WO2005008234A1 - Sensor-transistor-element, sensor-einheit und sensor-array - Google Patents

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WO2005008234A1
WO2005008234A1 PCT/DE2004/001492 DE2004001492W WO2005008234A1 WO 2005008234 A1 WO2005008234 A1 WO 2005008234A1 DE 2004001492 W DE2004001492 W DE 2004001492W WO 2005008234 A1 WO2005008234 A1 WO 2005008234A1
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sensor
unit
electrical
source
line
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PCT/DE2004/001492
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Ralf Brederlow
Christian Pacha
Christian Paulus
Meinrad Schienle
Roland Thewes
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Infineon Technologies Ag
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    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B82—NANOTECHNOLOGY
    • B82Y—SPECIFIC USES OR APPLICATIONS OF NANOSTRUCTURES; MEASUREMENT OR ANALYSIS OF NANOSTRUCTURES; MANUFACTURE OR TREATMENT OF NANOSTRUCTURES
    • B82Y10/00—Nanotechnology for information processing, storage or transmission, e.g. quantum computing or single electron logic
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/403—Cells and electrode assemblies
    • G01N27/414—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS
    • G01N27/4145—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS specially adapted for biomolecules, e.g. gate electrode with immobilised receptors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N35/00—Automatic analysis not limited to methods or materials provided for in any single one of groups G01N1/00 - G01N33/00; Handling materials therefor
    • G01N35/00029—Automatic analysis not limited to methods or materials provided for in any single one of groups G01N1/00 - G01N33/00; Handling materials therefor provided with flat sample substrates, e.g. slides
    • G01N2035/00099—Characterised by type of test elements
    • G01N2035/00158—Elements containing microarrays, i.e. "biochip"
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10K—ORGANIC ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES
    • H10K10/00—Organic devices specially adapted for rectifying, amplifying, oscillating or switching; Organic capacitors or resistors having a potential-jump barrier or a surface barrier
    • H10K10/40—Organic transistors
    • H10K10/46—Field-effect transistors, e.g. organic thin-film transistors [OTFT]
    • H10K10/462—Insulated gate field-effect transistors [IGFETs]
    • H10K10/466—Lateral bottom-gate IGFETs comprising only a single gate
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10K—ORGANIC ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES
    • H10K85/00—Organic materials used in the body or electrodes of devices covered by this subclass
    • H10K85/761—Biomolecules or bio-macromolecules, e.g. proteins, chlorophyl, lipids or enzymes

Definitions

  • the invention relates to a sensor transistor element, a sensor unit and a sensor array.
  • capture molecules for example DNA half-strands
  • an electrode After adding an analyte possibly containing particles to such a biosensor, it may be too
  • Hybridization events occur between catcher molecules and the particles to be detected, provided that the catcher molecules have a base sequence that is complementary to the particles to be detected.
  • Such a sensor event can be detected electrically or optically.
  • the changed electrical properties in a surrounding area of a biosensor are determined on the basis of the
  • Hybridization event recorded For example, a changed value of the ohmic resistance, a changed value of the capacitance, etc. can be measured. Labels can also be attached to the particles to be detected, which can change the electrical properties of the system. With the redox cycling sensor, for example, it is possible to generate charged molecules using a label, which generate an electrical sensor current. Alternatively, hybridization events in biosensors are measured using optical principles. For example, changed optical properties of double-stranded molecules compared to single-stranded ones
  • Particles to be detected can also be provided with a fluorescence label which characteristically absorbs or emits electromagnetic radiation. This can be recorded and processed as a sensor event.
  • optical techniques are very complex since they generally require an electromagnetic radiation source and an electromagnetic detection device.
  • Labels for biological molecules are known from [1] to [3], which labels can serve as electron stores.
  • [9] discloses a biosensor which has a p-channel between two n-doped source / drain regions in a semi-conductor substrate, a detection layer being formed as a gate region separated from the p-channel region by a thin insulating layer.
  • the invention is based on the problem of providing an alternative sensor with which biological macromolecules can be detected with sufficient detection sensitivity.
  • the problem is solved by a sensor transistor element, by a sensor unit and by a sensor array with the
  • the sensor transistor element according to the invention contains a substrate and a gate electrode formed on and / or in the substrate, to which an electrical activation signal for activating the sensor transistor element can be applied. Furthermore, a gate insulating layer on the gate electrode and a first source / drain electrode and a second source / drain electrode are contained in the sensor transistor element. A channel layer formed on the gate insulating layer and above the gate electrode between the first source / drain electrode and the second source ZDrain electrode, which channel layer is formed from capture molecules, is set up in such a way that it hybridizes with particles to be detected which may be contained in an analyte.
  • the sensor unit according to the invention for detecting particles possibly contained in an analyte contains a sensor transistor element with the features described above.
  • a sensor array with a plurality of sensor units with the features described above is formed on and / or in the substrate.
  • a basic idea of the invention can be seen in the fact that an electronic sensor is created, in particular for detecting biomolecules, which is based on the utilization of the field effect.
  • the catcher molecules which are arranged sufficiently close to the sensor transistor element, clearly form a channel layer
  • Field effect transistor-like device In the event of a hybridization event between the capture molecules and particles possibly contained in an analyte modified the channel layer so that the capture molecules are converted to double-stranded molecules. Double-stranded molecules have a different (in particular increased) electrical conductivity from single-stranded molecules.
  • the sensor transistor element can therefore be activated by applying an electrical activation signal to the gate electrode, and the electrical conductivity of the channel layer which has changed as a result of a hybridization event can be detected by detecting a changed electrical signal.
  • DNA sensors on which a hybridization event between complementary DNA strands is detected.
  • the invention is applicable to all types of molecules (in particular biomolecules) in which a binding event of specifically binding molecules can be detected.
  • the capture molecules are thus not restricted to DNA half-strands, but can also be, for example, enzymes, oligonucleotides, polyamides, proteins, etc., provided that these change their (vertical) conductivity after binding.
  • the sensor-transistor element is clearly formed from an electrically controllable gate electrode, which is covered with a dielectric gate-insulating layer.
  • Capture molecules for example single-stranded DNA molecules, are immobilized above the dielectric with the aid of an adequate coupling chemistry.
  • Catcher molecules should be sufficiently high; the use of so-called self-assembled monolayers (SAM) is advantageous in this regard.
  • SAM self-assembled monolayers
  • the catcher molecules clearly form the are arranged like a lawn on the gate insulating layer, the channel region of the FET-like arrangement.
  • the channel layer is between the two source /
  • Drain electrodes are provided as electrical contacts, which can also be controlled electrically. According to the
  • the source / drain electrodes can overlap the gate electrode in the lateral direction.
  • Catcher molecules and particles to be detected form double-stranded molecules in the channel layer, which have an improved ohmic conductivity compared to single-stranded molecules. Furthermore, double strands of this type, themselves or labels coupled to the particles to be detected or the capture molecules, can serve as electron suppliers for providing electrical charge carriers for improving the electrical conductivity of the channel region.
  • the value of an electrical current between the source / drain electrodes will depend on whether a hybridization event has occurred or not.
  • the value of a detected electrical signal at one of the source / drain electrodes or between the source / drain electrodes can thus be used as an electrical detection signal which is qualitatively and / or quantitatively characteristic of hybridization events that have taken place.
  • the source / drain electrodes of the sensor transistor element can be arranged on the gate insulating layer.
  • the source / drain electrodes can be arranged elevated in relation to the gate electrode and the gate insulating layer.
  • At least some of the capture molecules can be provided with a label that is set up in such a way that, when a hybridization event has taken place, it increases the electrical conductivity of the channel layer by providing electrical charge carriers.
  • Labels with such properties are known as such from [1] to [3].
  • Such a label molecule can act as an electron storage device and, in the event of a hybridization event, can clearly conduct electrical charge carriers via the electrically highly conductive double-stranded structure to the surface of the gate insulating layer, as a result of which the conductivity of the channel region is improved.
  • the invention is not limited to the use of such molecules. According to the invention, such
  • the electric charge carriers contributing to the current flow come from (e.g. generated due to polarization) electric charge carriers of a capture-target molecule pair resulting from the hybridization.
  • Source / drain electrodes to the channel may be advantageous.
  • At least one of the two source / drain electrodes can be completely or partially covered with an electrically insulating layer.
  • the sensor-transistor element is to be operated with alternating voltage or current signals at the source / drain electrodes, since direct current flows into or out of the source / drain electrodes if the source / drain electrodes are covered. Drain electrodes with a dielectric layer are not possible.
  • the conductivity / impedance of the overall system source-channel capacitance, channel, channel-drain capacitance is the variable to be measured.
  • this embodiment has the effect that the charge carriers contributing to the AC signal originate exclusively from the label molecules or from the double-stranded molecules and that no charge carriers can be removed or added to the system via the source / drain electrodes. Such a design is therefore well suited for quantitative measurements due to its particularly high detection sensitivity.
  • the sensor transistor element can be set up as a monolithically integrated sensor transistor element.
  • the sensor-transistor element according to the invention can thus benefit from the advantages of modern microelectronics.
  • control or evaluation circuits can be integrated in the substrate, so that on-chip signal processing is possible (for example digitization of a measurement signal on-chip), which means that
  • the sensor transistor element according to the invention can be produced in silicon technology or in polymer electronics technology.
  • Polymer materials such as pentacene for the manufacture of the sensor transistor element enable particularly cost-effective production.
  • the sensor transistor element can have a layer of a completely depleted semiconductor material between the gate insulating layer and the channel layer. In this case, if the hybridization is successful, a thin electron channel does not form inside the electrolyte directly at the boundary layer between the electrolyte and
  • the semiconductor layer can, for example, also be made from a semiconductor made of organic material (for example pentacene) or from “self-assembled monolayer” material.
  • the sensor transistor element according to the invention can be realized with a monomolecular layer with a sufficiently high degree of density (preferably with a self-assembled monolayer layer) as a gate-insulating layer or as a layer between the gate-insulating layer and the channel layer
  • DNA sensors according to the invention can also advantageously be used, for example, from two Components of existing self-assembled monolayers (SAM).
  • SAM self-assembled monolayers
  • One of these materials preferably occurs in a significantly higher concentration and, above an anchor group (for binding to silicon oxide, silicon nitride or aluminum oxide, etc.), contains a semiconducting molecular structure perpendicular to the surface.
  • the second material preferably contains capture molecules (for example a DNA sequence) in addition to the components of the first material.
  • SAMs can be used to ensure that the number of capture molecules per unit area is optimal
  • Density for the coupling of a particle to be detected (for example target DNA).
  • An advantageous density is in the range of approximately one capture molecule per 400 nm 2 .
  • a SAM layer between the actual catcher molecules and the gate-insulating layer a sufficiently dense arrangement of catcher molecules on the sensor transistor element can be ensured.
  • a self-assembled monolayer can be applied (by definition) in a very high density.
  • the self-assembled monolayer layer can be made from the many available
  • SAM materials can be freely selected, for example electrically conductive SAMs or electrically insulating SAMs can be used.
  • the sensor unit according to the invention which has a sensor transistor element, is described in more detail below. Refinements of the sensor unit also apply to the sensor transistor element and vice versa.
  • a detection device coupled to at least one of the two source / drain electrodes, for detecting an electrical sensor signal can be changed due to a hybridization event electrical conductivity of the channel layer can be provided.
  • a detection device can be, for example, a current detection unit (for example ammeter) or a voltage detection unit (for example voltmeter).
  • the detection device can be set up to apply an electrical voltage between the two source / drain electrodes and to detect an electrical current at at least one of the two source / drain electrodes.
  • the detection device can be set up to apply an electrical current to at least one of the two source / drain electrodes and to detect an electrical voltage between the two source / drain electrodes.
  • the applied electrical voltage or the applied electrical current can either be a direct signal (for example a direct voltage or direct current signal) or an alternating signal (for example an alternating voltage signal or an alternating current signal).
  • a potentiostat device formed on and / or in the substrate can be provided for holding an analyte brought into active contact with the sensor unit at a predeterminable electrical potential.
  • a potentiostat device is advantageous, for example, when an electrolytic analyte is used as the analyte. This electrolytic analyte should be kept at a constant electrical potential during the measurement process. In this case, the proper functioning of the sensor unit is guaranteed.
  • the potentiostat device can have a reference electrode for detecting the electrical potential of the analyte, a comparator device for comparing the detected electrical potential of the analyte with a predetermined electrical potential and a counter electrode for
  • the reference electrode detects the current electrical potential of the analyte.
  • This detected signal is made available to an input of a comparator device, which compares the value of this potential with a predetermined target potential at another input and provides a corresponding control signal of the counter electrode at an output, on the basis of which control signal the counter electrode supplies the analyte, if applicable, with electrical charge carriers to maintain the constant electrical potential of the analyte.
  • the sensor unit can be set up as a biosensor unit.
  • the biosensor unit can be set up for detecting DNA half strands, proteins, polypeptides, oligonucleotides, etc.
  • the sensor array according to the invention which has sensor units according to the invention, is described in more detail below. Refinements of the sensor unit also apply to the sensor array having the sensor units and vice versa.
  • the sensor array can have at least one activation line, at least one control line and at least one detection line, which lines are electrically insulated from one another.
  • the gate electrode of everyone Sensor unit is coupled to exactly one of the at least one activation line.
  • the first source / drain electrode of each sensor unit is coupled to exactly one of the at least one drive line and the second source / drain electrode is coupled to exactly one of the at least one
  • Detection line coupled. At least one of the at least one control line and at least one of the at least one detection line (or at least one of the at least one activation line) is coupled to at least two of the sensor units.
  • the detection device has a control unit for providing an electrical control signal and a detection unit for detecting an electrical sensor signal resulting from the electrical control signal.
  • a selection unit is provided which is set up in such a way that it couples the control unit to the control line of a sensor unit to be selected and the detection unit to the detection line of the sensor unit to be selected, with which the sensor unit is selected.
  • the total number of signal lines is kept low.
  • the number of required signal lines with exactly one common activation line is m + n + 1.
  • Miniaturized bio- / chemosensor arrays that can be realized on corresponding chips are used for the simultaneous detection of different substances to be detected in one analyte to be examined.
  • the corresponding electrical sensors can be implemented in large numbers on chips made of glass, plastic, silicon or other substrates.
  • HTS high throughput screening
  • the arrangement of a larger number of such sensor units of a sensor array specified for different substances is realized on a chip.
  • pads Each sensor must be readable separately, the number of used Connections ("pads") of the chip should not be too high for reasons of effort (chip and reader) and above all for reasons of security when making contact.
  • a sensor array is created in which it is possible to operate large arrays even on passive chips with a sufficiently small number of pads.
  • the array architecture of the invention is also interesting for active chips, since it makes it possible to keep the circuitry complexity per sensor element low, which in turn allows the production of high-density sensor arrays.
  • a plurality of detection lines or a plurality of control lines or a plurality of activation lines are used together for a plurality of sensor units, so that the total number of required signal lines is significantly reduced.
  • the sensor array according to the invention can have an evaluation unit that is set up in such a way that it determines for the at least one selected sensor unit based on the control signal and the sensor signal whether hybridization events have occurred on the at least one selected sensor unit and / or in what quantity of hybridization events have occurred on the at least selected sensor unit.
  • an evaluation unit that is set up in such a way that it determines for the at least one selected sensor unit based on the control signal and the sensor signal whether hybridization events have occurred on the at least one selected sensor unit and / or in what quantity of hybridization events have occurred on the at least selected sensor unit.
  • the sensor units of the sensor array are preferably grouped into a plurality of sensor groups in such a way that each sensor group can be operated either separately from the other sensor groups or together with at least some of the other sensor groups. If, for example, only a part of the sensor units of the sensor array according to the invention is used for a specific application, it is possible to use only the sensor units of a corresponding sensor group. It is therefore a resource-saving use of the sensor array and time-saving measurement and evaluation of the signals.
  • an analog-digital converter circuit can be integrated in the substrate, which is set up in such a way that it can convert an analog electrical signal into a digital signal and make it available to the evaluation unit.
  • an electrical supply unit can be integrated in the substrate, which is set up in such a way that it can provide the control unit and / or the selection unit with electrical voltage signals and / or electrical current signals.
  • a digital-to-analog converter circuit can be integrated in the substrate, which is set up in such a way that it converts a digital voltage signal and / or current signal of the supply unit into an analog signal and can provide it to the control unit and / or the selection unit.
  • An input / output interface can be integrated in the substrate.
  • an amplifier unit can be integrated in the substrate, set up to amplify the electrical sensor signal.
  • the sensor array can have exactly one activation line, which is provided jointly for all sensor units. Using this activation line, a common activation signal can be provided to all gate connections of the sensor units.
  • the at least one control line, the at least one detection line and the at least one activation line can be formed at least partially in two different line levels in and / or on and / or below the substrate. In which Forming the lines mentioned in at least two different line levels, electrical insulation between crossing lines can be realized.
  • the sensor units can be formed in exactly one of the line levels.
  • these two lines in a first line section, in which two of the lines are free from mutual intersection, these two lines can be designed to run in the same plane, and in a second line section, in which these two lines cross each other, they be formed in two lines running in different planes.
  • the first line section can be connected to the second
  • Line section of a respective line can be coupled by means of at least one electrical contacting element arranged essentially vertically to the substrate. In areas of intersection between two lines, electrical insulation of the two lines can clearly be maintained by making one of the lines bridge-shaped above or below the other line.
