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WO2005001479A1 - Kapazitives biosensor-element und verfahren zum detektieren von hybridisierungsereignissen - Google Patents

Kapazitives biosensor-element und verfahren zum detektieren von hybridisierungsereignissen Download PDF

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WO2005001479A1
WO2005001479A1 PCT/DE2004/000978 DE2004000978W WO2005001479A1 WO 2005001479 A1 WO2005001479 A1 WO 2005001479A1 DE 2004000978 W DE2004000978 W DE 2004000978W WO 2005001479 A1 WO2005001479 A1 WO 2005001479A1
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WO
WIPO (PCT)
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electrodes
analyte
sensor element
particles
substrate
Prior art date
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Ceased
Application number
PCT/DE2004/000978
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English (en)
French (fr)
Inventor
Hans-Christian Hanke
Christian Paulus
Meinrad Schienle
Roland Thewes
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Infineon Technologies AG
Siemens AG
Original Assignee
Infineon Technologies AG
Siemens AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Infineon Technologies AG, Siemens AG filed Critical Infineon Technologies AG
Priority to US10/562,040 priority Critical patent/US20060226030A1/en
Publication of WO2005001479A1 publication Critical patent/WO2005001479A1/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

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    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
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    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54313—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals the carrier being characterised by its particulate form
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    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
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    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/68—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions involving nucleic acids
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    • C12Q1/6825—Nucleic acid detection involving sensors
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    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
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    • C12Q1/68—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions involving nucleic acids
    • C12Q1/6813—Hybridisation assays
    • C12Q1/6834—Enzymatic or biochemical coupling of nucleic acids to a solid phase

Definitions

  • the invention relates to a sensor element, a sensor array and a method for detecting particles possibly contained in an analyte.
  • a first electrode 102 made of gold and a second electrode 103 made of gold are formed on a substrate 101.
  • the first and second electrodes 102, 103 are implemented as interdigital electrodes, i.e. as interdigitated electrode structures.
  • 1 shows a top view of the biosensor element 100 and a cross-sectional view, taken along a section line I-I '.
  • biosensor element 100 Functionality of the biosensor element 100 is described in more detail with reference to an enlarged partial area 104 of the biosensor element 100.
  • FIGS. 2A, 2B show that capture molecules 200 are immobilized on the electrodes 102, 103, respectively.
  • the capture molecules 200 are DNA strands.
  • Gold is often used as the material for the electrodes 102, 103, since in this case the capture molecules 200 are attached to the gold electrodes 102, 103 by means of a bond between thiol End groups (SH) of the capture molecules 200 and the gold material of the electrodes 102, 103 can be easily implemented due to the chemically favorable gold-sulfur bond.
  • SH thiol End groups
  • an analyte 201 contains particles 203, such an analyte 201 is brought into active contact with the biosensor element 100.
  • the particles 203 to be detected which may be contained in the analyte 201, are also DNA half-strands.
  • the analyte 201 is often an electrolytic solution that is to be examined for the presence of particles 203 to be detected.
  • a hybridization between catcher molecules 200 and particles 203 to be detected only takes place if catcher molecules 200 and particles 203 to be detected match one another in accordance with the key-lock principle (see FIG. 2B).
  • a connection of the DNA half-strands to the capture molecules 200 is referred to as hybridization.
  • the specificity of the biosensor element 100 is thus derived from the specificity of the capture molecules 200 for hybridization with very special particles 203 to be detected.
  • the impedance Z 202 between the electrodes 102, 103 is recorded as an electrical parameter in the biosensor element 100.
  • the value of the impedance changes because
  • Catcher molecules 200 and particles 203 to be detected as DNA half-strands are each relatively poorly electrically conductive and, after hybridization, displace the volume of the relatively good electrically conductive electrolytic analyte 201 from the volume surrounding the electrodes 102, 103. A change in the value of the impedance can thus be interpreted as a sensor event.
  • a part of the biosensor element 100 with its partial region 104 is shown again in FIG. 3 further shows courses of electrical field lines 301 between the interdigital electrodes 102, 103 when an electrical voltage for operating the biosensor element 100 is applied to them.
  • FIG. 3 shows surrounding areas 300 of the electrodes 103, 102 in which, after the hybridization event has taken place, the electrical properties change particularly strongly due to the presence of particles 203 which are relatively poorly electrically conductive.
  • FIG. 3 also shows that the courses of the electric field lines 300 in an interdigital electrode arrangement according to FIG. 1 have lines of symmetry 302 and are repeated periodically. Therefore, only two adjacent electrodes 102, 103 are justified in the following.
  • FIG. 4A shows a first equivalent circuit diagram 400 for the partial region 104, in which the components of the biosensor element 100 are modeled in the form of concentrated components in terms of circuitry.
  • the biosensor element 100 contains a second electrode-electrolyte capacitance 401 C M between the second electrode 103 and the electrolytic analyte 201.
  • a second electrode-electrolyte Resistor 402 R M (ohmic resistance) shown.
  • the parallel-connected components electrolyte capacity is 403 C E and electrolyte resistance R E 404 (ohmic resistance), by means of which the electrical properties of the electrolytic analyte 201 modeled connected.
  • the parallel connection of components 403, 404 is in series with a parallel connection comprising a first electrode-electrolyte capacitance 405 C M and a first electrode-electrolyte resistor 406 R M (ohmic resistance) connected.
  • the second equivalent circuit diagram 410 from FIG. 4B can be used.
  • the elements C E and R E characterizing the electrolyte 201 are also shown as variables which are variable as a result of hybridization.
  • Electrodes 103, 102 applied an AC voltage V by means of an AC voltage source 500, as shown in FIG. 5A.
  • a connection of the AC voltage source 500 and a connection of the components 401, 402 is brought to the electrical ground potential 504. Furthermore, one of the
  • AC voltage at the electrodes 103, 102 resulting AC signal I evaluated by means of a current detection unit 501.
  • a signal i.e. an electrical voltage. In this case, these signals are in phase opposition to one another.
  • FIG. 5B shows a scenario in which the capacitances 401, 405 are assumed to be identical and in which the ohmic resistors 402, 406 are assumed to be identical.
  • the capacitances 401, 405 are effective electrode-electrolyte capacitance 502 and the components 402, 405 are closed an effective electrode-electrolyte resistance 503 (ohmic resistance).
  • FIG. 5A, FIG. 5B the components C E and R E are shown as unchangeable electrical parameters. If their change due to hybridization is also to be recorded, the representations shown in FIG. 5C or FIG. 5D result with components 403, 404 that can be changed as a result of hybridization.
  • a distance d between the electrodes 102, 103 shown in FIG. 1 is typically in the sub-micrometer range.
  • a biosensor element 100 (as shown in FIG. 1) can be provided essentially rectangular. Circular arrangements are described in [2], [9] and [10], which may be advantageous for reasons of fluidics (for the spotting process when the catcher molecules are applied to the electrodes 102, 103).
  • the external dimensions 1 (see FIG. 1) or the diameter of a biosensor element is typically in the range between less than 100 micrometers and a few tens of millimeters.
  • the biochemical or electrochemical conditions which are necessary for the operation of a biosensor element 100 are no longer met. If the electrode potential exceeds a certain value, certain substances can be oxidized on an electrode. If the electrical potential falls below a different threshold value, substances are reduced at the electrode. An undesired oxidation or reduction can lead, among other things, to the chemical bonds that occur in the
  • Immobilization and hybridization can be entered into, broken down. Furthermore, on the sensor electrodes 102, 103 use electrolysis, the electrolysis products bringing the chemical environment necessary for the operation of the sensors out of balance.
  • the absolute values of the critical potentials result from the composition and the concentration ratios of the chemical environment of the electrodes (immobilization layer, analyte, etc.).
  • Typical values for the exciting voltage are in the range of a few 10 mV to around 100 mV.
  • the size of the resulting measurement signal (e.g. electrical current) is approximately directly proportional to the applied voltage.
  • Miniaturized bio- / chemosensor arrays that can be realized on a chip are used for the parallel detection of different particles 203 to be detected in the analyte 201 to be examined.
  • HTS High Throughput Screening
  • the electrical properties' of the subject volume essentially on the properties of the electrolyte 201, and only in minor ways by the properties of the molecules 200 as determined 203rd
  • the lower sensitivity of known sensor elements is also frequently due to the fact that the DNA molecules are permeated by the ions which contribute to the conductivity of the surrounding electrolyte, regardless of whether hybridization has taken place or not.
  • FIG. 7A shows a biosensor element with a relatively large electrode spacing and width, and the electrode spacing and width are reduced in the biosensor element shown in FIG. 7B.
  • Microelectronics are provided, but they are very expensive and optimized for the standard metals (copper, aluminum, tungsten) in microelectronics. Electron beam lithography, which enables the production of even smaller structure widths than with the usual ones
  • Standard lithography processes allowed, only allows sequential processing of the required structures and no parallel processing and is therefore also unsuitable for cost reasons.
  • the sensor known from [11] has the disadvantage that the production of an electrically conductive bridge using metal spheres and the additional process step of bridging adjacent gold labels with silver material is complex and technically difficult.
  • [12] discloses a biochip arrangement with a substrate, with at least one sensor arranged on or in the substrate and with an electrically conductive permeation layer.
  • the invention is based in particular on the problem of providing a sensor element, a sensor array and a method for detecting particles which may be contained in an analyte, in which it is possible with reduced effort to detect particles to be detected with high detection sensitivity.
  • the sensor element according to the invention for detecting particles possibly contained in an analyte contains a substrate, at least two electrodes in and / or capture molecules immobilized on and / or on a surface area of the substrate. These are set up in such a way that they hybridize with particles to be detected which may be contained in an analyte, which particles have a label which has different electrical properties from the analyte. Furthermore, the sensor element contains a detection device coupled to the electrodes for detecting a change in the capacitive component of the impedance between the electrodes due to a label located in a surrounding area of the electrodes as a result of a hybridization event.
  • the sensor array according to the invention contains a plurality of sensor elements formed in and / or on the substrate with the features described above.
  • a sensor element with the features described above is used.
  • the analyte is brought into active contact with the capture molecules immobilized on the surface area of the substrate such that the Hybridize capture molecules with particles to be detected which may be contained in the analyte.
  • the particles have a label that has different electrical properties from the analyte.
  • a change in the capacitive component of the impedance between the electrodes due to a hybridization event in a surrounding area of the electrodes is detected by means of the detection device coupled to the electrodes.
  • the detection sensitivity is used in the sensor element according to the invention due to the use of particles to be detected with a label with different electrical properties from the analyte, and that the detection of hybridization events by means of a non-ohmic, eg capacitive measuring method.
  • a non-ohmic, eg capacitive measuring method When using sufficiently large labels on the particles to be detected, in the event of a hybridization event, an electrolytic analyte is displaced from the area surrounding the electrodes of the sensor element and replaced by a material with a significantly different electrical property.
  • the imaginary part of the impedance between the electrodes, in particular the capacitance changes significantly
  • the electrodes are directly exposed to the electrolytic analyte.
  • the electrodes can be covered with a passivation layer, so that the electrodes are protected against a negative influence by a chemically possibly aggressive electrolyte. This increases the service life of the sensor element according to the invention.
