WO2001075150A2 - Biosensor, biosensor-array, verfahren zum herstellen einer elektrode eines biosensors, verfahren zum herstellen eines biosensors - Google Patents

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Definitions

  • Biosensor biosensor array, method for producing an electrode of a biosensor, method for producing a biosensor
  • the invention relates to a biosensor, biosensor arrays, methods for producing an electrode of a biosensor and methods for producing a biosensor.
  • Such a biosensor such a biosensor array and such methods are known from [1].
  • the sensor 200 has two electrodes 201,
  • Electrode connections 204, 205 are connected to the electrodes 201, 202, to which the electrical potential applied to the electrode 201, 202 can be supplied.
  • the electrodes 201, 202 are arranged as planar electrodes.
  • DNA probe molecules 206 are immobilized on each electrode 201, 202 (cf. FIG. 2a). The immobilization can take place according to the so-called gold-sulfur coupling. Alternatively, the immobilization can be carried out using a material coated on the electrode.
  • the analyte to be examined, for example an electrolyte 207, is applied to the electrodes 201, 202.
  • the electrolyte 207 contains DNA strands 208 with a sequence that is complementary to the sequence of the DNA probe molecules 206, these DNA strands 208 hybridize with the DNA probe molecules 206 (cf. FIG. 2b).
  • Hybridization of a DNA probe molecule 206 and a DNA strand 208 only takes place if the sequences of the respective DNA probe molecule 206 and the corresponding DNA strand 208 are complementary to one another. If not If so, no hybridization takes place.
  • a DNA sequence S ondenmolekül a given only in a specific location, he d, namely, the DNA strand having complementary sequence to bind respectively, ie with it to re hybridization.
  • the value of the impedance between the electrodes 201 and 202 changes, as can be seen from FIG. 2b.
  • This changed impedance is obtained by applying an alternating voltage with an amplitude of approximately 50 mV to the electrode connections 204 , 205 and the resulting current by means of a connected measuring device (not shown).
  • the capacitive component of the impedance between the electrodes 201, 202 decreases. This is due to the fact that both the DNA probe molecules 206 and the DNA strands 208, which may hybridize with the DNA probe molecules 206, do not are conductive and thus clearly shield the respective electrodes 201, 202 to a certain extent electrically.
  • the dimension of the electrodes and the distances between the electrodes are of the order of the length of the molecules to be detected, i.e. of DNA strands 208 or below, for example in the range of 200 n and below.
  • a further procedure for examining the electrolyte with regard to the existence of a DNA strand with a predetermined sequence is known from [2].
  • the DNA strands are labeled with the desired sequence and based on the reflective properties of the labeled molecules their existence is determined.
  • light in the visible wavelength range is radiated onto the electrolyte and the light reflected by the electrolyte, in particular by the marked DNA strand to be detected, is detected.
  • the reflection behavior that is to say in particular on the basis of the detected, reflected light rays, it is determined whether the DNA strand to be detected with the correspondingly predetermined sequence is contained in the electrolyte or not.
  • This procedure is very complex since a very precise knowledge of the reflection behavior of the corresponding DNA strand is required and a marking of the DNA strand before the start of the method is also necessary. Furthermore, a very precise adjustment of the detection means for detecting the reflected light rays is necessary so that the reflected light rays can be detected at all.
  • da ascene technology for producing an electrical metal contact for a field effect transistor is known from [5].
  • a process for producing a Metallization for a Feld safetransi ⁇ stor known in a semiconductor body with a web. With this method, a gold surface is applied over the entire surface of the surface of the semiconductor body. A gap is etched at the edges of the web on the sides of the web into the gold porch which has grown porously. The base width of the gap is determined by the duration of the etching process.
  • planar electrodes known from [1] can be seen in particular in that they have a relatively low sensitivity with regard to the electrical detection of the macromolecular biopolymers, which can easily lead to falsifications in the measurement result due to even minor external disturbances, for example due to noise ,
  • the invention is therefore based on the problem of specifying a biosensor with increased sensitivity compared to the biosensor according to the prior art. Furthermore, the invention is based on the problem of specifying methods for producing such a biosensor and electrodes of such a biosensor.
  • the problem is solved by the biosensor, the biosensor array, the methods for producing an electrode of a biosensor and by the methods for producing a biosensor with the features according to the independent patent claims.
  • a biosensor has a first electrode and a second electrode.
  • the first electrode has a first holding area for holding molecules which can bind macromolecular biopolymers to be detected.
  • the second electrode has a second holding area for holding molecules which can bind the macromolecular biopolymers to be detected.
  • the first electrode and the second electrode are arranged relative to one another in such a way that there is essentially a gap between the first holding area and the second holding area. Chen can form uncurved field lines of an electric field generated between the first electrode and the second electrode.
  • the first holding area can be provided with a first immobilization layer and / or the second holding area can be provided with a second immobilization layer.
  • an immobilization layer is to be understood as a layer with a material that can immobilize probe molecules.
  • Macromolecular biopolymers are to be understood as meaning, for example, proteins or peptides or else DNA strands of a given sequence.
  • the first molecules and the second molecules are ligands, for example active substances with a possible binding activity, which bind the proteins or peptides to be detected to the respective electrode on which the corresponding ligands are arranged ,
  • Enzyme agonists or enzyme antagonists pharmaceuticals, sugars or antibodies or any molecule which has the ability to specifically bind proteins or peptides can be considered as ligands.
  • DNA strands of a given sequence are to be used as macromolecular biopolymers, which are to be detected by means of the biosensor, then DNA strands of a given sequence with DNA probe molecules with the sequence complementary to the sequence of the DNA beaches as molecules can be used with the biosensor be hybridized on the first electrode.
  • a probe olekul means both a ligand and a DNA probe molecule.
  • the first holding area and the second holding area can be designed to hold probes olekulen with which peptides or proteins can be bound.
  • the first holding area and the second holding area can be designed to hold DNA probe molecules with which DNA molecules can be bound.
  • the first holding area and the second holding area can have at least one of the following materials: hydroxyl residues, epoxy residues, amm residues, acetoxy residues, isocyanate residues, succmimidyl ester residues, thiol residues, gold, silver, platinum, titanium.
  • first holding area and the second holding area can be formed essentially parallel to one another or concentrically around one another.
  • first electrode and the second electrode can be arranged on a substrate and form two walls that are substantially opposite one another and perpendicular to the substrate.
  • the first electrode and the second electrode are configured in a rectangular manner.
  • the first electrode and the second electrode can also be configured in a cylindrical shape and arranged concentrically.
  • the first electrode and the second electrode can be designed polygonal in such a way that face of the first electrode and the second electrode face each other. Accordingly, according to this development, the two electrodes form a top view of two, preferably concentric, nested n-corners, in which individual walls of the polygons of the two electrodes are arranged opposite one another and essentially parallel to one another.
  • the biosensor can be designed such that the second electrode clearly has a T-shaped shape and inner surfaces of the part of the second electrode, which is arranged essentially parallel to the first electrode, are arranged above the latter
  • the second electrode is applied to the electrically insulating substrate, that the second electrode forms a cavity together with the substrate and the first electrode, and
  • That the second electrode is partially arranged above the first electrode
  • the second electrode forms an opening in the cavity that is sufficiently large that the macromolecular biopolymers to be detected can get into the cavity.
  • first electrodes and a plurality of second electrodes can be provided and the first electrodes and the second electrodes can be connected in parallel, so that they form an interdigital electrode arrangement.
  • the electrodes can be made of gold, silver, platinum or titanium.
  • electrodes of opposite electrical polarity are arranged directly adjacent to the electrodes of the same electrical polarity, so that an electric field between the electrodes of respectively opposite electrical polarity, i.e. different electrical potential.
  • a biosensor can be produced by forming a structure in a substrate made of electrically insulating material, the structure of which corresponds to a first electrode to be formed.
  • the structure is at least completely filled with electrode material, and the electrode material that is above and outside the structure is removed, thereby forming the first electrode.
  • essentially vertical walls are formed from electrode material of a second electrode to be formed, the essentially vertical walls being electrically insulated from the first electrode.
  • An auxiliary layer is then applied to the substrate to a maximum height of the essentially vertical walls, and an electrode layer is applied to the auxiliary layer in such a way that the electrode layer is electrically conductively coupled to the essentially vertical walls.
  • an opening is formed in the electrode layer.
  • the auxiliary layer is at least partially removed through the opening through the space formed by the electrode layer, the suostrate, the first electrode, the essentially vertical walls and the electrode layer.
  • An electrode of a biosensor is produced according to a further method in that a structure is formed from a substrate made of electrically insulating material, the structure of which corresponds to an electrode to be formed. The structure is at least fully filled with electrode material and the electrode material, which is located above and outside the structure is such that the electrode formed the sub ⁇ removed strat.
  • the auxiliary layer is completely removed.
  • auxiliary layer can be removed by means of dry etching, which is preferably carried out in a downstream plasma.
  • an electrode of a biosensor can be produced by applying a first electrode layer made of electrode material to a substrate with a metallization for an electrical connection of the biosensor to be formed.
  • an auxiliary layer of electrically insulating material is applied to the first electrode layer and the auxiliary layer is structured in such a way that a structure is obtained which has the shape of at least one electrode to be formed with essentially vertical walls.
  • a second electrode layer made of electrode material is applied to the first electrode layer and the remaining auxiliary layer such that the vertical walls of the structure are covered with electrode material and the electrode material is removed except for the electrode material on the vertical rare walls and immediately below the structure.
  • silicon oxide can also be used for the auxiliary layer.
  • An etch stop layer can also be formed on the substrate, which according to a further development of the invention has silicon nitride.
  • the electrode material can be removed by means of a polishing process, preferably by means of a chemical mechanical polishing process.
  • an electrode of a biosensor can be produced by applying an electrode layer made of electrode material to a substrate with a metallization for an electrical connection of the biosensor to be formed.
  • a resist layer of photoresist is applied to the electrode layer, the thickness of the resist layer essentially corresponding to the height of the electrode of the biosensor to be formed.
  • the lacquer layer is structured in such a way that the lateral dimensions of the structure produced correspond to the electrode to be produced.
  • the areas of the electrode layer exposed by the structuring are removed in such a way that when removed in a redeposition process, electrode material attaches to the essentially vertical walls of the structured lacquer layer.
  • the electrode material of the exposed areas can be removed by sputtering.
  • an electrode of a biosensor can be produced by forming a step-shaped structure with side walls of a predetermined slope in a substrate. A metal adhesive layer is applied to the substrate and a metal layer is applied to the metal adhesive layer.
  • the metal layer is opened self-aligned to j Eder edge of the stepped structure, then a gap of the metal layer that forms such a way that the metal electrodes are electrically isolated from their respective directly adjacent metal electrodes.
  • metal adhesive layer titanium, tungsten, nickel-chromium or molybdenum.
  • metal layer gold, silver, platinum, titanium.
  • each step of the step-like structure has a height of at least 100 nm.
  • the steepness of the individual steps is preferably very large and is preferably at least 50 °, i.e. steps with essentially vertical walls can be formed.
  • the metal layer formed in each case should be sufficiently thick so that the metal layer grows together over the entire surface of the metal adhesive layer.
  • a thickness of the metal layer of approximately 500 nm to 2000 nm has proven to be sufficient.
  • the metal layer can be opened itself by etching the metal layer on the edges of the step-shaped structure.
  • the etching can be done with wet etching.
  • FIG. 1 shows a biosensor according to an exemplary embodiment of the invention
  • FIGS. 2a and 2b show a sketch of two planar electrodes, by means of which the existence of DNA strands to be detected in an electrolyte (FIG. 2a) or their non-existence (FIG. 2b) can be verified;
  • FIG. 4 shows a planar electrode arrangement with drawn-in field lines of an applied electric field between the planar electrodes
  • FIG. 5 shows a cross section of a biosensor with two electrodes which are marked as an interdigital electrode arrangement
  • FIGS. 6a to 6d cross-sectional views of an interdigital electrode four process states in a manufacturing process of a biosensor according to an exemplary embodiment of the invention
  • FIGS. 7a to 7c cross-sectional views of a biosensor during individual method steps of the manufacturing method of an electrode of the biosensor according to a further exemplary embodiment of the invention
  • FIGS. 8a to 8c cross-sectional views of a biosensor during individual method steps of the method for producing an electrode of the biosensor according to a further exemplary embodiment of the invention
  • FIGS. 9a to 9c each show a cross section of a biosensor at different times during the manufacturing process according to a further exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 10 shows a plan view of a biosensor array according to an exemplary embodiment of the invention with cylindrical electrodes
  • FIG. 11 shows a plan view of a biosensor array according to an exemplary embodiment of the invention with cuboid electrodes
  • FIG. 12 shows a cross-sectional view of a biosensor according to a further exemplary embodiment of the invention.
  • FIG. 13 shows a cross-sectional view of a biosensor according to a further exemplary embodiment of the invention.
  • FIGS. 14a to 14g cross-sectional views of a biosensor during individual method steps of a manufacturing method according to a further exemplary embodiment of the invention.
  • the sensor 200 with planar electrodes, e.g. With the first electrode 201 and the second electrode 202, the knowledge is explained, on the basis of which the principle according to the invention was clearly invented.
  • FIG. 1 shows sensor 200 with first electrode 201 and second electrode 202 and associated electrical connections, a first electrical connection 401 and a second electrical connection 402. Further, FIG. 403 field lines of an applied between the first electrode 201 and second electrode 202 elec tric ⁇ field.
  • the curved field lines in the region of interest are essentially responsible for the relatively poor sensitivity of the biosensor 200 with the planar electrodes 201, 202.
  • a biosensor was thus created, in which the electrodes are each clearly arranged such that the holding areas of the electrodes or at least a large part of the surface of the holding areas are arranged essentially parallel relative to one another, so that the majority of the Field lines of an applied electric field emanating from the electrodes have an essentially non-curved course of the field lines of the electric field through the active areas between the electrodes, ie in the volume in which the probe molecules with the macromolecular biopolymers to be detected are arranged on the respective electrodes.
  • Fig.l shows a biosensor 100 according to a first embodiment.
  • the biosensor 100 has a first electrode 101 and a second electrode 102, which are on an insulator layer 103 are arranged such that the first electrode 101 and the second electrode 102 are electrically insulated from one another.
  • the first electrode is coupled to a first electrical connection 104
  • the second electrode 102 is coupled to a second electrical connection 105.
  • the electrodes 101, 102 have a cuboid structure, with a first electrode surface 106 of the first electrode 101 and a first electrode surface 107 of the second electrode 102 being oriented essentially parallel to one another.
