CN101065660A - 用于在生物传感器中感测杂散磁场的装置和方法 - Google Patents

Abstract

一种磁传感器(MS)，其包括磁致电阻元件(GMR)，用于感测由可磁化对象(SPB)当磁化时产生的杂散磁场(SF)和用于产生与所感测的杂散磁场(SF)相关的电对象信号(UOB)，该传感器(MS)包括用于产生用于磁化可磁化对象(SPB)的具有第一频率(ω₁)的磁场(H，H_ext)的磁场发生器(WR₁，WR₂)，用于至少产生流过所述磁致电阻元件(GMR)的具有第二频率(ω₂)的AC电流(I₂sinω₂t)的电流源(AC₂)，以及用于产生从所述电对象信号(U_OB)导出的电输出信号(U₀)的电子装置，所述电子装置包括用于稳定所述电输出信号(U₀)幅度的稳定装置，所述稳定装置从信号分量的幅度中导出所述稳定所需的其信息，所述信号分量在操作期间存在于所述对象信号(U_OB)中，所述对象信号(U_OB)与所述磁致电阻元件(GMR)的陡度线性相关，该陡度定义为作为在磁致电阻元件(GMR)的磁敏感方向上通过所述磁致电阻元件的磁场的函数的所述磁致电阻元件(GMR)的阻抗的导数。

Description

用于在生物传感器中感测杂散磁场的装置和方法

技术领域

本发明涉及用于感测由可磁化对象当磁化时产生的杂散磁场和用于产生与所感测的杂散磁场相关的电对象信号的方法。本发明还涉及磁传感器，其包括磁致电阻元件，用于感测由可磁化对象当磁化时产生的杂散磁场和用于产生电对象信号，并且涉及包括这种传感器的生物芯片，用于例如分子诊断生物样本分析或化学样本分析。

背景技术

微阵列或生物芯片的引入正在使用于DNA(脱氧核糖核酸)、RNA(核糖核酸)、核酸、蛋白质、细胞和细胞碎片、组织成分等的样本分析彻底变革。应用是例如人类基因分型(例如，在医院中或者由单个医生或护士进行)、医学筛查、生物或药理学研究、唾液中药物检测。生物芯片的目的是检测和量化样本、通常为溶液中生物分子的存在。

生物芯片，也称作生物传感器、生物传感器芯片、生物微芯片、基因芯片或DNA芯片，在它们最简单的形式中，在生物芯片上的适当界定的区域中包括衬底，大量不同的探针分子附着其上，将要分析的分子或分子碎片如果匹配可以与其结合。

术语“衬底”可以包括任何潜在材料或者可以使用的或在其上可以形成设备、电路或外延层的材料。术语“衬底”还可以包括诸如掺杂硅、砷化镓(GaAs)、磷砷化镓(GaAsP)、磷化铟(InP)、锗(Ge)或锗化硅(SiGe)衬底的半导体衬底。该“衬底”可以包括，例如，除了半导体衬底部分的诸如SiO₂或Si₃N₄层的绝缘层。因此，术语“衬底”还包括玻璃、塑料、陶瓷、玻璃上硅、蓝宝石上硅(silicon-on-sapphire)衬底。因此，术语“衬底”用于通常定义位于感兴趣层或部分之下的层的成分。同样，“衬底”可以是其上形成层的任何其他底部，例如玻璃或金属层。

例如，DNA分子的碎片结合于一个独有的互补DNA(cDNA)分子碎片。例如，通过使用耦合到要分析的分子的荧光标记物，可以检测结合反应的发生。作为荧光标记物的备选方案，可以使用可磁化对象作为耦合到要分析的分子的磁标记物。本发明涉及后一种类型的标记物。在生物芯片中，通常通过所谓超顺磁珠(superparamagnetic bead)实现所述可磁化对象。这提供了在短时间内并行分析大量不同分子或分子碎片中的少量的能力。一个生物芯片可以对10-1000或更多不同分子碎片进行分析。所期望的是，在即将到来的十年期间，作为诸如人类基因工程的工程与对基因和蛋白质的功能的后续研究的结果，从使用生物芯片而变得可获得的信息的有用性将迅速增加。生物芯片机能的基本解释已经在公布为WO03/054523A2的本申请人的国际专利申请中描述。