  • no special material for the electrodes e.g. Gold can be used, all electrically conductive materials can be used, e.g. can be inserted into the manufacturing process more cheaply and economically or are already available in the manufacturing process.
  • the electrode In contrast to the invention, according to [11] the electrode must always be in electrical contact with the electrolyte, since an ohmic resistance between the electrodes is detected. According to [11], after a hybridization event has taken place, a silver-containing solution must also be brought into active contact with the double strands generated as a result of the hybridization, as a result of which intermediate regions between adjacent metal spheres are bridged with silver material, so that an electrically conductive bridge between the two electrodes is produced becomes. This complex process step can be dispensed with in the solution according to the invention.
  • the labels with electrical properties that differ from the analyte can be, for example, metallically conductive or poorly electrically conductive or can have a particularly large relative dielectric constant. It is just requires that the capacitive component of the impedance between the electrodes is subject to a significant change in the presence of the labels in a surrounding area of the electrodes.
  • a distinguishing feature of the sensor element according to the invention when using metallic conductive labels to known sensor elements is that the complex resistance between the electrodes decreases in the case of successful hybridization, or if only the capacitive one
  • Component is considered, the value of the capacitance increases, and its impedance does not increase or the value of the capacitive components decreases.
  • the course of the field lines is massively influenced, in particular in a surrounding area of the electrodes. In other words, the measurement effect is very large.
  • labels or beads with very good electrical conductivity as label molecules, it is also possible to use beads which have a similar diameter to the well-conductive beads described above, but have a different electrical property. If the electrical resistance of such beads is significantly greater than the electrical resistance of the electrolyte and the dielectric constant is significantly smaller, the capacitive component of the impedance decreases with successful hybridization.
  • An advantage when using electrically poorly conducting beads is that an increase in impedance can be limited to certain frequency ranges of a stimulating signal, since the dielectric properties of the beads under consideration also play a role.
  • the ratio of the desired capacitive contributions to the ohmic contributions can be optimally set by dividing a suitable frequency.
  • Another advantage of the sensor element according to the invention is that a particularly small structural width of the electrodes is not necessary, since the effect used is particularly pronounced when using metallic conductive labels. It is therefore possible to produce the sensor element according to the invention using standard processes and without expensive special processes such as electron beam lithography.
  • the coupling chemistry used for immobilizing capture molecules is preferably designed according to the invention not only to guarantee immobilization of the capture molecules as well as possible, but in particular also between the electrodes.
  • the quality of the immobilization on the electrodes is of minor importance.
  • the sensor according to the invention is manufactured on the basis of a silicon substrate (eg wafer, chip), the chip surface can be formed between adjacent sensors or between adjacent electrodes, for example from the materials silicon oxide and / or silicon nitride. These materials are sufficiently well suited for coupling catcher molecules, in addition they are these materials can be easily modified and optimized in their chemical nature. Gold or platinum is a good choice for the electrode materials. Chemically inert materials (eg precious metals) are particularly advantageous.
  • the sensor element of the invention can be manufactured using a robust and inexpensive manufacturing process.
  • the electrodes It is also possible to bury the electrodes or to provide them covered by a dielectric cover layer. As a result, the same surface is obtained between the electrodes and above the electrodes. As a result, the coupling chemistry used to immobilize the capture molecules only has to be adapted to one material. In particular, the entire biochemical system consists of one component less, is less complicated and allows a simpler and more robust design.
  • CMOS chips use of active CMOS chips is therefore possible according to the invention without great effort, since no non-CMOS metal has to be integrated into a process that meets the given biological requirements (e.g. gold).
  • Circuits is realized. Each of these components can optionally be provided on-chip or off-chip.
  • the sensor element can have an electrically insulating layer between the electrodes and the capture molecules and / or on regions of the substrate between the electrodes.
  • the electrodes are galvanically separated from the electrolyte, undesired electrochemical conversions on the electrodes are avoided and the electrodes are protected against a chemically possibly aggressive electrolyte.
  • the capture molecules can be immobilized on the one hand on or above the electrodes and on the other hand between the electrodes.
  • the gap between the electrodes is immobilized on the substrate, a strong change in the capacitive component of the impedance and a high detection sensitivity can be achieved.
  • the sensor element can be set up as a biosensor element, in particular for detecting DNA molecules, proteins, oligonucleotides, etc.
  • the sensor element according to the invention is preferably set up as a monolithically integrated sensor element.
  • electrical components for controlling or reading out the sensor element can be integrated in the substrate (e.g. silicon wafer or silicon chip).
  • the sensor element according to the invention can thus be implemented with the advantages of modern silicon microelectronics, which enables an increased integration density and a particularly high detection sensitivity (for example due to the digitization and / or preamplification of the measurement signal on-chip).
  • the sensor element can have two electrodes, and the detection device can detect an AC electrical signal as a result of one between the two
  • Electrodes applied to the AC signal can, for example, as Interdigital electrodes (see Fig.l) or as flat electrodes arranged side by side or one inside the other.
  • an electrical AC voltage signal can be applied, and it can result from a hybridization event due to the
  • Presence of the label changed sensor current can be detected to determine the capacitive component of the impedance.
  • the sensor element can have two pairs of electrodes, and the detection device can detect one
  • the sensor element can be implemented as a four-pole sensor with two force and two sense electrodes (see Fig. 11 to Fig. 12B).
  • the catcher molecules can be arranged at such a distance from one another and / or the labels can have such a dimension that the region between the
  • Electrodes by a continuous bridging through the label is free.
  • a continuous electrically conductive connection between the electrodes is realized by means of the labels.
  • the labels can be formed from an electrically insulating material.
  • the labels can have a relative dielectric constant that is greater than a relative dielectric constant of the analyte.
  • the labels can be formed from an electrically conductive material.
  • the labels can be formed from metallic spheres with dimensions in the nanometer range.
  • Figure 1 is a plan view and a cross-sectional view taken along that shown in Figure 1
  • Section line I-I ' a biosensor element according to the prior art
  • FIGS. 2A, 2B cross-sectional views of a partial area of the biosensor element shown in FIG. 1 in two different operating states
  • FIG. 3 shows a partial area of the biosensor element from FIG. 1 with a symmetrical field line course
  • FIGS. 4A, 4B first and second equivalent circuit diagrams of a partial area of the biosensor element from FIG. 1,
  • FIGS. 5A to 5D show other equivalent circuit diagrams of a partial area of the biosensor element from FIG. 1
  • FIGS. 6A, 6B are enlarged representations of a partial area of the biosensor element from FIG. 1
  • FIGS 7A, 7B are schematic views of biosensor elements according to the prior art with different
  • FIGS. 8A, 8B show a biosensor element according to a first exemplary embodiment of the invention in two different operating states
  • Figure 9A, 9B are schematic views of the electrical
  • 10A, 10B show a biosensor element according to a second exemplary embodiment of the invention in two different operating states
  • FIG. 11 shows a view of a biosensor element according to a third exemplary embodiment of the invention.
  • FIGS. 12A, 12B different views of a biosensor element according to a fourth embodiment of the
  • a biosensor element 800 according to a first exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIGS. 8A and 5B.
  • the biosensor element 800 for detecting DNA half-strands possibly contained in an analyte has a silicon substrate 801.
  • a first gold electrode 802 and a second gold electrode 803 are formed on and in the silicon substrate 801.
  • a detection device 804 is monolithically integrated in the silicon substrate 801.
  • an alternating voltage can be applied between the electrodes 802, 803 and a resulting alternating current signal can be detected.
  • the value of the capacitive component of the impedance or the change in such a value due to a hybridization event can be detected from the detected AC signal by means of the detection device.
  • Such a sensor signal is generated by the detection device 804 “on-chip ⁇ in the silicon substrate 801, ie close to the
  • DNA half-strands are immobilized as capture molecules 807 both on the gold electrodes 802, 803 and on the region of the silicon substrate 801 between the gold electrodes 802, 803.
  • FIG. 8A shows the biosensor element 800 in a first operating state before the biosensor element 800 is brought into contact with an analyte which may contain particles to be detected.
  • the analyte 808 contains DNA half-strands complementary to the catcher molecules 807 as particles 809 to be detected.
  • Gold particles 810 with good electrical conductivity are labels on the particles 809 to be detected, as labels with significantly different electrical ones compared to the electrolyte Properties bound.
  • the base sequences of the catcher molecules 807 and the particles 809 to be detected are complementary to one another, so that hybridization events occur (“match”). If the base sequences of catcher molecules 807 and the particles 809 to be detected are not complementary to one another , there is no hybridization (“mismatch", not shown). After hybridization has taken place, as shown in FIG. 8B, the surrounding areas of the electrodes 802, 803 are partially occupied by the gold labels 810.
  • the distance between adjacent catcher molecules 807 is typically in the order of 10 nanometers
  • the extent of the gold labels 810 is typically in the range from 2 to 7 nanometers. Due to the hybridization-related presence of the gold labels 810 near the electrodes with electrical properties that differ from the analyte 808, the capacitive component of the impedance between the electrodes 802, 803 is greatly changed.
  • the capture molecules 807 are not only immobilized on the electrodes 802, 803, but also on the spaces between the electrodes 802, 803.
  • the particles 809 to be recorded are provided with the gold labels 810 and hybridized with the capture molecules 807. Therefore, an area is formed above the electrodes 802, 803 and in the spaces between the electrodes 802, 803, within which a considerable part of the volume is filled with the metallic conductive gold labels 810.
  • the diameter of the electrodes 802, 803 is not only immobilized on the electrodes 802, 803, but also on the spaces between the electrodes 802, 803.
  • the particles 809 to be recorded are provided with the gold labels 810 and hybridized with the capture molecules 807. Therefore, an area is formed above the electrodes 802, 803 and in the spaces between the electrodes 802, 803, within which a considerable part of the volume is filled with the metallic conductive gold labels 810.
  • FIG. 9A schematically shows the course of the field lines in the sensor element 800 before a hybridization event.
  • FIG. 9A shows a first course of electrical field lines 901 between lines of symmetry 900.
  • FIG. 9B A scenario is shown in FIG. 9B after an analyte 808 that has received the particles 809 to be detected has been brought into active contact with the sensor element 800.
  • gold labels 810 coupled to the particles to be detected 809 are arranged in a surrounding area of the electrodes 802, 803, which leads to a considerable distortion of the electric field lines comes, which is shown in the schematic second electrical field line course 902. Since the gold beads 810 are equipotential areas, the field lines 902 are orthogonal on the surfaces of the gold labels 810. The field lines are considerably compressed in a surrounding area of the electrodes 802, 803, so that the capacitive component of the impedance between the electrodes 802, 803 is changed considerably on account of the sensor event.
  • a biosensor element according to a second exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG. 10A, FIG. 10B.
  • the sensor element 1000 shown in FIGS. 10A, 10B differs from that shown in FIGS. 8A to 9B Sensor element 900 essentially in that, instead of gold labels 810, the particles 809 to be detected have electrically insulating labels 1002, and that the electrodes 802, 803 are not arranged on the surface of the biosensor element 1000, but instead by a surface of the biosensor element 1000
  • Silicon nitride passivation layer 1001 are separated.