  • Surface 108 of the insulator layer 103 have vertical side walls 106, 107, which form the first electrode surface 106 of the first electrode 101 or the first electrode surface 107 of the second electrode 102.
  • Curved field lines 110 result only between a second electrode surface 111 of the first electrode 101 and a second electrode surface 112 of the second electrode 102, which each form the upper surfaces for the electrodes 101, 102, and in an edge region 113 between the electrodes 101, 102.
  • the first electrode surfaces 106, 107 of the electrodes 101, 102 are used as holding areas for holding probe molecules Macromolecular biopolymers that can be detected by means of the biosensor 100 can bind.
  • the electrodes 101, 102 are made of gold.
  • Covalent connections are made between the electrodes and the probe molecules, the sulfur being present in the form of a sulfide or a thiol to form a gold-sulfur coupling.
  • DNA probe molecules are used as probe molecules, such sulfur functionalities are part of a modified nucleotide which is incorporated at the 3 'end or at the 5' end of the DNA strand to be immobilized using so-called phosphoramidite chemistry during an automated DNA synthesis process becomes.
  • the DNA probe molecule is thus immobilized at its 3 'end or at its 5' end.
  • the sulfur functionalities are formed by one end of an alkyl linker or an alkylene linker, the other end of which has a chemical functionality suitable for the covalent connection of the ligand, for example a hydroxyl radical, an acetoxy radical or one Succ imidyl ester residue.
  • the electrodes i.e. In particular, the holding areas are covered with an electrolyte 114, generally with a solution to be examined, during the measuring operation.
  • the solution 114 to be examined contains the macromolecular biopolymers to be recorded, for example DNA strands to be recorded with a predetermined sequence, those with the immobilized DNA capture molecules on the electrodes can hybridize, the DNA strands hybridize with the DNA probe molecules.
  • FIG 5 shows a biosensor 500 according to a second exemplary embodiment of the invention.
  • two electrodes 101, 102 are provided in the biosensor 500, which are applied to the insulator layer 103.
  • the two electrodes according to the biosensor 500 shown in FIG. 5 are arranged as a plurality of alternately arranged, parallel-connected electrodes in the form of the known interdigital electrode arrangement.
  • 5 shows a schematic further illustrating further ⁇ tiches electrical equivalent circuit diagram is shown in the representation of the biosensor 500th
  • substantially ungekrummte Feldli ⁇ nien with respect to the surface 108 of the insulator layer 103 ER- give the proportion of the first capacitance 502 and the first conductance 503 generated by the uncurved field lines predominates compared to the second capacitance 504 and the second conductance 505 that are generated by the curved field lines 110.
  • FIG. 6 a shows a silicon substrate 600 as is produced for known CMOS processes.
  • an insulator layer 601 which also serves as a passivation layer, is of sufficient thickness, according to the exemplary embodiment, with a thickness of 500 nm CVD process applied.
  • the insulator layer 601 can be made of silicon oxide Si0 2 or silicon nitride Si 3 N.
  • the interdigital arrangement of the biosensor 500 according to the second exemplary embodiment is defined on the insulator layer 601 by means of photolithography.
  • steps 602 are produced in the insulator layer 601, ie etched, according to the exemplary embodiment, with a minimum height 603 of approximately 100 nm.
  • the height 603 of the steps 602 must be sufficiently large for a subsequent self-adjusting process for forming the metal electrode.
  • a vapor deposition method or a sputtering method can alternatively be used to apply the insulator layer 601.
  • an angle 606 of the step flanks measured to the surface of the insulator layer 601 should be at least 50 degrees.
  • the thickness of approximately 10 nm made of titanium is deposited onto the step-shaped insulator layer 601.
  • the auxiliary layer 604 can have tungsten and / or nickel-chromium and / or molybdenum.
  • a metal layer 607 made of gold grows porously on the edges 605 of the steps 602 in such a way that it is possible in a further method step to have one at each of the step transitions Etch column 608 into gold layer 607 applied over the entire surface.
  • the gold layer 607 for the biosensor 500 is applied.
  • the gold layer has a thickness of approximately 500 nm to approximately 2000 nm. It must be ensured in the thickness of the gold layer 607 only in that the thickness of the gold layer 607 is suffi ⁇ accordingly, so that the gold layer 607 porous kolu nar wake up ⁇ .
  • openings 608 are etched into the gold layer 607, so that gaps form.
  • the columnar growth of the gold, generally of the metal, during the vapor deposition onto the adhesive layer 604 results in an anisotropic etching attack, so that the surface removal of the gold takes place approximately in a ratio of 1: 3.
  • the gaps 608 are formed depending on the duration of the etching process.
  • the duration of the etching process is the base width, i.e. determines the distance 609 between the gold electrodes 610, 611 that are formed.
  • the wet etching is ended.
  • noble metals such as platinum, titanium or silver can also be used, since these materials can also have holding areas or with a Suitable material can be coated to hold immobilized DNA probe molecules or in general to hold probe molecules, and have a columnar growth on evaporation.
  • the structure according to this exemplary embodiment has the particular advantage that the self-adjusting opening of the gold layer 607 over the edges 605 means that the distance between the electrodes 610, 611 is not tied to a minimal resolution of the manufacturing process, i.e. the distance 609 between the electrodes 610, 611 can be kept very narrow.
  • a substrate 701 is assumed, for example a silicon substrate wafer (cf. FIG. 7 a), on which a metallization 702 is already provided as an electrical connection, wherein an etch stop layer 703 made of silicon nitride Si 3 N 4 is already applied to the substrate 701.
  • a metal layer 704 as is the off ⁇ operation example, a gold layer 704 applied by means of vapor deposition ei ⁇ nes.
  • a sputtering process or a CVD process can be used to apply the gold layer 704 to the etch stop layer 703.
  • metal layer 704 comprises the metal from which the electrode to be formed is to be formed.
  • An electrically insulating auxiliary layer 705 made of silicon oxide SiO 2 is applied to the gold layer 704 by means of a CVD method (alternatively by means of a vapor deposition method or a sputtering method).
  • a lacquer structure is formed from a lacquer layer 706, for example a cuboid structure, which corresponds to the shape of the electrode to be formed.
  • a lacquer structure is produced by means of photolithography, the structure of which corresponds to the electrodes to be formed, which form the biosensor array.
  • the lacquer layer 706 and the corresponding exposure which specifies the corresponding lacquer structures
  • the lacquer layer is removed in the areas which are not “developed”, that is to say unexposed, for example by ashing or by wet chemical means.
  • a further metal layer 707 is used as an electrode layer in such a way that the side surfaces 708, 709 of the remaining auxiliary layer 705 are covered with the electrode material, according to the exemplary embodiment with gold (see Fig.7b).
  • the application can be carried out by means of a CVD process or a sputtering process or using an ion metal plasma process.
  • a spacer etching is carried out, in which the desired structure of the electrode 710 is formed by deliberately overetching the metal layers 704, 707.
  • the electrode 710 thus has the spacers 711, 712 not etched away in the etching step of the etching of the metal layers 704, 707, and the part of the first metal layer 704 which is arranged directly below the remaining auxiliary layer 705 and which has not been etched away by the etching process.
  • the electrode 710 is connected to the electrical connection, i.e. the metallization 702 electrically coupled.
  • the auxiliary layer 705 made of silicon oxide can, if necessary, be removed by a further etching, for example in plasma or wet-chemical, by means of a method in which selectivity for the etching stop layer 703 is given.
  • auxiliary layer 705 does not consist of silicon oxide and the etch stop layer 703 has silicon oxide.
  • the steepness of the walls of the electrode in the biosensor 100, 500 represented by the angle 713 between the spacers 711, 712 and the surface 714 of the etch stop layer 703, is thus determined by the steepness of flanks of the remaining auxiliary layer 705, ie in particular the steepness of the lacquer flanks 715 , 716 of the structured lacquer layer 706.
  • FIGS. 8a to 8c A further possibility for producing an electrode with essentially vertical walls is shown in FIGS. 8a to 8c.
  • a substrate 801 is started, on which a metallization 802 is already provided for the electrical connection of the electrode of the biosensor to be formed.
  • a metal layer 803 is vapor-deposited as an electrode layer on the substrate 801 made of silicon, the metal layer 803 having the material to be used for the electrode, gold according to this exemplary embodiment.
  • the metal layer 803 can also be applied to the substrate 801 by means of a sputtering process or by means of a CVD process.
  • a photoresist layer 804 is applied to the metal layer 803 and structured by means of photolithography technology in such a way that a lacquer structure is created which, after developing and removing the developed areas, is the lateral Dimensions of the electrode to be formed or generally of the biosensor array to be formed corresponds.
  • the thickness of the photoresist layer 804 essentially corresponds to the height of the electrodes to be produced.
  • the material is removed according to this exemplary embodiment by means of physical sputter removal.
  • the electrode material from the metal layer 803 is sputtered in a redeposition process onto the essentially vertical side walls 805, 806 of the structured lacquer elements, which have not been removed after the developed lacquer structure has been incinerated, where it is no longer exposed to any further sputter attack.
  • Redeposition of electrode material on the lacquer structure protects the lacquer structure from further removal.
  • side layers 807, 808 form on the side walls 805, 806 of the lacquer structure from the electrode material, according to the exemplary embodiment made from gold.
  • the side layers 807, 808 are electrically coupled to a non-removed part 809 of the metal layer 803, which is located directly below the remaining lacquer structure 806, and also to the metallization 803 (cf. FIG. 8b).
  • the lacquer structure 806, ie the photoresist, which is in the through the side layers 807, 808 and the remaining metal layer 80 9 formed volume is removed by ashing or nas ⁇ chemically.
  • the electrode structure 810 shown in FIG. 8c which is formed with the side walls 807, 808 and the non-removed part 809, which forms the bottom of the electrode structure and is electrically coupled to the metallization 803.
  • the slope of the side walls 807, 808 of the electrode formed in this method is determined by the slope of the lacquer flanks 805, 806.
  • FIGS. 9a to 9c show a further exemplary embodiment of the invention with cylindrical electrodes protruding perpendicularly on the substrate.
  • a metal layer 902 is applied as an electrode layer made of the desired electrode material, according to the exemplary embodiment made of gold, by means of a vapor deposition method.
  • a photoresist layer is applied to the metal layer 902 and the photoresist layer is exposed by means of a mask such that the cylindrical structure 903 shown in FIG. 9a results on the metal layer 902 after removal of the unexposed areas.
  • the cylindrical structure 903 has a photoresist torus 904 and a cylindrical photoresist ring 905 which is arranged concentrically around the photoresist torus 904.
  • the photoresist between the photoresist torus 904 and the photoresist ring 905 is removed, for example by means of ashing or wet-chemical.
  • a metal layer 906 is applied around the photoresist torus 904 by means of a redeposition process.
  • an inner metal layer 907 forms around the photoresist ring 905 (see FIG. 9b).
  • the structured photoresist material is removed by ashing or wet-chemical, so that two cylindrical electrodes 908, 909 are formed.
  • the substrate 901 is removed so far, for example by means of a plasma etching process that is selective with respect to the electrode material, that the metallizations in the substrate are exposed and electrically couple to the cylindrical electrodes.
  • the inner cylindrical electrode 908 is thus electrically coupled to a first electrical connection 910 and the outer cylindrical electrode 909 is electrically coupled to a second electrical connection 911.
  • the remaining metal layer 902 which has not yet been removed by the sputtering between the cylindrical electrodes 908, 909, is removed in a last step by means of a sputter etching process.
  • the metal layer 902 is also removed in this way. It should be noted in this context that the metallizations for the elec tric ⁇ terminals 910, 911 are already provided in the substrate 901 at the beginning of the method, according to this embodiment.
  • FIG. 10 shows a top view of a biosensor array 1000, in which cylindrical electrodes 1001, 1002 are contained.
  • Each first electrode 1001 has a positive electrical potential.
  • Every second electrode 1002 of the biosensor array 1000 has an electrical potential which is negative with respect to the respective adjacent first electrode 1001.
  • the electrodes 1001, 1002 are arranged in rows 1003 and columns 1004.
  • first electrodes 1001 and the second electrodes 1002 are arranged alternately, i.e. in each case directly next to a first electrode 1001, a second electrode 1002 is arranged in a row 1003 or a column 1004, and next to a second electrode 1002, a first electrode 1001 is arranged in each case in a row 1003 or a column 1004.
  • FIG. 11 shows a further exemplary embodiment of a biosensor array 1100 with a multiplicity of rectangular electrodes 1101, 1102.
  • the arrangement of the cuboid electrodes 1101, 1102 corresponds to the arrangement of the cylindrical electrodes 1001, 1002, as has been shown in FIG. 10 and explained above.
  • FIG. 12 shows an electrode arrangement of a biosensor 1200 according to a further exemplary embodiment of the invention.
  • the first electrode 101 is applied to the insulator layer 103 and is electrically coupled to the first electrical connection 104.
  • the second electrode 102 is also applied to the insulator layer 103 and is electrically coupled to the second electrical connection 105.
  • the second electrode according to this exemplary embodiment has a different shape than the previously described second electrode.
  • the first electrode is a planar electrode and the second electrode is T-shaped.
  • Each T-shaped second electrode has a first leg 1201, which is arranged substantially perpendicular to the surface 1207 of the insulator layer 103.
  • the second electrode 102 has second legs 1202 arranged perpendicular to the first leg 1201, which are at least partially arranged above the surface 1203 of the respective first electrode 101.
  • a plurality of first electrodes 101 and a plurality of second electrodes 102 are connected in parallel, so that due to the T-shaped structure of the second electrode 102, a cavity 1204 is formed which is formed by two second electrodes 102 arranged next to one another, a first electrode 101 and the insulator layer 103.
  • the individual first and second electrodes 101, 102 are electrically insulated from one another by means of the insulator layer 103.
  • an opening 1205 is provided for each cavity 1204 which is sufficiently large that, when an electrolyte 1206 is applied to the biosensor 1200, the electrolyte and possibly the solution 1206 to be examined, for example one Electrolyte, DNA strand contained can pass through the opening 1205 into the cavity 1204.
  • DNA probe molecules 1209 are immobilized on holding areas on the first and second electrodes and can hybridize with the corresponding DNA strands of a predetermined sequence to be detected.
  • Figure 12 it can be seen form aufgrun ⁇ the Einan ⁇ the aligned against ü berhold, substantially parallel surfaces of the second electrode 1208, or he d first electrode 1203 at which is provided the holding portions for holding the DNA-Sondenmolekule 1209 s ⁇ , when applying an electric field between the first Elektro ⁇ e 101 and the second electrode 102 from essentially uncurved field lines.
  • FIG. 13 shows a biosensor 1300 according to a fifth exemplary embodiment of the invention.