  • At least one of the lines can be configured to run on an underside of the substrate or below the substrate.
  • the control unit can have a common supply unit for all sensor units, which is set up in such a way that it connects to the at least one selected sensor unit, the electrical control signal can be applied.
  • control unit and / or the detection unit can be set up such that an electrical reference signal can be applied to at least some of the non-selected sensor units.
  • the electrical reference signal can be the electrical ground potential.
  • control unit for each group of sensor units can have a supply unit belonging to the respective group, which is set up in such a way that the electrical control signal can be applied to the sensor units of the associated group.
  • the detection unit can be formed jointly for all sensor units.
  • the detection unit can be formed on-chip, that is, integrated in and / or on the substrate, or off-chip, that is, separately from the substrate.
  • a sensor transistor element which, based on the detection of DNA molecules, can be referred to as a DNA field effect transistor.
  • a sufficiently dense layer of double-stranded DNA forms a semiconducting layer after a hybridization event, that is to say the channel region of the DNA field-effect transistor, which is activated by applying a gate voltage.
  • the electrolytic analyte possibly containing particles should not have too good an electrical conductivity.
  • the electrolyte will advantageously chosen so that the electrical signal detected during a hybridization event is not overly overlaid by electrical signals based on the electrolyte.
  • distilled water can be used as the analyte, in which the particles to be detected are introduced.
  • an organic solvent e.g. alcohol, etc.
  • a buffer with a sufficiently low ion concentration for example phosphate buffer, Tris buffer, etc.
  • a sufficiently high electrical conductivity of the analyte is not as important as, for example, in redox recycling.
  • FIG. 1 shows a sensor unit according to a first exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 2 shows the sensor unit shown in FIG. 1 in a first operating state
  • FIG. 3 shows the sensor unit shown in FIG. 1 in a second operating state
  • FIG. 4 shows a sensor unit according to a second exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 5 shows a partial area of a sensor unit according to a third exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 6 shows a partial area of a sensor unit according to a fourth exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 7 shows a sensor unit according to a fifth exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 8 shows a sensor unit according to a sixth exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 9 shows a sensor unit according to a seventh exemplary embodiment of the invention.
  • FIG. 10 shows a sensor unit according to an eighth exemplary embodiment of the invention.
  • FIG. 11 shows a schematic circuit symbol of a sensor unit according to the invention
  • FIG. 12 shows a sensor array according to a first exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 13 shows a sensor array according to a second exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 14 shows a sensor array according to a third exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 15 shows a sensor array according to a fourth exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 16 shows a sensor array according to a fifth exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 17 shows a sensor array according to a sixth exemplary embodiment of the invention.
  • FIG. 18 shows a sensor array according to a seventh exemplary embodiment of the invention
  • FIG. 19 shows a crossover area of different signal lines in the sensor array from FIG. 18.
  • a biosensor unit 100 according to a first exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG.
  • a gate electrode 102 is provided, which is formed in a silicon substrate 101 and to which a voltage electrode 103 is used to connect an electrical one Activation signal for activating the biosensor unit 100 can be applied.
  • a gate insulating layer 113 made of silicon oxide is formed on the gate electrode 102.
  • a first source / drain electrode 104 is formed on a first edge region of the gate insulating layer 113, partially overlapping with the gate electrode 103.
  • a second source / drain electrode 105 is formed on a second edge section of the gate insulating layer 113, partially overlapping with the gate electrode 102.
  • a channel layer 106 is formed on the gate insulating layer 113 between the two source / drain electrodes 104, 105, which channel layer 106 is formed from capture molecules 107, which are set up in such a way that they are also present in an analyte hybridize possibly contained particles to be detected.
  • the capture molecules 107 are DNA half-strands with a predetermined base sequence, which are coupled to the gate insulating layer 113.
  • the capture molecules 107 are coupled to a label 108 (which are known as such from [1] to [3]), which is used to provide electrical charge carriers as required.
  • a silicon nitride passivation layer 109 is formed on the source / drain electrodes 104, 105.
  • the first source / drain electrode 104 is brought to the electrical ground potential 110.
  • the second source / drain electrode 105 can be brought to an electrical potential that is different from the ground potential 110 by means of a voltage source 111.
  • a current flow at the second source / drain electrode 105 can be detected by means of a current detection unit 112.
  • the immobilized capture molecules 107 are provided with the labels 108, which function as electron stores.
  • the capture molecules 107 are used as a dense lawn applied by self-assembled monolayers, whereby a semiconducting channel layer 106 is created.
  • Fig. 1 shows the biosensor unit 100 before a hybridization event.
  • 2 and 3 show two different operating states of the biosensor unit 100 after it has been brought into active contact with an analyte which may contain particles 200 to be detected.
  • FIG. 2 shows a scenario in which the particles 200 to be recorded are complementary to the catcher molecules 107 (“match”) / so that hybridization events occur between the catcher molecules 107 and the particles 200 to be recorded.
  • FIG. 3 shows the biosensor unit 100 in another operating state, in which an analyte brought into active contact with the biosensor unit 100 contains particles 300 other than particles 200 to be detected, which other particles 200 have a base sequence that corresponds to the base sequence of the
  • Capture molecules 107 is not complementary. Therefore, hybridization events do not occur between the capture molecules 107 and the other particles (“mismatch”). Thus, no double-stranded DNA is formed in FIG. 3.
  • the hybridization event shown in FIG. 2 is detected by applying a positive electrical voltage to the gate electrode 102 using the voltage source 103. Since double-stranded DNA 107, 200 has a considerably better electrical conductivity than single-stranded DNA 107, a thin layer of electrons 202 is formed immediately above the gate-insulating layer 113, which are shown schematically in FIG. These originate from the labein 108 and are guided to the surface of the gate-insulating layer 113 by the sufficiently electrically conductive double-stranded DNA, formed from the capture molecules 107 and the particles 200 to be detected.
  • the representation of the electrons 202 in FIG. 2 is highly schematic. Another way of describing the phenomenon could be seen in that due to the improved conductivity of the double-stranded molecules compared to the single-stranded molecules, the electrical conductivity of the channel layer 106 is improved, with the aid of the gate electrode, quasi-bonded into quasi-free charge carriers can be transferred.
  • the double-stranded DNA molecules act as an electron pump for conveying the electrons 202 from the label 108 to the surface of the gate insulating layer 113.
  • the channel layer 106 with the improved electrical properties leads to an electrically conductive connection between the contacts 104, 105, which can be characterized when a potential gradient is applied by the fact that the current can be measured at one or both contacts 104, 105.
  • the connection of the biosensor unit 100 selected in the figures, in which one of the two contacts 104 is at ground potential 110, is only one possible case. Of course, both contacts 104, 105 can also be individually brought to predeterminable electrical potentials with separate voltage sources.
  • the structure and mode of operation of the biosensor unit 100 are similar to a MOSFET arrangement, the Properties of the substrate material or of the material in which the channel is formed in the MOS transistor are determined here by the successful or unsuccessful hybridization.
  • a biosensor unit 400 according to a second exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG.
  • a potentiostat 402 is provided in the biosensor unit 400. This is formed from a comparator 402, a reference electrode 403 and a counter electrode 404. By means of the potentiostat 401, the electrical potential of an electrolytic analyte 405 brought into active contact with the sensor unit 400 is kept at a constant value. The current electrical potential of the electrolytic analyte 405 is detected by means of the reference electrode 403 and made available to an inverting input 402a of the comparator 402. A predetermined reference potential, namely electrical ground potential 110, is provided at a non-inverting input 402b of comparator 402. The comparator 402 compares the signals provided at the inputs 402a, 402b with one another and, based on this comparison, provides a control signal at an output 402c, which is sent to a
  • Counter electrode 404 is applied.
  • the counterelectrode 404 is also in operative contact with the electrolytic analyte 405 and, based on the control signal from the comparator 402, supplies the electrolytic analyte 405 with electrical charge carriers as required in order to bring the potential back to the desired potential. Since, according to the principle of the biosensor unit 400 according to the invention, no electrochemical conversions are usually carried out, a simple contact to the electrolyte 405, which is set to a constant potential, is sufficient in place of the potentiostat, so that the control loop shown in FIG. 4 with the potentiostat 401 is optional.
  • the biosensor unit 100 or 400 according to the invention can be constructed, for example, on the basis of a silicon CMOS process.
  • the gate electrode 102 and the contacts 104, 105 in FIGS. 1 to 3 are manufactured in the back end of the process.
  • a noble metal such as gold can be used for the contacts 104, 105.
  • Above the gate electrode 102 is a preferably relatively thin one
  • Deposition dielectric as gate insulating layer 113 The quotient of the relative dielectric constant of the gate insulating layer 113 and the thickness thereof should be as large as possible so that the values of the electrical voltages to be applied to the gate electrode 102 lie within the operating voltage window of a conventional CMOS process.
  • Standard technologies and processes of semiconductor production can be used for the biosensor unit according to the invention.
  • Standard CMOS processes will preferably be used.
  • Materials for the gate insulating layer are described in [4] to [6], silicon nitride and aluminum oxide are also possible materials for the gate insulating layer.
  • thin layers of suitable materials are deposited by means of ALD ("Ato ic Layer Deposition"). It is with the ALD process basically possible to set a thickness of a dielectric layer to the accuracy of an atomic layer.
  • Source / drain electrodes and gate electrode can be achieved, for example, by corresponding process modules being connected several times in succession, as cited above.
  • biosensor unit according to the invention can also be used by means of a silicon- or CMOS-based solution.
  • Polymer-based semiconductor process can be produced.
  • the field effect transistor of the biosensor unit according to the invention can be manufactured using a polymer material. Standard processes for producing a polymer transistor can be used for this.
  • a polymer material such as pentacene can be used.
  • a partial area of a biosensor unit 500 according to a third exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG.
  • a biosensor unit 600 In contrast to the biosensor unit 100 shown in FIGS. 1 to 3, not only the gate insulating layer 113 is provided with catcher molecules 107 in the biosensor unit 500, but also the exposed surface area of the first source / drain electrode 104. 5, only a partial area of a biosensor unit is shown, namely the upper partial area on the left according to FIG. A partial area of a biosensor unit 600 according to a fourth exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG. 6.
  • FIG. 6 shows only a partial area of a biosensor unit, namely the left upper partial area of the biosensor unit according to FIG.
  • the biosensor unit 600 in the biosensor unit 600 not only a surface area of the first source / drain electrode 104 which extends in the vertical direction according to FIG. 6 is provided with capture molecules 107, but also one 6 an exposed surface area of the source / drain electrode 104 running horizontally.
  • the passivation layer 109 can also be omitted entirely.
  • the angle of attack of the source / drain electrodes 104, 105 does not have to be perpendicular, but can also be flatter.
  • the edge of the source / drain electrodes 104, 105 with the gate insulating layer 113, which runs vertically according to FIGS. 1 to 6, does not have to form a right angle, but can also include a different angle.
  • a slightly oblique angle of attack can be generated using a lift-off process for producing the source / drain electrodes 104, 105, see [7], [8].
  • the applied voltage should not be too high compared to the electrolyte potential. Typical values can be in the range of a few 100 mV, for example. In addition, it may be advantageous not to include the source / drain electrodes
  • the measurement result is also an alternating current. It is possible to bring one of the two source / drain electrodes to the electrical ground potential or to the electrical potential of the electrolyte, and to apply an alternating voltage signal which is preferably symmetrical to the ground potential or to the electrolyte potential to the other source ZDrain electrode , Alternatively, an antiphase to the electrical ground potential or to the source ZDrain electrodes can be used
  • Electrolytic potential symmetrical AC voltage signal are applied.
  • an electrical current can also be impressed on one of the source ZDrain electrodes and the resulting voltage can be measured instead of applying a voltage and measuring a corresponding electrical current.
  • a biosensor unit 700 according to a fifth exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG.
  • the biosensor unit 700 differs from the biosensor unit 100 shown in FIG. 1 essentially in that a completely depleted one between the gate-insulating layer 113 and the capture molecules 107
  • Semiconductor layer 701 is deposited from a semiconductor material that is completely depleted of charge carriers. In this case, if hybridization is successful, a thin electron channel does not form within the electrolyte directly at the boundary layer between the electrolyte and the gate-insulating layer, but rather the charge carriers provided via the double-stranded DNA fill the thin semiconductor layer 701, so that it becomes electrically conductive. According to the exemplary embodiment described, the completely depleted semiconductor layer 701 is produced from semiconducting organic material, namely pentacene.
  • the catcher molecules 107 are free of the optional labels 108.
  • a biosensor unit 800 according to a sixth exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG.
  • the biosensor unit 800 differs from the biosensor unit 700 shown in FIG. 7 in that the exposed surface areas of the first and second source Z-drain electrodes 104, 105 in the biosensor unit 800 by means of an electrically insulating one Cover layer 801 are covered. Thus, there is direct electrical contact between the source Z-drain electrodes 104, 105 on the one hand and the analyte on the other hand according to FIG. 8 avoided. Because the contacts 104, 105 are coated with a thin dielectric layer 801, the contacts 104, 105 are shielded from interfering electrochemical processes and cannot inject free charge carriers into the channel.
  • the biosensor unit 800 can be operated with alternating voltage or alternating current signals at the contacts 104, 105, since direct current flows into or out of the contacts 104, 105 are not possible due to the electrically insulating cover layer 801.
  • the electrical charge carriers contributing to the AC signal originate exclusively from sensor events, and no charge carriers are removed or added to the system via the contacts 104, 105. This procedure can increase the relative sensitivity of the sensor.
  • a biosensor unit 900 according to a seventh exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG.
  • the biosensor unit 900 shown in FIG. 9 differs from the biosensor unit 100 shown in FIG. 1 essentially in that between the gate-insulating
  • the completely depleted semiconductor layer 701 shown in FIG. 7 is provided and that the exposed surface areas of the source ZDrain electrodes 104, 105 are provided with the electrically insulating cover layer 801 from FIG. Furthermore, in the exemplary embodiment in FIG. 9, an electrical alternating voltage signal is applied to the second source Z-drain electrode 105 by means of an alternating voltage source 901. Even with the Biosensor unit 900, the capture molecules 107 are free from a label 108.
  • a biosensor unit 1000 according to an eighth exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG.
  • the scenario of the biosensor unit 1000 shown in FIG. 10 essentially corresponds to the operating state of the biosensor unit 100 shown in FIG.
  • the charge carriers 202 contributing to the current flow in the biosensor unit 1000 originate automatically from the polarization of the pairs of capture molecules and particles to be detected after the hybridization. Since their contribution to a potential electrical conductivity is often small and sometimes from additional charge carriers from the source ZDrain electrodes 104, 105 can be superimposed (which do not contribute to the useful signal), in contrast to the exemplary embodiment shown in FIG. 10, it may be advantageous to place an electrically insulating cover layer 801 on the exposed side wall surfaces of the source ZDrain electrodes. Apply electrodes 104, 105.
  • exemplary embodiments for sensor arrays with biosensor units according to the invention are described, which are preferably arranged in a matrix.
  • FIG. 11 For the description of the exemplary embodiments of the sensor array according to the invention, the symbol shown in FIG. 11 is used for a biosensor unit 1100 for the purpose of a simplified illustration.
  • a sensor array 1200 according to a first exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG.
  • a multiplicity of sensor units 1100 are arranged as an essentially rectangular matrix.
  • the sensor array 1200 has an activation line 1201, m control lines 1202 and n detection lines 1203, which lines are electrically insulated from one another.
  • the gate electrodes of all sensor units 1100 are coupled to voltage source 103 via activation line 1201.
  • First source ZDrain electrodes of the sensor units 1100 are each coupled to exactly one of the control lines 1202.
  • the respective second source Z-drain electrode of each sensor unit 1100 is coupled to exactly one of the detection lines 1203.
  • Each m sensor unit 1100 of a row is coupled to a common detection line 1203.
  • n sensor units 1100 of a respective column are coupled to a common control line 1202.
  • a drive voltage source 1204 for applying an electrical voltage Vchar is provided to a respective column of sensor units 1100.
  • a detection current detection unit 1205 is provided and connected in such a way that an electrical result from the electrical control signal of the control voltage source 1204
  • Sensor signal of a respective line of sensor units 1100 can be detected with the detection current detection unit 1205.
  • a selection unit is created in the form of controllable selection switches 1206, which are set up in such a way that they connect the control voltage source 1204 with a
  • Control line 1202 of a sensor unit 1210 to be selected and the detection current detection unit 1205 are coupled to the detection line 1203 of the sensor unit 1210 to be selected, whereby the sensor unit 1210 is selected.
  • the selector switches 1206 are each one
  • Switch position bring that exactly one row of sensor units 1100 are coupled to the detection current detection unit 1205 and exactly one column of the sensor units 1100 to the drive voltage source 1204.
  • the sensor unit that is arranged in the intersection area of the selected row and the selected column is the selected sensor unit 1210.
  • a comparator 1207, a reference electrode 1208 and a counter electrode 1209 form a potentiostat device.
  • the reference electrode 1208 detects the electrical potential of an analyte applied to the biosensor array 1200 and provides this electrical potential in the form of a measurement signal to an inverting input 1207a of the comparator 1207.
  • a non-inverting input 1207b of the comparator is brought to the electrical ground potential 110, which serves as a reference signal.