  • catcher molecules 807 are arranged on the passivation layer 1001 in areas above the electrodes 802, 803 and between the electrodes 802, 803. Before the biosensor element 1000 is brought into contact with an analyte possibly containing particles to be detected, the biosensor element 1000 is in the operating state of FIG. 10A.
  • a hybridization event can take place as a result of complementary base sequences of the capture molecules 807 and the particles 809 to be detected, as shown in FIG. 10B.
  • Fig. 8A to Fig. 9B Deviating from the biosensor shown in Fig. 8A to Fig. 9B
  • elements 800 are attached to the particles 809 to be detected, electrically insulating labels 102.
  • a surrounding area of the electrodes 802, 803 is thus occupied with electrically insulating rags 1002 which displace material of the electrically conductive electrolytic analyte from a surrounding area of the electrodes 802, 803. Due to the electrically insulating property of the electrically insulating label 1002, the electrical properties in the area between the
  • Electrodes 802, 803 significantly modified so that the value of a sensor current changes significantly when an electrical alternating voltage signal is applied between electrodes 802, 803 due to a changed capacitive component of the impedance between electrodes 802, 803.
  • a biosensor element 1100 according to a third exemplary embodiment of the invention is described below with reference to FIG. 11.
  • the biosensor element 1100 in FIG. 11 are in one
  • Silicon substrate 801 integrated a first force electrode 1101 and a second force electrode 1102. Furthermore, a first sense electrode 1103 and a second sense electrode 1104 are integrated in the silicon substrate 801. A voltage between these two sense electrodes 1103, 1104 can be detected by means of a voltage detection unit 1105 between the first and second sense electrodes 1103, 1104. A measurement current between the force electrodes 1101, 1102 can be detected between the force electrodes 1101, 1102 by means of a current detection unit 1106. By means of a
  • Charge carrier source 1107 can be fed in electrical charge carriers.
  • a silicon nitride passivation layer 1001 is provided on the electrodes 1101 to 1104 and on the regions of the silicon substrate 801 between adjacent electrodes 1101 to 1104. Capture molecules 807 are immobilized on the silicon nitride passivation layer 1001. After adding an analyte containing particles 809 to be detected to the sensor element 1001, if the capture molecules 807 are complementary to the particles 809 to be detected, hybridization events take place. Gold labels 810 are attached to the particles 809 to be detected. Due to the presence of the electrically good conductive gold label 810 in a surrounding area of the electrodes 1101 to 1104, the electrical properties are changed and thus the impedance between the electrodes is changed.
  • FIG. 12A shows a biosensor element 1200 modified in comparison to FIG. 11 according to a fourth
  • Embodiment of the invention shown without dielectric over the electrodes 1101 to 1104. Furthermore, an equivalent circuit diagram 1210 with the circuitry components of the biosensor element 1200 is shown in FIG. As shown in FIG. 12B, the capacitance and ohmic resistance of the first force electrode 1101 can be modeled by means of a parallel connection of a first force capacitance C f 1211 and a first ohmic force resistance R f 1212. Capacities and ohmic resistance of the second force electrode 1102 are simulated by means of a parallel connection of a second force capacitance C f 1213 and a second ohmic force resistor f 1214.
  • the capacitances and the ohmic resistance of the first sense electrode 1103 are modeled by means of a parallel connection of a first sense capacitance C s 1215 and a first ohmic sense resistor R s 1216.
  • the capacitance and ohmic resistance of the second sense electrode 1104 are simulated by means of a parallel connection of a second sense capacitance C s 1217 and a second ohmic sense resistor R s 1218.
  • the second electrolyte capacitance C E ( S _ S ) 1221 and the second ohmic electrolyte resistor R E ( S - S ) 1222 connected in parallel to it model the capacitance and ohmic resistance of the system from the first sense electrode 1103, the second sense electrode 1104 and the electrolyte located between them.
  • Capacitance and an ohmic resistance of the system from the second sense electrode 1104 and the second force electrode 1102 and the intervening analyte is by means of the parallel-connected third electrolyte capacitance C E (S _ f) 1223 and the third ohmic electrolyte resistance R E ( S _ f ) 1224 modeled.
  • This structure formed from force electrodes 1101, 1102 and sense electrodes 1103, 1104 is Characterization of the properties of the elements C E ( S - S ) and R E ( ⁇ - S ) • Hybridization-related changes in the elements C s and R s , which provide access to the measurement source, do not influence the measurement result with sufficiently high-impedance inputs of the measurement source. Furthermore, when using the four-pole principle from FIGS.
  • hybridization-related changes in the elements C s , R f , C E (f- ⁇ ), R E (f- S ), C E (s _f) and R E ( S- f) does not matter if the current impressed or flowing in the structure and the measured voltage drop between the sense electrodes is known.
  • the sensor elements according to the invention from FIGS. 11 to 12B with labein bound to particles to be detected using a four-pole method with or without dielectric 1101 over the electrodes 1101 to 1104.
  • the capture molecules 807 are also immobilized in the spaces between the electrodes 1101 to 1104. Since, in the case of successful hybridization, the majority of the field lines are forced into the volume characterized by hybridization and therefore by the presence of the label 810, the four-pole method is not aimed in this case at the characterization of properties which are spatially associated with the volume of the electrolyte, but on a narrow area 1108 above the surface of the biosensor element 1100 between the sense electrodes 1103, 1104.
  • Advantage of the four-pole impedance method compared to one
  • Two-pole impedance method (compare Fig. 8A to Fig. 10B) is that the electrodes themselves have no influence on the measurement result, but essentially only the impedance between the
  • Electrodes (sensitive area 1108 in Fig.llA).
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Abstract

Ein Sensor-Element zum Erfassen von in einem Analyten möglicherweise enthaltenen Partikeln enthält ein Substrat und mindestens zwei Elektroden in und/oder auf dem Substrat. Ferner sind an einem Oberflächenbereich des Substrats Fängermoleküle immobilisiert, die derart eingerichtet sind, dass sie mit in einem Analyten möglicherweise enthaltenen zu erfassenden DNA-Halbsträngen hybridisieren, welche DNA-Halbsränge ein Label aufweisen, das von dem Analyten unterschiedliche elektrische Eigenschaften aufweist. Mit den Elektroden gekoppelt ist eine Erfass-Einrichtung zum Erfassen einer Veränderung des kapazitiven Anteils der Impedanz zwischen den Elektroden aufgrund infolge eines Hybridisierungsereignisses in einem Umgebungsbereich der Elektroden befindlicher Label.

Description

Beschreibung
KAPAZITIVES BIOSENSOR-ELEMENT UND VERFAHREN ZUM DETEKTIEREN VON HYBRIDISIERUNGS- EREIGNISSEN
Die Erfindung betrifft ein Sensor-Element, ein Sensor-Array und ein Verfahren zum Erfassen von in einem Analyten möglicherweise enthaltenen Partikeln.
Aus dem Stand der Technik sind ImpedanzSensoren für die
Biosensorik bekannt, siehe [1] bis [8] , deren Messprinzip auf der Veränderung der Impedanz einer Sonde in Gegenwart zu erfassender Partikel beruht.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.l ein aus dem Stand der Technik bekannter DNA-Sensor beschrieben.
Bei dem in Fig.l gezeigten Biosensor-Element 100 sind auf einem Substrat 101 eine erste Elektrode 102 aus Gold und eine zweite Elektrode 103 aus Gold gebildet. Die erste und zweite Elektrode 102, 103 sind als Interdigitalelektroden realisiert, d.h. als fingerförmig ineinandergreifende Elektrodenstrukturen. In Fig.l ist eine Draufsicht des Biosensor-Elements 100 und eine Querschnittsansicht gezeigt, aufgenommen entlang einer Schnittlinie I-I'.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.2A, Fig.2B die
Funktionalität des Biosensor-Elements 100 anhand einer Betrachtung eines vergrößerten Teilbereichs 104 des Biosensor-Elements 100 näher beschrieben.
In Fig.2A, Fig.2B ist gezeigt, dass auf den Elektroden 102, 103 jeweils Fängermoleküle 200 immobilisiert sind. Die Fängermoleküle 200 sind DNA-Halbstränge. Als Material für die Elektroden 102, 103 wird häufig Gold verwendet, da in diesem Falle das Anbinden von Fängermolekülen 200 an die Gold- Elektroden 102, 103 mittels einer Bindung zwischen Thiol- Endgruppen (SH) der Fängermoleküle 200 und dem Gold-Material der Elektroden 102, 103 aufgrund der chemisch günstigen Gold- Schwefel-Bindung gut realisierbar ist.
Zum Erfassen von in einem Analyten 201 möglicherweise . enthaltenen Partikeln 203 wird ein solcher Analyt 201 mit dem Biosensor-Element 100 in Wirkkontakt gebracht. Im Falle des in diesem Beispiel beschriebenen DNA-Sensors sind die zu erfassenden in dem Analyten 201 möglicherweise enthaltenen Partikel 203 ebenfalls DNA-Halbstränge. Der Analyt 201 ist häufig eine elektrolytische Lösung, die auf das Vorhandensein zu erfassender Partikel 203 untersucht werden soll. Eine Hybridisierung zwischen Fängermolekülen 200 und zu erfassenden Partikeln 203 erfolgt nur dann, wenn Fängermoleküle 200 und zu erfassende Partikel 203 gemäß dem Schlüssel-Schloss-Prinzip zueinander passen (siehe Fig.2B). Als Hybridisierung wird eine Anbindung der DNA-Halbstränge an die Fängermoleküle 200 bezeichnet. Sind Fängermoleküie 200 und zu erfassende Partikel 203 zueinander nicht komplementär, d.h. passen die Basensequenzen der DNA-Halbstränge 200, 203 nicht zueinander, so erfolgt keine Hybridisierung (siehe Fig.2A). Die Spezifität des Biosensor-Elements 100 leitet sich somit aus der Spezifität der Fängermoleküle 200 zum Hybridisieren mit ganz speziellen zu erfassenden Partikeln 203 ab.
Zum Erfassen der Partikel 203 wird als elektrischer Parameter bei dem Biosensor-Element 100 die Impedanz Z 202 zwischen den Elektroden 102, 103 erfasst. Im Falle erfolgter Hybridisierung ändert sich der Wert der Impedanz, da
Fängermoleküle 200 und zu erfassende Partikel 203 als DNA- Halbstränge jeweils relativ schlecht elektrisch leitfähig sind und nach der Hybridisierung das Volumen des relativ gut elektrisch leitfähigen elektrolytischen Analyten 201 aus dem die Elektroden 102, 103 umgebenen Volumen verdrängen. Eine Veränderung des Werts der Impedanz kann somit als Sensorereignis interpretiert werden. In Fig.3 ist nochmals ein Teil des Biosensor-Elements 100 mit seinem Teilbereich 104 gezeigt. In Fig.3 sind ferner Verläufe elektrischer Feldlinien 301 zwischen den Interdigitalelektroden 102, 103 gezeigt, wenn an diese eine elektrische Spannung zum Betreiben des Biosensor-Elements 100 angelegt ist. In Fig.3 sind Umgebungsbereiche 300 der Elektroden 103, 102 eingezeichnet, in welchen sich nach erfolgtem Hybridisierungsereignis die elektrischen Eigenschaften aufgrund der Anwesenheit relativ schlecht elektrisch leitfähiger zu erfassender Partikel 203 besonders stark ändern. Fig.3 ist ferner zu entnehmen, dass die Verläufe der elektrischen Feldlinien 300 bei einer Interdigitalelektroden-Anordnung gemäß Fig.l Symmetrielinien 302 aufweisen und sich periodisch wiederholen. Daher ist im Weiteren eine Betrachtung von nur zwei benachbarten Elektroden 102, 103 gerechtfertigt.