  • the biosensor 1300 according to the fifth exemplary embodiment essentially corresponds to the biosensor 1200 according to the fourth exemplary embodiment of the invention explained above and shown in FIG are provided, but rather that the surface 1301 of the first leg 1201 of the second electrode 102 is covered with insulator material of the insulator layer 103 or a further insulating layer.
  • holding areas on the first and on the second electrodes 101, 102 are accordingly only on immediately opposite surfaces of the electrodes, i.e. on the surface 1302 of the second leg of the second electrode 102, and on the surface 1303 of the first electrode 101.
  • 14a to 14g show individual method steps for producing the first electrode 101 and the second electrode 102 m of the biosensors 1200, 1300 according to the fourth and fifth exemplary embodiment.
  • the insulator layer 103 as a substrate, according to the exporting ⁇ approximately example of silicon oxide of a mask layer, for example of photoresist, a structure in the insulator layer 103 is etched using, whose shape corresponds to the first electrode forming one hundred and first
  • a layer of the desired electrode material is applied to the insulator layer 103 over the entire surface in such a way that the previously etched structure 1401 (cf. FIG. 14a) is at least completely filled, the structure 1401 also being overfilled can be (see Fig. 14b).
  • the electrode material 1402, preferably gold, located outside the prefabricated structure 1401 is removed by means of a chemical-mechanical polishing process (cf. FIG. 14c).
  • the first electrode 101 is thus embedded flush in the insulator layer 103.
  • a cover layer 1403, for example made of silicon nitride, can be applied to the first electrode 101 by means of a suitable coating process, such as, for example, a CVD process, a sputtering process or a vapor deposition process (cf. FIG. 14d).
  • a suitable coating process such as, for example, a CVD process, a sputtering process or a vapor deposition process (cf. FIG. 14d).
  • Fig. 14e shows several first electrodes 1401 made of gold, which are embedded next to each other in the insulator layer 103 and the cover layer 1403 located thereon.
  • layer 1403 is applied a second Elektro ⁇ en Mrs 1404 of the cover ⁇ .
  • Example, silicon oxide, Siliziumnit ⁇ d or photoresist, of the desired openings are 1405 taken into account between the second electrodes to be formed from the second electrode layer 1404, the desired cavities 1204 in accordance with the m Figure 12 or Figure 13 biosensors 1200, 1300 of the second electrode layer 1404 are formed over the first electrode layer 1402 using an isotropic etching process (dry etching process, for example a downstream plasma, or wet etching process) (cf. FIG. 14g).
  • dry etching process for example a downstream plasma, or wet etching process
  • cover layer 1403 is not absolutely necessary, but is advantageous in order to protect the first electrodes 101 from being attached during the formation of the cavity 1204.
  • the T-shaped structure of the second electrode 102 can be formed by, after forming the first electrode 101 in accordance with the method described above, a further insulator layer by means of a CVD method or another suitable coating method on the first insulator layer or, if the Cover layer 1403 is formed on cover layer 1403. Subsequently, trenches corresponding to the cover layer 1403 are formed, which are used to receive the first leg 1201 of the T-shaped structure of the second electrode 102.
  • trenches are filled with gold electrode material and, according to the Damascene method, chemical-mechanical polishing is used to remove the electrode material which has formed in the trench and above the second insulator layer, except for a predetermined height, which is the height of the second leg 1202 corresponds to the T-shaped second electrode 102.
  • the opening 1205 is formed between the second electrodes 102 by means of photolithography and then the insulator is at least partially removed aterially by means of a dry-etching process from a downstream plasma from the volume which is to be formed as a cavity 1204.
  • electrodes are not limited to an electrode whose holding area is realized using gold.
  • electrodes can be coated with materials in the holding areas, for example with silicon monoxide or silicon dioxide, which can form a covalent connection with the above-described min, acetoxy, isocyanate, alkysilane residues for immobilizing probe molecules, in this variant in particular for immobilize ligands.

Abstract

Ein Biosensor weist eine erste Elektrode mit einem ersten Haltebereich und eine zweite Elektrode mit einem zweiten Haltebereich zum Halten von Sondenmolekülen, die zu erfassende makromolekulare Biopolymere binden können, auf. Die erste Elektrode und die zweite Elektrode sind derart relativ zueinander angeordnet, dass sich zwischen ihnen im wesentlichen ungekrümmte Feldlinien eines erzeugten elektrischen Feldes ausbilden können.

Description

Beschreibung
Biosensor, Biosensor-Array, Verfahren zum Herstellen einer Elektrode eines Biosensors, Verfahren zum Herstellen eines Biosensors
Die Erfindung betrifft einen Biosensor, Biosensor-Arrays, Verfahren zum Herstellen einer Elektrode eines Biosensors sowie Verfahren zum Herstellen eines Biosensors.
Ein solcher Biosensor, eine solches Biosensor-Array sowie solche Verfahren sind aus [1] bekannt.
Fig.2a und Fig.2b zeigen einen solchen Sensor, wie er in [1] beschrieben ist. Der Sensor 200 weist zwei Elektroden 201,
202 aus Gold auf, die in einer Isolatorschicht 203 aus Isolatormaterial eingebettet sind. An die Elektroden 201, 202 sind Elektroden-Anschlüsse 204, 205 angeschlossen, an denen das an der Elektrode 201, 202 anliegende elektrische Potential zuge- führt werden kann. Die Elektroden 201, 202 sind als Planare- lektroden angeordnet. Auf jeder Elektrode 201, 202 sind DNA- Sondenmoleküle 206 immobilisiert (vgl. Fig.2a) . Die Immobilisierung kann gemäß der sogenannten Gold-Schwefel-Kopplung erfolgen. Alternativ kann die Immobilisierung mittels eines auf der Elektrode beschichteten Materials erfolgen. Auf den Elektroden 201, 202 ist das zu untersuchende Analyt, beispielsweise ein Elektrolyt 207, aufgebracht.
Sind in dem Elektrolyt 207 DNA-Stränge 208 mit einer Sequenz enthalten, die zu der Sequenz der DNA-Sondenmoleküle 206 komplementär ist, so hybridisieren diese DNA-Stränge 208 mit den DNA-Sondenmolekülen 206 (vgl. Fig.2b) .
Eine Hybridisierung eines DNA-Sondenmoleküls 206 und eines DNA-Strangs 208 findet nur dann statt, wenn die Sequenzen des jeweiligen DNA-Sondenmoleküls 206 und des entsprechenden DNA- Strangs 208 zueinander komplementär sind. Ist dies nicht der Fall, so findet keine Hybridisierung statt. Somit ist ein DNA-Sondenmolekül einer vorgegebenen Sequenz jeweils nur in der Lage einen bestimmten, nämlich den DNA-Strang mit jeweils komplementärer Sequenz zu binden, d.h. mit ihm zu hybridisie- re .
Findet eine Hybridisierung statt, so verändert sich, wie aus Fig.2b ersichtlich, der Wert der Impedanz zwischen den Elektroden 201 und 202. Diese veränderte Impedanz wird durch An- legen einer Wechselspannung mit einer Amplitude von ungefähr 50 mV an die Elektroden-Anschlüsse 204, 205 und dem dadurch resultierenden Strom mittels eines angeschlossenen Messgeräts (nicht dargestellt) bestimmt.
Im Falle einer Hybridisierung verringert sich der kapazitive Anteil der Impedanz zwischen den Elektroden 201, 202. Dies ist darauf zurückzuführen, dass sowohl die DNA-Sondenmoleküle 206 als auch die DNA-Stränge 208, die eventuell mit den DNA- Sondenmolekülen 206 hybridisieren, nicht-leitend sind und so- mit anschaulich die jeweilige Elektrode 201, 202 in gewissem Maße elektrisch abschirmen.
Zur Verbesserung der Messgenauigkeit ist es aus [7] bekannt, eine Vielzahl von Elektrodenpaaren 201, 202 zu verwenden und diese parallel zu schalten, wobei diese anschaulich miteinander verzahnt angeordnet sind, so dass sich eine sogenannte Interdigitalelektrode 300 ergibt, wie in Fig.3 dargestellt. Die Abmessung der Elektroden und der Abstände zwischen den Elektroden liegen in der Größenordnung der Länge der zu de- tektierenden Moleküle, d.h. der DNA-Stränge 208 oder darunter, beispielsweise im Bereich von 200 n und darunter.
Aus [2] ist eine weitere Vorgehensweise zum Untersuchen des Elektrolyts hinsichtlich der Existenz eines DNA-Strangs mit vorgegebener Sequenz bekannt. Bei dieser Vorgehensweise werden die DNA-Stränge mit der gewünschten Sequenz markiert und aufgrund der Reflexionseigenschaften der markierten Moleküle wird deren Existenz bestimmt. Hierzu wird Licht im sichtbaren Wellenlangenbereich auf das Elektrolyt gestrahlt und das von dem Elektrolyt, insbesondere von dem nachzuweisenden markierten DNA-Strang, reflektierte Licht wird erfasst. Aufgrund des Reflexionsverhaltens, d.h. insbesondere aufgrund der erfass- ten, reflektierten Lichtstrahlen wird bestimmt, ob der nachzuweisende DNA-Strang mit der entsprechend vorgegebenen Sequenz m dem Elektrolyt enthalten ist oder nicht.
Diese Vorgehensweise ist sehr aufwendig, da eine sehr genaue Kenntnis über das Reflexionsverhalten des entsprechenden DNA- Strangs erforderlich ist und weiterhin eine Markierung der DNA-Strange vor Beginn des Verfahrens notwendig ist. Weiterhin ist eine sehr genaue Justierung des Erfassungsmittels zum Erfassen der reflektierten Lichtstrahlen erforderlich, damit die reflektierten Lichtstrahlen überhaupt erfasst werden können.
Somit ist diese Vorgehensweise teuer, kompliziert sowie gegen Storemflusse sehr empfindlich, wodurch das Messergebnis sehr leicht verfälscht werden kann.
Ferner ist es aus der Affmitatschromatographie (vgl. [3]) bekannt, immobilisierte niedermolekulare Moleküle, msbeson- dere Liganden hoher Spezifitat und Affinitat, zu verwenden, um Peptide und Proteine, z.B. Enzyme, m einem Analyt spezifisch zu binden.
Weiterhin ist aus [4] ein Verfahren bekannt zum Herstellen einer Metallstruktur aus Platin auf einem Substrat mit im wesentlichen hinsichtlich der Oberflache des Substrat senkrechten Seirenwanden.
Ferner ist die sogenannte Da ascene-Techmk zum Herstellen eines elektrischen Metallkontakts für einen Feldeffekttransistor aus [5] bekannt. Weiterhin ist aus [6] em Verfahren zum Herstellen einer
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Metallisierung für einen Feldeffekttransi¬ stor auf einem Halbleiterkorper mit einem Steg bekannt. Bei diesem Verfahren wird eine Goldflache ganzflachig auf die Oberflache des Halbleiterkorpers aufgebracht. An den Kanten des Steges wird an den Seiten des Steges in die αort porös aufgewachsene Goldscmcht ein Spalt geatzt. Die Basisbreite des Spalts wird durch die Dauer des Atzprozesses bestimmt.
Bei den aus [1] bekannten Planarelektroden ist ein Nachteil insbesondere darin zu sehen, dass sie eine relativ geringe Sensitivitat hinsichtlich der elektrischen Erfassung der makromolekularen Biopolymere aufweisen, was leicht zu Verfälschungen im Messergebms aufgrund schon geringer externer Störungen, beispielsweise aufgrund von Rauschen, fuhren kann.
Somit liegt der Erfindung das Problem zugrunde, einen Biosensor mit gegenüber dem Biosensor gemäß dem Stand der Technik erhöhter Sensitivitat anzugeben. Weiterhin liegt der Erfin- düng das Problem zugrunde, Verfahren zur Herstellung eines solchen Biosensor und von Elektroden eines solchen Biosensors anzugeben.
Das Problem wird durch den Biosensor, das Biosensor-Array, die Verfahren zum Herstellen einer Elektrode eines Biosensors sowie durch die Verfahren zum Herstellen eines Biosensors mit den Merkmalen gemäß den unabhängigen Patentansprüchen gelost.
Ein Biosensor weist eine erste Elektrode und eine zweite Elektrode auf. Die erste Elektrode weist einen ersten Halte- bereich zum Halten von Molekülen auf, die zu erfassende makromolekulare Biopolymere binden können. Die zweite Elektrode weist einen zweiten Haltebereich zum Halten von Molekülen auf, die die zu erfassenden makromolekulare Biopolymere bin- den können. Die erste Elektrode und die zweite Elektrode sind derart relativ zueinander angeordnet, dass sich zwischen dem ersten Haltebereicn und dem zweiten Haltebereich im wesentli- chen ungekrümmte Feldlinien eines zwischen der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode erzeugten elektrischen Feldes ausbilden können.
Der erste Haltebereich kann mit einer ersten Immobilisierungsschicht versehen sein und/oder der zweite Haltebereich kann mit einer zweiten Immobilisierungsschicht versehen sein.
Unter einer Immobilisierungsschicht ist im Rahmen der Erfin- düng eine Schicht zu verstehen mit einem Material, das Sondenmoleküle immobilisieren kann.
Unter makromolekularen Biopolymeren sind beispielsweise Proteine oder Peptide oder auch DNA-Stränge einer jeweils vorge- gebenen Sequenz zu verstehen.
Sollen als makromolekulare Biopolymere Proteine oder Peptide erfasst werden, so sind die ersten Moleküle und die zweiten Moleküle Liganden, beispielsweise Wirkstoffe mit einer mögli- chen Bindungsaktivität, die die zu erfassenden Proteine oder Peptide an die jeweilige Elektrode binden, auf der die entsprechenden Liganden angeordnet sind.
Als Liganden kommen Enzymagonisten oder Enzymantagonisten, Pharmazeutika, Zucker oder Antikörper oder irgendein Molekül in Betracht, das die Fähigkeit besitzt, Proteine oder Peptide spezifisch zu binden.
Werden als makromolekulare Biopolymere DNA-Stränge einer vor- gegebenen Sequenz verwendet, die mittels des Biosensors erfasst werden sollen, so können mittels des Biosensors DNA- Stränge einer vorgegebenen Sequenz mit DNA-Sondenmolekülen mit der zu der Sequenz der DNA-Strände komplementären Sequenz als Moleküle auf der ersten Elektrode hybridisiert werden. Im Rahmen dieser Beschreibung ist unter einem Sonden olekul sowohl ein Ligand als auch ein DNA-Sondenmolekul zu verstehen.