  • An output 1207c of the comparator 1207 is coupled to the counterelectrode 1209, the comparator 1207 providing the counterelectrode 1209 with a control signal such that the counterelectrode 1209 provides the electrolytic analyte, if necessary, with electrical charge carriers in order to keep its electrical potential constant.
  • components 1207 to 1209 form a potentiostat.
  • An architecture is selected for the sensor array 1200 in which the electrically insulated line crossings are implemented using two line levels.
  • the current-carrying connections of the sensor units 1100 of all m columns can optionally be coupled to the excitation voltage source Vchar 1204 or to the electrical ground potential 110, the current-carrying connections of the sensor units 1100 of all n rows can optionally be connected to the detection current detection unit 1205 Ichar or be coupled to the electrical ground potential 110.
  • the voltage Vchar is applied to exactly one column, and the Ichar 1205 measuring instrument is coupled to exactly one row. Therefore, electric current flows from the drive voltage source 1204 Vchar to each selected column connected sensor unit 1100. However, only the electrical current that flows into the selected sensor unit 1210 on the selected row is measured in the measuring device 1205.
  • the area of the sensor array 1100 formed on or in the substrate 101 thus contains n + m + 1 connections (pads).
  • n m
  • number of lines number of columns.
  • a sensor array 1300 according to a second exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG. 13.
  • the sensor array 1300 differs from the sensor array 1200 from FIG. 12 essentially in that a separate detection current detection unit 1302 is provided for each row of sensor units 1100. In other words, a total of n detection current detection units 1302 are provided.
  • a common drive voltage source 1301 is provided along each column of sensor units 1100, so that a total of m drive voltage sources 1301 are provided.
  • each column of sensor units 1100 is provided with a stimulating voltage source 1301 and each row is provided with a detection current detection unit 1302.
  • all but one voltage source 1301 supply the electrical Ground potential 110, whereas the only voltage source 1301 not at electrical ground potential 110 acts as a stimulus for the corresponding column.
  • each line is provided with a separate detection current detection unit 1302, the lines can be read out in parallel in accordance with FIG. 13. Alternatively, sequential read operation is also possible.
  • a sensor array 1400 according to a third exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG. 14.
  • the sensor array 1400 differs from the sensor array 1200 essentially in that a plurality of activation lines 1403 are provided, a row of sensor units 1100 each being coupled to an associated activation line 1403.
  • all detection lines are combined to form a common detection line 1203.
  • a source ZDrain electrode from each of the sensor units 1100 is coupled to the detection current detection unit 1205.
  • Another source ZDrain electrode of a row of sensor units 1100 is coupled to a drive line 1202.
  • the gate electrodes of a column of sensor units 1100 are coupled to an activation line 1403.
  • a column of sensor units 1100 is selected by connecting one of the source ZDrain electrodes of the sensor units 1100 to each
  • the current-carrying terminals of the sensor units 1100 are selectively coupled to the drive voltage source 1204 (Vchar) or to the electrical ground potential 110.
  • the current-carrying terminals of the sensor units 1100 of all n rows arranged on the left are all permanently coupled to the detection current detection unit 1205 Vchar. While all the gate connections of the sensor units 1100 are coupled in parallel to the voltage source 103 Vg in FIG. 12, only the gate connections of one row are coupled to one another in FIG. 14. Via the switching elements 1206 on the row gate lines, these can be coupled to the selection gate voltage source Vg, on 1402 or to the non-selection gate voltage source 1401 Vg, off.
  • the voltage Vchar is applied to exactly one column.
  • the voltage Vg, on is applied exactly to one line.
  • the value of the electrical potential provided by the selection gate voltage source 1402 is selected so that the reading operation of the sensor units 1100, 1210 controlled with this voltage is possible. In all other lines, the voltage Vg, off is applied to the gate connections.
  • the value of the voltage of the non-selection gate voltage source 1401 is selected such that a sensor unit 1100, at whose gate connection this voltage is present, regardless of the other state of the sensor or regardless of the value of the parameter, which can be evaluated by means of this sensor, has no current flow.
  • the sensor array 1200 has an even better measurement accuracy than the sensor array 1400, since in the sensor array 1400 the detection current detection unit 1205 is coupled to a terminal of all sensor units 1100.
  • the switched-off sensor units 1100 can supply leakage currents at the respective terminals. If such leakage currents originate from the analyte bath and not from the exciting source Vchar, the current measuring instrument 1205 can alternatively be connected in series with the voltage source Vchar 1204 (not shown) to the situation shown in FIG. 14. In this configuration, with a series connection of Vchar and Ichar, only n-1 sensors (switched off) contribute to the leakage currents, otherwise there are m * n-l sensors.
  • a sensor array 1500 according to a fourth exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG.
  • a separate gate voltage source 1501 is provided for each row of sensor units 1100, instead of one Gate voltage source 103 in FIG. 12, FIG. 13 or two gate voltage sources 1401, 1402 as in FIG. 14.
  • each column of sensor units 1100 in the sensor array 1500 is therefore provided with a stimulating voltage source 1301 and each row is provided with a separate gate voltage source 1501.
  • all but one line is driven with the voltage which corresponds to the value of the voltage Vg, off from FIG. 14.
  • Exactly one line is driven with the voltage which corresponds to the value of Vg, on from Fig. 14.
  • all voltage sources Vchar supply the electrical ground potential 110 except for exactly one, whereas the column voltage source 1301 which does not supply the ground potential 110 functions as a stimulus for the corresponding column of sensor units 1100.
  • Fig. 14 apply to the leakage current contributions. If, in contrast to FIG. 15, current measuring instruments Ichar 1205 are connected in series with the voltage measuring instruments Vchar 1301 (not shown), problems with leakage currents are suppressed; on the other hand, all sensor units 1100 of one line can be read out in parallel.
  • a sensor array 1600 according to a fifth exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG. 16.
  • the sensor array 1600 is particularly suitable for active chips.
  • first and second on-chip peripheral circuits 1602, 1603 are provided in edge regions of the silicon substrate 101.
  • An iZO interface unit 1601 enables the sensor array 1600 to be coupled to external electronics.
  • the configurations according to FIGS. 13 and 15 are also interesting for active chips.
  • all components such as the voltage sources and current measurement sources supplying the stimuli, possibly the potentiostat and any additional components for the signal preprocessing and further processing are implemented on-chip.
  • the chip has a defined, optionally digital interface IZO 1601 configured according to the needs of the user.
  • IZO 1601 configured according to the needs of the user.
  • this architecture offers advantages if the requirements for the performance of the circuits implemented on the chip (with its area increasing in some important parameters such as noise, for example) are very high.
  • the two metal levels required for the lines in the exemplary embodiments described do not necessarily have to be implemented in such a way that all metal levels above the bulk material of the silicon substrate are embedded in intermetallic dielectrics. It is also possible here that, for example, a line level is realized in the same level and with the same material as the current-carrying terminals of the sensor units or their gate connections.
  • the second level of traces need not necessarily be buried. It is possible to realize this level from the same material as that used for the current-carrying terminals. If necessary, an electrically insulating bridge material between the lines can then be used in line crossing areas. In an architecture similar to FIG. 14, this can also be avoided if the feed lines to the current-carrying terminals are made comb-shaped.
  • a sensor array 1700 according to a sixth exemplary embodiment of the invention is described in FIG. 17, in which the detection lines 1203, in contrast to FIG.
  • the architecture of the arrangement of the sensor units 1100 does not necessarily have to be carried out using row and column lines running orthogonally to one another, as shown in FIGS. 12 to 17.
  • row and column lines running orthogonally to one another, as shown in FIGS. 12 to 17.
  • hexagonal or triangular arrangements are also possible.
  • a sensor array 1800 according to a seventh exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG. 18, in which sensor units 1100 in one
  • the sensor array 1800 differs from the sensor array 1200 essentially in the triangular arrangement of the sensor units 1100, compared to the rectangular matrix of FIG. 12. In particular, exactly one is again in FIG. 18 Sensor unit a selected sensor unit 1210.
  • the one source / drain electrode is coupled to the drive voltage source 1204 via a drive line 1202.
  • the other source / drain electrode of the selected sensor unit 1210 is coupled to the detection current detection unit 1205 via a detection line 1203.
  • the gate connections of all sensor units 1100 are summarized in FIG. 18 and are operated with the voltage Vg in a manner similar to that in FIGS. 12 and 13. All lines which are coupled to current-carrying terminals of the sensor units 1100 can optionally be connected to the electrical ground potential 110, to the voltage source Vchar 1204 supplying the stimulus, and to the measurement source Ichar 1205. Independent measurement of each position is possible.
  • a matrix like that shown in Fig. 18 with three (or more) wiring directions does not necessarily have to be realized with three (or more) independent wiring levels. Two wiring levels are necessary and sufficient.
  • FIG. 19 shows an intersection area 1801 of a first line 1802, a second line 1803 and a third line 1804 from FIG. 18 in an enlarged representation.
  • the third line 1804 runs completely in a first wiring level 1900.
  • the second line 1803 runs completely in a second wiring level 1901.
  • the first line 1802 runs in a first partial area in the second wiring level 1901, in the immediate crossing area in the first wiring level 1900 and in a third partial area in turn in the second wiring level 1901.
  • the three partial areas of the first line 1802, which lie in the two wiring levels 1900, 1901, are coupled to one another using vertical coupling elements 1902.
  • the first line 1802 is clearly implemented in the intersection area with the second, third lines 1803, 1804 as a bridge structure, so that electrical isolation of the lines from one another is also possible in the intersection area of the three lines 1802 to 1804.
  • biosensor unit 101 silicon substrate 102 gate electrode 103 voltage source 104 first source ZDrain electrode 105 second source ZDrain electrode 106 channel layer 107 catcher molecules 108 label 109 silicon nitride passivation layer 110 ground potential 111 voltage source 112 current detection unit 113 gate-insulating Layer 200 particles to be detected 201 arrow 202 electrons 300 other particles 400 biosensor unit 401 potentiostat 402 comparator 402a inverting input 402b non-inverting input 402c output 403 reference electrode 404 counter electrode 405 electrolytic analyte 500 biosensor unit 600 biosensor unit 700 biosensor unit 701 completely depleted Semiconductor layer 800 Biosensor unit 801 electrically insulating cover layer 900 biosensor unit

Abstract

Ein Sensor-Transistor-Element enthält ein Substrat (101) und eine auf und/oder in dem Substrat gebildete Gate-Elektrode (102), an welche ein elektrisches Aktiviersignal zum Aktivieren des Sensor-Transistor-Elements anlegbar ist. Ferner weist das Sensor-Transistor-Element eine Gate-isolierende Schicht (113) auf der Gate-Elektrode und eine erste Source-/Drain-Elektrode (104) und eine zweite Source-/Drain-Elektrode (105) auf. Auf der Gate-isolierenden Schicht und über der Gate-Elektrode ist eine Kanal-Schicht (106) zwischen der ersten Source-/Drain-Elektrode und der zweiten Source-/Drain-Elektrode gebildet, welche Kanal-Schicht aus Fängermolekülen (107) gebildet ist, die derart eingerichtet sind, dass sie mit in einem Analyten möglicherweise enthaltenen zu erfassenden Partikeln hybridisieren und so die Leitfähigkeit im Kanal modifizieren.

Description

Beschreibung
Sensor-Transistor-Element, Sensor-Einheit und Sensor-Array
Die Erfindung betrifft ein Sensor-Transistor-Element, eine Sensor-Einheit und ein Sensor-Array.
Das Erfassen von biologischen Substanzen wie DNA, Proteinen, Oligonukleotiden, etc. gewinnt in Wirtschaft und Wissenschaft zunehmend an Bedeutung.
Gemäß einem aus dem Stand der Technik bekannten Biosensor werden an einer Elektrode Fängermoleküle, zum Beispiel DNA- Halbstränge, immobilisiert. Nach Hinzugeben eines möglicherweise zu erfassende Partikel enthaltenden Analyten zu einem solchen Biosensor kann es zu
Hybridisierungsereignissen zwischen Fängermolekülen und den zu erfassenden Partikeln kommen, sofern die Fängermoleküle eine zu den zu erfassenden Partikeln komplementäre Basensequenz aufweisen. Ein solches Sensorereignis kann elektrisch oder optisch detektiert werden.
Bei einem elektrischen Detektionsverfahren werden die veränderten elektrischen Eigenschaften in einem Umgebungsbereich eines Biosensors aufgrund des
Hybridisierungsereignisses erfasst. Beispielsweise kann ein veränderter Wert des ohmschen Widerstands, ein veränderter Wert der Kapazität, etc. gemessen werden. Auch können Label an die zu erfassenden Partikel angehängt werden, welche die elektrischen Eigenschaften des Systems verändern können. So ist es bei dem Redox-Cycling-Sensor möglich, geladene Moleküle unter Verwendung eines Labels zu erzeugen, welche einen elektrischen Sensorström generieren. Alternativ werden Hybridisierungsereignisse bei Biosensoren unter Verwendung optischer Prinzipien gemessen. Beispielsweise können veränderte optische Eigenschaften von doppelsträngigen Molekülen gegenüber einzelsträngigen
Molekülen gemessen werden. Auch können zu erfassende Partikel mit einem Fluoreszenzlabel versehen werden, welches charakteristisch elektromagnetische Strahlung absorbiert bzw. emittiert. Dies kann erfasst und als Sensorereignis weiterverarbeitet werden.
Allerdings sind die optischen Techniken sehr aufwändig, da sie in der Regel eine elektromagnetische Strahlungsquelle und eine elektromagnetische Detektionseinrichtung erfordern.
Aus [1] bis [3] sind Label für biologische Moleküle bekannt, welche Label als Elektronenspeicher dienen können.
[9] offenbart einen Biosensor, der einen p-Kanal zwischen zwei n-dotierten Source-/Drain-Bereichen in einem Halbelitersubstrat aufweist, wobei durch eine dünne isolierende Schicht vom p- Kanal-Bereich getrennt eine Nachweisschicht als Gate-Bereich gebildet ist.
Der Erfindung liegt das Problem zugrunde, einen alternativen Sensor bereitzustellen, mit dem biologische Makromoleküle mit ausreichender Nachweissensitivität erfasst werden können.
Das Problem wird durch ein Sensor-Transistor-Element, durch eine Sensor-Einheit und durch ein Sensor-Array mit den
Merkmalen gemäß den unabhängigen Patentansprüchen gelöst. Das erfindungsgemäße Sensor-Transistor-Element enthält ein Substrat und eine auf und/oder in dem Substrat gebildete Gate-Elektrode, an welche ein elektrisches Aktiviersignal zum Aktivieren des Sensor-Transistor-Elements anlegbar ist. Ferner ist eine Gate-isolierende Schicht auf der Gate- Elektrode und eine erste Source- /Drain-Elektrode und eine zweite Source- /Drain-Elektrode in dem Sensor-Transistor- Element enthalten. Eine auf der Gate-isolierenden Schicht und über der Gate-Elektrode gebildete Kanal-Schicht zwischen der ersten Source- /Drain-Elektrode und der zweiten Source-ZDrain- Elektrode, welche Kanal-Schicht aus Fängermolekülen gebildet ist, ist derart eingerichtet, dass sie mit in einem Analyten möglicherweise enthaltenen zu erfassenden Partikeln hybridisiert.
Die erfindungsgemäße Sensor-Einheit zum Erfassen von in einem Analyten möglicherweise enthaltenen Partikeln enthält ein Sensor-Transistor-Element mit den oben beschriebenen Merkmalen.
Ferner ist erfindungsgemäß ein Sensor-Array mit einer Mehrzahl von auf und/oder in dem Substrat gebildeten Sensor- Einheiten mit den oben beschriebenen Merkmalen geschaffen.
Eine Grundidee der Erfindung kann darin gesehen werden, dass ein elektronischer Sensor insbesondere zum Erfassen von Biomolekülen geschaffen ist, welcher auf der Ausnutzung des Feldeffekts basiert. Anschaulich bilden die Fängermoleküle, welche ausreichend dicht auf dem Sensor-Transistor-Element angeordnet sind, eine Kanal-Schicht eines
Feldeffekttransistor-ähnlichen Bauelements. Im Falle eines Hybridisierungsereignisses zwischen den Fängermolekülen und in einem Analyten möglicherweise enthaltenen Partikeln wird die Kanal-Schicht dahingehend modifiziert, dass die Fängermoleküle zu doppelsträngigen Molekülen umgewandelt werden. Doppelsträngige Moleküle weisen eine zu einzelsträngigen Molekülen unterschiedliche (insbesondere erhöhte) elektrische Leitfähigkeit auf. Daher kann mittels Anlegens eines elektrischen Aktiviersignals an die Gate- Elektrode das Sensor-Transistor-Element aktiviert werden, und die infolge eines Hybridisierungsereignisses veränderte elektrische Leitfähigkeit der Kanal-Schicht kann durch Erfassen eines veränderten elektrischen Signals detektiert werden .
Es ist anzumerken, dass im Rahmen dieser Beschreibung vorwiegend DNA-Sensoren beschrieben werden, an welchen ein Hybridisierungsereignis zwischen komplementären DNA-Strängen nachgewiesen werden. Die Erfindung ist allerdings auf alle Arten von Molekülen (insbesondere Biomolekülen) anwendbar, bei denen ein Bindungsereignis spezifisch bindender Moleküle nachgewiesen werden kann. Somit sind die Fängermoleküle nicht auf DNA-Halbstränge beschränkt, sondern können beispielsweise auch Enzyme, Oligonukleotide, Polyamide, Proteine, etc. sein, sofern diese ihre (vertikale) Leitfähigkeit nach der Bindung ändern .