In Fig.4A ist für den Teilbereich 104 ein erstes Ersatzschaltbild 400 gezeigt, in welchem die Komponenten des Biosensor-Elements 100 in Form schaltungstechnischer konzentrierter Komponenten modelliert sind. Aus schaltungstechnischer Sicht enthält das Biosensor-Element 100 eine zweite Elektrode-Elektrolyt-Kapazität 401 CM zwischen zweiter Elektrode 103 und dem elektrolytischen Analyten 201. Ferner ist, parallel geschaltet zu der zweiten Elektrode- Elektrolyt-Kapazität 401, ein zweiter Elektrode-Elektrolyt- Widerstand 402 RM (ohmscher Widerstand) gezeigt. In Reihe zu den parallel geschalteten Komponenten 401, 402 sind die parallelgeschalteten Komponenten Elektrolyt-Kapazität 403 CE und Elektrolyt-Widerstand 404 RE (ohmscher Widerstand) , mittels welcher die elektrischen Eigenschaften des elektrolytischen Analyten 201 modelliert werden, geschaltet. Die Parallelschaltung der Komponenten 403, 404 ist in Reihe mit einer Parallelschaltung aus einer ersten Elektrode- Elektrolyt-Kapazität 405 CM und einem ersten Elektrode- Elektrolyt-Widerstand 406 RM (ohmscher Widerstand) geschaltet. Bei einer theoretischen Beschreibung eines solchen Biosensor-Elements 100 wird häufig davon ausgegangen, dass sich in erster Linie nur die Werte der Komponenten CM und RM im Falle einer Hybridisierung ändern (Komponenten 401, 402, 405, 406, siehe Fig.4A) .
Da sich jedoch nicht nur die Elektroden-Impedanzen aufgrund der hybridisierungsbedingten Änderungen der elektrischen Eigenschaften in unmittelbarer Nähe der Elektroden 103, 102 ändern, sondern auch die Eigenschaften eines grenzflächennahen Volumens der Elektroden 103, 102 (siehe Umgebungsbereiche 300 in Fig.3), kann zur noch genaueren Beschreibung des Biosensor-Elements 100 das zweite Ersatzschaltbild 410 aus Fig.4B verwendet werden. Bei dem zweiten Ersatzschaltbild 410 sind auch die den Elektrolyt 201 kennzeichnenden Elemente CE und RE als infolge einer Hybridisierung veränderliche Größen dargestellt.
Um bei dem Biosensor-Element 100 den Wert der Impedanz messtechnisch zu erfassen, wird zum Beispiel an eine der
Elektroden 103, 102 mittels einer Wechselspannungsquelle 500 eine Wechselspannung V angelegt, wie in Fig.5A gezeigt. Ein Anschluss der Wechselspannungsquelle 500 und ein Anschluss der Komponenten 401, 402 ist auf das elektrische Massepotential 504 gebracht. Ferner wird ein aus der
Wechselspannung an den Elektroden 103, 102 resultierendes Wechselstromsignal I mittels einer Stromerfasseinheit 501 ausgewertet. Alternativ kann auch an beide Elektroden 103, 102 jeweils ein Signal, d.h. eine elektrische Spannung, angelegt werden. In diesem Falle sind diese Signale dann gegenphasig zueinander.
In Fig.5B ist ein Szenario gezeigt, bei dem die Kapazitäten 401, 405 als identisch und bei dem die ohmschen Widerstände 402, 406 als identisch angenommen sind. In diesem Fall sind die Kapazitäten 401, 405 zu einer effektiven Elektrode- Elektrolyt-Kapazität 502 und sind die Komponenten 402, 405 zu einem effektiven Elektrode-Elektrolyt-Widerstand 503 (ohmscher Widerstand) zusammengefasst .
In Fig.5A, Fig.5B sind die Komponenten CE und RE als nicht veränderliche elektrische Parameter dargestellt. Sofern deren Änderung infolge einer Hybridisierung miterfasst werden soll, ergeben sich die in Fig.5C bzw. Fig.5D gezeigten Darstellungen mit infolge einer Hybridisierung veränderlichen Komponenten 403, 404.
Ein in Fig.l gezeigter Abstand d zwischen den Elektroden 102, 103 liegt typischerweise im Sub-Mikrometer-Bereich. Ein Biosensor-Element 100 kann (wie in Fig.l gezeigt) im Wesentlichen rechteckig vorgesehen sein. In [2] , [9] und [10] sind kreisförmige Anordnungen beschrieben, was aus Gründen der Fluidik günstig sein kann (für den Spotting-Prozess beim Aufbringen der Fängermoleküle auf die Elektroden 102, 103). Die äußeren Abmessungen 1 (siehe Fig.l) bzw. der Durchmesser eines Biosensor-Elements liegt typischerweise im Bereich zwischen weniger als 100 Mikrometern und einigen zehn Millimetern.
Für die anregende WechselSpannung V der Wechselspannungsquelle 500 gilt, dass diese einen Scheitelwert aufweisen sollte, der einen bestimmten
Maximalwert nicht überschreiten sollte. Bei Überschreitung eines solchen Maximalwertes sind die biochemischen bzw. elektrochemischen Bedingungen nicht mehr erfüllt, welche für den Betrieb eines Biosensor-Elements 100 erforderlich sind. Übersteigt das Elektrodenpotential einen bestimmten Wert, so können bestimmte Stoffe an einer Elektrode oxidiert werden. Unterschreitet das elektrische Potential einen anderen Schwellwert, werden an der Elektrode Stoffe reduziert. Eine unerwünschte Oxidation bzw. Reduktion kann unter anderem dazu führen, dass die chemischen Bindungen, die bei der
Immobilisierung und Hybridisierung eingegangen werden können, aufgebrochen werden. Ferner kann an den Sensor-Elektroden 102, 103 Elektrolyse einsetzen, wobei die Elektrolyseprodukte das für den Betrieb der Sensoren erforderliche chemische Milieu aus dem Gleichgeweicht bringen. Die Absolutwerte der kritischen Potentiale resultieren aus der Zusammensetzung und den Konzentrationsverhältnissen der chemischen Umgebung der Elektroden (ImmobilisierungsSchicht, Analyt, etc.).
Typische Werte für die anregende Spannung liegen im Bereich einiger 10 mV bis in den Bereich um 100 mV. Die Größe des resultierenden Messsignals (z.B. elektrischer Strom) ist näherungsweise direkt proportional zu der angelegten Spannung.
Häufig ist man daran interessiert, nicht nur einen Test mit einem Sensor durchzuführen, sondern viele Tests an einer gegebenen Probe, dem Analyten 201, zeitlich parallel. Auf einem Chip realisierbare miniaturisierte Bio-/Chemosensor- Arrays dienen dem Parallelnachweis unterschiedlicher zu erfassender Partikel 203 in dem zu untersuchenden Analyten 201. Die Vielzahl elektrischer Sensor-Elemente ist in großer Zahl auf einem Chip aus Glas, Plastik, Silizium oder einem anderen Substrat-Material angeordnet. Es ergeben sich für derartige Sensor-Array-Chips einschließlich entsprechender Auswertesysteme vielfältige Anwendungen in der medizinischen Diagnosetechnik, in der Pharmaindustrie, z.B. für das Pharma- Screening ("High Throughput Screening" , HTS) , in der chemischen Industrie, in der Lebensmittelanalytik, in der Umwelt- und Lebensmitteltechnik und -analytik, etc.
Die beschriebenen, aus dem Stand der Technik bekannten
Sensor-Elemente weisen häufig den Nachteil einer geringen Sensitivität im Bereich der Molekül- bzw. DNA-Sensorik auf. Dies wird anhand der Darstellung in Fig.βA, Fig.βB erklärt. Die laterale Ausdehnung dΞtrana der doppelsträngigen DNA nach der Hybridisierung (vgl. Fig.6B) ist zwar größer als die von einzelsträngiger DNA (vgl. Fig.βA), allerdings häufig klein gegen den Abstand df00tprint benachbarter Moleküle voneinander. Daher sind die elektrischen Eigenschaften' des betrachteten Volumens im Wesentlichen von den Eigenschaften des Elektrolyten 201 und nur in geringfügiger Weise von den Eigenschaften der Moleküle 200, 203 bestimmt. Die geringere Sensitivität bekannter Sensor-Elemente beruht ferner häufig darauf, dass die DNA-Moleküle unabhängig von der Tatsache, ob eine Hybridisierung stattgefunden hat oder nicht, von den zu der Leitfähigkeit des umgebenden Elektrolyten beitragenden Ionen durchsetzt sind.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.7A, Fig.7B beschrieben, wie dieses Problem gemäß [4] verringert werden soll. In [4] wird vorgeschlagen, die Breite der Elektroden 102, 103 und die Abstände der Elektroden 102, 103 voneinander möglichst gering zu wählen (typischerweise 200 Nanometer und darunter, bis zu der Größenordnung der Moleküle 200, 203) . In diesem Fall wird eine höhere Sensitivität erwartet, da die Dichte der Feldlinien 301, welche durch das relevante Volumen 300 verlaufen, in dem die Hybridisierung stattfindet, wesentlich größer ist, als im Falle größerer Elektrodenbreiten und
-abstände. In Fig.7A ist ein Biosensor-Element mit relativ großem Elektrodenabstand und -breite gezeigt, bei dem in Fig.7B gezeigten Biosensor-Element sind Elektrodenabstand und -breite verringert.
Allerdings wird durch das Verringern der Elektrodenbreite und der Elektrodenabstände das Problem einer zu geringen Volumenbesetzung nur ungenügend gelöst. Ferner ist zu berücksichtigen, dass zwar Apparaturen für die Prozessierung sehr geringer Strukturbreiten von der modernen
Mikroelektronik bereitgestellt sind, allerdings sind diese sehr teuer und für die Standard-Metalle (Kupfer, Aluminium, Wolfram) in der Mikroelektronik optimiert. Die Elektronenstrahl-Lithografie, welche die Erzeugung noch geringerer Strukturbreiten als mit den heute üblichen
Standard-Lithografieverfahren erlaubt, gestattet lediglich eine sequenzielle Abarbeitung der geforderten Strukturen und keine zeitlich parallele Prozessierung und ist somit aus Kostengründen ebenfalls ungeeignet.