Der erste Haltebereich und der zweite Haltebereich können zum Halten von Sonden olekulen ausgestaltet sein, mit denen Peptide oder Proteine gebunden werden können.
Alternativ können der erste Haltebereich und der zweite Hal- tebereich zum Halten von DNA-Sondenmolekulen ausgestaltet sein, mit denen DNA-Molekule gebunden werden können.
Der erste Haltebereich und der zweite Haltebereich können zumindest eines der folgenden Materialien aufweisen: Hydroxylreste, Epoxidreste, Ammreste, Acetoxyreste, Isocya- natreste, Succmimidylesterreste, Thiolreste, Gold, Silber, Platin, Titan.
Ferner können der erste Haltebereich und der zweite Haltebe- reich im wesentlichen parallel zueinander oder konzentrisch umeinander ausgebildet sein.
Insbesondere können die erste Elektrode und die zweite Elektrode auf einem Substrat angeordnete, zwei sich gegenuberste- hende zu dem Substrat im wesentlichen senkrechte Wände ausbilden.
Weiterhin ist gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung vorgesehen, dass die erste Elektrode und die zweite Elektrode qua- derfor ig ausgestaltet sind.
Die erste Elektrode und die zweite Elektrode können ferner zylmderformig ausgestaltet sein und konzentrisch angeordnet sein.
Weiterhin können die erste Elektrode und die zweite Elektroαe polygonformig ausgestaltet sind derart, dass sich jeweils Po- lygonflachen der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode einander gegenüberstehen. Anscnaulich bilden die zwei Elektroden gemäß dieser Weiterbildung somit m Draufsicht zwei, vorzugsweise konzentrische, ineinandergeschachtelte n-Ecke, bei denen sich einzelne Wände αer Polygone der beiden Elektroden einander gegenüber und im wesentlichen parallel zueinander angeordnet sind.
Weiterhin kann der Biosensor gemäß einer Weiterbildung der Erfindung derart ausgestaltet sein, dass die zweite Elektrode anschaulich eine T-formige Form aufweist und Innenflachen des Teils der zweiten Elektrode, die im wesentlich parallel zu der ersten Elektrode angeordnet ist, über dieser angeordnet
In anderen Worten ausgedruckt bedeutet dies, dass die erste Elektrode auf einem elektrisch isolierenden Substrat aufgebracht ist. Die zweite Elektrode ist auf dem elektrisch isolierenden Substrat aufgebracht αerart, • dass die zweite Elektrode gemeinsam mit dem Substrat und der ersten Elektrode einen Hohlraum bildet, und
• dass die zweite Elektrode teilweise über der ersten Elektrode angeordnet ist,
• dass die Oberflachen der zweiten Elektrode dem Hohl- räum, die über der ersten Elektrode angeordnet sind, im wesentlichen parallel sind zu der Oberflache der ersten
Elektrode m dem Hohlraum. Die zweite Elektrode bildet eine Öffnung m dem Hohlraum aus, die ausreichend groß ist, so dass die zu erfassenden makromo- lekularen Biopolymere in den Hohlraum gelangen können.
Weiterhin können mehrere erste Elektroden und mehrere zweite Elektroden vorgesehen sein und d e ersten Elektroden und die zweiten Elektroden können parallel geschaltet sein, so dass sie eine Interdigitalelektrodenanordnung bilden. Ferner können die Elektroden aus Gold, Silber, Platin oder Titan hergestellt sein.
Weiterhin ist ein Biosensor-Array mit einer Vielzahl solcner oben dargestellter Biosensoren vorgesehen.
Bei einem solchen Biosensor-Array sind gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung jeweils den Elektroden gleicher elektrischer Polarität Elektroden entgegengesetzter elektrischer Po- laritat unmittelbar benachbart angeordnet, so dass sich ein elektrisches Feld zwischen den Elektroden jeweils entgegengesetzter elektrischer Polarität, d.h. unterschiedlichen elektrischen Potentials, ausbilden kann.
Ein Biosensor kann hergestellt werden, indem m einem Substrat aus elektrisch isolierendem Material eine Struktur gebildet wird, deren Form einer zu bildenden ersten Elektrode entspricht. Die Struktur wird mit Elektrodenmaterial zumindest vollständig gefüllt und das Elektrodenmaterial, das sich über und außerhalb der Struktur befindet, wird entfernt, wodurch die erste Elektrode gebildet wird. In einem weiteren Schritt werden im wesentlichen vertikale Wände aus Elektrodenmaterial einer zu bildenden zweiten Elektrode gebildet, wobei die im wesentlichen vertikalen Wände elektrisch von der ersten Elektrode isoliert sind. Anschließend wird eine Hilfsschicht auf dem Substrat aufgebracht einer maximalen Hohe der im wesentlichen vertikalen Wände und auf der Hilfsschicht wird eine Elektrodenschicht aufgebracht derart, dass die Elektrodenschicht mit den im wesentlichen vertikalen Wanden elektrisch leitend gekoppelt sind. Weiterhin wird eine Öffnung in der Elektrodenschicht gebildet. In einem letzten Schritt wird durch die Öffnung zumindest teilweise die Hilfsschicht m dem durch die Elektrodenschicht, das Suostrat, die erste Elektrode, die im wesentlichen vertikalen W nde und die Elektrodenschicht gebildeten Raum entfernt. Eine Elektrode eines Biosensors wird gemäß einem weiteren Verfahren hergestellt, indem einem Substrat aus elektrisch isolierendem Material eine Struktur gebildet wird, deren Form einer zu bildenden Elektrode entspricht. Die Struktur wird mit Elektrodenmaterial zumindest vollständig gefüllt und das Elektrodenmaterial, das sich über und außerhalb der Struktur befindet, wird entfernt, so dass die Elektrode dem Sub¬ strat gebildet wird.
Anschaulich kann diese Vorgehensweise darin gesehen werden, dass die Damascene-Technik zum Herstellen eines elektrischen Metallkontakts für einen Feldeffekttransistor nunmehr im Rahmen der Herstellung einer Elektrode eines Biosensors eingesetzt wird.
Die Hilfsschicht wird gemäß einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung vollständig entfernt.
Ferner kann die Hilfsschicht mittels Trockenatzens entfernt werden, das vorzugsweise in einem Downstream Plasma erfolgt.
Weiterhin kann eine Elektrode eines Biosensors hergestellt werden, indem auf einem Substrat mit einer Metallisierung für einen elektrischen Anschluss des zu bildenden Biosensors, ei- ne erste Elektrodenschicht aus Elektrodenmaterial aufgebracht wird. In einem weiteren Schritt wird auf der ersten Elektrodenschicht eine Hilfsschicht aus elektrisch isolierendem Material aufgebracht und die Hilfsschicht wird derart strukturiert, dass sich eine Struktur ergibt, die die Form minde- stens einer zu bildenden Elektrode mit im wesentlichen vertikalen Wanden aufweist. Eine zweite Elektrodenschicht aus Elektrodenmaterial wird auf der ersten Elektrodenschicht und der restlichen Hilfsschicht aufgebracht derart, dass die vertikalen Wände der StruKtur mit Elektrodenmaterial bedeckt sind und das Elektrodenmaterial wird bis auf das Elektrodenmaterial an den vertikalen Seltenwanden und unmittelbar unterhalb der Struktur entfernt. Gemäß einer Weiterbildung der Erfindung werden mittels Photo¬ lithographie im Rahmen der Strukturierung Lackstrukturen erzeugt, deren laterale Abmessungen der zu erzeugenden Elektro- de entsprechen.
Ferner kann in diesem Zusammenhang für die Hilfsschicht Siliziumoxid verwendet wird.
Auch kann auf dem Substrat eine Ätzstoppschicht gebildet werden, die gemäß einer Weiterbildung der Erfindung Siliziumnitrid aufweist.
Weiterhin kann das Elektrodenmaterial mittels eines Polier- Verfahrens, vorzugsweise mittels eines chemisch-mechanischen Polierverfahrens, entfernt werden.
Alternativ kann eine Elektrode eines Biosensors hergestellt werden, indem auf einem Substrat mit einer Metallisierung für einen elektrischen Anschluss des zu bildenden Biosensors, eine Elektrodenschicht aus Elektrodenmaterial aufgebracht wird. Auf der Elektrodenschicht wird eine Lackschicht aus Fotolack aufgebracht, wobei die Dicke der Lackschicht im wesentlichen der Höhe der zu bildenden Elektrode des Biosensors ent- spricht. Die Lackschicht wird strukturiert derart, dass die lateralen Abmessungen der erzeugten Struktur der zu erzeugenden Elektrode entsprechen. Die durch die Strukturierung freigelegten Bereiche der Elektrodenschicht werden derart entfernt, dass sich beim Entfernen in einem Redepositionsprozess Elektrodenmaterial an die im wesentlichen vertikalen Wände der strukturierten Lackschicht anlagert.
Das Elektrodenmaterial der freigelegten Bereiche kann mittels Sputtern entfernt werden.
Gemäß einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung kann eine Elektrode eines Biosensors hergestellt werden, indem in einem Substrat eine stufenförmige Struktur m t Sei- tenwanden einer vorgegebenen Steilheit gebildet wird. Auf dem Substrat wird eine Metallhaftschicht aufgebracht und auf der Metallhaftschicht wird eine Metallschicht aufgeαa pft.
An jeder Kante der stufenförmigen Struktur wird die Metallschicht selbstjustierend geöffnet, so dass sich ein Spalt der Metallschicht bildet derart, dass die Metallelektroden von den ihren jeweils direkt benachbarten Metallelektroden elektrisch isoliert sind.
Als Metallhaftschicht kann beispielsweise eines der folgenden Materialien verwendet werden: Titan, Wolfram, Nickel-Chrom oder Molybdän.
Für die Metallschicht kann beispielsweise eines der folgenden Materialien verwendet werden: Gold, Silber, Platin, Titan.
Jede Stufe der stufenförmigen Struktur weist gemäß einer Wei- terbildung der Erfindung eine Hohe von mindestens 100 nm auf. Die Steilheit der einzelnen Stufen ist vorzugsweise sehr groß und betragt vorzugsweise mindestens 50°, d.h. es können Stufen mit im wesentlichen senkrechten Wanden ausgebildet werden.
Die jeweils gebildete Metallschicht sollte ausreichend dick sein, so dass die Metallschicht porös ganzflachig über der Metallhaftschicht zusammenwachst. Eine Dicke der Metallschicht von ungefähr 500 nm bis 2000 nm hat sich als ausrei- chend erwiesen.
Die Metallschicht kann selbst ustierend geöffnet werden, indem die Metallschicht an den Kanten der stufenformgen Struktur geatzt wird. Das Atzen kann mittels Nassatzen erfolgen.
Ausfuhrungsbeispiele der Erfindung sind m den Figuren dargestellt und werden im weiteren naher erläutert. Es zeigen
Figur 1 einen Biosensor gemäß einem Ausfuhrungsbeispiel der Erfindung;
Figuren 2a und 2b eine Skizze zweier Planarelektroden, mittels derer die Existenz zu erfassender DNA-Strange in einem Elektrolyt (Figur 2a) bzw. deren Nicht-Existenz (Figur 2b) nachgewiesen werden können;
Figur 3 Interdigitalelektroden gemäß dem Stand der Technik;
Figur 4 eine Planarelektrodenanordnung mit eingezeichneten Feldlinien eines angelegten elektrischen Feldes zwischen den Planarelektroden;
Figur 5 einen Querschnitt eines Biosensors mit zwei Elektroden, die als Interdigitalelektrodenanordnung angecrd- net sind;
Figuren βa bis 6d Querschnittsansichten einer Interdigitale- lektrode vier Verfahrenszustanden m einem Herstellungsverfahren eines Biosensors gemäß einem Aus- fuhrungsbeispiel αer Erfindung;
Figuren 7a bis 7c Querschnittsansichten eines Biosensors wan- rend einzelner Verfahrensschritte des Herstellungsverfahrens einer Elektrode des Biosensors gemäß einem weiteren Ausfuhrungsbeispiel der Erfindung;
Figuren 8a bis 8c Querschnittsansichten eines Biosensors w hrend einzelner Verfahrensschritte des Herstellungsverfahrens einer Elektrode des Biosensors gemäß einem weiteren Ausfunrungsbeispiel der Erfindung; Figuren 9a bis 9c jeweils einen Querschnitt eines Biosensors zu verschiedenen Zeitpunkten wahrend des Herstellungsverfahrens gemäß einem weiteren Ausfuhrungsbeispiel der Erfindung;
Figur 10 eine Draufsicht eines Biosensor-Arrays gemäß einem Ausfuhrungsbeispiel der Erfindung mit zyl derformi- gen Elektroden;
Figur 11 eine Draufsicht eines Biosensor-Arrays gemäß einem Ausfuhrungsbeispiel der Erfindung mit quaderformigen Elektroden;
Figur 12 eine Querschnittsansicht eines Biosensors gemäß ei- nem weiteren Ausfuhrungsbeispiel der Erfindung;
Figur 13 eine Querschnittsansicht eines Biosensors gemäß einem weiteren Ausfuhrungsbeispiel der Erfindung; und
Figuren 14a bis 14g Querschnittsansichten eines Biosensors wahrend einzelner Verfahrensschritte eines Herstellungsverfahrens gemäß einem weiteren Ausfuhrungsbeispiel der Erfindung;
Zur Erläuterung der Erfindung wird anhand des aus [1] bekannten Sensors 200 mit Planarelektroden, d.h. mit der ersten Elektrode 201 und der zweiten Elektrode 202 die Erkenntnis erläutert, ausgehend von der das erfmdungsgemaße Prinzip anschaulich erfunden worden ist.
Fig. zeigt den Sensor 200 mit der ersten Elektrode 201 und der zweiten Elektrode 202 und αen zugehörigen elektrischen Anschlüssen, einen ersten elektrischen Anschluss 401 und einen zweiten elektrischen Anschluss 402. Ferner zeigt Fig. Feldlinien 403 eines zwischen der ersten Elektrode 201 und der zweiten Elektrode 202 angelegten elek¬ trischen Feldes.
Wie Fig.4 zu entnehmen ist, ergibt sich beim Anlegen eines elektrischen Feldes zwischen den Planarelektroden ein elektrisches Feld mit ausschließlich bezüglich der Oberflächenebene 404, die durch die Isolatorschicht 203 gebildet wird, gekrümmten Feldlinien 403.
Gemäß der Erfindung wurde erkannt, dass die gekrümmten Feldlinien in dem interessierenden Bereich, d.h. insbesondere in den Haltebereichen, wesentlich für die relativ schlechte Sensitivitat des Biosensors 200 mit den Planarelektroden 201, 202 verantwortlich sind.