Anschaulich ist das Sensor-Transistor-Element gebildet aus einer elektrisch ansteuerbaren Gate-Elektrode, welche mit einer dielektrischen Gate-isolierenden Schicht bedeckt ist. Oberhalb des Dielektrikums sind Fängermoleküle, zum Beispiel einzelsträngige DNA-Moleküle, mit Hilfe einer adäquaten Kopplungschemie immobilisiert. Die Packungsdichte der
Fängermoleküle sollte ausreichend hoch sein, vorteilhaft ist diesbezüglich die Verwendung sogenannter Self-Assembled- Monolayer (SAM) . Anschaulich bilden die Fängermoleküle, die rasenartig auf der Gate-isolierenden Schicht angeordnet sind, den Kanal-Bereich der FET-ähnlichen Anordnung. Die Kanal- Schicht ist zwischen den beiden Source-/
Drain-Elektroden als elektrische Kontakte vorgesehen, welche auch elektrisch ansteuerbar sind. Gemäß dem
Feldeffekttransistor-Prinzip können die Source- /Drain- Elektroden die Gate-Elektrode in lateraler Richtung überlappen.
Bei einem Hybridisierungsereignis zwischen den
Fängermolekülen und zu erfassenden Partikeln bilden sich doppelsträngige Moleküle in der Kanal-Schicht aus, welche eine gegenüber einzelsträngigen Molekülen verbesserte ohmsche Leitfähigkeit aufweisen. Ferner können derartige Doppelstränge selbst oder mit den zu erfassenden Partikeln oder den Fängermolekülen gekoppelte Labels als Elektronenlieferanten zum Bereitstellen elektrischer Ladungsträger zum Verbessern der elektrischen Leitfähigkeit des Kanal-Bereichs dienen.
Bei Anlegen einer elektrischen Spannung an den Gate-Bereich wird der Wert eines elektrischen Stroms zwischen den Source-/ Drain-Elektroden davon abhängen, ob ein Hybridisierungsereignis erfolgt ist oder nicht. Der Wert eines erfassten elektrischen Signals an einem der Source-/ Drain-Elektroden oder zwischen den Source- /Drain-Elektroden kann somit als elektrisches Detektionssignal verwendet werden, welches für erfolgte Hybridisierungsereignisse qualitativ und/oder quantitativ charakteristisch ist.
Bevorzugte Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen. Die Source-/Drain-Elektroden des Sensor-Transistor-Elements können auf der Gate-isolierenden Schicht angeordnet sein. Mit anderen Worten können die Source-/Drain-Elektroden gegenüber der Gate-Elektrode und der Gate-isolierenden Schicht erhöht angeordnet sein.
Zumindest ein Teil der Fängermoleküle kann mit einem Label versehen sein, das derart eingereichtet ist, dass es bei einem erfolgten Hybridisierungsereignis die elektrische Leitfähigkeit der Kanal-Schicht mittels Bereitstellens elektrischer Ladungsträger erhöht. Label mit derartigen Eigenschaften sind als solche aus [1] bis [3] bekannt. Ein derartiges Labelmolekül kann als Elektronenspeicher fungieren und kann bei einem Hybridisierungsereignis anschaulich elektrische Ladungsträger über die elektrisch gut leitfähige doppelsträngige Struktur an die Oberfläche der Gateisolierenden Schicht leiten, wodurch die Leitfähigkeit des Kanal-Bereichs verbessert wird. Es ist allerdings anzumerken, dass die Erfindung nicht auf das Verwenden derartiger Moleküle beschränkt ist. Erfindungsgemäß kann auf solche
Label ganz verzichtet werden. In diesem Falle stammen die zum Stromfluss beitragenden elektrischen Ladungsträger von (z.B. aufgrund einer Polarisierung generierten) elektrischen Ladungsträgern eines aufgrund der Hybridisierung entstehenden Fänger-Target-Molekülpaars.
Da in diesem Fall der Beitrag zu einer elektrischen Leitfähigkeit häufig gering ist und von zusätzlichen Ladungsträgern aus den Source-/Drain-Elektroden überlagert werden kann (welche nicht zum Signal beitragen) , kann bei einer solchen Ausführung eine elektrische Isolierung (für tiefe Frequenzen) der Source-/Drain-Elektroden zum Kanal, vorzugsweise erreicht durch Bedeckung mit elektrisch isolierendem Material, vorteilhaft sein.
Zumindest eine der beiden Source- /Drain-Elektroden kann ganz oder teilweise mit einer elektrisch isolierenden Schicht bedeckt sein. In diesem Fall ist das Sensor-Transistor- Element mit Wechselspannungs- bzw. Stromsignalen an den Source-/Drain-Elektroden zu betreiben, da Gleichstromflüsse in die Source- /Drain-Elektroden hinein oder aus ihnen hinaus im Falle einer Bedeckung der Source-/Drain-Elektroden mit einer dielektrischen Schicht nicht möglich sind. In diesem Fall ist die Leitfähigkeit/Impedanz des Gesamtsystems Source- Kanal-Kapazität, Kanal, Kanal-Drain-Kapazität die zu messende Größe. Insbesondere bewirkt diese Ausführung, dass die zum Wechselstromsignal beitragenden Ladungsträger ausschließlich aus den Labelmolekülen bzw. aus den doppelsträngigen Molekülen stammen und keine Ladungsträger über die Source- /Drain-Elektroden dem System entnommen oder hinzugefügt werden können. Daher ist eine solche Ausführung für quantitative Messungen aufgrund der besonders hohen Nachweissensitivität gut geeignet.
Das Sensor-Transistor-Element kann als monolithisch integriertes Sensor-Transistor-Element eingerichtet sein. Somit kann das erfindungsgemäße Sensor-Transistor-Element von den Vorzügen der modernen Mikroelektronik profitieren. Insbesondere können Ansteuer- oder Auswerte-Schaltkreise in dem Substrat integriert sein, so dass eine On-Chip- Signalverarbeitung ermöglicht ist (beispielsweise Digitalisieren eines Messsignals On-Chip) , wodurch die
Nachweissensitivität verbessert ist und das Signal-Rausch- Verhältnis erhöht ist. Das erfindungsgemäße Sensor-Transistor-Element kann in Silizium-Technologie oder in Polymerelektronik-Technologie hergestellt sein. Die Realisierung in Polymerelektronik- Technologie, das heißt insbesondere das Bereitstellen eines Polymertransistors und/oder das Verwenden von
Polymermate ialen wie Pentacen für das Herstellen des Sensor- Transistor-Elements, ermöglicht eine besonders kostengünstige Fertigung.
Das Sensor-Transistor-Element kann eine Schicht aus einem vollständig verarmten Halbleitermaterial zwischen der Gateisolierenden Schicht und der Kanal-Schicht aufweisen. In diesem Falle bildet sich bei erfolgreicher Hybridisierung nicht ein dünner Elektronenkanal innerhalb des Elektrolyten direkt an der Grenzschicht zwischen Elektrolyt und
Dielektrikum aus, sondern die über die doppelsträngige DNA bereitgestellten Elektronen befüllen die dünne Halbleiterschicht, so dass diese leitfähig wird. In diesem Fall kann der Bedeckungsgrad der Sensorfläche mit Rezeptoren deutlich geringer sein, da die halbleitende Schicht eine leitfähige Verbindung zwischen Source und Drain sicherstellen kann. Die Halbleiterschicht kann zum Beispiel auch aus einem Halbleiter aus organischem Material (zum Beispiel Pentacen) bzw. aus "Self-Assembled-Monolayer" -Material hergestellt sein.
Das erfindungsgemäße Sensor-Transistor-Element kann mit einer monomolekularen Schicht mit einem ausreichend hohen Dichtegrad (vorzugsweise mit einer Self-Assembled-Monolayer- Schicht) als Gate-isolierende Schicht oder als Schicht zwischen der Gate-isolierenden Schicht und der Kanal-Schicht realisiert sein. DNA-Sensoren gemäß der Erfindung können vorteilhaft auch unter Verwendung von zum Beispiel aus zwei Komponenten bestehenden Self-Assembled-Monolayers (SAM) aufgebaut werden. Eines dieser Materialien kommt vorzugsweise in einer deutlich höheren Konzentration vor und enthält oberhalb einer Ankergruppe (zum Binden an Siliziumoxid, Siliziumnitrid oder Aluminiumoxid, etc.) eine senkrecht zu der Oberfläche halbleitende Molekülstruktur. Das zweite Material enthält vorzugsweise zusätzlich zu den Komponenten des ersten Materials Fängermoleküle (zum Beispiel eine DNA Sequenz) . Mittels SAMs kann sichergestellt werden, dass die Anzahl der Fängermoleküle pro Flächeneinheit eine optimale
Dichte für die Ankopplung eines zu erfassendes Partikels (zum Beispiel Target-DNA) hat. Eine vorteilhafte Dichte liegt im Bereich von ungefähr einem Fängermolekül pro 400 nm2. Unter Verwendung einer SAM-Schicht zwischen den eigentlichen Fängermolekülen und der Gate-isolierenden Schicht kann eine ausreichend dichte Anordnung von Fängermolekülen an dem Sensor-Transistor-Element sichergestellt werden. Ein Self- Assembled-Monolayer ist (quasi per Definition) in einer sehr hohen Dichte aufbringbar. Die Self-Assembled-Monolayer- Schicht kann aus den vielfältigen zur Verfügung stehenden
SAM-Materialien frei gewählt werden, so können beispielsweise elektrisch leitfähige SAMs oder elektrisch isolierende SAMs verwendet werden.
Im Weiteren wird die erfindungsgemäße Sensor-Einheit, die ein Sensor-Transistor-Element aufweist, näher beschrieben. Ausgestaltungen der Sensor-Einheit gelten auch für das Sensor-Transistor-Element und umgekehrt.
Bei der Sensor-Einheit kann eine mit zumindest einer der beiden Source- /Drain-Elektroden gekoppelte Erfass-Einrichtung zum Erfassen eines elektrischen Sensorsignals aufgrund einer infolge eines Hybridisierungsereignisses veränderten elektrischen Leitfähigkeit der Kanal-Schicht bereitgestellt sein. Eine solche Erfass-Einrichtung kann beispielsweise eine Stromerfasseinheit (beispielsweise Amperemeter) oder eine Spannungserfasseinheit (beispielsweise Voltmeter) sein.
Die Erfass-Einrichtung kann zum Anlegen einer elektrischen Spannung zwischen die beiden Source-/Drain-Elektroden und zum Erfassen eines elektrischen Stroms an zumindest einer der beiden Source-/Drain-Elektroden eingerichtet sein.
Die Erfass-Einrichtung kann zum Anlegen eines elektrischen Stroms an zumindest eine der beiden Source-/Drain-Elektroden und zum Erfassen einer elektrischen Spannung zwischen den beiden Source-/Drain-Elektroden eingerichtet sein.
Die angelegte elektrische Spannung bzw. der angelegte elektrische Strom kann entweder ein Gleichsignal (beispielsweise ein Gleichspannungs- oder Gleichstromsignal) oder ein Wechselsignal (beispielsweise ein Wechselspannungssignal oder ein Wechselstromsignal) sein.
Ferner kann eine auf und/oder in dem Substrat gebildete Potentiostat-Einrichtung zum Halten eines mit der Sensor- Einheit in Wirkkontakt gebrachten Analyten auf einem vorgebbaren elektrischen Potential bereitgestellt sein. Eine solche Potentiostat-Einrichtung ist zum Beispiel dann vorteilhaft, wenn als Analyt ein elektrolytischer Analyt verwendet wird. Dieser elektrolytische Analyt soll während des Messvorgangs auf einem konstanten elektrischen Potential gehalten werden. In diesem Fall ist ein einwandfreies Funktionieren der Sensor-Einheit gewährleistet. Die Potentiostat-Einrichtung kann eine Referenzelektrode zum Erfassen des elektrischen Potentials des Analyten, eine Komparator-Einrichtung zum Vergleichen des erfassten elektrischen Potentials des Analyten mit einem vorgegebenen elektrischen Potential und eine Gegenelektrode zum
Bereitstellen elektrischer Ladungsträger an den Analyten basierend auf dem Vergleich aufweisen. Mit anderen Worten erfasst die Referenzelektrode das gegenwärtige elektrische Potential des Analyten. Dieses erfasste Signal wird einem Eingang einer Komparator-Einrichtung bereitgestellt, welche den Wert dieses Potentials mit einem vorgegebenen Soll- Potential an einem anderen Eingang vergleicht und an einem Ausgang ein entsprechendes Steuersignal der Gegenelektrode bereitstellt, aufgrund welchen Steuersignals die Gegenelektrode dem Analyten gegebenenfalls elektrische Ladungsträger nachliefert, um das konstante elektrische Potential des Analyten aufrechtzuerhalten.
Die Sensor-Einheit kann als Biosensor-Einheit eingerichtet sein. Insbesondere kann die Biosensor-Einheit zum Erfassen von DNA-Halbsträngen, Proteinen, Polypeptiden, Oligonukleotiden, etc. eingerichtet sein.
Im Weiteren wird das erfindungsgemäße Sensor-Array, das erfindungsgemäße Sensor-Einheiten aufweist, näher beschrieben. Ausgestaltungen der Sensor-Einheit gelten auch für das die Sensor-Einheiten aufweisende Sensor-Array und umgekehrt .
Das Sensor-Array kann mindestens eine Aktivierleitung, mindestens eine Ansteuerleitung und mindestens eine Detektionsleitung aufweisen, welche Leitungen voneinander elektrisch isoliert sind. Die Gate-Elektrode einer jeden Sensor-Einheit ist mit genau einer der mindestens einen Aktivierleitung gekoppelt. Die erste Source-/Drain-Elektrode einer jeden Sensor-Einheit ist mit genau einer der mindestens einen Ansteuerleitung gekoppelt und die zweite Source-/Drain- Elektrode ist mit genau einer der mindestens einen
Detektionsleitung gekoppelt. Zumindest eine der mindestens einen Ansteuerleitung und zumindest eine der mindestens einen Detektionsleitung (bzw. zumindest eine der mindestens einen Aktivierleitung) ist mit zumindest zwei der Sensor-Einheiten gekoppelt. Die Erfass-Einrichtung weist bei der beschriebenen Ausgestaltung eine AnSteuereinheit zum Bereitstellen eines elektrischen Ansteuersignais und eine Detektionseinheit zum Erfassen eines aus dem elektrischen Ansteuersignal resultierenden elektrischen Sensorsignals auf. Ferner ist eine Auswahleinheit bereitgestellt, die derart eingerichtet ist, dass sie die AnSteuereinheit mit der Ansteuerleitung einer auszuwählenden Sensor-Einheit und die Detektions- Einheit mit der Detektionsleitung der auszuwählenden Sensor- Einheit koppelt, womit die Sensor-Einheit ausgewählt wird.
Bei der beschriebenen Architektur des Sensor-Arrays, bei der mehrere Ansteuer- bzw. Detektionsleitungen bzw. Aktivierleitungen für eine Mehrzahl von Sensor-Einheiten jeweils gemeinsam vorgesehen sind, ist die Gesamtzahl von Signalleitungen gering gehalten. Im Falle einer matrixförmigen Anordnung von Sensor-Einheiten mit n Zeilen und m Spalten von Sensor-Einheiten beträgt die Anzahl der erforderlichen Signalleitungen bei genau einer gemeinsamen Aktivierleitung m+n+1. Gegenüber einer separaten Ansteuerung einer jeden Sensor-Einheit, wo größenordnungsmäßig m*n Signalleitungen erforderlich wären, ist dadurch eine erheblich platzsparendere Anordnung der Sensor-Einheiten auf dem Sensor-Array ermöglicht, so dass die Integrationsschicht erhöht ist.
Vielfach ist man daran interessiert, nicht nur einen Test auf einem Sensor durchzuführen, sondern viele Tests an einer gegebenen Probe, dem Analyten, zeitlich parallel. Auf entsprechenden Chips realisierbare miniaturisierte Bio-/ Chemosensor-Arrays dienen dem zeitlich parallelen Nachweis unterschiedlicher zu erfassender Substanzen in einem zu untersuchenden Analyten. Die entsprechenden elektrischen Sensoren können in großer Zahl auf Chips aus Glas, Kunststoff, Silizium oder anderen Substraten realisiert werden. Für derartige Sensor-Arrays einschließlich entsprechendem Auswertesystem ergeben sich vielfältige Anwendungen in der medizinischen Diagnosetechnik, in der
Pharmaindustrie, zum Beispiel für das Pharmascreening ("High Throughput Screening", HTS) , in der chemischen Industrie, in der Lebensmittelanalytik, in der Umwelt- und Lebensmitteltechnik und -analytik, etc.