包括基于对超顺磁珠的检测的传感器阵列(例如，100)的生物芯片可以用于同时测量样本流体(例如，类似血液或唾液的溶液)中大量不同生物分子(例如，蛋白质、DNA)的浓度。样本流体包括靶分子种类或抗原。任何可以具有磁标签(标记物)的生物分子可以得到可能应用。测量可以通过将超顺磁珠附着于靶、用施加的磁场使该磁珠磁化，并且使用(例如)巨磁致电阻(GMR)传感器检测磁化珠的杂散场而实现。

在当前专利申请中，焦点是基于超顺磁毫微粒的激励的生物芯片。然而，同样在类似各向异性磁致电阻(AMR)和隧道磁致电阻(TMR)的其他磁致电阻传感器中的应用，也是本发明的一部分。磁场发生器可以包括在导线中流动的电流，其产生磁场，由此磁化超顺磁珠。来自超顺磁珠的杂散场在GMR中引入面内磁化分量，其导致阻抗变化。

为了进一步说明本发明的背景，参考图1和2。

图2示出了衬底SBSTR上的磁传感器MS的实施例。单一或多个这种传感器可以集成在相同的衬底SBSTR上以形成生物芯片BCP，如图1中示意性所示。磁传感器MS包括磁场发生器，其在该范例中集成在衬底SBSTR中，例如通过第一电流导线WR₁。其还可以包括第二(或者甚至更多)电流导线WR₂。同样，可以应用其他代替电流导线的装置以产生磁场H。磁场发生器还可以位于衬底SBSTR外部(外部激励)。在每个磁传感器MS中，例如巨磁致电阻电阻器GMR的磁致电阻元件，集成在衬底SBSTR中以读取由生物芯片BCP收集的信息，因而经由可磁化对象读取靶粒子TR的存在或不存在，由此确定或估计靶粒子TR的面密度。可磁化对象优选由所谓超顺磁珠SPB实现。能够选择性地结合靶TR的结合部位BS附着于探针元件PE上。该探针元件PE附着于衬底SBSTR的顶部。

磁传感器MS或更一般地生物芯片BCP的机能如下。每个探针元件PE装配有某种类型的结合部位置BS。靶样本TR呈现到或传送到通入探针元件PE，并且如果结合部位置BS和靶样本TR匹配，那么它们互相结合。超顺磁珠SPB直接或间接耦合到靶样本TR。超顺磁珠SPB允许读取由生物芯片BCP收集的信息。超顺磁粒子是铁磁粒子，由于在磁化测量的时标上常见的热致磁矩翻转，当施加磁场为零(zero applied magnetic field)时，其时间平均磁化为零。平均倒转频率由下列公式给出：

$v=v_0\exp \frac{-\mathrm{KV}}{\mathrm{kT}}$

其中KV(其中k是磁各向异性能量密度，而V是粒子体积)是需要克服的能垒，而v₀是翻转尝试频率(典型值：10⁹s^-1)，k是玻尔兹曼常数，而T是绝对温度(开氏温标)。

磁场H磁化超顺磁珠SPB，其作为响应产生可以由GMR检测的杂散场SF。尽管并非必需的，GMR应当优选以这种方式放置，即，穿过GMR的磁场H的部分垂直于GMR层的敏感方向。GMR对其敏感的总外部场由图2中H_ext指示。

杂散场SF具有水平分量(GMR层的敏感方向)，并且因而将在GMR的阻抗值上产生差别。这时，可以由传感器MS输送电输出信号(例如，由当被DC电压偏压时通过GMR的电流变化产生，图1中未示出)，其是靶TR量的测量值。

不仅超顺磁珠的量而且传感器的总增益决定了传感器输出电压的幅度。因此，应当例如通过在实际生物测量之前测量总增益，而知晓该总增益。同样优选地，校准该总增益使得其等于所需值。而且，所需的是执行串扰(cross-talk)隔离技术，用于测量由直接从磁场发生器(因而不经由顺磁珠)产生的磁场导致的磁串扰效应。传感器的总增益与诸如放大器(或缓存器)的各种元件，以及GMR的陡度相关。陡度是作为在磁致电阻元件的磁敏感方向上通过磁致电阻元件的磁场的函数的磁致电阻元件的阻抗的导数。即使执行了串扰取消，在生物测量期间，放大器增益或所述GMR的陡度的值的任何改变可以对测量的精确度产生负面影响。在该方面，传感器中最关键的部件是GMR。GMR的陡度以及因而传感器的总增益，取决于难以控制的参数，例如施加的磁场、产品公差、老化效应和温度。因而，高度需要稳定GMR的灵敏度。