Gemäß der Erfindung wurde somit ein Biosensor geschaffen, bei der anschaulich jeweils die Elektroden derart angeordnet sind, dass sich die Haltebereiche der Elektroden bzw. zumin- dest ein Großteil der Oberfläche der Haltebereiche im wesentlichen parallel relativ zueinander gegenüber angeordnet sind, so dass der Großteil der von den Elektroden ausgehenden Feldlinien eines angelegten elektrischen Feldes zwischen den Elektroden einen im wesentlichen ungekrümmten Verlauf der Feldlinien des elektrischen Feldes durch die aktiven Bereiche aufweist, d.h. in dem Volumen, in dem die Sondenmoleküle mit den zu erfassenden makromolekularen Biopolymeren auf den jeweiligen Elektroden angeordnet sind.
Erstes Ausführungsbeispiel:
Fig.l zeigt einen Biosensor 100 gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel .
Der Biosensor 100 weist eine erste Elektrode 101 und eine zweite Elektrode 102 auf, die auf einer Isolatorschicht 103 derart angeordnet sind, dass die erste Elektrode 101 und die zweite Elektrode 102 voneinander elektrisch isoliert sind.
Die erste Elektrode ist mit einem ersten elektrischen An- schluss 104 gekoppelt, und die zweite Elektrode 102 ist mit einem zweiten elektrischen Anschluss 105 gekoppelt.
Die Elektroden 101, 102 weisen eine quaderförmige Struktur auf, wobei sich eine erste Elektrodenfläche 106 der ersten Elektrode 101 und eine erste Elektrodenfläche 107 der zweiten Elektrode 102 im wesentlichen parallel zueinander ausgerichtet gegenüberstehen.
Dies wird dadurch erreicht, dass gemäß diesem Ausführungsbei- spiel die Elektroden 101, 102 im wesentlichen bezüglich der
Oberfläche 108 der Isolatorschicht 103 senkrechte Seitenwände 106, 107 aufweisen, welche die erste Elektrodenfläche 106 der ersten Elektrode 101 bzw. die erste Elektrodenfläche 107 der zweiten Elektrode 102 bilden.
Wird ein elektrisches Feld zwischen der ersten Elektrode 101 und der zweiten Elektrode 102 angelegt, so wird durch die sich im wesentlichen parallel zueinander ausgerichteten Elektrodenflächen 106, 107 ein Feldlinienverlauf mit Feldlinien 109 erzeugt, die zwischen den Oberflächen 106, 107 im wesentlichen ungekrümmt sind.
Gekrümmte Feldlinien 110 ergeben sich lediglich zwischen einer zweiten Elektrodenfläche 111 der ersten Elektrode 101 und einer zweiten Elektrodenfläche 112 der zweiten Elektrode 102, die jeweils für die Elektroden 101, 102 die oberen Oberflächen bilden, sowie in einem Randbereich 113 zwischen den Elektroden 101, 102.
Die ersten Elektrodenflächen 106, 107 der Elektroden 101, 102 sind als Haltebereiche zum Halten von Sondenmolekülen, die makromolekulare Biopolymere, die mittels des Biosensors 100 zu erfassen sind, binden können.
Die Elektroden 101, 102 sind gemäß diesem Ausfuhrungsbeispiel aus Gold hergestellt.
Es werden kovalente Verbindungen zwischen den Elektroden und den Sondenmolekülen hergestellt, wobei der Schwefel zum Bilden einer Gold-Schwefel-Kopplung in Form eines Sulfids oder eines Thiols vorhanden ist.
Für den Fall, dass als Sondemolekule DNA-Sondenmoleküle verwendet werden, sind solche Schwefelfunktionalitaten Teil eines modifizierten Nukleotids, das mittels der sogenannten Phosphoramiditchemie wahrend eines automatisierten DNA- Syntheseverfahrens am 3 ' -Ende oder am 5 ' -Ende des zu immobilisierenden DNA-Strangs eingebaut wird. Das DNA-Sondenmolekul wird somit an seinem 3 ' -Ende oder an seinem 5 ' -Ende immobilisiert .
Für den Fall, dass als Sondenmolekule Liganden verwendet werden, werden die Schwefelfunktionalitaten durch ein Ende eines Alkyllinkers oder eines Alkylenl kers gebildet, dessen anderes Ende eine für die kovalente Verbindung des Liganden ge- eignete chemische Funktionalität aufweist, beispielsweise einen Hydroxylrest, einen Acetoxyrest oder einen Succ imidyle- sterrest .
Die Elektroden, d.h. insbesondere die Haltebereic e werden beim Messeinsatz mit einem Elektrolyt 114, allgemein mit einer zu untersuchenden Losung, bedeckt.
Befinden sich in der zu untersuchenden Losung 114 die zu erfassenden makromolekularen Biopolymere, beispielsweise zu er- fassende DNA-Strange mit einer vorgegebenen Sequenz, die mit den immobilisierten DNA-Fangermolekulen auf den Elektroden hybridisieren können, so hybridisieren die DNA-Strange mit den DNA-Sondenmolekulen.
Sind in der zu untersuchenden Losung 114 keine DNA-Strange mit der zu der Sequenz der DNA-Sondenmolekulen komplementären Sequenz enthalten, so können keine DNA-Strangen aus der zu untersuchenden Losung 114 mit den DNA-Sondenmolekulen auf den Elektroden 101, 102 hybridisieren.
Aus diesen beiden unterschiedlichen Zustanden ergeben sich für den Biosensor 100 unterschiedliche Kapazitatswerte zwischen den Elektroden 101, 102, die mittels eines nicht dargestellten Messgerats erfasst werden können.
Aus der Änderung der Kapazität zwischen den Elektroden 101, 102 wird darauf geschlossen, ob der zu untersuchenden Losung 114 die zu erfassenden DNA-Strange enthalten sind oder nicht .
Zweites Ausfuhrungsbeispiel:
Fig.5 zeigt einen Biosensor 500 gemäß einem zweiten Ausfuhrungsbeispiel der Erfindung.
Bei dem Biosensor 500 sind gleicher Weise wie bei dem Bio- sensor 100 gemäß dem ersten Ausfuhrungsbeispiel zwei Elektroden 101, 102 vorgesehen, die auf der Isolatorschicht 103 aufgebracht sind.
Im Unterschied zu dem Biosensor 100 mit lediglich zwei qua- derformigen Elektroden sind die zwei Elektroden gemäß dem m Fig.5 dargestellten Biosensor 500 als eine Vielzahl von jeweils abwechselnd angeordneten, parallel geschalteten Elek- troden m Form der bekannten Interdigitalelektrodenanordnung angeordnet. Fig.5 zeigt zur weiteren Veranschaulichung ferner ein schema¬ tiches elektrisches Ersatzschaltbild, das in die Darstellung des Biosensors 500 eingezeichnet ist.
Da sich zwischen den im wesentlichen sich parallel gegenüberstehenden Elektrodenflachen 106, 107 der Elektroden 101, 102, wie m Fig.l im Zusammenhang mit dem ersten Ausfuhrungsbeispiel dargestellt wurde, im wesentlichen ungekrummte Feldli¬ nien bezüglich der Oberflache 108 der Isolatorschicht 103 er- geben, überwiegt der Anteil der durch die ungekrummten Feldlinien erzeugten ersten Kapazität 502 und des ersten Leitwerts 503 verglichen mit der zweiten Kapazität 504 und des zweiten Leitwerts 505, die durch die gekrümmten Feldlinien 110 erzeugt werden.
Dieser erheblich größerer Anteil der ersten Kapazität 502 und des ersten Leitwerts 503 an dem Gesamtleitwert, der sich aus der Summe der ersten Kapazität 502 und der zweiten Kapazität 504 sowie des ersten Leitwerts 503 und des zweiten Leitwerts 505 ergeben, fuhrt dazu, dass die Sensitivitat des Biosensors 500 bei Änderung des Zustandes des Biosensors 500, d.h. bei Hybridisierung von DNA-Strangen der zu untersuchenden Losung 114 mit auf den Haltebereichen auf den Elektrodenflachen 106, 107 immobilisierten DNA-Sondenmolekulen 501 erheblich erhöht wird.
Somit ist anschaulich bei gleichen lateralen Abmessungen der Elektroden 101, 102 und bei gleichen Abmessungen des zuvor eingeführten aktiven Bereichs, d.h. bei gleicher Flache der Haltebereiche auf den Elektrodenflachen ein wesentlich größerer Anteil von Feldlinien eines angelegten elektrischen Feldes zwischen den Elektroden 101, 102 dem Volumen enthalten, dem die Hybridisierung stattfindet, wenn die zu erfassenden DNA-Strange der zu untersuchenden Losung 114 enthalten sind als bei der Planarelektrodenanordnung gemäß dem Stand der Technik. In anderen Worten bedeutet dies, dass die Kapazität der er- f dungsgemaßen Anordnung pro Chipflache deutlich großer ist als die Kapazität pro Chipflache bei der Planarelektrodenan- ordnung des Biosensors 200 gemäß dem Stand der Technik.
Im weiteren werden einige Alternativenmoglichkeiten zur Herstellung einer quaderforrαigen Sensorelektrode mit im wesentlichen senkrechten Seltenwanden erläutert.
Erstes Verfahren zum Herstellen von Metallelektroden mit im wesentlichen senkrechten Seltenwanden, die Sondenmolekule immobilisieren können
Fig.6a zeigt ein Siliziumsubstrat 600, wie es für bekannte CMOS-Prozesse hergestellt wird.
Auf dem Siliziumsubstrat 600, dem sich bereits integrierte Schaltungen und/oder elektrische Anschlüsse für die zu bil- denden Elektroden befinden, wird eine Isolatorschicht 601, die auch als Passivierungsschicht dient, ausreichender Dicke, gemäß dem Ausfuhrungsbeispiel m einer Dicke von 500 nm, mittels eines CVD-Verfahrens aufgebracht.
Die Isolatorschicht 601 kann aus Siliziumoxid Sι02 oder Sili- ziumnitrid Sι3N hergestellt sein.
Die Interdigitalanordnung des Biosensors 500 gemäß dem zweiten Ausfuhrungsbeispiel wird mittels Photolithographie auf der Isolatorschicht 601 definiert.
Anschließend werden mittels eines Trockenatzverf hrens, z.B. dem Reactive Ion Etch g (RIE) , in der Isolatorschicht 601 Stufen 602 erzeugt, d.h. geatzt, gemäß dem Ausfuhrungsbei- spiel m einer Mindesthohe 603 von ungefähr 100 nm. Die Höhe 603 der Stufen 602 muss ausreichend groß sein f r einen anschließenden selbstjustierenden Prozess zum Bilden der Metallelektrode.
Es ist darauf hinzuweisen, dass zum Auftragen der Isolatorschicht 601 alternativ auch ein Aufdampfverfahren oder ein Sputterverfahren eingesetzt werden kann.
Bei der Strukturierung der Stufen 602 ist zu beachten, dass die Flanken der Stufen 602 ausreichend steil sind, so dass sie hinreichend scharfe Kanten 605 bilden. Ein Winkel 606 der Stufenflanken gemessen zur Oberfläche der Isolatorschicht 601 sollte gemäß dem Ausführungsbeispiel mindestens 50 grad betragen.
In einem weiteren Schritt wird eine Hilfsschicht 604
(vgl. Fig.6b) der Dicke von ungefähr 10 nm aus Titan auf die stufenförmige Isolatorschicht 601 aufgedampft.
Die Hilfsschicht 604 kann Wolfram, und/oder Nickel-Chrom, und/oder Molybdän aufweisen.
Es ist zu gewährleisten, dass die in einem weiteren Schritt aufgetragene Metallschicht, gemäß dem Ausführungsbeispiel ei- ne Metallschicht 607 aus Gold, an den Kanten 605 der Stufen 602 derart porös aufwächst, dass es möglich ist, in einem weiteren Verfahrensschritt an den Stufenübergängen jeweils eine Spalte 608 in die ganzflächig aufgetragene Goldschicht 607 zu ätzen.
In einem weiteren Verfahrensschritt wird die Goldschicht 607 für den Biosensor 500 aufgebracht.
Gemäß dem Ausfuhrungsbeispiel weist die Goldschicht eine Dik- ke von ungefähr 500 nm bis ungefähr 2000 nm auf. Es ist hinsichtlich der Dicke der Goldschicht 607 lediglich zu gewährleisten, dass die Dicke der Goldschicht 607 ausrei¬ chend ist, so dass die Goldschicht 607 porös kolu nar auf¬ wachst.
In einem weiteren Schritt werden Offnungen 608 in die Goldschicht 607 geatzt, so dass sich Spalten ausbilden.
Zum Nassatzen der Offnungen wird eine Atzlosung aus 7,5 g Su- per Strip 100™ (Markenname der Firma Lea Ronal GmbH,
Deutschland) und 20 g KCN 1000 ml Wasser H20 verwendet.
Durch das kolumnare Wachstum des Goldes, allgemein des Metalls, wahrend des Aufdampfens auf die Haftschicht 604 wird ein anisotroper Atzangriff erzielt, so dass der Oberflachenabtrag des Goldes ungefähr im Verhältnis 1:3 erfolgt.
Durch das Atzen der Goldschicht 607 werden die Spalten 608 abhangig von der Zeitdauer des Atzvorgangs gebildet.
Dies bedeutet, dass die Zeitdauer des Atzprozesses die Basis- breite, d.h. den Abstand 609 zwischen den sich ausbildenden Goldelektroden 610, 611 bestimmt.
Nachdem die Metallelektroden eine ausreicnende Breite aufweisen und der Abstand 609 zwischen den sich bildenden Goldelektroden 610, 611 erreicht sind, wird das Nassatzen beendet.
Es ist anzumerken, dass aufgrund des porösen Aufdampfens das Atzen in zu der Oberflache der Isolatorschicht 601 parallelen Richtung wesentlich schneller erfolgt als m zu der Oberflache der Isolatorschicht 601 senkrechten Richtung.
Es ist darauf hinzuweisen, dass alternativ zu einer Gold- Schicht auch andere Edelmetalle, wie beispielsweise Platin, Titan oder Silber verwendet werden können, da diese Materialien ebenfalls Haltebereiche aufweisen können bzw. mit einem geeigneten Material beschichtet werden können zum Halten von immobilisierten DNA-Sondenmolekülen oder allgemein zum Halten von Sondenmolekülen, und ein kolumnares Wachstum beim Aufdampfen aufweisen.
Für den Fall, dass die Haftschicht 604 in den geöffneten Spalten 612 zwischen den Metallelektroden 610, 611 entfernt werden soll, erfolgt dies ebenfalls selbstjustierend, indem man die Goldelektroden 610, 611 als Ätzmaske verwendet.