Um eine große -Anzahl von Tests an einem Analyten zeitlich parallel durchzuführen, wird die Anordnung einer größeren Anzahl solcher auf unterschiedliche Substanzen spezifizierter Sensor-Einheiten eines Sensor-Arrays auf einem Chip realisiert. Bei der Realisierung eines Sensor-Arrays mit Feldeffekt-basiertem Sensor-Transistor-Elementen (zum Beispiel zum Erfassen von Biomolekülen) ergibt sich die Herausforderung, dass alle Anschlüsse aller Sensoren einem Auslesegerät zuzuführen sind. Sofern beispielsweise ein passiver Chip mit 8*12=96, 32*48=1536 oder allgemein n*m Positionen vorliegt, liegen 3*96=288, 3*1536 = 4608 bzw. 3*m*n Einzelelektroden-Anschlüsse vor. Es uss jeder Sensor separat auslesbar sein, wobei die Anzahl der verwendeten Anschlüsse ("Pads") des Chips aus Gründen des Aufwands (Chip und Lesegerät) und vor allen Dingen aus Gründen der Sicherheit bei der Kontaktierung nicht zu hoch sein soll. Ein einfacher Ansatz, bei dem alle Elektroden-Anschlüsse separat mit dem Lesegerät gekoppelt werden, liefert 3*m*n (im Beispiel also 288 oder 4608) Pads und ist daher für praktische Anwendungen ungeeignet. Ähnliches gilt für den Ansatz, eine Elektrode aller Sensoren gemeinsam zu betreiben und alle verbleibenden Elektroden-Anschlüsse sowie die gemeinsame Elektrode mit dem Lesegerät zu koppeln. In diesem Fall ist die Zahl der Pads zwar geringer (2*m*n+l, in den Beispielen also 193 bzw. 3073) , jedoch immer noch zu groß, um praktischen Anforderungen gerecht zu werden.
Bei der Verwendung sogenannter aktiver Chips, bei denen abgesehen von Transducer-Materialien aktive Schaltungen für eine Signalvorverarbeitung und das Multiplexen von Signalen On-Chip sowie entsprechende Verdrahtungsebenen erforderlich sind, ist das Problem einer großen Anzahl von Pads gelöst. Das Herstellen aktiver Chips ist jedoch aufgrund der aufwändigeren und komplexeren Technologie mit höheren Kosten verbunden.
Erfindungsgemäß wird ein Sensor-Array geschaffen, bei dem es ermöglicht ist, auch große Arrays auch auf passiven Chips bei ausreichend geringer Anzahl von Pads zu betreiben. Die Array- Architektur der Erfindung ist allerdings auch für aktive Chips interessant, da sie es erlaubt, den schaltungstechnischen Aufwand pro Sensor-Element gering zu halten, was wiederum die Herstellung hochdichter Sensor- Arrays erlaubt . Bei der beschriebenen Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Sensor-Arrays werden mehrere Detektionsleitungen bzw. mehrere Ansteuerleitungen bzw. mehrere Aktivierleitungen für eine Mehrzahl von Sensor-Einheiten gemeinsam verwendet, so dass die Anzahl der erforderlichen Signalleitungen insgesamt deutlich reduziert ist. Bei einer matrixförmigen Anordnung von Sensor-Einheiten mit n Zeilen und m Spalten sind bei Verwendung genau einer gemeinsamen Aktivierleitung m+n+1 Anschlüsse erforderlich, so dass insbesondere bei einem Sensor-Array mit einer Vielzahl von Sensor-Einheiten eine besonders platzsparende Realisierung geschaffen ist.
Das erfindungsgemäße Sensor-Array kann eine Auswerteeinheit aufweisen, die derart eingerichtet ist, dass sie für die mindestens eine ausgewählte Sensor-Einheit basierend auf dem Ansteuersignal und dem Sensorsignal ermittelt, ob an der mindestens einen ausgewählten Sensor-Einheit Hybridisierungsereignisse erfolgt sind und/oder in welcher Quantität an der mindestens ausgewählten Sensor-Einheit Hybridisierungsereignisse erfolgt sind. Bei der Verwendung einer derartigen Auswerteeinheit sind wahlweise qualitative oder quantitative Messungen möglich.
Die Sensor-Einheiten des Sensor-Arrays sind vorzugsweise zu einer Mehrzahl von Sensor-Gruppen gruppiert derart, dass jede Sensor-Gruppe wahlweise separat von den anderen Sensor- Gruppen oder gemeinsam mit zumindest einem Teil der anderen Sensor-Gruppen betreibbar ist. Wird beispielsweise für eine bestimmte Anwendung nur ein Teil der Sensor-Einheiten des erfindungsgemäßen Sensor-Arrays verwendet, so ist es möglich, nur die Sensor-Einheiten einer entsprechenden Sensor-Gruppe zu verwenden. Daher ist eine ressourcenschonende Verwendung des Sensor-Arrays ermöglicht und eine zeitsparende Messung und Auswertung der Signale realisiert.
Bei dem erfindungsgemäßen Sensor-Array kann in dem Substrat ein Analog-Digital-Wandler-Schaltkreis integriert sein, der derart eingerichtet ist, dass er ein analoges elektrisches Signal in ein digitales Signal umwandeln und der Auswerteeinheit bereitstellen kann. Ferner kann in dem Substrat eine elektrische Versorgungseinheit integriert sein, die derart eingerichtet ist, dass sie der AnSteuereinheit und/oder der Auswahleinheit elektrische Spannungssignale und/oder elektrische Stromsignale bereitstellen kann. Darüber hinaus kann in dem Substrat ein Digital-Analog-Wandler- Schaltkreis integriert sein, der derart eingerichtet ist, dass er ein digitales Spannungssignal und/oder Stromsignal der Versorgungseinheit in ein analoges Signal umwandelt und der Ansteuereinheit und/oder der Auswahleinheit bereitstellen kann. In dem Substrat kann eine Eingabe-/Ausgabe- Schnittstelle integriert sein. Ferner kann in dem Substrat eine Verstärkereinheit integriert sein, eingerichtet zum Verstärken des elektrischen Sensorsignals.
Das Sensor-Array kann genau eine Aktivierleitung aufweisen, die für alle Sensor-Einheiten gemeinsam vorgesehen ist. Mittels dieser Aktivierleitung kann allen Gate-Anschlüssen der Sensor-Einheiten ein gemeinsames Aktiviersignal bereitgestellt werden.
Bei dem Sensor-Array können die mindestens eine Ansteuerleitung, die mindestens eine Detektionsleitung und die mindestens eine Aktivierleitung zumindest teilweise in zwei unterschiedlichen Leitungsebenen in und/oder auf und/oder unter dem Substrat ausgebildet sein. Bei dem Ausbilden der genannten Leitungen in zumindest zwei unterschiedlichen Leitungsebenen kann eine elektrische Isolierung zwischen sich kreuzenden Leitungen realisiert werden .
Die Sensor-Einheiten können in genau einer der Leitungsebenen ausgebildet sein.
Ferner kann bei dem Sensor-Array in einem ersten Leitungsabschnitt, in dem zwei der Leitungen von einer gegenseitigen Kreuzung frei sind, diese beiden Leitungen in derselben Ebene verlaufend ausgebildet sein, und in einem zweiten Leitungsabschnitt, in dem diese beide Leitungen sich gegeneinander kreuzen, diese beiden Leitungen in unterschiedlichen Ebenen verlaufend ausgebildet sein. Der erste Leitungsabschnitt kann mit dem zweiten
Leitungsabschnitt einer jeweiligen Leitung mittels mindestens eines im Wesentlichen vertikal zu dem Substrat verlaufend angeordneten elektrischen Kontaktierungselements gekoppelt sein. Anschaulich kann in Kreuzungsbereichen zwischen zwei Leitungen eine elektrische Isolierung der beiden Leitungen aufrechterhalten werden, indem eine der Leitungen brückenförmig oberhalb bzw. unterhalb der anderen Leitung ausgeführt wird.
Mindestens eine der Leitungen kann auf einer Unterseite des Substrats oder unterhalb des Substrats verlaufend ausgebildet sein.
Die Ansteuereinheit kann eine für alle Sensor-Einheiten gemeinsame Versorgungseinheit aufweisen, die derart eingerichtet ist, dass mit ihr an die zumindest eine ausgewählte Sensor-Einheit das elektrische Ansteuersignal anlegbar ist.
Die Ansteuer-Einheit und/oder die Detektionseinheit können derart eingerichtet sein, dass an zumindest einem Teil der nicht ausgewählten Sensor-Einheiten ein elektrisches Referenzsignal anlegbar ist. Beispielsweise kann das elektrische Referenzsignal das elektrische Massepotential sein.
Bei dem erfindungsgemäßen Sensor-Array kann die Ansteuereinheit für jeweils eine Gruppe von Sensor-Einheiten eine der jeweiligen Gruppe zugehörige Versorgungseinheit aufweisen, die derart eingerichtet ist, dass mit ihr an die Sensor-Einheiten der zugehörigen Gruppe das elektrische Ansteuersignal anlegbar ist.
Die Detektionseinheit kann für alle Sensor-Einheiten gemeinsam gebildet sein. Die Detektionseinheit kann On-Chip, das heißt in und/oder auf dem Substrat integriert, oder Off- Chip, das heißt von dem Substrat separat, gebildet sein.
Zusammenfassend ist erfindungsgemäß ein Sensor-Transistor- Element geschaffen, das bezogen auf den Nachweis von DNA- Molekülen als DNA-Feldeffekttransistor bezeichnet werden kann. Anschaulich bildet eine ausreichend dichte Schicht aus doppelsträngiger DNA nach einem Hybridisierungsereignis eine halbleitende Schicht, das heißt den Kanal-Bereich des DNA- Feldeffekttransistors, der mittels Anlegens einer Gate- Spannung aktiviert wird. Es ist anzumerken, dass der möglicherweise zu erfassende Partikel enthaltende elektrolytische Analyt keine zu gute elektrische Leitfähigkeit aufweisen sollte. Der Elektrolyt wird vorteilhafterweise so gewählt, dass das bei einem Hybridisierungsereignis erfasste elektrische Signal nicht zu stark von elektrischen Signalen, die auf dem Elektrolyt beruhen, überlagert wird. Beispielsweise kann als -Analyt destilliertes Wasser verwendet werden, in welchem die zu erfassenden Partikel eingebracht sind. Alternativ kann als Elektrolyt ein organisches Lösungsmittel (zum Beispiel Alkohol, etc.) verwendet werden. Auch kann ein Puffer mit ausreichend geringer Ionenkonzentration (zum Beispiel Phosphatpuffer, Tris-Puffer, etc.) verwendet werden. Es ist anzumerken, dass bei dem erfindungsgemäßen Sensorprinzip eine ausreichend hohe elektrische Leitfähigkeit des Analyten nicht so wichtig ist wie zum Beispiel beim Redox-Recycling.
Ferner ist zu beachten, dass mittels Einsteilens der Frequenz eines anregenden elektrischen Signals zwischen Leitfähigkeitsbeiträgen des Elektrolyten und des Sensors diskriminiert werden kann, da die entsprechenden Ladungsträger (zum Beispiel Elektronen als Sensorsignal, Ionen als Störsignal des Elektrolyten) eine unterschiedliche Beweglichkeit aufweisen. Daher kann bei ausreichend hohen Frequenzen der eine Beitrag den anregenden Frequenzen nicht mehr folgen und liefert somit keinen Beitrag mehr zu dem detektierten Signal .
Auch ist es möglich, lediglich die Kanal-Schicht aus den Fängermolekülen mit dem zu untersuchenden Analyten zu befeuchten, wohingegen die Source-/Drain-Elektroden von einer Befeuchtung frei bleiben.
Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in den Figuren dargestellt und werden im Weiteren näher erläutert. Es zeigen :
Figur 1 eine Sensor-Einheit gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 2 die in Figur 1 gezeigte Sensor-Einheit in einem ersten Betriebszustand,
Figur 3 die in Figur 1 gezeigte Sensor-Einheit in einem zweiten Betriebszustand,
Figur 4 eine Sensor-Einheit gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 5 einen Teilbereich einer Sensor-Einheit gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 6 einen Teilbereich einer Sensor-Einheit gemäß einem vierten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 7 eine Sensor-Einheit gemäß einem fünften Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 8 eine Sensor-Einheit gemäß einem sechsten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 9 eine Sensor-Einheit gemäß einem siebten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 10 eine Sensor-Einheit gemäß einem achten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 11 ein schematisches schaltungstechnisches Symbol einer erfindungsgemäßen Sensor-Einheit,
Figur 12 ein Sensor-Array gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung, Figur 13 ein Sensor-Array gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 14 ein Sensor-Array gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 15 ein Sensor-Array gemäß einem vierten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 16 ein Sensor-Array gemäß einem fünften Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 17 ein Sensor-Array gemäß einem sechsten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 18 ein Sensor-Array gemäß einem siebten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figur 19 eine Darstellung eines Kreuzungsbereichs unterschiedlicher Signalleitungen bei dem Sensor- Array aus Figur 18.
Gleiche oder ähnliche Komponenten in unterschiedlichen Figuren sind mit gleichen Bezugsziffern versehen.
Die Darstellungen in den Figuren sind schematisch .und nicht maßstäblich.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.l eine Biosensor- Einheit 100 gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Bei der Biosensor-Einheit 100 ist eine in einem Silizium- Substrat 101 gebildete Gate-Elektrode 102 vorgesehen, an welche mittels einer Spannungsquelle 103 ein elektrisches Aktiviersignal zum Aktivieren der Biosensor-Einheit 100 anlegbar ist. Auf der Gate-Elektrode 102 ist eine Gateisolierende Schicht 113 aus Siliziumoxid gebildet. Auf einem ersten Randbereich der Gate-isolierenden Schicht 113, teilweise überlappend mit der Gate-Elektrode 103 ist eine erste Source-/Drain-Elektrode 104 gebildet. Auf einem zweiten Randabschnitt der Gate-isolierenden Schicht 113, teilweise überlappend mit der Gate-Elektrode 102 ist eine zweite Source-/Drain-Elektrode 105 gebildet. Ferner ist auf der Gate-isolierenden Schicht 113 zwischen den beiden Source-/ Drain-Elektroden 104, 105 eine Kanal-Schicht 106 gebildet, welche Kanal-Schicht 106 aus Fängermolekülen 107 gebildet ist, die derart eingerichtet sind, dass sie mit in einem Analyten möglicherweise enthaltenen zu erfassenden Partikeln hybridisieren. Die Fängermoleküle 107 sind DNA-Halbstränge mit einer vorgegebenen Basensequenz, die an die Gateisolierende Schicht 113 angekoppelt sind. Ferner sind die Fängermoleküle 107 mit einem Label 108 (die als solches aus [1] bis [3] bekannt sind) gekoppelt, welches zum bedarfsweisen Bereitstellen von elektrischen Ladungsträgern dient. Auf den Source-/Drain-Elektroden 104, 105 ist eine Siliziumnitrid-Passivierungsschicht 109 gebildet. Die erste Source-/Drain-Elektrode 104 ist auf das elektrische Massepotential 110 gebracht. Mittels einer Spannungsquelle 111 kann die zweite Source-/Drain-Elektrode 105 auf ein von dem Massepotential 110 unterschiedliches elektrisches Potential gebracht werden. Ein Stromfluss an der zweiten Source-/Drain-Elektrode 105 ist mittels einer Stromerfasseinheit 112 erfassbar.
Die immobilisierten Fängermoleküle 107 sind mit den Labein 108 versehen, welches als Elektronenspeicher fungieren. Die Fängermoleküle 107 sind als dichter Rasen unter Verwendung von Self-Assembled-Monolayers aufgebracht, wodurch eine halbleitende Kanal-Schicht 106 geschaffen ist.
Fig.l zeigt die Biosensor-Einheit 100 vor einem Hybridisierungsereignis. Fig.2 und Fig.3 zeigen zwei unterschiedliche Betriebszustände der Biosensor-Einheit 100, nachdem diese mit einem möglicherweise zu erfassende Partikel 200 enthaltenden Analyten in Wirkkontakt gebracht worden ist.
Fig.2 zeigt ein Szenario, bei dem die zu erfassenden Partikel 200 zu den Fängermolekülen 107 komplementär sind ("Match")/ so dass es zwischen den Fängermolekülen 107 und den zu erfassenden Partikeln 200 zu Hybridisierungsereignissen kommt .
Fig.3 zeigt die Biosensor-Einheit 100 in einem anderen Betriebszustand, in dem ein mit der Biosensor-Einheit 100 in Wirkkontakt gebrachter Analyt andere Partikel 300 als zu erfassenden Partikel 200 enthält, welche anderen Partikel 200 eine Basensequenz haben, die zu der Basensequenz der
Fängermoleküle 107 nicht komplementär ist. Daher kommt es nicht zu Hybridisierungsereignissen zwischen den Fängermolekülen 107 und den anderen Partikeln ( "Mismatch" ) . Es bildet sich somit in Fig.3 keine doppelsträngige DNA aus.
Bei der erfindungsgemäßen Biosensor-Einheit 100 wird das in Fig.2 gezeigte Hybridisierungsereignis nachgewiesen, indem unter Verwendung der Spannungsquelle 103 an die Gate- Elektrode 102 eine positive elektrische Spannung angelegt wird. Da doppelsträngige DNA 107, 200 eine erheblich bessere elektrische Leitfähigkeit aufweist als einzelsträngige DNA 107, bildet sich unmittelbar oberhalb der Gate-isolierenden Schicht 113 eine dünne Schicht aus Elektronen 202 aus, welche in Fig.2 schematisch gezeigt sind. Diese entstammen den Labein 108 und werden durch die ausreichend gut elektrisch leitfähige doppelsträngige DNA, gebildet aus den Fängermolekülen 107 und den zu erfassenden Partikeln 200, an die Oberfläche der Gate-isolierenden Schicht 113 geleitet.