因此，本发明的一个目的是稳定存在于磁传感器中的GMR的灵敏度。

发明内容

为了实现该目的，本发明提供了磁传感器，其包括用于感测由可磁化对象当磁化时产生的杂散磁场和用于产生与所感测的杂散磁场相关的电对象信号的磁致电阻元件，该传感器包括用于产生用于磁化可磁化对象的具有第一频率的磁场的磁场发生器，用于至少产生流过磁致电阻元件的具有第二频率的AC电流的电流源，以及用于产生从电对象信号导出的电输出信号的电子装置，该电子装置包括用于稳定电输出信号幅度的稳定装置，该稳定装置从信号分量的幅度中导出所述稳定所需的其信息，所述信号分量在操作期间存在于对象信号中，其与磁致电阻元件的陡度线性相关。

本发明基于这样的认识，通过施加具有第二频率的AC电流，感测的对象信号将不仅包括与感测的杂散磁场相关的信号分量，还包括其幅度与GMR的灵敏度相关的一个或多个信号分量。通过电子装置，可以从对象信号中将这种信号分量与剩余信号隔离，并且给出了用于GMR灵敏度的测量。这使得可以使总增益稳定。

通过GMR的AC电流在GMR中引发内部磁场。由于GMR堆栈中不对称的电流分布，通过GMR的电流将在传感器的敏感层中引入面内磁场分量。该效应可以解释为内部磁场串扰，并且将引起对于AC电流的平方幅度和对于GMR灵敏度为线性的电压分量。对于AC电流平方幅度为线性还意味着对于与AC电流相关的第二谐波分量(因而具有高达第二频率两倍的频率)为线性。因而，通过检测对象信号中的第二谐波分量(与第二频率相关)和通过执行一些动作以抵消前述难以控制的参数的影响，可以执行对GMR灵敏度的稳定。可以使用其它谐波分量，例如第四谐波分量，代替第二谐波。然而，由于通常第二谐波占优势地存在，为了实现传感器中可能的最高信噪比并因而实现生物传感器测量的最高精确性，优选使用第二谐波。

本发明进一步的特征在于，稳定装置包括用于产生通过磁致电阻元件具有第三频率的另一AC电流的装置，并且其特征在于信号分量是通过磁致电阻元件的电流中的、具有等于第三频率或等于第三和第二频率差值或等于第三和第二频率总和的频率的谐波分量。该另一AC电流优选由用于产生另一磁场的另一磁场发生器的存在而产生。有时，较早提及的面内磁场分量非常弱，并且因而，第二谐波分量也非常弱。这使得检测第二谐波分量非常困难。其可能导致过于嘈杂的信号，由此消极地影响生物测量的精确性。通过增加该另一磁场，产生对象信号中的信号分量，使其具有等于第三频率或等于第三和第二频率差值或等于第三和第二频率总和的频率。所有这些信号分量与GMR的灵敏度线性相关，并且可以独立或组合地分离，并且用于以如在先参考对第二谐波分量的检测所解释的相应的方式来稳定传感器的总增益。

稳定GMR灵敏度的一个途径是通过增加用于调整磁致电阻元件的陡度的陡度调整装置。这可以例如通过改变流过磁致电阻元件的DC电流的值来执行。作为备选，陡度调整通过改变该另一磁场中的DC值分量来执行，例如，通过改变另一DC电流中的DC分量。增益调整装置可以包括用于同步检测信号分量的同步检测器，以及用于将所检测的信号分量与磁致电阻元件的陡度的靶值进行比较，并且用于输送误差信号作为比较结果的装置。该误差信号改变了流过GMR的电流的DC值或者该另一磁场(或另一电流)中的DC值。通过这样做，创建了负反馈环路，其中误差信号将得到控制使其等于(或接近)零。结果，将使得GMR的灵敏度等于靶值(并且因而得到稳定)。