Aus [11] ist bekannt, zu erfassende Partikel in einem Analyten mit kleinen Metallkügelchen als Label zu versehen. Derartige Metallkügelchen werden aus Materialien wie Gold oder Silber hergestellt und mit Durchmessern einiger Nanometer verwendet. Bei dem aus [11] bekannten Verfahren zum Detektieren von DNA-Halbsträngen werden Fängermoleküle an einem Oberflachenbereich zwischen zwei Elektroden immobilisiert. Moleküle der zu detektierenden Substanz werden mit den Gold-Labeln versehen. Dann wird die Probe mit dem Sensor-Element in Wirkkontakt gebracht. Nach einem erfolgten Hybridisierungsereignis sind in dem Bereich zwischen den Elektroden auch die elektrisch gut leitenden Metallkügelchen angeordnet. Gemäß [11] muss nach einem erfolgten Hybridisierungsereignis eine Silber-haltige Lösung mit den aufgrund der Hybridisierung generierten Doppelsträngen in Wirkkontakt gebracht wird, wodurch Zwischenbereiche zwischen benachbarten Metallkügelchen mit Silber-Material überbrückt werden, so dass eine elektrisch leitfähige Brücke zwischen den beiden Elektroden erzeugt wird. Dadurch wird der Wert des oh schen Widerstands zwischen den beiden Elektroden deutlich geändert, welcher als Maß für das Hybridisierungsereignis messtechnisch detektiert wird.
Allerdings weist der aus [11] bekannte Sensor den Nachteil auf, dass das Herstellen einer elektrisch leitfähigen Brücke unter Verwendung von Metallkügelchen und der zusätzliche Verfahrensschritt des Überbrückens benachbarter Gold-Label mit Silber-Material aufwändig und technisch schwierig ist.
[12] offenbart eine Biochip-Anordnung mit einem Substrat, mit mindestens einem auf oder in dem Substrat angeordneten Sensor und mit einer elektrisch leitfähigen Permeationsschicht . Der Erfindung liegt insbesondere das Problem zugrunde, ein Sensor-Element, ein Sensor-Array und ein Verfahren zum Erfassen von in einem Analyten möglicherweise enthaltenen Partikeln bereitzustellen, bei denen es mit verringertem Aufwand möglich ist, zu erfassende Partikel mit hoher Nachweissensitivität zu erfassen.
Das Problem wird durch ein Sensor-Element, durch ein Sensor- Array und durch ein Verfahren zum Erfassen in einem Analyten möglicherweise enthaltenen Partikeln mit den Merkmalen gemäß den unabhängigen Patentansprüchen gelöst .
Das erfindungsgemäße Sensor-Element zum Erfassen von in einem Analyten möglicherweise enthaltenen Partikeln enthält ein Substrat, mindestens zwei Elektroden in und/oder auf dem Substrat und an einem Oberflachenbereich des Substrats immobilisierte Fängermoleküle. Diese sind derart eingerichtet, dass sie mit in einem Analyten möglicherweise enthaltenen zu erfassenden Partikel hybridisieren, welche Partikel ein Label aufweisen, das von dem Analyten unterschiedliche elektrische Eigenschaften aufweist. Ferner enthält das Sensor-Element eine mit den Elektroden gekoppelte Erfass-Einrichtung zum Erfassen einer Veränderung des kapazitiven Anteils der Impedanz zwischen den Elektroden aufgrund infolge eines Hybridisierungsereignisses in einem Umgebungsbereich der Elektroden befindlicher Label.
Das erfindungsgemäße Sensor-Array enthält eine Mehrzahl von in und/oder auf dem Substrat gebildeten Sensor-Elementen mit den oben beschrieben Merkmalen.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zum Erfassen von in einem Analyten möglicherweise enthaltenen Partikeln wird ein Sensor-Element mit den oben beschriebenen Merkmalen verwendet. Gemäß dem Verfahren wird der Analyt mit den an dem Oberflachenbereich des Substrats immobilisierten Fängermolekülen in Wirkkontakt gebracht derart, dass die Fängermoleküle mit in dem Analyten möglicherweise enthaltenen zu erfassenden Partikeln hybridisieren. Die Partikel weisen ein Label auf, das von dem Analyten unterschiedliche elektrische Eigenschaften aufweist. Ferner wird mittels der mit den Elektroden gekoppelten Erfass-Einrichtung eine Veränderung des kapazitiven Anteils der Impedanz zwischen den Elektroden aufgrund infolge eines Hybridisierungsereignisses in einem Umgebungsbereich der Elektroden befindlicher Label erfasst .
Anschaulich kann eine Grundidee der Erfindung darin gesehen werden, dass bei dem erfindungsgemäßen Sensor-Element die Nachweissensitivität aufgrund der Verwendung von zu erfassenden Partikeln mit einem Label mit zu dem Analyten unterschiedlichen elektrischen Eigenschaften verwendet wird, und dass die Detektion von Hybridisierungsereignissen mittels eines nicht ohmschen, z.B. kapazitiven Messverfahrens erfolgt . Bei Verwendung von ausreichend großvolumigen Labels an zu erfassenden Partikeln wird in Falle eines Hybridisierungsereignisses ein elektrolytischer Analyt aus dem Umgebungsbereich der Elektroden des Sensor-Elements verdrängt und durch ein Material mit einer deutlich unterschiedlichen elektrischen Eigenschaft ersetzt. Dadurch ändert sich der Imaginär-Anteil der Impedanz zwischen den Elektroden, insbesondere die Kapazität, in signifikanter
Weise. Diese Veränderung des kapazitiven Anteils der Impedanz wird messtechnisch erfasst.
Im Unterschied zu dem aus [11] bekannten Verfahren ist es erfindungsgemäß entbehrlich, dass eine durchgehende leitfähige Verbindung zwischen zwei Messelektroden aufgrund von Labein an zu erfassenden Partikeln hergestellt wird. Dies beruht darauf, dass erfindungsgemäß im Unterschied zu [11] nicht der ohmsche Widerstand zwischen zwei Elektroden, sondern eine Veränderung des kapazitiven Anteils der Impedanz erfasst wird. Das Ausbilden einer die Elektroden vollständig überbrückenden elektrisch leitfähigen Verbindung ist somit erfindungsgemäß nicht Voraussetzung für das erfolgreiche Detektieren von Hybridisierungsereignissen, da nicht der ohmsche Widerstand, sondern der kapazitive Anteil der Impedanz erfasst wird.
Im Unterschied zu [11] ist es ferner erfindungsgemäß nicht zwingend erforderlich, dass die Elektroden dem elektrolytischen Analyten unmittelbar ausgesetzt sind. Beispielsweise können aufgrund des kapazitiven Messverfahrens der Erfindung die Elektroden mit einer Passivierungsschicht bedeckt sein, so dass die Elektroden vor einer negativen Beeinflussung durch einen chemisch möglicherweise aggressiven Elektrolyten geschützt sind. Dadurch ist die Lebensdauer des erfindungsgemäßen Sensor-Elements erhöht. Ferner muss dabei kein spezielles Material für die Elektroden wie z.B. Gold verwendet werden, es können alle elektrisch leitfähigen Materialien verwendet werden, welche z.B. herstellungstechnisch günstiger und preiswerter in den Herstellungsprozess eingefügt werden können bzw. in diesem bereits zur Verfügung stehen. Im Unterschied zu der Erfindung muss gemäß [11] die Elektrode in jedem Fall in elektrischem Wirkkontakt mit dem Elektrolyten sein, da ein ohmscher Widerstand zwischen den Elektroden erfasst wird. Gemäß [11] muss ferner nach einem erfolgten Hybridisierungsereignis eine Silber-haltige Lösung mit den aufgrund der Hybridisierung generierten Doppelsträngen in Wirkkontakt gebracht wird, wodurch Zwischenbereiche zwischen benachbarten Metallkügelchen mit Silber-Material überbrückt werden, so dass eine elektrisch leitfähige Brücke zwischen den beiden Elektroden erzeugt wird. Dieser aufwendige Verfahrensschritt ist bei der erfindungsgemäßen Lösung entbehrlich.
Es ist anzumerken, dass die Label mit von dem Analyten unterschiedlichen elektrischen Eigenschaften beispielsweise metallisch leitfähig oder schlecht elektrisch leitfähig sein können oder eine besonders große relative Dielektrizitätskonstante aufweisen können. Es ist lediglich erforderlich, dass der kapazitive Anteil der Impedanz zwischen den Elektroden bei Anwesenheit der Label in einem Umgebungsbereich der Elektroden einer signifikanten Änderung unterworfen ist.
Ein Unterscheidungsmerkmal des erfindungsgemäßen Sensor- Elements bei Verwendung metallisch leitfähiger Label zu bekannten Sensor-Elementen besteht darin, das im Falle einer erfolgreichen Hybridisierung der Komplex-Widerstand zwischen den Elektroden abnimmt, bzw. , wenn nur die kapazitive
Komponente bedacht wird, der Wert der Kapazität zunimmt, und nicht deren Impedanz zu- bzw. der Wert der kapazitiven Komponenten abnimmt .
Aufgrund des Einbringens der Label mit den zu dem Analyten unterschiedlichen elektrischen Eigenschaften wird im Falle eines metallischen Labels aus einem elektrisch gut leitenden Material der Verlauf der Feldlinien insbesondere in einem Umgebungsbereich der Elektroden massiv beeinflusst. Mit anderen Worten ist der Messeffekt sehr groß. Anstelle elektrisch sehr gut leitender Labels oder Beads als Labelmoleküle können auch solche Beads verwendet werden, die zwar einem ähnlichen Durchmesser wie die zuvor beschriebenen gut leitenden Beads haben, jedoch eine andere elektrische Eigenschaft. Sofern der elektrische Widerstand solcher Beads wesentlich größer ist als der elektrische Widerstand des Elektrolyten und die Dielektrizitätskonstante deutlich kleiner ist, ergibt sich bei erfolgreicher Hybridisierung eine Abnahme des kapazitiven Anteils der Impedanz. Anschaulich ist eine solche Impedanzänderung nicht mit der Bündelung der Feldlinien zwischen den Beads wie im Falle metallisch leitfähiger Labels, sondern mit einer Verdrängung der Feldlinien aus dem durch die elektrisch schlecht leitenden Beads mit geringer Dielektrizitätskonstante eingenommenen Volumen verbunden. Möglich ist auch, elektrisch schlecht leitfähige Beads oder Moleküle zu verwenden, die eine sehr große relative Dielektrizitätskonstante aufweisen. In diesem Falle erfolgt bei niedrigen Frequenzen eines anregenden Signals eine Impedanzzunähme, bei hohen Frequenzen eine Impedanzabnähme .
Ein Vorteil bei der Verwendung elektrisch schlecht leitender Beads besteht darin, dass eine Zunahme der Impedanz auf bestimmte Frequenzbereiche eines anregenden Signals begrenzt sein kann, da auch die dielektrischen Eigenschaften der betrachteten Beads eine Rolle spielen. Mittels Einsteilens einer geeigneten Frequenz kann das Verhältnis der erwünschten kapazitiven Beiträge gegenüber den ohmschen Beiträgen optimal eingestellt werden.
Ein anderer Vorteil des erfindungsgemäßen Sensor-Elements ist, dass eine besonders geringe Strukturbreite der Elektroden nicht erforderlich ist, da der ausgenützte Effekt besonders beim Verwenden metallisch leitfähiger Label sehr stark ausgeprägt ist. Daher ist die Herstellung des erfindungsgemäßen Sensor-Elements mit Standardprozessen und ohne teure Spezialprozesse wie Elektronenstrahl-Lithographie möglich.