Es ist anzumerken, dass die Darstellung der Elektronen 202 in Fig.2 stark schematisiert ist. Eine andere Beschreibungsweise des Phänomens könnte darin gesehen werden, dass aufgrund der verbesserten Leitfähigkeit der doppelsträngigen Moleküle verglichen mit den einzelsträngigen Molekülen die elektrische Leitfähigkeit der Kanal-Schicht 106 verbessert wird, wobei anschaulich mit Hilfe der Gate-Elektrode quasi-gebundene in quasi-freie Ladungsträger überführt werden können.
Wie mit einem Pfeil 201 in Fig.2 angedeutet, wirken die doppelsträngigen DNA-Moleküle als Elektronenpumpe zum Befördern der Elektronen 202 von dem Label 108 zu der Oberfläche der Gate-isolierenden Schicht 113. Die Kanal- Schicht 106 mit den verbesserten elektrischen Eigenschaften führt zu einer elektrisch leitfähigen Verbindung zwischen den Kontakten 104, 105, die bei Anlegen eines Potentialgefälles dadurch charakterisiert werden kann, dass der Strom an einem oder beiden Kontakten 104, 105 gemessen werden kann. Die in den Figuren gewählte Verschaltung der Biosensor-Einheit 100, bei der einer der beiden Kontakte 104 auf Massepotential 110 liegt, stellt nur einen möglichen Fall dar. Natürlich können auch beide Kontakte 104, 105 mit separaten Spannungsquellen individuell auf vorgebbare elektrische Potentiale gebracht werden.
-Anschaulich ähnelt die Biosensor-Einheit 100 hinsichtlich Struktur und Wirkungsweise einer MOSFET-Anordnung, wobei die Eigenschaften des Substrat-Materials bzw. des Materials, in dem sich in dem MOS-Transistor der Kanal ausbildet, hier durch die erfolgreiche bzw. nicht erfolgreiche Hybridisierung bestimmt wird.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig. eine Biosensor- Einheit 400 gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Bei der Biosensor-Einheit 400 ist ein Potentiostat 402 bereitgestellt. Dies wird gebildet aus einem Komparator 402, einer Referenzelektrode 403 und einer Gegenelektrode 404. Mittels des Potentiostats 401 wird das elektrische Potential eines mit der Sensor-Einheit 400 in Wirkkontakt gebrachten elektrolytischen Analyten 405 auf einem konstanten Wert gehalten. Mittels der Referenzelektrode 403 wird das gegenwärtige elektrische Potential des elektrolytischen Analyten 405 erfasst und einem invertierenden Eingang 402a des Komparators 402 bereitgestellt. An einem nichtinvertierenden Eingang 402b des Komparators 402 ist ein vorgegebenes Referenzpotential, nämlich das elektrische Massepotential 110 bereitgestellt. Der Komparator 402 vergleicht die an den Eingängen 402a, 402b bereitgestellten Signale miteinander und stellt basierend auf diesen Vergleich an einem Ausgang 402c ein Regelsignal bereit, das an eine
Gegenelektrode 404 angelegt wird. Die Gegenelektrode 404 ist ebenfalls in Wirkkontakt mit dem elektrolytischen Analyten 405 und liefert basierend auf dem Regelsignal des Komparators 402 dem elektrolytischen Analyten 405 bedarfsweise elektrische Ladungsträger nach, um das Potential auf das Soll-Potential zurückzubringen. Da gemäß dem erfindungsgemäßen Prinzip der Biosensor-Einheit 400 üblicherweise keine elektrochemischen Umsetzungen vorgenommen werden, genügt an Stelle des Potentiostaten auch ein einfacher Kontakt zum Elektrolyten 405, der auf ein konstantes Potential gelegt wird, so dass die in Fig.4 gezeigte Regelschleife mit dem Potentiostaten 401 optional ist.
Die erfindungsgemäße Biosensor-Einheit 100 bzw. 400 kann beispielsweise auf Basis eines Silizium-CMOS-Prozesses aufgebaut werden. Hierbei werden die Gate-Elektrode 102 und die Kontakte 104, 105 in Fig.l bis Fig.3 im Backend des Prozesses gefertigt. Für die Kontakte 104, 105 kann ein edles Metall wie zum Beispiel Gold verwendet werden. Oberhalb der Gate-Elektrode 102 ist ein vorzugsweise relativ dünnes
Dielektrikum als Gate-isolierende Schicht 113 abzuscheiden. Der Quotient aus der relativen Dielektrizitätskonstante der Gate-isolierenden Schicht 113 und der Dicke derselben sollte möglichst groß sein, so dass die Werte der an der Gate- Elektrode 102 anzulegenden elektrischen Spannungen im Rahmen des Betriebsspannungsfensters eines üblichen CMOS-Prozesses liegen.
Es können für die erfindungsgemäße Biosensor-Einheit Standard-Technologien und Prozesse der Halbleiterfertigung eingesetzt werden. Vorzugsweise werden Standard-CMOS-Prozesse verwendet werden. Materialien für die Gate-isolierende Schicht sind in [4] bis [6] beschrieben, auch Siliziumnitrid und Aluminiumoxid sind mögliche Materialien für die Gate- isolierende Schicht. Es ist auch möglich, dass mittels ALD („Ato ic Layer Deposition") dünne Schichten geeigneter Materialien abgeschieden werden. Mit dem ALD-Verfahren ist es grundsätzlich möglich, bis auf die Genauigkeit einer Atomlage eine Dicke einer dielektrischen Schicht einzustellen.
Ein Überlappen von Source- /Drain-Elektroden und Gate- Elektrode ist zum Beispiel dadurch erreichbar, dass entsprechende Prozessmodule wie oben zitiert mehrfach hintereinander geschaltet werden.
Alternativ zu einer Silizium- bzw. CMOS-basierten Lösung kann die erfindungsgemäße Biosensor-Einheit auch mittels eines
Halbleiterprozesses auf Polymerbasis hergestellt werden. Mit anderen Worten kann der Feldeffekttransistor der erfindungsgemäßen Biosensor-Einheit unter Verwendung eines Polymermaterials gefertigt werden. Hierfür können Standardprozesse zum Herstellen eines Polymertransistörs verwendet werden. Für ein Ausführungsbeispiel, bei dem zwischen Gate-isolierender Schicht und Fängermolekülen eine (verarmte) halbleitende Schicht vorgesehen ist, kann ein Polymermaterial wie beispielsweise Pentacen verwendet werden.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.5 ein Teilbereich einer Biosensor-Einheit 500 gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Abweichend von der in Fig.l bis 3 gezeigten Biosensor-Einheit 100 ist bei der Biosensor-Einheit 500 nicht nur die Gateisolierende Schicht 113 mit Fängermolekülen 107 versehen, sondern auch der freiliegende Oberflächenbereich der ersten Source-/Drain-Elektrode 104. In Fig.5 ist lediglich ein Teilbereich einer Biosensor-Einheit gezeigt, nämlich der gemäß Fig.l linke obere Teilbereich. Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.6 ein Teilbereich einer Biosensor-Einheit 600 gemäß einem vierten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
In Fig.6 ist lediglich ein Teilbereich einer Biosensor- Einheit gezeigt, nämlich der gemäß Fig.l linke obere Teilbereich der Biosensor-Einheit. Im Unterschied zu der in Fig.5 gezeigten Biosensor-Einheit 500 ist bei der Biosensor- Einheit 600 nicht nur ein sich gemäß Fig.6 in vertikaler Richtung erstreckender Oberflächenbereich der ersten Source-/ Drain-Elektrode 104 mit Fängermolekülen 107 versehen, sondern auch ein gemäß Fig.6 horizontal verlaufender freiliegender Oberflächenbereich der Source-/Drain-Elektrode 104. Mit anderen Worten kann nicht nur, wie in Fig.5 gezeigt, ein vertikaler Oberflächenbereich der ersten Source-ZDrain- Elektrode 104 freigelegt sein, sondern auch ein in Fig.6 gezeigter horizontaler Oberflächenbereich der ersten Source-/ Drain-Elektrode 104 freigelegt sein. Abweichend zu Fig.6 kann die Passivierungsschicht 109 auch ganz entfallen.
Alternativ zu den bezugnehmend auf Fig.l bis Fig.6 gezeigten Ausführungsbeispielen muss der Anstellwinkel der Source-/ Drain-Elektroden 104, 105 nicht senkrecht sein, sondern kann auch flacher verlaufen. Mit anderen Worten muss die gemäß Fig.l bis 6 vertikal verlaufende Kante der Source-/Drain- Elektroden 104, 105 mit der Gate-isolierenden Schicht 113 keinen rechten Winkel einschließen, sondern kann auch einen davon abweichenden Winkel einschließen. Ein leicht schräger Anstellwinkel kann bei Verwendung eines Lift-Off-Prozesses zum Herstellen der Source-/Drain-Elektroden 104, 105 erzeugt werden, vergleiche [7] , [8] . Im Weiteren werden einige Varianten für den elektrischen Betrieb der erfindungsgemäßen Sensor-Einheit beschrieben.
Um unerwünschte elektrochemische Effekte und daher das Messergebnis verfälschende Strombeiträge an den Source-/
Drain-Elektroden der Biosensor-Einheit zu vermeiden, sollte die angelegte Spannung gegenüber dem Elektrolytpotential nicht zu hoch sein. Typische Werte können beispielsweise im Bereich einiger 100 mV liegen. Darüber hinaus kann es vorteilhaft sein, die Source-/Drain-Elektroden nicht mit
Gleichspannung zu betreiben, sondern mit WechselSpannung. In diesem Fall ist auch das Messergebnis ein Wechselstrom. Es ist möglich, eine der beiden Source- /Drain-Elektroden auf das elektrische Massepotential bzw. auf das elektrische Potential des Elektrolyten zu bringen, und an die andere Source-ZDrain- Elektrode ein zu dem Massepotential bzw. zu dem Elektrolytpotential vorzugsweise symmetrisches Wechselspannungssignal anzulegen. Alternativ kann an beide Source-ZDrain-Elektroden ein gegenphasiges vorzugsweise zu dem elektrischen Massepotential bzw. zu dem
Elektrolytpotential symmetrisches Wechselspannungssignal angelegt werden.
Sowohl für eine Betriebsweise mit Gleich- als auch mit Wechselsignalen kann auch an eine der Source-ZDrain- Elektroden ein elektrischer Strom eingeprägt werden und die sich einstellende Spannung gemessen werden, anstatt des Anlegens einer Spannung und des Messens eines korrespondierenden elektrischen Stroms.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.7 eine Biosensor- Einheit 700 gemäß einem fünften Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben. Die Biosensor-Einheit 700 unterscheidet sich von der in Fig.l gezeigten Biosensor-Einheit 100 im Wesentlichen dadurch, dass zwischen der Gate-isolierenden Schicht 113 und den Fängermolekülen 107 eine vollständig verarmte
Halbleiterschicht 701 aus einem Halbleitermaterial, das an Ladungsträgern vollständig verarmt ist, abgeschieden ist. In diesem Falle bildet sich bei einer erfolgreichen Hybridisierung nicht ein dünner Elektronenkanal innerhalb des Elektrolyten direkt an der Grenzschicht zwischen Elektrolyt und Gate-isolierender Schicht aus, sondern die über die doppelsträngige DNA bereitgestellten Ladungsträger befüllen die dünne Halbleiterschicht 701, so dass diese elektrisch leitfähig wird. Gemäß dem beschriebenen Ausführungsbeispiel ist die vollständig verarmte Halbleiterschicht 701 aus halbleitendem organischen Material, nämlich Pentacen, hergestellt.
Bei der Biosensor-Einheit 700 sind die Fängermoleküle 107 von den optionalen Labels 108 frei.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.8 eine Biosensor- Einheit 800 gemäß einem sechsten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Die Biosensor-Einheit 800 unterscheidet sich von der in Fig.7 gezeigten Biosensor-Einheit 700 dadurch, dass die in Fig.7 freiliegenden Oberflächenbereiche der ersten und zweiten Source-ZDrain-Elektroden 104, 105 bei der Biosensor-Einheit 800 mittels einer elektrisch isolierenden Deckschicht 801 bedeckt sind. Somit ist ein unmittelbarer elektrischer Kontakt zwischen den Source-ZDrain-Elektroden 104, 105 einerseits und dem Analyten andererseits gemäß Fig.8 vermieden. Indem die Kontakte 104, 105 mit einer dünnen Dielektrikums-Schicht 801 überzogen sind, sind die Kontakte 104, 105 von störenden elektrochemischen Prozessen abgeschirmt und können keine freien Ladungsträger in den Kanal injizieren.
Die Biosensor-Einheit 800 ist mit Wechselspannung- bzw. WechselStromsignalen an den Kontakten 104, 105 zu betreiben, da Gleichstromflüsse in die Kontakte 104, 105 hinein oder aus ihnen hinaus aufgrund der elektrisch isolierenden Deckschicht 801 nicht möglich sind. Bei dem Ausführungsbeispiel von Fig.8 stammen die zu dem Wechselstromsignal beitragenden elektrischen Ladungsträger ausschließlich von Sensorereignissen, und es werden keine Ladungsträger über die Kontakte 104, 105 dem System entnommen oder hinzugefügt. Dieses Verfahren kann die relative Empfindlichkeit des Sensors erhöhen.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.9 eine Biosensor- Einheit 900 gemäß einem siebten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Die in Fig.9 gezeigte Biosensor-Einheit 900 unterscheidet sich von der in Fig.l gezeigten Biosensor-Einheit 100 im Wesentlichen dadurch, dass zwischen der Gate-isolierenden
Schicht 113 und den Fängermolekülen 107 die in Fig.7 gezeigte vollständig verarmte Halbleiterschicht 701 vorgesehen ist und dass die freiliegenden Oberflächenbereiche der Source-ZDrain- Elektroden 104, 105 mit der elektrisch isolierenden Deckschicht 801 aus Fig.8 versehen sind. Ferner wird bei dem Ausführungsbeispiel von Fig.9 an die zweite Source-ZDrain- Elektrode 105 mittels einer Wechselspannungsquelle 901 ein elektrisches Wechselspannungssignal angelegt. Auch bei der Biosensor-Einheit 900 sind die Fängermoleküle 107 von einem Label 108 frei.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.10 eine Biosensor- Einheit 1000 gemäß einem achten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Das Szenario der in Fig.10 gezeigten Biosensor-Einheit 1000 entspricht im Wesentlichen dem in Fig.2 gezeigten Betriebszustand der Biosensor-Einheit 100 mit dem
Unterschied, dass die Fängermoleküle 107 in Fig.10 von einem Label 108 frei sind. Im Falle einer erfolgreichen Hybridisierung stammen bei der Biosensor-Einheit 1000 die zum Stromfluss beitragenden Ladungsträger 202 von der Polarisierung der nach der Hybridisierung entstehenden Paare aus Fängermolekülen und zu erfassenden Partikeln von selbst. Da deren Beitrag zu einer potentiellen elektrischen Leitfähigkeit häufig klein ist und manchmal von zusätzlichen Ladungsträgern aus den Source-ZDrain-Elektroden 104, 105 überlagert werden kann (welche nicht zum Nutzsignal beitragen) kann es abweichend von dem in Fig.10 gezeigten Ausführungsbeispiel vorteilhaft sein, eine elektrisch isolierende Deckschicht 801 auf die freiliegenden Seitenwandflachen der Source-ZDrain-Elektroden 104, 105 aufzubringen.
Es ist anzumerken, dass die Einzelmerkmale der in Fig.l bis Fig.10 beschriebenen Biosensor-Einheiten beliebig untereinander kombinierbar sind.
Im Weiteren werden Ausführungsbeispiele für Sensor-Arrays mit erfindungsgemäßen Biosensor-Einheiten beschrieben, die vorzugsweise matrixförmig angeordnet werden. Hierbei können beliebige schaltungstechnische Komponenten, die zum Beispiel signalverstärkende und -verarbeitende Funktionen übernehmen, auf den einzelnen Chips integriert werden, oder es können nur die zur Realisierung des Sensors verwendeten stromleitfähigen Materialien zur Verdrahtung und Verbindung mit einem externen Lesegerät benutzt werden.