稳定GMR灵敏度的另一途径是通过增加用于调整从电对象信号到电输出信号的电子传递中的增益值的增益调整装置。既然现在没有其中合并了GMR的负反馈环路，由于不会发生不需要的振荡和过冲，比前述方式更易于设计。该增益调整装置可以包括用于同步检测信号分量的同步检测器，以及用于将所检测的信号分量与磁致电阻元件的陡度的靶值进行比较并且用于输送误差信号作为比较结果的装置。该控制信号用于改变增益值。

在另一实施例中，在生产期间，将超顺磁珠应用于参考传感器。这可以通过例如点样(spotting)(类似喷墨点样)适当定义的磁珠的表面密度浓度或适当定义的磁珠的体积密度来实现。

这些磁珠可以用于校准传递函数。如果对于样本流体中自由移动的磁珠屏蔽传感器，这是如果磁珠覆盖足够大的情况，在实际生物测量期间，传递函数也可以得到稳定。

在另一实施例中，通过改变外磁体产生的磁场强度或者通过由平移或旋转来改变外磁体的位置，来控制GMR的灵敏度。

该电子装置可以包括另一同步检测器和频率低通滤波器，同步检测器用于在第一频率和/或第一和第二频率差值和/或第一和第二频率总和上，同步检测对象信号或者对象信号的增益调整版本；频率低通滤波器用于对从另一检测器得到的信号进行滤波和用于输送电输出信号作为滤波结果。这样，电输出信号是纯DC信号，其是对靶TR量的测量值，并且因而是对样本流体中生物分子浓度的测量值。

作为备选，参考传感器的增益通过测量对参考传感器附近的至少一条场产生导线的响应而获得。重要的是对于参考传感器表面上或者溶液中的磁珠不敏感，因为在生物测量期间磁珠的数量可能波动并且扰乱稳定机制。因此，优选通过忽略表面上的结合区域、其通过合适地屏蔽、通过使磁珠远离传感器或者通过在超顺磁珠的响应带宽上的频率处的测量，而使磁珠避免在参考传感器附近。作为备选，磁珠以适当定义的方式吸引到传感器表面。该方法的优点是，其可以将参考传感器与传感器上自由移动的磁珠屏蔽，这避免了所述磁珠影响GMR的稳定机制。该吸引力可以通过由传感器附近的磁场产生导线引入的磁场梯度而产生。

如果需要，在将磁珠吸引到表面之后，表面附近的磁珠可以通过将其(磁地)冲洗掉而移除。作为备选，磁珠可以在生产期间应用于参考传感器。这可以通过例如点样(类似喷墨点样)适当定义的磁珠的表面密度浓度或适当定义的磁珠的体积密度来实现。这些磁珠可以用于在生物测量期间的增益稳定。优选地，所述磁珠将磁场与样本流体中自由移动的磁珠屏蔽。作为备选，切断了顺磁珠的响应。结果，仅测量磁串扰，其可以用于稳定总增益。这可以通过施加例如具有在磁珠的磁响应频率之上的频率ω₃的、垂直于GMR的敏感方向的垂直磁场来完成。该场充满(saturizes)这些磁珠，结果仅测量来自电流导线的磁串扰。该信号指示增益，并且因而可以用于保持增益为常数。其也可以通过对珠施加磁滞(借助于附加磁场)而实现。这些磁珠被调整到它们的线性区域，其对于检测是必需的。如果然后取走附加场，这些磁珠将不再响应于磁场，并且因而然后仅测量串扰。

本发明还提供了用于稳定磁传感器中磁致电阻元件的陡度的方法，所述磁传感器用于感测由可磁化对象当磁化时产生的杂散磁场和用于产生与该感测的杂散磁场相关的电对象信号，所述方法包括这些步骤：

—产生具有第一频率的磁场，用于磁化可磁化对象，

—产生流过磁致电阻元件的具有第二频率的AC电流

—从电对象信号产生电输出信号，以及

—通过检测存在于对象信号中和与磁致电阻元件的陡度线性相关的信号分量，来稳定电输出信号的幅度。

本发明还提供了包括发明性磁传感器的生物芯片。该生物芯片可以包括多个磁传感器，其中至少一个发明性传感器用作参考传感器，并且其中通过使用从参考传感器导出的信息来执行对磁致电阻元件的陡度调整或对增益调整装置的调整以调整从电对象信号到其他传感器中的电输出信号的电子传递的增益值。

优选地，以与执行磁珠激励相同的频率范围测量GMR的灵敏度。这样，可以实现最高信噪比。任选地，传感器可以包括所谓的惠斯通电桥(Wheatstone bridge)或者半惠斯通电桥，其中合并了一个或多个GMR。