Die verwendete Kopplungschemie für das Immobilisieren von Fängermolekülen ist erfindungsgemäß vorzugsweise darauf ausgerichtet, nicht nur auf, sondern insbesondere auch zwischen den Elektroden eine möglichst gute bzw. dichte Immobilisierung der Fängermoleküle zu garantieren. Die Qualität der Immobilisierung auf den Elektroden ist von eher untergeordneter Bedeutung. Sofern der erfindungsgemäße Sensor auf Basis eines Silizium-Substrats (z.B. Wafer, Chip) gefertigt wird, kann die Chipoberfläche zwischen benachbarten Sensoren bzw. zwischen benachbarten Elektroden z.B. aus den Materialien Siliziumoxid und/oder Siliziumnitrid gebildet sein. Diese Materialien sind zum Ankoppeln von Fängermolekülen ausreichend gut geeignet, darüber hinaus sind diese Materialien in ihrer chemischen Beschaffenheit leicht modifizierbar und optimierbar. Für die Elektroden-Materialien ist z.B. Gold oder Platin eine gute Wahl. Besonders vorteilhaft sind chemisch inerte Materialien (z.B. Edelmetalle) . Das Sensor-Element der Erfindung ist mittels eines robusten und kostengünstigen Herstellungsprozesses fertigbar.
Ferner ist es möglich, die Elektroden vergraben oder mittels einer Dielektrikum-Deckschicht bedeckt vorzusehen. Dadurch wird zwischen den Elektroden und oberhalb der Elektroden die gleiche Oberfläche erhalten. Folglich muss die verwendete Kopplungschemie für die Immobilisierung der Fängermoleküle nur an ein Material angepasst werden. Insbesondere besteht das gesamte biochemische System aus einer Komponente weniger, ist insofern unkomplizierter und erlaubt eine einfachere und robustere Auslegung.
Die Verwendung aktiver CMOS-Chips ist in diesem Falle daher erfindungsgemäß ohne großen Aufwand möglich, da kein CMOS- fremdes Metall in einen Prozess integriert werden muss, welches die gegebenen biologischen Anforderungen erfüllt (z.B. Gold) .
Bei Realisierung der Elektroden als vergrabene Elektroden erreicht man ferner eine vollkommene galvanische Trennung von Elektrolytpotential und Elektrodenpotentialen. Dies ist von Vorteil, wenn ein Gesamtsystem aus Elektrolyt, potentialgebenden schaltungstechnischen Komponenten für den Elektrolyten, Sensoren, und Sensorsignale auswertenden
Schaltungen realisiert wird. Jede einzelne von diesen Komponenten kann wahlweise On-Chip oder Off-Chip vorgesehen sein.
Bevorzugte Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen. Das Sensor-Element kann eine elektrische isolierende Schicht zwischen den Elektroden und den Fängermolekülen und/oder auf Bereichen des Substrats zwischen den Elektroden aufweisen. In diesem Fall sind die Elektroden von dem Elektrolyten galvanisch getrennt, unerwünschte elektrochemische Umsätze an den Elektroden werden vermieden und die Elektroden sind vor einem chemisch möglicherweise aggressiven Elektrolyten geschützt.
Die Fängermoleküle können einerseits auf oder über den Elektroden und andererseits zwischen den Elektroden immobilisiert sein. Bei einem Immobilisieren des Zwischenraums zwischen den Elektroden auf dem Substrat ist eine starke Veränderung des kapazitiven Anteils der Impedanz und eine hohe Nachweissensitivität erreichbar.
Das Sensor-Element kann als Biosensor-Element eingerichtet sein, insbesondere zum Erfassen von DNA-Molekülen, Proteinen, Oligonukleotiden, etc.
Vorzugsweise ist das erfindungsgemäße Sensor-Element als monolithisch integriertes Sensor-Element eingerichtet. In diesem Falle können in dem Substrat (z.B. Siliziu -Wafer oder Silizium-Chip) elektrische Komponenten zum Ansteuern bzw. Auslesen des Sensor-Elements integriert sein. Somit kann das erfindungsgemäße Sensor-Element mit den Vorzügen der modernen Silizium-Mikroelektronik realisiert werden, was eine erhöhte Integrationsdichte und eine besonders hohe Nachweissensitivität (beispielsweise aufgrund des Digitalisierens und/oder Vorverstärkens des Messsignals On- Chip) ermöglicht.
Das Sensor-Element kann zwei Elektroden aufweisen, und die Erfass-Einrichtung kann zum Erfassen eines elektrischen Wechselstromsignals infolge eines zwischen den beiden
Elektroden angelegten Wechselspannungssignals eingerichtet sein. Die beiden Elektroden können beispielsweise als Interdigitalelektroden (siehe Fig.l) oder als nebeneinander oder ineinander angeordnete flächige Elektroden eingerichtet sein. Mittels der Erfass-Einrichtung kann ein elektrisches Wechselspannungssignal angelegt werden, und es kann ein infolge eines Hybridisierungsereignisses aufgrund der
Anwesenheit der Label veränderter Sensorstrom erfasst werden, um die kapazitive Komponente der Impedanz zu ermitteln.
Das Sensor-Element kann zwei Paare von Elektroden aufweisen, und die Erfass-Einrichtung kann zum Erfassen eines
Stromsignals an einem der Paare und zum Erfassen eines SpannungsSignals an dem anderen der Paare eingerichtet sein. Somit kann das Sensor-Element als Vierpolsensor mit zwei Force- und zwei Sense-Elektroden realisiert sein (vgl. Fig.11 bis Fig.l2B) .
Die Fängermoleküle können in einem derartigen Abstand voneinander angeordnet sein und/oder die Label können eine derartige Dimension aufweisen, dass bei Hybridisierungsereignissen der Bereich zwischen den
Elektroden von einer durchgehenden Überbrückung durch die Label frei ist. Im Unterschied zu dem aus [11] bekannten Verfahren ist es somit erfindungsgemäß nicht erforderlich, dass eine durchgehende elektrisch leitfähige Verbindung zwischen den Elektroden mittels der Label realisiert ist. Auch mittels einer teilweisen Verdrängung des Elektrolyten aus dem Bereich zwischen den Elektroden aufgrund der Label der zu erfassenden Partikel ist eine ausreichend starke Änderung des kapazitiven Anteils der Impedanz erreichbar, um ein messtechnisch auswertbares Signal zu erhalten.
Die Label können aus einem elektrisch isolierenden Material gebildet sein. Insbesondere können die Label eine relative Dielektrizitätskonstante aufweisen, die größer ist als eine relative Dielektrizitätskonstante des Analyten. Alternativ können die Label aus einem elektrisch leitfähigen Material gebildet sein. Insbesondere können die Label aus metallischen Kügelchen mit Dimensionen im Nanometerbereich gebildet sein.
Ferner ist möglich, einen Teil der Label aus einen elektrisch leitfähigen Material und einen anderen Teil der Label aus einem dielektrischen Material vorzusehen.
Ausgestaltungen des Sensor-Elements gelten auch für das
Sensor-Array und für das Verfahren zum Erfassen von in einem Analyten möglicherweise enthaltenen Partikeln.
Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in den Figuren dargestellt und werden im Weiteren näher erläutert.
Es zeigen:
Figur 1 eine Draufsicht und ein Querschnittansicht, aufgenommen entlang der in Figur 1 gezeigten
Schnittlinie I-I ' , eines Biosensor-Elements gemäß dem Stand der Technik,
Figuren 2A, 2B Querschnittsansichten eines Teilbereichs des in Figur 1 gezeigten Biosensor-Elements in zwei unterschiedlichen Betriebszuständen,
Figur 3 einen Teilbereich des Biosensor-Elements aus Figur 1 mit einem symmetrischen Feldlinienverlauf,
Figuren 4A, 4B erste und zweite Ersatzschaltbilder eines Teilbereichs des Biosensor-Elements aus Figur 1,
Figuren 5A bis 5D andere Ersatzschaltbilder eines Teilbereichs des Biosensor-Elements aus Figur 1, Figuren 6A, 6B vergrößerte Darstellungen eines Teilbereichs des Biosensor-Elements aus Figur 1,
Figuren 7A, 7B schematische Ansichten von Biosensor-Elementen gemäß dem Stand der Technik mit unterschiedlichen
Strukturdi ensionen,
Figuren 8A, 8B ein Biosensor-Element gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung in zwei unterschiedlichen Betriebszuständen,
Figur 9A, 9B schematische Ansichten des elektrischen
Feldverlaufs des in Figur 8A, 8B gezeigten Biosensor- Elements gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung in den beiden Betriebszuständen,
Figuren 10A, 10B ein Biosensor-Element gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung in zwei unterschiedlichen Betriebszuständen,
Figur 11 eine Ansicht eines Biosensor-Elements gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Figuren 12A, 12B unterschiedliche Ansichten eines Biosensor- Elements gemäß einem vierten Ausführungsbeispiel der
Erfindung.
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.8A, Fig.δB ein Biosensor-Element 800 gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben. Das Biosensor-Element 800 zum Erfassen von in einem Analyten möglicherweise enthaltenen DNA-Halbsträngen weist ein Silizium-Substrat 801 auf. Auf und in dem Silizium-Substrat 801 sind eine erste Gold-Elektrode 802 und eine zweite Gold- Elektrode 803 gebildet. In dem Silizium-Substrat 801 ist eine Erfass-Einrichtung 804 monolithisch integriert. Mittels der Erfass-Einrichtung 804 ist zwischen die Elektroden 802, 803 eine Wechselspannung anlegbar und ein resultierendes Wechselstromsignal erfassbar. Aus dem detektierten Wechselstromsignal kann mittels der Erfass-Einrichtung der Wert des kapazitiven Anteils der Impedanz bzw. die Veränderung eines solchen Wertes aufgrund eines Hybridisierungsereignisses erfasst werden. Ein solches Sensorsignal wird von der Erfass-Einrichtung 804 „On-ChipλΛ in dem Silizium-Substrat 801, d.h. ortsnah zu dem
Sensorereignis, vorverarbeitet und verstärkt und mittels einer vergrabenden Kommunikationsleitung 805 an eine bezüglich des Silizium-Substrats 801 externe Auswerteeinheit 806 (Off-Chip realisiert) übermittelt.
Sowohl auf den Gold-Elektroden 802, 803 als auch auf dem Bereich des Silizium-Substrats 801 zwischen den Gold- Elektroden 802, 803 sind DNA-Halbstränge als Fängermoleküle 807 immobilisiert.
Fig.8A zeigt das Biosensor-Element 800 in einem ersten Betriebszustand, bevor das Biosensor-Element 800 mit einem möglicherweise zu erfassende Partikeln enthaltenen Analyten in Kontakt gebracht ist.