Für die Beschreibung der Ausführungsbeispiele des erfindungsgemäßen Sensor-Arrays wird das in Fig.11 gezeigte Symbol für eine Biosensor-Einheit 1100 zum Zwecke einer vereinfachten Darstellung verwendet.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.12 ein Sensor-Array 1200 gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Bei dem Sensor-Array 1200 sind eine Vielzahl von Sensor- Einheiten 1100 als im Wesentlichen rechteckförmige Matrix angeordnet. Das Sensor-Array 1200 weist eine Aktivierleitung 1201, m Ansteuerleitungen 1202 und n Detektionsleitungen 1203 auf, welche Leitungen voneinander elektrisch isoliert sind. Die Gate-Elektroden aller Sensor-Einheiten 1100 sind über die Aktivierleitung 1201 mit der Spannungsquelle 103 gekoppelt. Jeweils erste Source-ZDrain-Elektroden der Sensor-Einheiten 1100 sind mit jeweils genau einer der Ansteuerleitungen 1202 gekoppelt. Die jeweils zweite Source-ZDrain-Elektrode einer jeden Sensor-Einheit 1100 ist mit jeweils genau einer der Detektionsleitungen 1203 gekoppelt. Jeweils m Sensor- Einheiten 1100 einer Zeile sind mit einer gemeinsamen Detektionsleitung 1203 gekoppelt. Jeweils n Sensor-Einheiten 1100 einer jeweiligen Spalte sind mit einer gemeinsamen Ansteuerleitung 1202 gekoppelt. Ferner ist eine Ansteuer- Spannungsquelle 1204 zum Anlegen einer elektrischen Spannung Vchar an eine jeweilige Spalte von Sensor-Einheiten 1100 vorgesehen. Darüber hinaus ist eine Detektions- Stromerfasseinheit 1205 bereitgestellt und derart verschaltet, dass ein aus dem elektrischen Ansteuersignal der Ansteuer-Spannungsquelle 1204 resultierendes elektrisches
Sensorsignal einer jeweiligen Zeile von Sensor-Einheiten 1100 mit der Detektions-Stromerfasseinheit 1205 erfassbar ist. Ferner ist eine Auswahleinheit in Form von ansteuerbaren Auswahlschaltern 1206 geschaffen, welche derart eingerichtet sind, dass sie die Ansteuer-Spannungsquelle 1204 mit einer
Ansteuerleitung 1202 einer auszuwählenden Sensor-Einheit 1210 und die Detektions-Stromerfasseinheit 1205 mit der Detektionsleitung 1203 der auszuwählenden Sensor-Einheit 1210 koppelt, womit die Sensor-Einheit 1210 ausgewählt wird. Die Auswahlschalter 1206 sind jeweils in eine solche
Schalterstellung bringbar, dass genau eine Zeile von Sensor- Einheiten 1100 mit der Detektions-Stromerfasseinheit 1205 und genau eine Spalte der Sensor-Einheiten 1100 mit der Ansteuer- Spannungsquelle 1204 gekoppelt sind. Diejenige Sensor- Einheit, die in dem Kreuzungsbereich der ausgewählten Zeile und der ausgewählten Spalte angeordnet ist, ist die ausgewählte Sensor-Einheit 1210.
Ferner bilden ein Komparator 1207, eine Referenzelektrode 1208 und eine Gegenelektrode 1209 eine Potentiostat- Einrichtung. Die Referenzelektrode 1208 erfasst das elektrische Potential eines auf das Biosensor-Array 1200 aufgebrachten Analyten und stellt dieses elektrische Potential in Form eines Messsignals einem invertierenden Eingang 1207a des Komparators 1207 bereit. Ein nichtinvertierender Eingang 1207b des Komparators ist auf das elektrische Massepotential 110 gebracht, welches als Referenzsignal dient. Ein Ausgang 1207c des Komparators 1207 ist mit der Gegenelektrode 1209 gekoppelt, wobei der Komparator 1207 der Gegenelektrode 1209 ein derartiges Steuersignal bereitstellt, dass die Gegenelektrode 1209 dem elektrolytischen Analyten bedarfsweise elektrische Ladungsträger bereitstellt, um dessen elektrisches Potential konstant zu halten. Gemeinsam bilden die Komponenten 1207 bis 1209 einen Potentiostaten. Obwohl bei der erfindungsgemäßen Sensor-Einheit eher keine elektrochemischen Umsätze an den Elektroden 104, 105 entstehen, kann die Konfiguration aus Fig.12 vorteilhaft genutzt werden, um dem Analyten ein stabiles elektrochemisches Potential in ausreichend niederohmiger Weise zuzuweisen.
Bei dem Sensor-Array 1200 ist eine Architektur gewählt, bei der die elektrisch isolierten Leitungskreuzungen unter Verwendung zweier Leitungsebenen realisiert sind. Die stromführenden Anschlüsse der Sensor-Einheiten 1100 aller m Spalten können wahlweise mit der Anregungs-Spannungsquelle Vchar 1204 oder mit dem elektrischen Massepotential 110 gekoppelt werden, die stromführenden Anschlüsse der Sensor- Einheiten 1100 aller n Zeilen können wahlweise mit der Detektions-Stromerfasseinheit 1205 Ichar oder mit dem elektrischen Massepotential 110 gekoppelt werden.
Die nicht stromführenden Anschlüsse aller Sensor-Einheiten
1100, das heißt deren Gate-Anschlüsse, sind gemeinsam mit der Spannungsquelle 103 Vg zum Ansteuern aller Gate-Elektroden gekoppelt.
Für einen Lesebetrieb wird an genau eine Spalte die Spannung Vchar angelegt, und das Messinstrument Ichar 1205 wird mit genau einer Zeile gekoppelt. Von der Ansteuer-Spannungsquelle 1204 Vchar fließt daher elektrischer Strom in jede an die ausgewählte Spalte angeschlossene Sensor-Einheit 1100. In der Messeinrichtung 1205 wird allerdings nur der elektrische Strom gemessen, der in die ausgewählte Sensor-Einheit 1210 an der ausgewählten Zeile fließt.
Der auf bzw. in dem Substrat 101 gebildete Bereich des Sensor-Arrays 1100 enthält somit n+m+1 -Anschlüsse (Pads) . Das minimale mögliche Verhältnis aus der Zahl der Anschlüsse bezogen auf die Anzahl der Sensorpositionen auf dem Chip ergibt sich für n=m, das heißt für ein Sensor-Array mit einer quadratischen matrixförmigen Architektur (Zeilenzahl = Spaltenzahl) . In diesem Fall erhält man 2n+l (=2m+l) Anschlüsse bei n2=m2 Sensor-Einheiten 1100.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.13 ein Sensor-Array 1300 gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Das Sensor-Array 1300 unterschiedet sich von dem Sensor-Array 1200 aus Fig.12 im Wesentlichen dadurch, dass für jede Zeile von Sensor-Einheiten 1100 eine separate Detektions- Stromerfasseinheit 1302 bereitgestellt ist. Mit anderen Worten sind insgesamt n Detektions-Stromerfasseinheiten 1302 vorgesehen. Entlang jeder Spalte von Sensor-Einheiten 1100 ist eine gemeinsame Ansteuer-Spannungsquelle 1301 vorgesehen, so dass insgesamt m Ansteuer-Spannungsquellen 1301 bereitgestellt sind.
Mit anderen Worten ist in Fig.13 jede Spalte von Sensor- Einheiten 1100 mit einer anregenden Spannungsquelle 1301 und jede Zeile mit einer Detektions-Stromerfasseinheit 1302 versehen. Für den korrekten Betrieb liefern alle bis auf genau eine Spannungsquelle 1301 das elektrische Massepotential 110, wohingegen die einzige nicht auf dem elektrischen Massepotential 110 befindliche Spannungsquelle 1301 als Stimulus für die entsprechende Spalte fungiert. Da jede Zeile mit einer separaten Detektions-Stromerfasseinheit 1302 versehen ist, können gemäß Fig.13 die Zeilen zeitlich parallel ausgelesen werden. Alternativ ist auch ein sequentieller Lesebetrieb möglich.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.14 ein Sensor-Array 1400 gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Das Sensor-Array 1400 unterscheidet sich von dem Sensor-Array 1200 im Wesentlichen dadurch, dass eine Mehrzahl von Aktivierleitungen 1403 bereitgestellt sind, wobei jeweils eine Zeile von Sensor-Einheiten 1100 mit einer zugeordneten Aktivierleitung 1403 gekoppelt sind. Dagegen sind bei dem Ausführungsbeispiel in Fig.14 alle Detektionsleitungen zu einer gemeinsamen Detektionsleitung 1203 zusammengefasst . Mit anderen Worten ist jeweils eine Source-ZDrain-Elektrode von jeder der Sensor-Einheiten 1100 mit der Detektions- Stromerfasseinheit 1205 gekoppelt. Jeweils eine andere Source-ZDrain-Elektrode einer Zeile von Sensor-Einheiten 1100 ist mit einer -Ansteuerleitung 1202 gekoppelt. Die Gate- Elektroden einer Spalte von Sensor-Einheiten 1100 sind mit einer Aktivierleitung 1403 gekoppelt.
Mittels der Auswahlschalter 1206 wird eine Spalte von Sensor- Einheiten 1100 dadurch ausgewählt, dass an jeweils eine der Source-ZDrain-Elektroden der Sensor-Einheiten 1100 dieser
Spalte das elektrische Potential der Ansteuer-Spannungsquelle 1204 angelegt wird. Ferner wird eine Zeile von Sensor- Einheiten 1100 dadurch ausgewählt, dass das entsprechende Schaltelement 1206 derart geschaltet wird, dass die Gate- Anschlüsse der Sensor-Einheiten 1100 der ausgewählten Zeile mit der Auswahl-Gatespannungsquelle 1402 gekoppelt werden. Die Gate-Anschlüsse aller anderen Zeilen von Sensor-Einheiten 1100 werden mit der Nichtauswahl-Gatespannungsquelle 1401 gekoppelt .
Wie bei dem Ausführungsbeispiel von Fig.12 werden die stromführenden Terminals der Sensor-Einheiten 1100 (in Fig.14 die rechtsseitig angeordneten Terminals) aller m Spalten selektiv mit der Ansteuer-Spannungsquelle 1204 (Vchar) oder mit dem elektrischen Massepotential 110 gekoppelt. Die linksseitig angeordneten stromführenden Terminals der Sensor- Einheiten 1100 aller n Zeilen sind alle fest mit der Detektions-Stromerfasseinheit 1205 Vchar gekoppelt. Während in Fig.12 alle Gate-Anschlüsse der Sensor-Einheiten 1100 parallel mit der Spannungsquelle 103 Vg gekoppelt sind, sind bei Fig.14 nur die Gate-Anschlüsse einer Zeile jeweils miteinander gekoppelt. Über die Schaltelemente 1206 an den Zeilen-Gateleitungen können diese mit der Auswahl- Gatespannungsquelle Vg,on 1402 oder mit der Nichtauswahl- Gatespannungsquelle 1401 Vg,off gekoppelt werden.
Für den Lesebetrieb wird an genau eine Spalte die Spannung Vchar angelegt. Die Spannung Vg,on wird genau an eine Zeile angelegt. Der von der Auswahl-Gatespannungsquelle 1402 bereitgestellte Wert des elektrischen Potentials ist so gewählt, dass der Lesebetrieb der mit dieser Spannung angesteuerten Sensor-Einheiten 1100, 1210 möglich ist. In allen anderen Zeilen wird an die Gate-Anschlüsse die Spannung Vg,off angelegt. Der Wert der Spannung der Nichtauswahl- Gatespannungsquelle 1401 ist so gewählt, dass eine Sensor- Einheit 1100, an deren Gate-Anschluss diese Spannung anliegt, unabhängig von dem sonstigen Zustand des Sensors bzw. unabhängig von dem Wert des Parameters, der mittels dieses Sensors bewertet werden kann, keinen Stromfluss aufweist.
Strom kann somit nur in der ausgewählten Sensor-Einheit 1210 der Spalte fließen, an die eine von dem Massepotential 110 unterschiedliche Spannung angelegt wird, und in der Zeile, an die eine Gatespannung angelegt ist, bei der ein Stromfluss ermöglicht ist. Wiederum sind auch bei dem Sensor-Array 1400 m+n+1 Pads erforderlich.
Es ist anzumerken, dass das Sensor-Array 1200 eine noch bessere Messgenauigkeit als das Sensor-Array 1400 aufweist, da bei dem Sensor-Array 1400 die Detektions- Stromerfasseinheit 1205 mit einem Terminal aller Sensor- Einheiten 1100 gekoppelt ist. In diesem Fall können die ausgeschalteten Sensor-Einheiten 1100 an den jeweiligen Terminals Leckströme liefern. Sofern solche Leckströme aus dem Analyten-Bad und nicht aus der anregenden Quelle Vchar stammen, kann das Strommessinstrument 1205 alternativ zu der in Fig.14 gezeigten Situation in Reihe mit der Spannungsquelle Vchar 1204 geschaltet werden (nicht gezeigt) . In dieser Konfiguration tragen bei einer Reihenschaltung von Vchar und Ichar nur n-1 Sensoren (abgeschaltete) zu den Leckströmen bei, im anderen Fall sind es m*n-l Sensoren.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.15 ein Sensor-Array 1500 gemäß einem vierten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Abweichend von dem Sensor-Array 1400 ist bei Fig.15 für jede Zeile von Sensor-Einheiten 1100 eine separate Gatespannungsquelle 1501 bereitgestellt, an Stelle von einer Gatespannungsquelle 103 in Fig.12, Fig.13 oder zwei Gatespannungsquellen 1401, 1402 wie bei den Fig.14.
Alternativ zu dem Sensor-Array 1400 ist somit bei dem Sensor- Array 1500 jede Spalte von Sensor-Einheiten 1100 mit einer anregenden Spannungsquelle 1301 und jede Zeile mit einer separaten Gatespannungsquelle 1501 versehen. Für einen korrekten Lesebetrieb werden alle bis auf genau eine Zeile mit der Spannung angesteuert, der dem Wert der Spannung Vg, off aus Fig.14 entspricht. Genau eine Zeile wird mit der Spannung angesteuert, die dem Wert von Vg,on aus Fig.14 entspricht. Ferner liefern alle Spannungsquellen Vchar bis auf genau eine das elektrische Massepotential 110, wohingegen die nicht das Massepotential 110 liefernde Spalten- Spannungsquelle 1301 als Stimulus für die entsprechende Spalte von Sensor-Einheiten 1100 fungiert.
Bezüglich der Leckstrombeiträge gilt das zu Fig.14 Gesagte. Werden abweichend von Fig.15 Strommessinstrumente Ichar 1205 jeweils in Reihe mit den Spannungsmessinstrumenten Vchar 1301 geschaltet (nicht gezeigt) , sind Probleme mit Leckströmen unterdrückt, zum anderen können alle Sensor-Einheiten 1100 einer Zeile parallel ausgelesen werden.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.16 ein Sensor-Array 1600 gemäß einem fünften Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Das Sensor-Array 1600 eignet sich besonders gut für aktive Chips. Bei dem Sensor-Array 1600 sind in Randbereichen des Silizium-Substrats 101 erste und zweite OnChip- Peripherieschaltkreise 1602, 1603 bereitgestellt. Mittels einer iZO-Schnittstelleneinheit 1601 ist eine Ankopplung des Sensor-Arrays 1600 an externe Elektronik ermöglicht.
Insbesondere die Konfigurationen gemäß Fig.13 und Fig.15 sind auch für aktive Chips interessant. In diesem Falle sind alle Komponenten wie die Stimuli liefernden Spannungsquellen und Strommessquellen, gegebenenfalls der Potentiostat und beliebige zusätzliche Komponenten für die Signal Vor- und Weiter-Verarbeitung On-Chip realisiert. Der Chip weist eine definierte, nach den Bedürfnissen des -Anwenders konfigurierte, gegebenenfalls digitale Schnittstelle IZO 1601 auf. Die Verwendung einer solche Architektur auf aktiven Chips kann beispielsweise dann vorteilhaft sein, wenn eine große Anzahl relativ kleinflächiger Sensoren verwendet wird, deren Fläche es nicht mehr erlaubt, unterhalb eines jeden
Sensors eine aktive Schaltung zu realisieren. Ferner bietet diese Architektur Vorteile, wenn die Anforderungen an die (mit deren Fläche in einigen wichtigen Parametern wie zum Beispiel Rauschen ansteigende) Leistungsfähigkeit der On-Chip realisierten Schaltungen sehr groß ist.
Im Weiteren werden einige andere Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Sensor-Arrays beschrieben.
Die in den beschriebenen Ausführungsbeispielen erforderlichen zwei Metallebenen für die Leitungen müssen nicht notwendigerweise so realisiert werden, dass alle Metallebenen oberhalb des Bulk-Materials des Silizium-Substrats in Intermetalldielektrika eingebettet sind. Möglich ist auch hier, dass zum Beispiel eine Leitungsebene in der gleichen Ebene und mit dem gleichen Material realisiert wird wie die stromführenden Terminals des Sensor-Einheiten oder deren Gate-Anschlüsse . Die zweite Ebene von Leiterbahnen muss nicht notwendigerweise vergraben sein. Es ist möglich, diese Ebene aus dem gleichen Material zu realisieren, wie es für die stromführenden Terminals verwendet wird. Gegebenenfalls kann dann in Leitungskreuzungsbereichen ein elektrisch isolierendes Brückenmaterial zwischen den Leitungen verwendet werden. In einer Architektur ähnlich Fig.14 kann auch dieses vermieden werden, wenn die Zuleitungen zu den stromführenden Terminals kammförmig ausgeführt werden.
In Fig.17 ist ein Sensor-Array 1700 gemäß einem sechsten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben, bei dem die Detektionsleitungen 1203 im Unterschied zu Fig.14 kammförmig ausgeführt sind.
Die Architektur der Anordnung der Sensor-Einheiten 1100 muss nicht notwendigerweise unter Verwendung orthogonal zueinander verlaufender Zeilen- und Spaltenleitungen ausgeführt werden, wie in Fig.12 bis Fig.17 gezeigt. Möglich sind beispielsweise auch hexagonale oder dreiecksartige Anordnungen.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.18 ein Sensor-Array 1800 gemäß einem siebten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben, bei dem Sensor-Einheiten 1100 in einer
Dreiecksmatrix mit drei Verdrahtungsrichtungen ausgeführt sind.