附图说明

将参考附图进一步说明本发明，其中：

图1示出了包括衬底和多个磁传感器的生物芯片；

图2示出了具有集成磁场激励的磁传感器的实施例；

图3示出了GMR的阻抗作为GMR层对磁场敏感的方向上的磁场分量的函数；

图4示出了部分磁传感器，其中除了来自磁珠的磁场，出于说明的原因，还示出了由GMR自身产生的内部产生场；

图5示出了发明性实施例的示意图，其中存在用于调整流过GMR的DC电流的装置；

图6示出了GMR堆栈的横截面，其中示意性地指示了流过堆栈的电流；

图7示出了发明性实施例的示意图，其包括增益调整装置，用于调整在从电对象信号到电输出信号的电子传递的增益值；

图8示出了用于调整增益值的备选发明性实施例的示意图；

图9示意性地示出了用于产生具有第三频率的另一磁场的导线的有利位置的范例；

图10示出了发明性实施例的示意图，其中存在用于调整流过GMR的DC电流的装置并且其中存在具有第三频率的另一磁场；

图11示出了发明性实施例的示意图，其包括增益调整装置，用于调整从电对象信号到电输出信号的电子传递的增益值，并且其中存在具有第三频率的另一磁场；

图12示出了发明性实施例的示意图，作为如图10中所示的实施例的备选，其中调整该另一磁场中的DC值；以及

图13和14示出了传感器阵列，其中一个发明性传感器作为参考传感器，并且其中借助于从参考传感器导出的信息来稳定其他传感器中的GMR的陡度。

附图仅是示意性的，而非限制性的。在附图中，一些元件的大小可能被放大并且未按比例描绘，并且仅是出于图示目的。对于附图的描述仅为解释本发明的原理，而不可以理解为将本发明限制到该描述和/或附图。

具体实施方式

图3示出了GMR的阻抗作为磁场分量H_ext的函数。应当注意到，GMR灵敏度 $s_{\mathrm{GMR}}=\frac{d{R}_{\mathrm{GMR}}}{d{H}_{\mathrm{ext}}}$ 不是常数，而与H_ext相关。其还与由GMR堆栈中不对称的电流分布导致的任何内部产生的磁场相关。

在如图2中所示的传感器MS中，代替巨磁致电阻GMR，可以应用具有与磁场相关的特性(参数)的任何其他装置，诸如类似隧道磁致电阻(TMR)或各向异性磁致电阻(AMR)的某些类型的电阻器。在AMR、GMR或TMR材料中，当一层或多层的磁化方向由于施加磁场而改变时，电阻发生改变。GMR是用于在所谓转换磁层之间具有导体夹层的分层结构的磁致电阻，而TMR是用于包括磁金属电极层和介电夹层的分层结构的磁致电阻。

在GMR技术中，已经开发了这样的结构，其中两层非常薄的磁膜非常紧贴。通常通过将第一磁膜保持紧密接近交换偏压层(exchange bias layer)(固定第一磁膜的磁性取向的抗铁磁材料层)而使第一磁膜不动，这意味着其磁性取向固定。第二磁层或自由层，具有自由的可变磁性取向。在起源于超顺磁粒子SPB的磁化的改变的本情况中，磁场中的改变导致旋转自由磁层的磁性取向，其反过来，增加或减少了GMR结构的阻抗。当传感器和不动的层磁性地定向在相同的方向上时，通常产生低阻抗。当传感器和不动的层(膜)的磁性取向彼此相反时，产生较高阻抗。

在由通过绝缘(隧道)屏障分离的两个铁磁电极层形成的系统中，可以观察到TMR。该屏障必须非常薄，例如，为1nm的量级。只有那样，电子可以隧穿该屏障。这是量子力学传送过程。通过使用交换偏压层，可以改变一层的磁校准，而不影响其它层。本情况中，源自超顺磁粒子SPB磁化改变的磁场改变，导致传感器膜的磁性取向的旋转，其反过来增加或减少TMR结构的阻抗。

