehen. Die Herstel¬ lung der porösen Schwammstruktur und deren Auskleidung mit einem nichtleitenden Material erfolgt in analoger Weise wie unter Figur 1 beschrieben. Im Anschluß daran wird das Grundsubstrat 2 von der Probenrückseite von 1 aus naßchemisch z.B. mittels eines HF/Wasser-Gemisches bis in den Bereich der Schwammstruktur abgeätzt, so daß diese auf der Probenrückseite freiliegt. Bevor die sensoraktiven Komponenten 6 als Fest- bzw. Flüssigkeitselektrolyt in ganz analoger Weise, wie un- ter Figur 1 bechrieben, in die Schwammstruktur einge¬ bracht werden, muß die metallische Ableitung, wie in Figur 4.1 bzw. Figur 4.2 aufgezeigt, realisiert werden. Dazu wird in Figur 4.1 ein Metallfilm 17, beispiels¬ weise aus Ag mittels herkömmlicher PVD-Verfahren (z.B. durch Aufdampfen) in der Porenstruktur abgeschieden.
Die Chloridisierung dieser Ag-Schicht mittels bekannter elektrochemischer Verfahren erfolgt in direktem An¬ schluß. Ein zusätzlicher Innenelektrolyt 18 wird in Fi¬ gur 4.2 eingebracht. Dieser besteht in der Regel aus einer hochmolaren Salzlösung, z.B. gesättigter KCl-Lö- sung, der in einer festen organischen Matrix, z.B. Ge¬ latine, nach Abdampfen des Lösungsmittels als Innene¬ lektrolyt zurückbleibt. Die so prozessierte Halbleiterstruktur wird mittels ei- ner leitenden Klebeverbindung 14, z.B. Leitsilber auf einem Träger 16 (Figur 4) mit elektrischer Kontaktie¬ rung, z.B. aus Glas, Kunststoff, Silicium oder Keramik fixiert. Dadurch wird die dünne, poröse Siliciumstruk- tur auf dem Träger 16 stabilisiert. Die Prozessierung der sensoraktiven Schicht erfolgt wie bereits unter Fi¬ gur 1 ausgeführt. Die fertiggestellte poröse ISE wird auf eine Halterung 15 aus lösungsbeständigem Material mit elektrischer Kontaktierung, z.B. Teflon oder Kunst¬ stoff, aufgebracht. Das Sensorbauelement wird mit einer Schutzschicht 12 aus z.B. Epoxidharz oder anderen Ver¬ gußmaterialien so gegenüber der Meßumgebung geschützt, daß lediglich der sensoraktive Bereich der porösen ISE mit der Analytlösung in Kontakt steht.
Figur 5 zeigt die Anordnung eines (bio-)chemischen po¬ rösen Halbleitersensors als Multi-Sensor in Form einer Sensorarray-Anordnung. Hier dargestellt sind unter¬ schiedlich sensitive, poröse Sensoren 19 innerhalb ei¬ nes Siliciumsubstrates 2. Dazu wird im ersten Schritt über eine einfache photolithographische Strukturierung die Anzahl der Sensorelemente (z.B. vier variable Sen¬ soren) festgelegt. Im Anschluß daran werden, der Anzahl entsprechend, die einzelnen porösen Schwammstrukturen erzeugt und mit den oben aufgeführten Prozeßschritten zu Sensorelementen ausgebaut. Abhängig vom jeweiligen Verwendungszweck lassen sich hiermit die in Figur 2, Figur 3, Figur 4 beschriebenen Sensorelemente realisie¬ ren. Die Sensorelemente sind ganz analog in entspre¬ chender Art und Weise in einer Probenzelle gekapselt bzw. in ein festes Gehäuse eingebracht.

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Chemische Sensoren, insbesondere Biosensoren, auf Siliciumbasis mit einem sensoraktiven Belag auf einem als Transduktor wirkenden Halbleitersub¬ strat, g e k e n n z e i c h n e t d u r c h eine durch Ätzbehandlung der Substratoberfläche erzeugte poröse Schicht mit in die Poren eingrei¬ fendem sensoraktiven Material, deren Öffnungs¬ weite dem Eindringvermögen des sensoraktiven Ma- terials angepaßt ist.
2. Sensoren nach Anspruch 1 , g e k e n n z e i c h n e t d u r c h eine nichtleitende Grenzschicht auf den Poren- wänden.
3. Sensoren nach Anspruch 2, g e k e n n z e i c h n e t d u r c h eine zwischen den Oberflächen des porösen Ma- terials und dem sensoraktiven Material befindli¬ che Grenzschicht aus Siliciumdioxid und/oder Alu¬ miniumoxid, Tantalpentoxid bzw. Siliciumnitrid.
4. Sensoren nach Anspruch 2 oder 3 , g e k e n n z e i c h n e t d u r c h eine Dicke der nichtleitenden Grenzschicht von 1 - 100 nm.
5. Sensoren nach einem der vorangehenden Ansprüche, g e k e n n z e i c h n e t d u r c h eine schwammartige poröse Schicht mit Meso- und/oder Makroporen.
6. Sensoren nach Anspruch 5, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß die Poren durch Abzweigungen aufweisende Kanäle mit einem mittleren Porendurchmesser von 1 nm - 10 μm, insbesondere 10 - 1000 nm
(Kanaldurchmesser) gebildet werden.
7. Sensoren nach einem der vorangehenden Ansprüche, g e k e n n z e i c h n e t d u r c h eine Dicke der schwammartigen Schicht von
10 nm - 100 μm.
8. Sensoren nach einem der vorangehenden Ansprüche, g e k e n n z e i c h n e t d u r c h adsorptiv in bzw. an der Schwammstruktur angela¬ gertes sensoraktives Material.
9. Sensoren nach einem der Ansprüche 1 bis 7 , g e k e n n z e i c h n e t d u r c h eine kovalente Bindung des sensoraktiven Ma¬ terials an die poröse Schichtstruktur.
10. Sensoren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, g e k e n n z e i c h n e t d u r c h eine Vernetzung der Biomoleküle des in die Poren eingreifenden sensoraktiven Materials.
11. Sensoren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t . daß das sensoraktive Material innerhalb eines Schichtbildners verteilt vorliegt.
12. Sensoren nach Anspruch 11, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , daß das sensoraktive Material in einer Glas- oder Festkörper- oder Kunststoff- bzw. Polymermembran verteilt vorliegt.
13. Sensoren nach einem der vorangehenden Ansprüche, ausgebildet als ionenselektive Elektroden.
14. Sensoren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, aus¬ gebildet als kapazitive Feldeffektstrukturen.
15. Sensoren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, aus¬ gebildet als ionenselektive Feldeffekttransisto¬ ren.
16. Sensoren nach einem der vorangehenden Ansprüche, gebildet als Array unterschiedlich sensitiver Elemente.
17. Sensoren nach Anspruch 16, g e k e n n z e i c h n e t d u r c h ein nicht-sensitives Referenzelement als Array- Komponente.
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