Das Sensor-Array 1800 unterscheidet sich von dem Sensor-Array 1200 im Wesentlichen in der dreiecksartigen Anordnung der Sensor-Einheiten 1100, gegenüber der Rechteckmatrix von Fig.12. Insbesondere ist auch in Fig.18 wiederum genau eine Sensor-Einheit eine ausgewählte Sensor-Einheit 1210. Bei dieser ausgewählten Sensor-Einheit 1210 ist die eine Source-/ Drain-Elektrode über eine Ansteuerleitung 1202 mit der Ansteuer-Spannungsquelle 1204 gekoppelt. Die andere Source-/ Drain-Elektrode des ausgewählten Sensor-Einheit 1210 ist über eine Detektionsleitung 1203 mit der Detektions- Stromerfasseinheit 1205 gekoppelt.
Die Gate-Anschlüsse aller Sensor-Einheiten 1100 sind in Fig.18 zusammengefasst und werden mit der Spannung Vg ähnlich wie in Fig.12 und Fig.13 betrieben. Alle Leitungen, die mit stromführenden Terminals der Sensor-Einheiten 1100 gekoppelt sind, können wahlweise auf dem elektrischen Massepotential 110, an den die Stimulus liefernde Spannungsquelle Vchar 1204 wie auch an die Messquelle Ichar 1205 gelegt werden. Die unabhängige Messung einer jeden Position ist möglich.
Es ist anzumerken, dass eine Matrix, wie die in Fig.18 gezeigte, mit drei (oder mehr) Verdrahtungsrichtungen nicht notwendigerweise mit drei (oder mehr) unabhängigen Verdrahtungsebenen realisiert werden muss. Zwei Verdrahtungsebenen sind notwendig und hinreichend.
In Fig.19 ist ein Kreuzungsbereich 1801 aus einer ersten Leitung 1802, einer zweiten Leitung 1803 und einer dritten Leitung 1804 aus Fig.18 in vergrößerter Darstellung gezeigt.
Die dritte Leitung 1804 verläuft, vollständig in einer ersten Verdrahtungsebene 1900. Die zweite Leitung 1803 verläuft vollständig in einer zweiten Verdrahtungsebene 1901. Die erste Leitung 1802 verläuft in einem ersten Teilbereich in der zweiten Verdrahtungsebene 1901, in dem unmittelbaren Kreuzungsbereich in der ersten Verdrahtungsebene 1900 und in einem dritten Teilbereich wiederum in der zweiten Verdrahtungsebene 1901. Die drei Teilbereiche der ersten Leitung 1802, die in den beiden Verdrahtungsebenen 1900, 1901 liegen, sind unter Verwendung von Vertikalkopplungselementen 1902 miteinander gekoppelt.
Anschaulich ist die erste Leitung 1802 in dem Kreuzungsbereich mit den zweiten, dritten Leitungen 1803, 1804 als Brückenstruktur realisiert, so dass auch in dem Kreuzungsbereich der drei Leitungen 1802 bis 1804 eine elektrische Isolation der Leitungen voneinander ermöglicht ist.
In diesem Dokument sind folgende Veröffentlichungen zitiert:
[1] WO 00Z42217
[2] DE 199 01 761 AI
[3] WO 99Z36573
[4] Eversmann, B et al . (2003) ISSCC 2003
[5] DE 10209075
[6] DE 10251243
[7] Thewes, R et al . (2002) ISSCC 2002
[8] Hofmann, F et al . (2002) IEDM 2002
[9] DE 43 38 732 AI
Bezugszeichenliste
100 Biosensor-Einheit 101 Silizium-Substrat 102 Gate-Elektrode 103 Spannungsquelle 104 erste Source-ZDrain-Elektrode 105 zweite Source-ZDrain-Elektrode 106 Kanal-Schicht 107 Fängermoleküle 108 Label 109 Siliziumnitrid-Passivierungsschicht 110 Massepotential 111 Spannungsquelle 112 Stromerfasseinheit 113 Gate-isolierende Schicht 200 zu erfassende Partikel 201 Pfeil 202 Elektronen 300 andere Partikel 400 Biosensor-Einheit 401 Potentiostat 402 Komparator 402a invertierender Eingang 402b nichtinvertierender Eingang 402c Ausgang 403 Referenzelektrode 404 Gegenelektrode 405 elektrolytischer Analyt 500 Biosensor-Einheit 600 Biosensor-Einheit 700 Biosensor-Einheit 701 vollständig verarmte Halbleiterschicht 800 Biosensor-Einheit 801 elektrisch isolierende Deckschicht 900 Biosensor-Einheit
901 Wechselspannungsquelle 1000 Biosensor-Einheit 1100 Sensor-Einheit
1200 Sensor-Array
1201 Aktivierleitung
1202 Ansteuerleitung
1203 Detektionsleitung
1204 Ansteuer-Spannungsquelle
1205 Detektions-Stromerfasseinheit
1206 Auswahlschalter
1207 Komparator
1207a invertierender Eingang 1207b nichtinvertierender Eingang 1207c Ausgang
1208 Referenzelektrode
1209 Gegenelektrode
1210 ausgewählte Sensor-Einheit
1300 Sensor-Array
1301 Ansteuer-Spannungsquellen
1302 Detektions-Stromerfasseinheiten
1400 Sensor-Array
1401 Nichtauswahl-Gatespannungsquelle
1402 Auswahl-Gatespannungsquelle
1403 Aktivierleitungen
1500 Sensor-Array
1501 Gatespannungsquellen
1600 Sensor-Array
1601 IZO-Schnittstelleneinheit
1602 erster OnChip-Peripherieschaltkreis
1603 zweiter OnChip-Peripherieschaltkreis 1700 Sensor-Array
1800 Sensor-Array
1801 Kreuzungsbereich
1802 erste Leitung 1803 zweite Leitung
1804 dritte Leitung
1900 erste Verdrahtungsebene
1901 zweite Verdrahtungsebene
1902 Vertikalkopplungselemente

Claims

Patentansprüche:
1. Sensor-Transistor-Element
• mit einem Substrat; • mit einer auf undZoder in dem Substrat gebildeten Gate- Elektrode, an welche ein elektrisches Aktiviersignal zum -Aktivieren des Sensor-Transistor-Elements anlegbar ist;
• mit einer Gate-isolierenden Schicht auf der Gate- Elektrode; • mit einer ersten Source-ZDrain-Elektrode und mit einer zweiten Source-ZDrain-Elektrode;
• mit einer auf der Gate-isolierenden Schicht und über der Gate-Elektrode gebildeten Kanal-Schicht zwischen der ersten Source-ZDrain-Elektrode und der zweiten Source- / Drain-Elektrode, welche Kanal-Schicht aus Fängermolekülen gebildet ist, die derart eingerichtet sind, dass sie mit in einem Analyten möglicherweise enthaltenen zu erfassenden Partikeln hybridisieren.
2. Sensor-Transistor-Element nach Anspruch 1, bei dem die Source- ZDrain-Elektroden auf der Gateisolierenden Schicht angeordnet sind.
3. Sensor-Transistor-Element nach Anspruch 1 oder 2, bei dem zumindest ein Teil der Fängermoleküle mit einem Label versehen ist, das derart eingerichtet ist, dass es bei einem erfolgten Hybridisierungsereignis die elektrische Leitfähigkeit der Kanal-Schicht mittels Bereitsteilens elektrischer Ladungsträger erhöht.
4. Sensor-Transistor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem zumindest eine der beiden Source-ZDrain-Elektroden ganz oder teilweise mit einer elektrisch isolierenden Schicht bedeckt ist.
5. Sensor-Transistor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 4 , eingerichtet als monolithisch integriertes Sensor-Transistor- Element .
6. Sensor-Transistor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 5, das in
• Silizium-Technologie; oder
• Polymerelektronik-Technologie hergestellt ist.
7. Sensor-Transistor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 6, mit einer Schicht aus einem vollständig verarmten Halbleitermaterial zwischen der Gate-isolierenden Schicht und der Kanal-Schicht.
8. Sensor-Transistor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 7, mit einer monomolekularen Schicht mit einem ausreichend hohen Dichtegrad der Moleküle als Gate-isolierende Schicht oder als Schicht zwischen der Gate-isolierenden Schicht und der Kanal- Schicht.
9. Sensor-Transistor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 8, mit einer Self-Assembled-Monolayer-Schicht als Gateisolierende Schicht oder als Schicht zwischen der Gateisolierenden Schicht und der Kanal-Schicht.
10. Sensor-Einheit zum Erfassen von in einem Analyten möglicherweise enthaltenen Partikeln, mit einem Sensor-Transistor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 9.
11. Sensor-Einheit nach Anspruch 10, mit einer mit zumindest einer der beiden Source-ZDrain- Elektroden gekoppelten Erfass-Einrichtung zum Erfassen eines elektrischen Sensorsignals aufgrund einer infolge eines Hybridisierungsereignisses veränderten elektrischen Leitfähigkeit der Kanal-Schicht .
12. Sensor-Einheit nach Anspruch 11, bei der die Erfass-Einrichtung zum Anlegen einer elektrischen Spannung zwischen die beiden Source-ZDrain-Elektroden und zum Erfassen eines elektrischen Stroms an zumindest einer der beiden Source-ZDrain-Elektroden eingerichtet ist.
13. Sensor-Einheit nach Anspruch 11, bei der die Erfass-Einrichtung zum Anlegen eines elektrischen Stroms an zumindest eine der beiden Source-ZDrain-Elektroden und zum Erfassen einer elektrischen Spannung zwischen den beiden Source-ZDrain-Elektroden eingerichtet ist.
14. Sensor-Einheit nach Anspruch 12 oder 13, bei der die angelegte elektrische Spannung oder der angelegte elektrische Strom
• ein Gleichsignal; oder
• ein Wechselsignal ist.
15. Sensor-Einheit nach einem der Ansprüche 10 bis 14, mit einer auf undZoder in dem Substrat gebildeten Potentiostat-Einrichtung zum Halten eines mit der Sensor- Einheit in Wirkkontakt gebrachten Analyten auf einem vorgebbaren elektrischen Potential.
16. Sensor-Einheit nach Anspruch 15, bei der die Potentiostat-Einrichtung
• eine Referenzelektrode zum Erfassen des elektrischen Potentials des Analyten; • eine Komparator-Einrichtung zum Vergleichen des erfassten elektrischen Potentials des Analyten mit einem vorgegebenen elektrischen Potential; und • eine Gegenelektrode zum Bereitstellen elektrischer Ladungsträger an den -Analyten basierend auf dem Vergleich aufweist .
17. Sensor-Einheit nach einem der Ansprüche 10 bis 16, eingerichtet als Biosensor-Einheit.
18. Sensor-Array mit einer Mehrzahl von auf undZoder in dem Substrat gebildeten Sensor-Einheiten nach einem der Ansprüche 10 bis 17.
19. Sensor-Array nach Anspruch 18, • mit mindestens einer Aktivierleitung, mindestens einer Ansteuerleitung und mindestens einer Detektionsleitung, welche Leitungen voneinander elektrisch isoliert sind, wobei o jeweils die Gate-Elektrode einer jeden Sensor- Einheit mit genau einer der mindestens einen Aktivierleitung gekoppelt ist; o jeweils die erste Source-ZDrain-Elektrode einer jeden Sensor-Einheit mit genau einer der mindestens einen Ansteuerleitung gekoppelt ist und die zweite Source-ZDrain-Elektrode mit genau einer der mindestens einen Detektionsleitung gekoppelt ist; o zumindest eine der mindestens einen Ansteuerleitung und zumindest eine der mindestens einen Detektionsleitung mit zumindest zwei der Sensor- Einheiten gekoppelt ist;
• wobei die Erfass-Einrichtung eine Ansteuereinheit zum Bereitstellen eines elektrischen Ansteuersignals und eine Detektionseinheit zum Erfassen eines aus dem elektrischen Ansteuersignal resultierenden elektrischen Sensorsignals aufweist; und
• mit einer Auswahleinheit, die derart eingerichtet ist, dass sie die Ansteuereinheit mit der Ansteuerleitung einer auszuwählenden Sensor-Einheit und die Detektionseinheit mit der Detektionsleitung der auszuwählenden Sensor-Einheit koppelt, womit die Sensor- Einheit ausgewählt wird.
20. Sensor-Array nach Anspruch 19, mit einer Auswerteeinheit, die derart eingerichtet ist, dass sie für die mindestens eine ausgewählte Sensor-Einheit basierend auf dem Ansteuersignal und dem Sensorsignal ermittelt, ob an der mindestens einen ausgewählten Sensor- Einheit Hybridisierungsereignisse erfolgt sind undZoder in welcher Quantität an der mindestens einen ausgewählten Sensor-Einheit Hybridisierungsereignisse erfolgt sind.
21. Sensor-Array nach einem der Ansprüche 18 bis 20, bei dem die Sensor-Einheiten zu einer Mehrzahl von Sensor- Gruppen gruppiert sind derart, dass jede Sensor-Gruppe wahlweise separat von den anderen Sensor-Gruppen oder gemeinsam mit zumindest einem Teil der anderen Sensor-Gruppen betreibbar ist.
22. Sensor-Array nach einem der Ansprüche 18 bis 21, bei dem in dem Substrat
• ein Analog-Digital-Wandler-Schaltkreis integriert ist, der derart eingerichtet ist, dass er ein analoges elektrisches Signal in ein digitales Signal umwandeln und der Auswerteeinheit bereitstellen kann; undZoder
• eine elektrische Versorgungseinheit integriert ist, die derart eingerichtet ist, dass sie der Ansteuereinheit undZoder der Auswahleinheit elektrische Spannungssignale undZoder elektrische Stromsignale bereitstellen kann; undZoder
• ein Digital-Analog-Wandler-Schaltkreis integriert ist, der derart eingerichtet ist, dass er ein digitales Spannungssignal undZoder Stromsignal der Versorgungseinheit in ein analoges Signal umwandeln und der Ansteuereinheit undZoder der Auswahleinheit bereitstellen kann; undZoder
• eine Eingabe-ZAusgabe-Schnittstelle integriert ist; undZoder
• eine Verstärkereinheit, eingerichtet zum Verstärken des elektrischen Sensorsignals, integriert ist.
23. Sensor-Array nach einem der Ansprüche 19 bis 22, mit genau einer Aktivierleitung, die für alle Sensor- Einheiten gemeinsam vorgesehen ist.
24. Sensor-Array nach einem der Ansprüche 19 bis 23, bei dem die mindestens eine Ansteuerleitung, die mindestens eine Detektionsleitung und die mindestens eine Aktivierleitung zumindest teilweise in zwei unterschiedlichen Leitungsebenen in undZoder auf undZoder unter dem Substrat ausgebildet sind.
25. Sensor-Array nach Anspruch 24, bei dem die Sensor-Einheiten in genau einer der Leitungsebenen ausgebildet sind.
26. Sensor-Array nach Anspruch 24 oder 25, bei dem in einem ersten Leitungsabschnitt, in dem zwei der Leitungen von einer gegenseitigen Kreuzung frei sind, diese beiden Leitungen in derselben Ebene verlaufend ausgebildet sind, und bei dem in einem zweiten Leitungsabschnitt, in dem diese beiden Leitungen sich gegenseitig kreuzen, diese beiden Leitungen in unterschiedlichen Ebenen verlaufend ausgebildet sind.
27. Sensor-Array nach Anspruch 26, bei dem der erste Leitungsabschnitt mit dem zweiten Leitungsabschnitt einer jeweiligen Leitung mittels mindestens eines im Wesentlichen vertikal zu dem Substrat verlaufend angeordneten elektrischen Kontaktierungselements gekoppelt ist.
28. Sensor-Array nach einem der Ansprüche 19 bis 27, bei dem mindestens eine der Leitungen auf einer Unterseite des Substrats oder unterhalb des Substrats verlaufend ausgebildet ist.
29. Sensor-Array nach einem der Ansprüche 19 bis 28, bei dem die Ansteuereinheit eine für alle Sensor-Einheiten gemeinsame Versorgungseinheit aufweist, die derart eingerichtet ist, dass mit ihr an die zumindest eine ausgewählte Sensor-Einheit das elektrische Ansteuersignal anlegbar ist.
30. Sensor-Array nach Anspruch 29, bei dem die Ansteuereinheit undZoder die Detektionseinheit derart eingerichtet sind, dass an zumindest einen Teil der nicht ausgewählten Sensor-Einheiten ein elektrisches Referenzsignal anlegbar ist.
31. Sensor-Array nach einem der Ansprüche 19 bis 30, bei dem die Ansteuereinheit für jeweils eine Gruppe von Sensor-Einheiten eine der jeweiligen Gruppe zugehörige
Versorgungseinheit aufweist, die derart eingerichtet ist, dass mit ihr an die Sensor-Einheiten der zugehörigen Gruppe das elektrische Ansteuersignal anlegbar ist.
32. Sensor-Array nach einem der Ansprüche 19 bis 31, bei dem die Detektionseinheit für alle Sensor-Einheiten gemeinsam gebildet ist.
33. Sensor-Array nach einem der Ansprüche 19 bis 32, bei dem die Detektionseinheit für jeweils eine Gruppe von Sensor-Einheiten gemeinsam gebildet ist.
34. Sensor-Array nach einem der Ansprüche 18 bis 33, bei dem die Sensor-Einheiten im Wesentlichen als
• Rechteck-Matrix; • Hexagonal-Matrix; oder
• Dreiecks-Matrix angeordnet sind.
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