铁磁材料的AMR的阻抗取决于电流与磁化方向之间的角度。该现象由于铁磁材料的电子散射横截面的不对称性。

图4示出了部分磁传感器，其中除了磁场H_ext(来自磁珠)，还示出了由GMR自身产生的内部产生场H_int。提供DC电流I_DC的电流源I_BIAS和提供具有第二频率ω₂的AC电流I₂sinω₂t的AC电流源AC₂，耦合到磁致电阻元件GMR。因而，这两股电流的总和流过GMR，并且用感测电流i_s指示。感测电流i_s引发穿过GMR的信号(电压)U_GMR。由输送对象信号U_OB的放大器AMP放大电压U_GMR。感测电流i_s在GMR己中产生内部磁场H_int＝α·i_sense。因此，通过为感测电流i_s选择合适的值，图3中所示的曲线可以水平“移动”并且可以选择合适的GMR灵敏度。内部磁场H_int的作用可以解释为内磁串扰，并且将引起信号U_GMR中的电压分量 $e_{\mathrm{int}}=s_{\mathrm{GMR}}\·\mathrm{\α}\·i_s^2,$ 其中s_GMR是GMR的灵敏度，而α是常值。作为结果，GMR电压包含第二谐波信号，其用于稳定GMR灵敏度。这如下说明。GMR的敏感层中的总面内磁化H_x等于H_x＝H_ext+H_int＝H_ext+α·i_s。

该信号U_GMR可以表示为：

$u_{\mathrm{GMR}}=i_s(R_{\mathrm{GMR}}+S_{\mathrm{GMR}}\·(H_{\mathrm{ext}}+\mathrm{\α}\·i_s))=i_s(R_{\mathrm{GMR}}+S_{\mathrm{GMR}}\·H_{\mathrm{ext}})+i_s^2\·S_{\mathrm{GMR}}\·\mathrm{\α}$

通过代入i_s＝I_DC+I₂sinω₂t：

$u_{\mathrm{GMR}}=(I_{\mathrm{DC}}+I_2\sin {\mathrm{\ω}}_{2}t)(R_{\mathrm{GMR}}+S_{\mathrm{GMR}}\·H_{\mathrm{ext}})+(I_{\mathrm{DC}}^2+2I_{\mathrm{DC}}{I}_2\sin {\mathrm{\ω}}_{2}t+I_2^2\mathrm{si}{n}^2{\mathrm{\ω}}_{2}t)\·S_{\mathrm{GMR}}\·\mathrm{\α}$

来自磁珠的磁场等于：H_ext＝H₁sinω₁t

那么，可以对信号U_GMR导出下列表达式：

$u_{\mathrm{GMR}}=I_{\mathrm{DC}}\·(R_{\mathrm{GMR}}+S_{\mathrm{GMR}}\·\mathrm{\α}\·I_{\mathrm{DC}})+\frac{1}{2}{I}_2^2\·S_{\mathrm{GMR}}\·\mathrm{\α}+I_2\sin {\mathrm{\ω}}_{2}t\·(R_{\mathrm{GMR}}+S_{\mathrm{GMR}}\·\mathrm{\α}\·2I_{\mathrm{DC}})$

$+I_{\mathrm{DC}}\·S_{\mathrm{GMR}}\·H_1\sin {\mathrm{\ω}}_{1}t+\frac{1}{2}{I}_2\·S_{\mathrm{GMR}}\·H_1[\cos ({\mathrm{\ω}}_1-{\mathrm{\ω}}_2)t-\cos ({\mathrm{\ω}}_1+{\mathrm{\ω}}_2)t]$

$-\frac{1}{2}{I}_2^2\·S_{\mathrm{GMR}}\·\mathrm{\α}\·\cos 2{\mathrm{\ω}}_{2}t$

用于信号U_GMR的后者表达式中最后一项等于

$-\frac{1}{2}{I}_2^2\·S_{\mathrm{GMR}}\·\mathrm{\α}\·\cos 2{\mathrm{\ω}}_{2}t$

并且因而是与第二频率ω₂相关的第二谐波分量。此外，GMR的灵敏度s_GMR线性存在于该最后一项中。因而借助于该最后一项，可以稳定灵敏度。这可以通过同步地解调作为信号U_GMR的放大版本(amplified version)的对象信号U_OB而执行。