Fig.8B zeigt das Biosensor-Element 800, nachdem es mit einem elektrolytischen Analyten 808 in Kontakt gebracht worden ist. Der Analyt 808 enthält zu den Fängermolekülen 807 komplementäre DNA-Halbstränge als zu erfassende Partikel 809. An die zu erfassenden Partikel 809 sind elektrisch gut leitfähige Gold-Label 810 als Label mit im Vergleich zu dem Elektrolyten deutlich unterschiedlichen elektrischen Eigenschaften gebunden. Bei dem in Fig.8B gezeigten Szenario sind die Basensequenzen der Fängermoleküle 807 und der zu erfassenden Partikel 809 zueinander komplementär, so dass es zu Hybridisierungsereignissen kommt („Match"). Falls die Basensequenzen von Fängermolekülen 807 und zu erfassenden Partikeln 809 zueinander nicht komplementär sind, erfolgt keine Hybridisierung („Mismatch", nicht gezeigt). Nach erfolgter Hybridisierung sind, wie in Fig.8B gezeigt, die Umgebungsbereiche der Elektroden 802, 803 teilweise von den Gold-Labeln 810 eingenommen.
Es ist anzumerken, dass in Fig.8A, Fig.δB der Abstand benachbarter Fängermoleküle 807 voneinander typischerweise in der Größenordnung von 10 Nanometern liegt, die Ausdehnung der Gold-Label 810 liegt typischerweise im Bereich von 2 bis 7 Nanometern. Aufgrund der hybridisierungsbedingten elektrodennahen Anwesenheit der Gold-Label 810 mit von dem Analyten 808 unterschiedlichen elektrischen Eigenschaften wird der kapazitive Anteil der Impedanz zwischen den Elektroden 802, 803 stark verändert.
Die Fängermoleküle 807 sind nicht nur auf den Elektroden 802, 803, sondern auch auf den Zwischenräumen zwischen den Elektroden 802, 803 immobilisiert. Die zu erfassenden Partikel 809 sind mit den Gold-Labeln 810 versehen und mit den Fängermolekülen 807 hybridisiert. Daher entsteht oberhalb der Elektroden 802, 803 und in den Zwischenräume zwischen den Elektroden 802, 803 ein Bereich, innerhalb welchen ein erheblicher Teil des Volumens mit den metallisch leitfähigen Gold-Labeln 810 ausgefüllt sind. Je nach Durchmesser der
Gold-Label 810 und je nach der Dichte der immobilisierten und hybridisierten Moleküle 807, 809 kann in Teilbereichen 811 aufgrund einer Berührung benachbarter Gold-Label 810 auch eine elektrisch leitende Verbindung entstehen. Allerdings ist dies nicht Voraussetzung für die Detektierbarkeit eines
Sensorereignisses, da nicht ein ohmscher Widerstand, sondern der kapazitive Anteil einer Impedanz erfasst wird. Mittels Einbringens des elektrisch gut leitfähigen Materials der Gold-Label 810 wird der Verlauf der Feldlinien in einem Umgebungsbereich der Elektroden 802, 803 massiv beeinflusst, d.h. der Messeffekt ist groß und die Nachweissensitivität wird erheblich verbessert.
In Fig.9A ist schematisch der Verlauf der Feldlinien bei dem Sensor-Element 800 vor einem Hybridisierungsereignis gezeigt. In Fig.9A ist ein erster Verlauf elektrischer Feldlinien 901 zwischen Symmetrielinien 900 gezeigt.
Ferner ist in Fig.9B der Verlauf der Feldlinien bei dem Sensor-Element 800 nach erfolgtem Hybridisierungsereignis schematisch gezeigt. In Fig.9B ist ein Szenario gezeigt, nachdem ein die zu erfassende Partikel 809 erhaltener Analyt 808 mit dem Sensor-Element 800 in Wirkkontakt gebracht worden ist. Nach einer Hybridisierung zwischen den Fängermolekülen 807 und den zu erfassenden Partikeln 809 (nicht gezeigt in Fig.9B) sind mit den zu erfassenden Partikeln 809 gekoppelte Gold-Label 810 in einem Umgebungsbereich der Elektroden 802, 803 angeordnet, wodurch es zu einer erheblichen Verzerrung der elektrischen Feldlinien kommt, was in dem schematischen zweiten elektrischen Feldlinienverlauf 902 gezeigt ist. Da die Gold-Beads 810 Äquipotentialbereiche sind, stehen die Feldlinien 902 auf den Oberflächen der Gold-Label 810 orthogonal . Es kommt zu einer erheblichen Verdichtung der Feldlinien in einem Umgebungsbereich der Elektroden 802, 803, so dass der kapazitive Anteil der Impedanz zwischen den Elektroden 802, 803 aufgrund des Sensorereignisses erheblich verändert wird.
Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.lOA, Fig.lOB ein Biosensor-Element gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Das in Fig.lOA, Fig.lOB gezeigte Sensor-Element 1000 unterscheidet sich von dem in Fig.8A bis Fig.9B gezeigten Sensor-Element 900 im Wesentlichen dadurch, dass anstelle von Gold-Labeln 810 die zu erfassenden Partikel 809 elektrisch isolierende Label 1002 aufweisen, und dass die Elektroden 802, 803 nicht an der Oberfläche des Biosensor-Elements 1000 angeordnet sind, sondern von dieser durch eine
Siliziumnitrid-Passivierungsschicht 1001 getrennt sind. Auf der Passivierungsschicht 1001 in Bereichen oberhalb der Elektroden 802, 803 und zwischen den Elektroden 802, 803 sind wiederum Fängermoleküle 807 angeordnet. Bevor das Biosensor- Element 1000 mit einem möglicherweise zu erfassende Partikel enthaltenen Analyten in Kontakt gebracht wird, befindet sich das Biosensor-Element 1000 in dem Betriebszustand von Fig.lOA.
Nachdem das Biosensor-Element 1000 mit einem zu erfassende Partikel 809 enthaltenen Analyten in Kontakt gebracht ist, kann infolge von komplementären Basensequenzen der Fängermoleküle 807 und der zu erfassenden Partikel 809 ein Hybridisierungsereignis stattfinden, wie in Fig.lOB gezeigt. Abweichend von dem in Fig.8A bis Fig.9B gezeigten Biosensor-
Element 800 sind bei dem Biosensor-Element 1000 an den zu erfassenden Partikeln 809 elektrisch isolierende Label 102 angebracht. Infolge eines Hybridisierungsereignisses wird somit ein Umgebungsbereich der Elektroden 802, 803 mit elektrisch isolierenden Labein 1002 besetzt, welche Material des elektrisch leitfähigen elektrolytischen Analyten aus einem Umgebungsbereich der Elektroden 802, 803 verdrängen. Aufgrund der elektrisch isolierenden Eigenschaft der elektrisch isolierenden Label 1002 werden somit die elektrischen Eigenschaften in dem Bereich zwischen den
Elektroden 802, 803 signifikant modifiziert, so dass sich der Wert eines Sensorstroms bei Anlegen eines elektrischen Wechselspannungssignals zwischen die Elektroden 802, 803 aufgrund einer veränderten kapazitiven Komponente der Impedanz zwischen den Elektroden 802, 803 signifikant ändert. Im Weiteren wird bezugnehmend auf Fig.11 ein Biosensor- Element 1100 gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung beschrieben.
Bei dem Biosensor-Element 1100 in Fig.11 sind in einem
Silizium-Substrat 801 eine erste Force-Elektrode 1101 und eine zweite Force-Elektrode 1102 integriert. Ferner sind eine erste Sense-Elektrode 1103 und eine zweite Sense-Elektrode 1104 in dem Silizium-Substrat 801 integriert. Mittels einer Spannungs-Erfasseinheit 1105 zwischen den ersten und zweiten Sense-Elektroden 1103, 1104 kann eine Spannung zwischen diesen beiden Sense-Elektroden 1103, 1104 erfasst werden. Zwischen den Force-Elektroden 1101, 1102 kann mittels einer Strom-Erfasseinheit 1106 ein Messstrom zwischen den Force- Elektroden 1101, 1102 erfasst werden. Mittels einer
Ladungsträgerquelle 1107 können elektrische Ladungsträger eingespeist werden. Auf den Elektroden 1101 bis 1104 und auf den Bereichen des Silizium-Substrat 801 zwischen jeweils benachbarten Elektroden 1101 bis 1104 ist eine Siliziumnitrid-Passivierungsschicht 1001 vorgesehen. Auf der Siliziu nitrid-Passivierungsschicht 1001 sind Fängermoleküle 807 immobilisiert. Nach Zugeben eines zu erfassende Partikel 809 enthaltenen Analyten zu dem Sensor-Element 1001 erfolgen, falls die Fängermoleküle 807 zu den zu erfassenden Partikeln 809 komplementär sind, Hybridisierungsereignisse. An die zu erfassenden Partikeln 809 sind Gold-Label 810 angebracht. Aufgrund der Anwesenheit der elektrisch gut leitenden Gold- Label 810 in einem Umgebungsbereich der Elektroden 1101 bis 1104 werden die elektrischen Eigenschaften verändert und somit die Impedanz zwischen den Elektroden verändert.
In Fig.l2A ist ein im Vergleich zu Fig.11 modifiziertes Biosensor-Element 1200 gemäß einem vierten
Ausführungsbeispiel der Erfindung ohne Dielektrikum über den Elektroden 1101 bis 1104 gezeigt. Ferner ist in Fig.l2B ein Ersatzschaltbild 1210 mit den schaltungstechnischen Komponenten des Biosensor-Elements 1200 gezeigt. Wie Fig.l2B zu entnehmen ist, können Kapazität und ohmscher Widerstand der ersten Force-Elektrode 1101 mittels einer Parallelschaltung aus einer ersten Force-Kapazität Cf 1211 und einem ersten ohmschen Force-Widerstand Rf 1212 modelliert werden. Kapazitäten und ohmscher Widerstand der zweiten Force-Elektrode 1102 werden mittels einer Parallelschaltung aus einer zweiten Force-Kapazität Cf 1213 und einem zweiten ohmschen Force-Widerstand f 1214 simuliert. Die Kapazitäten und der ohmsche Widerstand der ersten Sense-Elektrode 1103 wird mittels einer Parallelschaltung aus einer ersten Sense-Kapazität Cs 1215 und einem ersten ohmschen Sense-Widerstand Rs 1216 modelliert. Kapazität und ohmscher Widerstand der zweiten Sense-Elektrode 1104 werden mittels einer Parallelschaltung aus einer zweiten Sense-Kapazität Cs 1217 und einem zweiten ohmschen Sense-Widerstand Rs 1218 simuliert. Ferner modellieren eine erste Elektrolyt-Kapazität CE(f_S) 1219 und ein dazu parallel geschalteter erster ohmscher Elektrolyt- Widerstand RE(f-S) 1220 Kapazität und ohmschen Widerstand des Systems aus erster Force-Elektrode 1211, erster Sense- Elektrode 1103 und dem dazwischen befindlichen Elektrolyten. In analoger Weise modellieren die zweite- Elektrolyt-Kapazität CE(S_S) 1221 und der dazu parallel geschaltete zweite ohmsche Elektrolyt-Widerstand RE(S-S) 1222 Kapazität und ohmschen Widerstand des Systems aus der ersten Sense-Elektrode 1103, der zweiten Sense-Elektrode 1104 und dem dazwischen befindlichen Elektrolyten. Kapazität und ohmscher Widerstand des Systems aus der zweiten Sense-Elektrode 1104 und der zweiten Force-Elektrode 1102 sowie das dazwischen befindlichen Analyten wird mittels der zueinander parallel geschalteten dritten Elektrolyt-Kapazität CE(S_f) 1223 und dem dritten ohmschen Elektrolyt-Widerstand RE(S_f) 1224 modelliert.