Gegenüber den bekannten Interdigitalelektroden weist die Struktur gemäß diesem Ausfuhrungsbeispiel insbesondere den Vorteil auf, dass durch das selbstjustierende Öffnen der Goldschicht 607 über den Kanten 605 der Abstand zwischen den Elektroden 610, 611 nicht an eine minimale Auflösung des Her- stellungsprozesses gebunden ist, d.h. der Abstand 609 zwischen den Elektroden 610, 611 kann sehr schmal gehalten werden.
Somit ergibt sich gemäß diesem Verfahren der Biosensor 500 gemäß dem zweiten Ausfuhrungsbeispiel mit den entsprechenden Metallelektroden.
Zweites Verfahren zur Herstellung von Metallelektroden mit im wesentlichen senkrechten Seitenwänden, die Sondenmoleküle immobilisieren können
Bei dem in den Fig.7a bis Fig.7c dargestellten Herstellungs- verfahren wird von einem Substrat 701 ausgegangen, beispielsweise von einem Silizium-Substrat-Wafer (vgl. Fig.7a), auf dem bereits eine Metallisierung 702 als elektrischer Anschluss vorgesehen ist, wobei auf dem Substrat 701 schon eine Ätzstoppschicht 703 aus Siliziumnitrid Si3N4 aufgebracht ist. Auf dem Substrat wird eine Metallschicht 704, gemäß dem Aus¬ führungsbeispiel eine Goldschicht 704 aufgebracht mittels ei¬ nes Aufdampfverfahrens .
Alternativ kann ein Sputterverfahren oder ein CVD-Verfahren zum Aufbringen der Goldschicht 704 auf die Ätzstoppschicht 703 eingesetzt werden.
Allgemein weist die Metallschicht 704 das Metall auf, aus dem die zu bildende Elektrode gebildet werden soll.
Auf der Goldschicht 704 wird eine elektrisch isolierende Hilfsschicht 705 aus Siliziumoxid Si02 mittels eines CVD- Verfahrens (alternativ mittels eines Aufdampfverfahrens oder eines Sputterverfahrens) aufgebracht.
Durch Einsatz der Photolithographie-Technologie wird eine Lackstruktur aus einer Lackschicht 706 gebildet, beispielsweise eine quaderförmige Struktur, welche der Form der zu bildenden Elektrode entspricht.
Soll ein im weiteren beschriebenes Biosensor-Array mit einer Vielzahl von Elektroden erzeugt werden, wird mittels der Photolithographie eine Lackstruktur erzeugt, die in ihrer Form der zu bildenden Elektroden entsprechen, die das Biosensor- Array bilden.
In anderen Worten ausgedrückt bedeutet dies, dass die lateralen Abmessungen der gebildeten Lackstruktur den Abmessungen der zu erzeugenden Sensorelektrode entsprechen.
Nach Aufbringen der Lackschicht 706 und der entsprechenden Belichtung, die die entsprechenden Lackstrukturen vorgibt, wird die Lackschicht in den nicht "entwickelten", d.h. nicht belichteten Bereichen beispielsweise mittels Veraschen oder nasschemisch entfernt. Auch wird die Hilfsschicht 705 m den nicht durch die Photo- lackschicht 706 geschützten Bereichen mittels eines Nassatz- verfahrens oder eines Trockenatzverfahrens entfernt.
In einem weiteren Schritt wird nach Entfernen der Lackschicht 706 über der übrig gebliebenen Hilfsschicht 705 eine weitere Metallschicht 707 als Elektrodenschicht derart Konform aufgebraucht, dass die Seitenflachen 708, 709 der restlichen Hilfsschicht 705 mit dem Elektrodenmaterial, gemäß dem Aus- fuhrungsbeispiel mit Gold, bedeckt sind (vgl. Fig.7b).
Das Aufbringen kann mittels eines CVD-Verfahrens oder eines Sputterverfahrens oder mit einem Ion-Metal-Plasma-Verfahren erfolgen.
In einem letzten Schritt (vgl. Fig.7c) wird eine Spacer- Atzung durchgeführt, bei der durch gezieltes Überatzen der Metallschichten 704, 707 die gewünschte Struktur der Elektrode 710 gebildet wird.
Die Elektrode 710 weist somit die nicht in dem Atzschritt des Ätzens der Metallschichten 704, 707 weggeatzten Spacer 711, 712 auf sowie den unmittelbar unter der restlicnen Hilfsschicht 705 angeordneten Teil der ersten Metallschicht 704, der mittels des Atzverfahrens nicht weggeatzt worden ist.
Die Elektrode 710 ist mit dem elektrischen Anschluss, d.h. der Metallisierung 702 elektrisch gekoppelt.
Die Hilfsschicht 705 aus Siliziumoxid kann bei Bedarf durch eine weitere Atzung, beispielsweise im Plasma oder nasschemisch, mittels eines Verfahrens entfernt werden, bei dem Selektivität zur Atzstoppschicht 703 gegeben ist.
Diese ist beispielsweise gewährleistet, wenn die Hilfsscnicht 705 aus Siliziumoxiα besteht unα die Atzstoppschicht 703 Si- iiziumnitnd aufweist. Die Steilheit der Wände der Elektrode m dem Biosensor 100, 500, repräsentiert durch den Winkel 713 zwischen den Spacer 711, 712 und der Oberflache 714 der Atzstoppschicht 703, wird somit durch die Steilheit Flanken der restlichen Hilfsschicht 705, d.h. insbesondere der Steilheit der Lackflanken 715, 716 der strukturierten Lackschicht 706 bestimmt.
Drittes Verfahren zur Herstellung von Metallelektroden mit im wesentlichen senkrechten Seltenwanden, die Sondenmolekule immobilisieren können
In den Fig.8a bis Fig.8c ist eine weitere Möglichkeit zum Herstellen einer Elektrode mit im wesentlichen senkrechten Wanden dargestellt.
Wiederum wird wie bei dem zweiten Beispiel zum Herstellen einer Elektrode dargestellt, von einem Substrat 801 ausgegan- gen, auf dem bereits eine Metallisierung 802 für den elektrischen Anschluss der zu bildenden Elektrode des Biosensors vorgesehen ist.
Auf dem Substrat 801 aus Silizium wird eine Metallschicht 803 als Elektrodenschicht aufgedampft, wobei die Metallschicht 803 das für die Elektrode zu verwendende Material aufweist, gemäß diesem Ausfuhrungsbeispiel Gold.
Alternativ zu dem Aufdampfen der Metallschicht 803 kann die Metallschicht 803 auch mittels eines Sputterverfahrens oder mittels eines CVD-Verfahrens auf dem Substrat 801 aufgebracht werden.
Auf der Metallschicht 803 wird eine Photolackschicht 804 auf- gebracht und mittels Photolithographie-Technologie derart strukturiert, dass eine Lackstruktur entsteht, die nach Entwickeln und Entfernen der entwickelten Bereiche den lateralen Abmessungen der zu bildenden Elektrode bzw. allgemein des zu bildenden Biosensor-Arrays entspricht.
Die Dicke der Photolackschicht 804 entspricht im wesentlichen der Höhe der zu erzeugenden Elektroden.
Bei einer Strukturierung in einem Plasma mit Prozessgasen, die zu keiner Reaktion des Elektrodenmaterials führen können, insbesondere in einem Inertgas-Plasma, beispielsweise mit Ar- gon als Prozessgas, erfolgt der Abtrag des Materials gemäß diesem Ausfuhrungsbeispiel mittels physikalischem Sputter- Abtrag.
Dabei wird das Elektrodenmaterial aus der Metallschicht 803 in einem Redepositionsprozess an die im wesentlichen senkrechten Seitenwände 805, 806 der strukturierten, nach Veraschen der entwickelten Lackstruktur nicht entfernten Lackelemente gesputtert, wo es keinem weiteren Sputterangriff mehr ausgesetzt ist.
Eine Redeposition von Elektrodenmaterial auf die Lackstruktur schützt die Lackstruktur vor weiterem Abtrag.
Aufgrund des Sputterns bilden sich an den Seitenwänden 805, 806 der Lackstruktur Seitenschichten 807, 808 aus dem Elektrodenmaterial, gemäß dem Ausfuhrungsbeispiel aus Gold.
Die Seitenschichten 807, 808 sind elektrisch mit einem nicht entfernten Teil 809 der Metallschicht 803, der sich unmittel- bar unterhalb der restlichen Lackstruktur 806 befindet, gekoppelt sowie ferner mit der Metallisierung 803 (vgl. Fig.8b) .
In einem letzten Schritt (vgl. Fig.8c) wird die Lackstruktur 806, d.h. der Photolack, der sich in dem durch die Seitenschichten 807, 808 sowie die übrig gebliebene Metallschicht 809 gebildeten Volumen befindet, mittels Veraschen oder nas¬ schemisch entfernt.
Ergebnis ist die in Fig.8c dargestellte Elektrodenstruktur 810, die gebildet wird mit den Seitenwänden 807, 808 sowie dem nicht entfernten Teil 809, der den Boden der Elektrodenstruktur bildet und mit der Metallisierung 803 elektrisch gekoppelt ist.
Wie auch im vorangegangenen dargestellten Herstellungsverfahren wird die Steilheit der Seitenwände 807, 808 der gebildeten Elektrode bei diesem Verfahren durch die Steilheit der Lackflanken 805, 806 bestimmt.
Drittes Ausführungsbeispiel:
In den Fig.9a bis Fig.9c ist ein weiteres Ausführungsbeispiel der Erfindung mit zylinderförmigen, auf dem Substrat senk- recht hervortretenden Elektroden dargestellt.
Zur Herstellung des Biosensors 900 mit zylinderförmigen Elektroden, die im wesentlichen senkrecht auf einem Substrat 901 aus Siliziumoxid angeordnet sind, wird eine Metallschicht 902 als Elektrodenschicht aus dem gewünschten Elektrodenmaterial, gemäß dem Ausfuhrungsbeispiel aus Gold, mittels aufgebracht eines Aufdampf-Verfahrens .
Auf der Metallschicht 902 wird eine Photolackschicht aufge- bracht und die Photolackschicht wird mittels einer Maske belichtet derart, dass sich nach Entfernen der nicht belichteten Bereiche die in Fig.9a dargestellte zylinderförmige Struktur 903 auf der Metallschicht 902 ergibt.
Die zylinderförmige Struktur 903 weist einen Photoresist- Torus 904 sowie ein zylinderförmiger Photoresist-Ring 905 auf, die konzentrisch um den Photoresist-Torus 904 angeordnet ist .
Zwischen dem Photoresist-Torus 904 und dem Photoresist-Ring 905 wird der Photolack entfernt, beispielsweise mittels Vera- schens oder nasschemisch.
Durch Einsatz eines Sputterverfahrens wird, wie im Zusammenhang mit dem oben beschriebenen Verfahren zur Herstellung ei- ner Elektrode, mittels eines Redepositionsprozess, eine Metallschicht 906 um den Photolack-Torus 904 aufgetragen.
In gleicher Weise bildet sich eine innere Metallschicht 907 um den Photoresist-Ring 905 (vgl. Fig.9b).
In einem weiteren Schritt wird das strukturierte Photolack- Material mittels Veraschen oder nasschemisch entfernt, so dass zwei zylinderförmige Elektroden 908, 909 gebildet werden.
Das Substrat 901 wird in einem letzten Schritt so weit entfernt, beispielsweise mittels eines zu dem Elektrodenmaterial selektiven Plasma-Atzprozesses, dass die Metallisierungen in dem Substrat freigelegt sind und mit den zylinderförmigen Elektroden elektrisch koppeln.
Die innere zylinderförmige Elektrode 908 ist somit mit einem ersten elektrischen Anschluss 910 elektrisch gekoppelt und die äußere zylinderförmige Elektrode 909 ist elektrisch ge- koppelt mit einem zweiten elektrischen Anschluss 911.
Die restliche Metallschicht 902, die durch das Sputtern zwischen den zylinderförmigen Elektroden 908, 909 noch nicht entfernt wurde, wird in einem letzten Schritt mittels eines Sputter-Atzprozesses entfernt. Ebenso wird die Metallschicht 902 auf diese Weise entfernt. Es ist in diesem Zusammenhang anzumerken, dass auch gemäß diesem Ausführungsbeispiel die Metallisierungen für die elek¬ trischen Anschlüsse 910, 911 in dem Substrat 901 zu Beginn des Verfahrens schon vorgesehen sind.
Fig.10 zeigt eine Draufsicht eines Biosensor-Arrays 1000, in dem zylinderförmige Elektroden 1001, 1002 enthalten sind.
Jede erste Elektrode 1001 weist ein positives elektrisches Potential auf.
Jede zweite Elektrode 1002 des Biosensor-Arrays 1000 weist ein bezüglich der jeweiligen benachbarten ersten Elektrode 1001 negatives elektrisches Potential auf.
Die Elektroden 1001, 1002 sind in Zeilen 1003 und Spalten 1004 angeordnet.
In jeder Zeile 1003 und in jeder Spalte 1004 sind jeweils die ersten Elektroden 1001 und die zweiten Elektroden 1002 alternierend angeordnet, d.h. jeweils unmittelbar neben einer ersten Elektrode 1001 ist in einer Zeile 1003 oder einer Spalte 1004 eine zweite Elektrode 1002 angeordnet und neben einer zweiten Elektrode 1002 ist jeweils in einer Zeile 1003 oder einer Spalte 1004 eine erste Elektrode 1001 angeordnet.
Auf diese Weise ist sichergestellt, dass zwischen den einzelnen Elektroden ein elektrisches Feld erzeugt werden kann mit in Richtung der Höhe der Zylinderelektroden 1001, 1002 im we- sentlichen ungekrümmten Feldlinien.
Auf den Elektroden ist jeweils, wie oben dargestellt, eine große Anzahl DNA-Sondenmoleküle immobilisiert.
Wird nun ein eine zu untersuchende Lösung (nicht dargestellt) auf das Biosensor-Array 1000 aufgebracht, so hybridisieren die DNA-Strange mit den auf den Elektroden immobilisierten, dazu komplementären DNA-Sondenmolekulen.
Auf diese Weise kann mittels der bekannten Impedanzmethode wiederum die Existenz oder Nicht-Existenz von DNA-Strangen einer vorgegebenen Sequenz in einer zu untersuchenden Losung mittels des Biosensor-Arrays 1000 erfasst werden.
Fig.11 zeigt ein weiteres Ausfuhrungsbeispiel eines Biosen- sor-Arrays 1100 mit einer Vielzahl quaderformiger Elektroden 1101, 1102.