Der Zweck dieser aus Force-Elektroden 1101, 1102 und Sense- Elektroden 1103, 1104 gebildeten Struktur ist die Charakterisierung der Eigenschaften der Elemente CE(S-S) und RE(Ξ-S) • Hybridisierungsbedingte Änderungen der Elemente Cs und Rs, welche den Zugang zur Messquelle bilden, beeinflussen das Messergebnis bei hinreichend hochohmigen Eingängen der Messquelle nicht. Ferner spielen bei Ausnutzung des Vierpolprinzips aus Fig.11 bis Fig.l2B hybridisierungsbedingte Änderungen der Elemente Cs, Rf, CE(f-Ξ), RE(f-S), CE(s_f) und RE(S-f) keine Rolle, wenn der in die Struktur eingeprägte oder fließende Strom und der gemessene Spannungsabfall zwischen den Sense-Elektroden bekannt ist.
Es ist möglich, die erfindungsgemäßen Sensor-Elemente aus Fig.11 bis Fig.l2B mit an zu erfassenden Partikeln gebundenen Labein mit einem Vierpolverfahren mit oder ohne Dielektrikum 1101 über den Elektroden 1101 bis 1104 zu verwenden. Wie in Fig.11 bis Fig.l2B gezeigt, sind die Fängermoleküle 807 auch in den Zwischenräumen zwischen den Elektroden 1101 bis 1104 immobilisiert. Da im Falle erfolgreicher Hybridisierung der Großteil der Feldlinien in das durch Hybridisierung und daher durch das Vorhandensein der Label 810 gekennzeichnete Volumen gezwungen wird, zielt das Vierpolverfahren in diesem Falle nicht auf die Charakterisierung von Eigenschaften, die räumlich eher mit dem Volumen des Elektrolyten assoziiert werden, sondern auf einen schmalen Bereich 1108 oberhalb der Oberfläche des Biosensor-Elements 1100 zwischen den Sense- Elektroden 1103, 1104 ab. Vorteilhaft an den Vierpolimpedanzverfahren gegenüber einem
Zweipolimpedanzverfahren (vergleiche Fig.8A bis Fig.lOB) ist, dass die Elektroden selbst kein Einfluss auf das Messergebnis haben, sondern im Wesentlichen nur die Impedanz zwischen den
Elektroden (sensitiver Bereich 1108 in Fig.llA). In diesem Dokument sind folgende Veröffentlichungen zitiert:
[1] Paeschke, M et al . (1996) Electroanalysis, 7, Nr.l, Seiten 1 bis 8
[2] Hintzsche, R et al . (1997) „Microbiosensors using electrodes ade in Si-technology" In: Scheller, FW et al . (eds.) „Frontiers in Biosensorics I - Fundamental Aspects", Birkhauser Verlag Basel
[3] WO 93/22678
[4] DE 19610115 AI
[5] US Patent Serial Number 60/007840
[6] van Gerwen, P et al . (1997), Transducers '97, Seiten 907 bis 910
[7] Krause, C et al . (1996) Lang uir, Vol .12 , Nr.25, Seiten 6059 bis 6064
[8] Mirsky, VM (1997) Biosensors&Bioelectronics, Vol.12,
Nr.9-10, Seiten 977 bis 989
[9] Thewes, R et al . (2002) „Sensor Arrays for Fully
Electronic DNA Detection on CMOS", ISSCC Digist of
Tech. Papers, Seiten 350f, 472f
[10] Hofmann, F et al . (2002) „Fully Electronic DNA Detection on a CMOS Chip: Device and Process Issues", IEDM Tech. Digist, Seiten 488 bis 491
[11] Xue, M et al . (2002) „A self-assembly conductive device for direct DNA Identification in integrated microarray based system" IEDM Tech. Digist, Seiten 207 to 210 [12] 101 22 659 Al
Bezugszeichenliste
100 Biosensor-Element
101 Substrat
102 erste Elektrode
103 zweite Elektrode
104 Teilbereich
200 Fängermoleküle
201 Analyt
202 Impedanz
203 zu erfassende Partikel
300 Umgebuήgsbereiche
301 elektrische Feldlinien
302 Symmetrielinien
400 erstes Ersatzschaltbild
401 zweite Elektrode-Elektrolyt-Kapazität
402 zweite Elektrode-Elektrolyt-Widerstand
403 Elektrolyt-Kapazität
404 Elektrolyt-Widerstand
405 erste Elektrode-Elektrolyt-Kapazität
406 erste Elektrode-Elektrolyt-Widerstand 410 zweites Ersatzschaltbild
500 Wechselspannungsquelle
501 Stromerfasseinheit
502 effektive Elektrode-Elektrolyt-Kapazität
503 effektiver Elektrode-Elektrolyt-Widerstand
504 Massepotential
800 Biosensor-Element
801 Silizium-Substrat
802 erste Gold-Elektrode
803 zweite Gold-Elektrode
804 Erfass-Einrichtung
805 vergrabene Kommunikationsleitung
806 externe Auswerteeinheit
807 Fängermoleküle 808 elektrolytischer Analyt
809 zu erfassende Partikel
810 Gold-Label
811 Berührungsbereich
900 Symmetrielinien
901 erster elektrischer Feldlinienverlauf
902 zweiter elektrischer Feldlinienverlauf
1000 Biosensor-Element
1001 Siliziumnitrid-Passivierungsschicht
1002 elektrisch isolierende Label
1100 Biosensor-Element
1101 erste Force-Elektrode
1102 zweite Force-Elektrode
1103 erste Sense-Elektrode
1104 zweite Sense-Elektrode
1105 Spannungs-Erfasseinheit
1106 Strom-Erfasseinheit
1107 Ladungsträgerquelle
1108 sensitiver Bereich 1200 Biosensor-Element
1210 Ersatzschaltbild
1211 erste Force-Kapazität
1212 erster ohmscher Force-Widerstand
1213 zweite Force-Kapazität
1214 zweiter ohmscher Force-Widerstand
1215 erste Sense-Kapazität
1216 erster ohmscher Sense-Widerstand
1217 zweite Sense-Kapazität
1218 zweiter ohmscher Sense-Widerstand
1219 erste Elektrolyt-Kapazität
1220 erster ohmscher Elektrolyt-Widerstand
1221 zweite Elektrolyt-Kapazität
1222 zweiter ohmscher Elektrolyt-Widerstand
1223 dritte Elektrolyt-Kapazität
1224 dritter ohmscher Elektrolyt-Widerstand

Claims

Patentansprüche:
1. Sensor-Element zum Erfassen von in einem Analyten möglicherweise enthaltenen Partikeln, • mit einem Substrat;
• mit mindestens zwei Elektroden in und/oder auf dem Substrat;
• mit an einem Oberflachenbereich des Substrats immobilisierten Fängermolekülen, die derart eingerichtet sind, dass sie mit in einem Analyten möglicherweise enthaltenen zu erfassenden Partikeln hybridisieren, welche Partikel ein Label aufweisen, das von dem Analyten unterschiedliche elektrische Eigenschaften aufweist; • mit einer mit den Elektroden gekoppelten Erfass- Einrichtung zum Erfassen einer Veränderung des kapazitiven Anteils der Impedanz zwischen den Elektroden aufgrund infolge eines Hybridisierungsereignisses in einem Umgebungsbereich der Elektroden befindlicher Label.
2. Sensor-Element nach Anspruch 1, mit einer elektrisch isolierenden Schicht zwischen den Elektroden und den Fängermolekülen und/oder auf Bereichen des Substrats zwischen den Elektroden.
3. Sensor-Element nach Anspruch 1 oder 2 , bei dem die Fängermoleküle einerseits auf oder über den Elektroden und andererseits zwischen den Elektroden immobilisiert sind.
4. Sensor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 3, eingerichtet als Biosensor-Element.
5. Sensor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 4, eingerichtet als monolithisch integriertes Sensor-Element.
6. Sensor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 5, das zwei Elektroden aufweist, und bei dem die Erfass- Einrichtung zum Erfassen eines Wechselstromsignals infolge eines zwischen zwei Elektroden angelegten Wechselspannungssignals eingerichtet ist.
7. Sensor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 6, das zwei Paare von Elektroden aufweist, und bei dem die Erfass-Einrichtung zum Erfassen eines Stromsignals an einem der Paare und zum Erfassen eines Spannungssignals an dem anderen der Paare eingerichtet ist.
8. Sensor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 7, bei dem die Fängermoleküle in einem derartigen Abstand voneinander angeordnet sind und/oder bei dem die Label eine derartige Dimension aufweisen, dass bei Hybridisierungsereignissen der Bereich zwischen den Elektroden von einer durchgehenden Überbrückung durch die Label frei ist.
9. Sensor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei dem die Label aus einem elektrisch isolierenden Material gebildet sind.
10. Sensor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 9, bei dem die Label eine relative Dielektrizitätskonstante aufweisen, die größer ist als eine relative Dielektrizitätskonstante des Analyten.
11. Sensor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 9, bei dem die Label eine relative Dielektrizitätskonstante aufweisen, die kleiner ist als eine relative Dielektrizitätskonstante des Analyten.
12. Sensor-Element nach einem der Ansprüche 1 bis 8, bei dem die Label aus einem elektrisch leitfähigen Material gebildet sind.
13. Sensor-Element nach Anspruch 12 , bei dem die Label aus metallischen Kügelchen mit Dimensionen im Nanometer-Bereich gebildet sind.
14. Sensor-Array mit einer Mehrzahl von in und/oder auf dem Substrat gebildeten Sensor-Elementen nach einem der Ansprüche 1 bis 13.
15. Verfahren zum Erfassen von in einem Analyten möglicherweise enthaltenen Partikeln, • mit einem Sensor-Element o mit einem Substrat; o mit mindestens zwei Elektroden in und/oder auf dem
Substrat; o mit an einem Oberflachenbereich des Substrats immobilisierten Fängermolekülen, die derart eingerichtet sind, dass sie mit in einem Analyten möglicherweise enthaltenen zu erfassenden Partikeln hybridisieren, welche Partikel ein Label aufweisen, das von dem Analyten unterschiedliche elektrische Eigenschaften aufweist; o mit einer mit den Elektroden gekoppelten Erfass- Einrichtung zum Erfassen einer Veränderung des kapazitiven Anteils der Impedanz zwischen den Elektroden aufgrund infolge eines Hybridisierungsereignisses in einem Umgebungsbereich der Elektroden befindlicher Label; • wobei gemäß dem Verfahren o der Analyt mit den an dem Oberflachenbereich des Substrats immobilisierten Fängermolekülen in Wirkkontakt gebracht wird derart, dass die Fängermoleküle mit in dem Analyten möglicherweise enthaltenen zu erfassenden Partikeln hybridisieren, welche Partikel ein Label aufweisen, das von dem Analyten unterschiedliche elektrische Eigenschaften aufweist; mittels der mit den Elektroden gekoppelten Erfass- Einrichtung eine Veränderung des kapazitiven Anteils der Impedanz zwischen den Elektroden aufgrund infolge eines Hybridisierungsereignisses in einem Umgebungsbereich der Elektroden befindlicher Label erfasst wird.
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