Die Anordnung der quaderformigen Elektroden 1101, 1102 ist entsprechend der Anordnung der zylinderförmigen Elektroden 1001, 1002, wie sie Fig.10 dargestellt worden ist und oben erläutert wurde.
Viertes Ausfuhrungsbeispiel
Fig.12 zeigt eine Elektrodenanordnung eines Biosensors 1200 gemäß einem weiteren Ausfuhrungsbeispiel der Erfindung.
Auf der Isolatorschicht 103 ist die erste Elektrode 101 auf- gebracht und mit dem ersten elektrischen Anschluss 104 elektrisch gekoppelt.
Die zweite Elektrode 102 ist ebenfalls auf der Isolatorschicht 103 aufgebracht und mit dem zweiten elektrischen An- schluss 105 elektrisch gekoppelt.
Wie in Fig.12 gezeigt ist, weist αie zweite Elektrode gemäß diesem Ausfuhrungsbeispiel gegenüber der vorangegangenen beschriebenen zweite Elektrode eine unterschiedliche Form auf. Die erste Elektrode ist, wie aus Fig.12 ersichtlicn, eine Planarelektrode und die zweite Elektrode ist T-formig ausgestaltet.
Jede T-formige zweite Elektrode weist einen ersten Schenkel 1201 auf, der im wesentlichen senkrecht zu der Oberflache 1207 der Isolatorschicht 103 angeordnet.
Weiterhin weist die zweite Elektrode 102 senkrecht zu dem er- sten Schenkel 1201 angeordnete zweite Schenkel 1202 auf, die zumindest teilweise über der Oberflache 1203 der jeweiligen ersten Elektrode 101 angeordnet sind.
Wie Fig.12 zu entnehmen ist, sind mehrere erste Elektroden 101 und mehrere zweite Elektroden 102 parallelgeschaltet, so dass sich aufgrund der T-formigen Struktur der zweiten Elektrode 102 ein Hohlraum 1204 ausbildet, der gebildet wird durch zwei neben einander angeordnete zweite Elektroden 102, eine erste Elektrode 101 sowie die Isolatorschicht 103.
Die einzelnen ersten und zweiten Elektroden 101, 102 sind mittels der Isolatorschicht 103 voneinander elektrisch isoliert.
Zwischen den einzelnen zweiten Schenkeln 1202 der zweiten Elektrode 102 ist für jeden Hohlraum 1204 eine Öffnung 1205 vorgesehen, die ausreichend groß ist, so dass bei Aufbringen eines Elektrolyts 1206 auf den Biosensor 1200 das Elektrolyt und eventuell der zu untersucnenden Losung 1206, bei- spielsweise einem Elektrolyt, enthaltene DNA-Strange durch die Öffnung 1205 in den Hohlraum 1204 gelangen können.
Auf Haltebereichen an den ersten und zweiten Elektroden sind DNA-Sondenmolekule 1209 immobilisiert, die mit den entspre- chenden zu erfassenden DNA-Strangen vorgegebener Sequenz hybridisieren können. Wie Fig.12 zu entnehmen ist, bilden sich aufgrunα der einan¬ der gegenüberliegenden, im wesentlichen parallel zueinander ausgerichteten Oberflachen der zweiten Elektrode 1208 bzw. der ersten Elektrode 1203, an denen die Haltebereiche zum Halten der DNA-Sondenmolekule 1209 vorgesehen s α, bei Anlegen eines elektrischen Feldes zwischen der ersten Elektroαe 101 und der zweiten Elektrode 102 im wesentlichen ungekrummte Feldlinien aus.
Fünftes Ausfuhrungsbeispiel
Fig.13 zeigt einen Biosensor 1300 gemäß einem fünften Ausfuhrungsbeispiel der Erfindung.
Der Biosensor 1300 gemäß dem fünften Ausfuhrungsbeispiel entspricht im wesentlichen dem oben erläuterten und in Fig.12 gezeigten Biosensor 1200 gemäß dem vierten Ausfuhrungsbeispiel der Erfindung mit dem Unterschied, dass an Seltenwanden des ersten Schenkels 1201 der zweiten Elektrode 102 keine Haltebereiche mit immobilisierten DNA-Sondenmolekulen 1209 vorgesehen sind, sondern dass die Oberflache 1301 der ersten Schenkel 1201 der zweiten Elektrode 102 mit Isolatormateπal der Isolatorschicht 103 oder einer weiteren isolierenden Schicht bedeckt sind.
Gemäß dem F g.13 gezeigten Ausfuhrungsbeispiel sind Haltebereiche auf der ersten und auf der zweiten Elektrode 101, 102 demnach lediglich an unmittelbar sich gegenüberliegenden Oberflachen der Elektroden, d.h. an der Oberflache 1302 des zweiten Schenkels der zweiten Elektrode 102, und an der Oberflache 1303 der ersten Elektrode 101.
In den Fig.14a bis Fig.14g sind einzelne Verfahrensschritte zum Herstellen der ersten Elektrode 101 und der zweiten Elektrode 102 m den Biosensoren 1200, 1300 gemäß dem vierten bzw. fünften Ausfuhrungsbeispiel dargestellt. In die Isolatorschicht 103 als Substrat, gemäß dem Ausfüh¬ rungsbeispiel aus Siliziumoxid wird unter Verwendung einer Maskenschicht, beispielsweise aus Photolack, eine Struktur in die Isolatorschicht 103 geätzt, deren Form der zu bildenden ersten Elektrode 101 entspricht.
Nach Entfernen der Maskenschicht durch Veraschen oder durch ein nasschemisches Verfahren wird ganzflächig eine Schicht aus dem gewünschten Elektrodenmaterial auf der Isolatorschicht 103 aufgebracht derart, dass die zuvor geätzte Struktur 1401 (vgl. Fig.14a) zumindest vollständig gefüllt ist, wobei die Struktur 1401 auch überfüllt sein kann (vgl. Fig.14b) .
In einem weiteren Schritt wird mittels eines chemisch-mechanischen Polierverfahrens (vgl. Fig.14c) das außerhalb der vorgefertigten Struktur 1401 sich befindende Elektrodenmaterial 1402, vorzugsweise Gold, entfernt.
Nach Beendigung des chemisch-mechanischen Polierverfahrens ist somit die erste Elektrode 101 bündig in die Isolatorschicht 103 eingebettet.
Elektrodenmaterial 1402 außerhalb, d.h. zwischen den weiteren zweiten Elektroden 102 bzw. zwischen den ersten Elektroden 101 ist restfrei entfernt.
Auf die erste Elektrode 101 kann ferner eine Deckschicht 1403 beispielsweise aus Siliziumnitrid aufgebracht werden mittels eines geeigneten Beschichtungsverfahrens wie beispielsweise einem CVD-Verfahren, einem Sputterverfahren oder einem Aufdampfverfahren (vgl. Fig.l4d).
Fig.l4e zeigt mehrere erste Elektroden 1401 aus Gold, die nebeneinander in die Isolatorschicht 103 eingebettet sind und die darauf sich befindende Deckschicht 1403. In einem weiteren Schritt (vgl. Fιg.l4f) wird auf der Deck¬ schicht 1403 eine zweite Elektroαenschicht 1404 aufgebracht.
Nach erfolgter Strukturierung einer Maskenschicht 1406 aus beipielsweise Siliziumoxid, Siliziumnitπd oder Fotolack, der die gewünschten Offnungen 1405 zwischen den zweiten Elektroden berücksichtigt sind, die aus der zweiten Elektrodenschicht 1404 gebildet werden soll, werden die gewünschten Hohlräume 1204 gemäß der m Fig.12 oder Fig.13 dargestellten Biosensoren 1200, 1300 der zweiten Elektrodenschicht 1404 über der ersten Elektrodenschicht 1402 mit einem isotropen Atzverfahren gebildet (Trockenatzverfahren, z.B. einem Downstream-Plasma, oder Nassatzverfahren) (vgl. Fig.14g).
Es ist diesem Zusammenhang anzumerken, dass die Deckschicht 1403 nicht unbedingt erforderlich ist, jedoch vorteilhaft ist, um die ersten Elektroden 101 vor Anatzung bei der Bildung des Hohlraums 1204 zu schützen.
In einer alternativen Ausfuhrungsform kann die T-formige Struktur der zweiten Elektrode 102 gebildet, indem nach Bilden der ersten Elektrode 101 gemäß dem oben beschriebenen Verfahren eine weitere Isolatorschicht mittels eines CVD- Verfahrens oder eines anderen geeigneten Beschichtungsverfahrens auf die erste Isolatorschicht oder, bei Existenz der Deckschicht 1403 auf der Deckschicht 1403 gebildet wird. Anschließend werden m der Deckschicht 1403 entsprechende Graben gebildet, die zur Aufnahme des ersten Schenkels 1201 der T-formigen Struktur der zweiten Elektrode 102 dienen. Diese Graben werden mit αem Elektrodenmaterial Gold gefüllt und gemäß dem Damascene-Verfahren wird mittels eines chemisch- mechanischen Polierens das Elektrodenmaterial entfernt, das sich m dem Graben und oberhalb der zweiten Isolatorschicht gebildet hat, bis auf eine vorgegeoene Hohe, die der Hohe der zweiten Schenkel 1202 der T-formigen zweiten Elektrode 102 entspricht . Mittels Photolithographie wird die Öffnung 1205 zwischen den zweiten Elektroden 102 gebildet und anschließend wird das Isolator aterial mittels eines Trockenatzverfahrens einem Downstream-Plasma aus dem Volumen, das als Hohlraum 1204 ausgebildet werden soll, zumindest teilweise entfernt.
Weiterhin ist darauf hinzuweisen, dass die oben ßeschriebenen Ausfuhrungsformen nicht auf eine Elektrode beschrankt ist, deren Haltebereich mittels Gold realisiert ist. Es können alternativ Elektroden mit Materialien m den Haltebereichen beschichtet sein, beispielsweise mit Siliziummonoxid oder Sili- ziumdioxid, die mit den oben dargestellten Min-, Acetoxy-, Isocyanat-, Alkysilanresten eine kovalente Verbindung bilden können zum immobilisieren von Sondenmolekulen, in dieser Variante insbesondere zum immobilisieren von Liganden.
In diesem Dokument sind folgende Veröffentlichungen zitiert:
[1] R. Hintsche et al . , Microbiosensors Using Electrodes Made in Si-Technology, Frontiers in Biosensorics, Fundamental Aspects, edited by F. W. Scheller et al . , Dirk Häuser Verlag, Basel, S. 267 - 283, 1997
[2] N.L. Thompson, B.C. Lagerholm, Total Internal Reflection Fluoresence: Applications in Cellular Biophysics, Current Opinion in Biotechnology, Vol. 8, S. 58 - 64, 1997
[3] P. Cuatrecasas, Affinity Chromatography, Annual Revision Biochem, Vol. 40, S. 259 - 278, 1971
[ 4 M. Engelhardt et al, Challenges in Plasma Etching and Patterning for Fabrication of New Systems and Devices, Journal of Vacuum Science & Technology A, JVΞT A, Second Series, Vol. 17, Nr. 4, Part I, S. 1536 - 1538, Juli/August 1999
[5] D. Widmann et al, Technologie hochintegrierter Schaltungen, Springer Verlag, 2. Auflage, ISBN 3-540-59357-8, S. 297 - 303, 1996
[6] DE 38 40 226 AI
[7] P. van Gerwen, Nanoscaled Interdigitated Electrode Arrays for Biochemical Sensors, IEEE, International Conference on Solid-State Sensors and Actuators, Chicago, S.907 - 910, 16. - 19. Juni 1997

Claims

Patentansprüche
1. Biosensor mit
• einer ersten Elektrode mit einem ersten Haltebereich zum Halten von Molekülen, die zu erfassende makromolekulare
Biopolymere binden können,
• einer zweiten Elektrode mit einem zweiten Haltebereich zum Halten von Molekülen, die die zu erfassenden makromolekularen Biopolymere binden können, • wobei die erste Elektrode und die zweite Elektrode derart relativ zueinander angeordnet sind, dass sich zwischen dem ersten Haltebereich und dem zweiten Haltebereich im wesentlichen ungekrummte Feldlinien eines zwischen der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode erzeugten elektrischen Feldes ausbilden können.
2. Biosensor nach Anspruch 1,
• bei dem der erste Haltebereich mit einer ersten Immobilisierungsschicht versehen ist, und/oder • bei dem der zweite Haltebereich mit einer zweiten Immobilisierungsschicht versehen ist.
3. Biosensor nach Anspruch 1 oder 2, bei dem der erste Haltebereich und der zweite Haltebereich zum Halten von Molekülen ausgestaltet sind, mit denen Peptide oder Proteine gebunden werden können.
4. Biosensor nach Anspruch 1 oder 2, bei dem der erste Haltebereich und der zweite Haltebereich zum Halten von Molekülen ausgestaltet sind, mit denen DNA- Molekule gebunden werden können.
5. Biosensor nach einem der Ansprüche 1 eis 4, bei dem der erste Haltebereich und der zweite Haltebereich zumindest eines der folgenden Materialien aufweist:
• Hydroxylreste,
• Epoxiαreste, Aminreste Acetoxyreste Gold, Silber, Platin, Titan.
6. Biosensor nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem der erste Haltebereich und der zweite Haltebereich im wesentlichen parallel zueinander oder konzentrisch ausgebildet sind.
7. Biosensor nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem die erste Elektrode und die zweite Elektrode auf ei- nem Substrat angeordnete zwei sich gegenüberstehende zu dem Substrat im wesentlichen senkrechte Wände ausbilden.
8. Biosensor nach Anspruch 7, bei dem die erste Elektrode und die zweite Elektrode quader- förmig ausgestaltet sind.
9. Biosensor nach Anspruch 7, bei dem die erste Elektrode und die zweite Elektrode zylin- derförmig ausgestaltet sind und konzentrisch angeordnet sind.
10. Biosensor nach Anspruch 7, bei dem die erste Elektrode und die zweite Elektrode polygon- förmig ausgestaltet sind derart, dass sich jeweils Polygonflächen der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode einan- der gegenüberstehen.
11. Biosensor nach einem der Ansprüche 1 bis 5,
• bei dem die erste Elektrode auf einem elektrisch isolierenden Substrat aufgebracht ist, • bei dem die zweite Elektrode auf dem elektrisch isolierenden Substrat aufgebracht ist derart, a) dass die zweite Elektrode gemeinsam mit dem Substrat und der ersten Elektrode einen Hohlraum bildet, und b) dass die zweite Elektrode teilweise über der ersten Elektrode angeordnet ist, c) dass die Oberflächen der zweiten Elektrode in dem Hohlraum, die über der ersten Elektrode angeordnet sind, im wesentlichen parallel sind zu der Oberfläche der ersten Elektrode in dem Hohlraum, d) wobei die zweite Elektrode eine Öffnung in dem Hohl- räum ausbildet, die ausreichend groß ist, dass die zu erfassenden makromolekularen Biopolymere in den Hohlraum gelangen können.
12. Biosensor nach einem der Ansprüche 1 bis 10, • bei dem mehrere erste Elektroden und mehrere zweite Elektroden vorgesehen sind,
• bei dem die ersten Elektroden und die zweiten Elektroden parallel geschaltet sind, so dass sie eine Interdigi- talanordnung bilden.
13. Biosensor nach einem der Ansprüche 1 bis 12, bei dem die Elektroden mindestens eines der folgenden Metalle aufweisen:
• Gold, • Silber,
• Platin,
• Titan.
14. Biosensor-Array mit einer Vielzahl von Biosensoren nach einem der Ansprüche 1 bis 13.
15. Biosensor-Array nach Anspruch 14, bei dem jeweils den Elektroden gleicher elektrischer Polarität Elektroden entgegengesetzter elektrischer Polarität un- mittelbar benachbart angeordnet sind, so dass sich ein elektrisches Feld zwischen den Elektroden ausbilden kann.
16. Verfahren zum Herstellen eines Biosensors,
• bei dem in einem Substrat aus elektrisch isolierendem Ma¬ terial eine Struktur gebildet wird, deren Form einer zu bildenden ersten Elektrode entspricht, • bei dem die Struktur mit Elektrodenmaterial zumindest vollständig gefüllt wird,
• bei dem das Elektrodenmaterial, das sich über und außerhalb der Struktur befindet, entfernt wird, so dass die erste Elektrode gebildet wird, • bei dem im wesentlichen vertikale Wände aus Elektrodenmaterial einer zu bildenden zweiten Elektrode gebildet werden, wobei die im wesentlichen vertikalen Wände elektrisch von der ersten Elektrode isoliert sind,
• bei dem eine Hilfsschicht auf dem Substrat aufgebracht wird in einer maximalen Hohe der im wesentlichen vertικa- len Wände,
• bei dem auf der Hilfsschicht eine Elektrodenschicht aufgebracht wird derart, dass die Elektrodenschicht mit den im wesentlichen vertikalen Wanden elektrisch leitend ge- koppelt sind,
• bei dem eine Öffnung der Elektrodenschicht gebildet wird,
• bei dem durch die Öffnung zumindest teilweise die Hilfsschicht in dem durch die Elektrodenschicht, das Substrat, die erste Elektrode, die im wesentlichen vertikalen Wände und die Elektrodenschicht gebildeten Raum entfernt wirα.
17. Verfahren zum Herstellen einer Elektrode eines Biosensors, • bei dem m einem Substrat aus elektrisch isolierendem Material eine Struktur gebildet wird, deren Form einer zu bildenden Elektrode entspricht,
• bei dem die Struktur mit Elektrodenmaterial zumindest vollständig gefüllt wird, • bei dem das Elektrodenmaterial, das sich über und außerhalb der Struktur befindet, entfernt wird, so dass die Elektrode dem Substrat gebildet wird,
18. Verfahren nach Anspruch 16 oder 17, bei dem die Hilfsschicht vollständig entfernt wird.
19. Verfahren nach einem der Ansprüche 16 bis 18, bei dem die Hilfsschicht mittels Trockenätzens entfernt wird.
20. Verfahren nach Anspruch 19, bei dem das Trockenatzen einem Downstream Plasma erfolgt.
21. Verfahren zum Herstellen einer Elektrode eines Biosensors,
• bei dem auf einem Substrat mit einer Metallisierung für einen elektrischen Anschluss des zu bildenden Biosensors, eine erste Elektrodenschicht aus Elektrodenmaterial aufgebracht wird,
• bei dem auf der ersten Elektrodenschicht eine Hilfsschicht aus elektrisch isolierendem Material aufgebracht wird, • bei dem die Hilfsschicht derart strukturiert wird, dass sich eine Struktur ergibt, die die Form mindestens einer zu bildenden Elektrode mit im wesentlichen vertikalen Wanden aufweist,
• bei dem eine zweite Elektrodenschicht aus Elektrodenmate- πal auf der ersten Elektrodenschicht und der restlichen
Hilfsschicht aufgebracht wird derart, dass die vertikalen Wände der Struktur mit Elektrodenmaterial bedeckt sind,
• bei dem das Elektrodenmaterial bis auf das Elektrodenmaterial an den vertikalen Seitenwanden und unmittelbar un- terhalb der Struktur entfernt wird.
22. Verfahren nach Anspruch 21, bei dem mittels Photolithographie im Rahmen der Strukturierung Lackstrukturen erzeugt werden, deren laterale Abmessun- gen der zu erzeugenden Elektrode entsprechen.
23. Verfahren nach Anspruch 21 oder 22, bei dem für die Hilfsschicht Sil ziumoxid verwendet wird.
24. Verfahren nach einem der Ansprüche 21 bis 23, bei dem auf dem Substrat eine Atzstoppschicht gebildet wird.
25. Verfahren nach Anspruch 24, bei dem für die Atzstoppschicht Siliziurαnitrid verwendet wird.
26. Verfahren nach einem der Ansprüche 21 bis 25, bei dem das Elektrodenmaterial mittels eines Polierverfahrens entfernt wird.
27. Verfahren nach Anspruch 26, bei dem das Elektrodenmaterial mittels eines chemischmechanischen Pollerverfahrens entfernt wird.
28. Verfahren zum Herstellen einer Elektrode eines Biosensors, • bei dem auf einem Substrat mit einer Metallisierung für einen elektrischen Anschluss des zu bildenden Biosensors, eine Elektrodenschicht aus Elektrodenmaterial aufgebracht wird,
• bei dem auf der Elektrodenscnicht eine Lackschicht aus Fotolack aufgebracht wird, wobei die Dicke der Lackschicht im wesentlichen der Hohe der zu bildenden Elektrode des Biosensors entspricht,
• bei dem die Lackschicht strukturiert wird derart, dass die lateralen Abmessungen der erzeugten Struktur der zu erzeugenden Elektrode entsprechen,
• bei dem die durch die Strukturierung freigelegten Bereiche der Elektrodenschicht entfernt werden derart, dass sich beim Entfernen einem Redepositionsprozess Elektrodenmaterial an die im wesentlichen vertikalen Wände αer strukturierten Lackschicht anlagert.
29. Verfahren nach Anspruch 28, bei dem das Elektrodenmaterial der freigelegten Bereiche der Elektrodenschicht durch Sputtern entfernt wird.
30. Verfahren zum Herstellen einer Elektrode eines Biosen- sors,
• bei dem in einem Substrat eine stufenförmige Struktur mit Seitenwänden einer vorgegebenen Steilheit gebildet wird,
• bei dem auf dem Substrat eine Metallhaftschicht aufgebracht wird, • bei dem auf der Metallhaftschicht eine Metallschicht aufgedampft wird,
• bei dem an jeder Kante der stufenförmige Struktur die Metallschicht selbstjustierend geöffnet wird, so dass sich ein Spalt in der Metallschicht bildet derart, dass die Metallelektroden von den ihren jeweils direkt benachbarten Metallelektroden elektrisch isoliert sind.
31. Verfahren nach Anspruch 30, bei dem für die Metallhaftschicht eines der folgenden Mate- rialien verwendet wird:
• Titan,
• Wolfram,
• Nickel-Chrom, oder
• Molybdän.
32. Verfahren nach Anspruch 30 oder 31, bei dem für die Metallschicht eines der folgenden Materialien verwendet wird:
• Gold, • Silber,
• Platin,
• Titan.
33. Verfahren nach einem der Ansprüche 30 bis 32, bei dem jede Stufe der stufenförmigen Struktur einer Hohe von mindestens 100 nm gebildet wird.
34. Verfahren nach einem der Ansprüche 30 bis 33, bei dem die Metallschicht mit einer Dicke gebildet wird, die ausreichend ist, dass die Metallschicht porös zusammenwachst.
35. Verfahren nach Anspruch 34, bei dem die Metallscnicht mit einer Dicke von ungefanr 500 nm bis 2000 nm gebildet wird.
36. Verfahren nach einem der Ansprüche 30 bis 35, bei dem die Metallschicht selbstjustierend geöffnet wird, indem die Metallschicht geatzt wird.
37. Verfahren nach Anspruch 36, bei dem die Metallschicht selbstjustierend geöffnet wird, m- dem die Metallschicht nassgeatzt wird.
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JP2001573024A JP2003529772A (ja) 2000-03-30 2001-03-29 バイオセンサー、バイオセンサーアレイ、バイオセンサーの電極の製造方法、バイオセンサーの製造方法
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2002048396A2 (de) * 2000-12-14 2002-06-20 Infineon Technologies Ag Sensor zur detektion von makromolekularen biopolymeren
WO2003083134A1 (de) * 2002-04-03 2003-10-09 Infineon Technologies Ag Sensor zur qualitativen und quantitativen bestimmung von (bio)organischen oligomeren und polymeren, analyseverfahren hierzu sowie verfahren zur herstellung des sensors
WO2005106478A1 (de) * 2004-04-21 2005-11-10 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur funktionalisierung von biosensor-chips

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB0200705D0 (en) * 2002-01-14 2002-02-27 Univ Cambridge Tech Fluid movement
US20050100938A1 (en) * 2002-03-14 2005-05-12 Infineon Technologies Ag Vertical impedance sensor arrangement and method for producing a vertical impedance sensor arrangement
US7629531B2 (en) * 2003-05-19 2009-12-08 Digital Angel Corporation Low power thermoelectric generator
US20060216203A1 (en) * 2005-03-28 2006-09-28 Mds Sciex (Us) A Division Of Mds Pharma Services (Us) Inc. Multiwell sample plate with integrated impedance electrodes and connection scheme
US8159347B2 (en) * 2008-09-25 2012-04-17 General Electric Company Sensors having gap based sensing devices and methods of making and using the same
US8198527B2 (en) * 2008-12-08 2012-06-12 Perpetua Power Source Technologies, Inc. Field-deployable electronics platform having thermoelectric power source and electronics module
US20110094556A1 (en) * 2009-10-25 2011-04-28 Digital Angel Corporation Planar thermoelectric generator
JP2011232328A (ja) * 2010-04-09 2011-11-17 Hitachi Ltd 生体物質検出アレイ、計測装置および計測方法
US9766171B2 (en) 2014-03-17 2017-09-19 Columbia Insurance Company Devices, systems and method for flooring performance testing

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5084157A (en) * 1988-03-21 1992-01-28 California Institute Of Technology Gel electrophoresis using time dependent contour controlled electric fields
US5114674A (en) * 1987-05-01 1992-05-19 Biotronic Systems Corporation Added array of molecular chains for interfering with electrical fields
WO1999027367A1 (de) * 1997-11-21 1999-06-03 Meinhard Knoll Vorrichtung und verfahren zum nachweis von analyten

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4171246A (en) * 1976-05-19 1979-10-16 Eastman Kodak Company Method for determining ionic activity of components of liquid drops
US4587712A (en) * 1981-11-23 1986-05-13 General Electric Company Method for making vertical channel field controlled device employing a recessed gate structure
US4767012A (en) * 1986-04-21 1988-08-30 Joseph Crowley Strip hanger
US5001048A (en) * 1987-06-05 1991-03-19 Aurthur D. Little, Inc. Electrical biosensor containing a biological receptor immobilized and stabilized in a protein film
GB8817421D0 (en) * 1988-07-21 1988-08-24 Medisense Inc Bioelectrochemical electrodes
US5018380A (en) * 1989-02-06 1991-05-28 Allied-Signal Inc. Dielectric sensors
US5766934A (en) * 1989-03-13 1998-06-16 Guiseppi-Elie; Anthony Chemical and biological sensors having electroactive polymer thin films attached to microfabricated devices and possessing immobilized indicator moieties
US5632957A (en) * 1993-11-01 1997-05-27 Nanogen Molecular biological diagnostic systems including electrodes
US5605662A (en) * 1993-11-01 1997-02-25 Nanogen, Inc. Active programmable electronic devices for molecular biological analysis and diagnostics
US5846708A (en) * 1991-11-19 1998-12-08 Massachusetts Institiute Of Technology Optical and electrical methods and apparatus for molecule detection
EP0876601B1 (de) * 1995-12-01 2004-07-14 Innogenetics N.V. System und verfahren zur bestimmung der impedanz und herstellungsverfahren
US5944685A (en) * 1996-02-09 1999-08-31 Polytronics, Ltd. Skin-contact type medical treatment apparatus
US5852229A (en) * 1996-05-29 1998-12-22 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Piezoelectric resonator chemical sensing device
US5728532A (en) * 1996-05-31 1998-03-17 Ackley; Donald E. Electrode configuration for matrix addressing of a molecular detection device
FR2757948B1 (fr) * 1996-12-30 1999-01-22 Commissariat Energie Atomique Microsystemes pour analyses biologiques, leur utilisation pour la detection d'analytes et leur procede de realisation
US6060023A (en) * 1998-03-31 2000-05-09 Motorola, Inc. Molecular sensing apparatus
US6406921B1 (en) * 1998-07-14 2002-06-18 Zyomyx, Incorporated Protein arrays for high-throughput screening

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5114674A (en) * 1987-05-01 1992-05-19 Biotronic Systems Corporation Added array of molecular chains for interfering with electrical fields
US5084157A (en) * 1988-03-21 1992-01-28 California Institute Of Technology Gel electrophoresis using time dependent contour controlled electric fields
WO1999027367A1 (de) * 1997-11-21 1999-06-03 Meinhard Knoll Vorrichtung und verfahren zum nachweis von analyten

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2002048396A2 (de) * 2000-12-14 2002-06-20 Infineon Technologies Ag Sensor zur detektion von makromolekularen biopolymeren
WO2002048396A3 (de) * 2000-12-14 2003-09-04 Infineon Technologies Ag Sensor zur detektion von makromolekularen biopolymeren
WO2003083134A1 (de) * 2002-04-03 2003-10-09 Infineon Technologies Ag Sensor zur qualitativen und quantitativen bestimmung von (bio)organischen oligomeren und polymeren, analyseverfahren hierzu sowie verfahren zur herstellung des sensors
WO2005106478A1 (de) * 2004-04-21 2005-11-10 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur funktionalisierung von biosensor-chips
US8067249B2 (en) 2004-04-21 2011-11-29 Siemens Aktiengesellschaft Method for functionalizing biosensor chips

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