该解调的结果是正比于s_GMR和独立于H₁的DC分量。

图5示出了发明性实施例的示意图，其中，存在用于调整流过GMR的DC电流的装置。除了图4的示意图之外，存在下列元件：第一乘法器MP₁、第二乘法器MP₂、(第一)频率低通滤波器LPF₁、减法器DFF以及积分滤波器INT。第一乘法器MP₁通过将对象信号U_OB与信号cos2ω₂t相乘来同步地解调对象信号U_OB。(为了简化，选择该图和其它图中的幅度等于“1”，但这不能解释为限制)所得到的信号是DC值，并且从靶值S_TR中减去所得到的信号。所得到的误差信号被输送到积分滤波器INT。积分滤波器INT的输出信号用于调整电流源IBIAS的DC值I_DC。注意到，元件“AMP ”、“MP₁”、DFF、“INT”、“IBIAS”形成负反馈环路。因此，如果反馈环路的增益足够高，减法器DFF的输出端(＝积分滤波器INT的输入端)的误差信号将控制到近似为零。因此，传感器的有效灵敏度将等于靶值S_TR(并且因而被稳定)。这样稳定的对象信号U_OB由第二乘法器MP₂同步解调，其将对象信号U_OB与cos(ω₁-ω₂)t或者cos(ω₁+ω₂)t或sin(ω₁)t，或者这三个信号的组合相乘。在第二乘法器MP₂的输出端得到的信号UMP₂，由低通滤波器LPF₁滤波，并且输送电输出信号U₀，其是纯DC信号，且是对靶TR(参见图2)的量和因而是对样本流体中生物分子浓度的测量值。

图6示出了GMR堆栈的横截面，其中示意性地示出流过堆栈的电流。之前提到的参数α和s_GMR都是GMR堆栈中电流分布的函数。图6示出了GMR堆栈中的电流分布，其中心位于自由(敏感)层FL和不动的层PL之间的非磁性层NML中。移动感测电流i_s的重心到正好位于敏感层FL下的最优位置，导致在敏感层FL中由感测电流i_s诱发更大的磁场强度，其增加了稳定电路的控制范围和增益。这可以通过最优化堆栈中的阻抗平衡而实现，例如通过将低欧姆层加到堆栈中或者通过改变堆栈中不同层的厚度来实现。

由感测电流i_s产生的施加的磁场H_int(参见图5)，聚集在GMR中，从而在传感器表面附近的磁珠SPB(参见图2)和施加的传感器电流之间存在可忽略的相互作用。因此，该方法可以同时应用实际磁珠测量。

注意到，由于非线性GMR特征，谐波失真分量可忽略，这是因为由感测电流i_s所诱发的磁场的AC幅度小。

图7示出了发明性实施例的示意图，其包括增益调整装置，用于调整从电对象信号U_OB到电输出信号U₀的电子传递的增益值。下文中，图7的电路与图5的电路不同。不存在积分滤波器INT和减法器DFF，因而没有反馈环路。因此同样地，电流源IBIAS的DC值I_DC不受误差信号的控制。此外，除图5的电路之外，图7的电路包括增益调整器G_ADPT，其具有耦合到放大器AMP的输出端用于接收对象信号U_OB的信号输入端，和具有耦合到第二乘法器MP₂的输入端用于输送作为对象信号U_OB的增益调整版本的信号U_OBG的信号输出端。此外，除了图5的电路以外，图7的电路包括另一频率低通滤波器LPF₂，其耦合在第一乘法器MP₁的输出端和增益调整器G_ADPT的控制输入端之间。电路操作如下。类似图5的电路中，对象信号U_OB乘以(同步解调)信号cos2ω₂t。得到的信号由另一低通滤波器LPF₂滤波，所述低通滤波器输送控制信号到增益调整器G_ADPT的控制输入端。由于存在另一低通滤波器LPF₂，该控制信号是纯DC信号。该控制信号与存在于增益调整器G_ADPT的参考输入端的靶值S_TR相比。增益调整器G_ADPT的增益由下列等式表达

$\frac{U_{\mathrm{OB}}}{U_{\mathrm{OBG}}}=\frac{s_{\mathrm{TR}}}{G+\mathrm{\δ}}$

其中G是由另一低通滤波器LPF₂输送的DC信号值，并且因而与GMR的灵敏度s_GMR相关，而δ确定增益调整器G_ADPT的最大可能增益。因而，类似图5的电路中，稳定了传感器的有效灵敏度。图7的电路与图5的电路相比的优点是，现在不存在反馈环路，并且因而相对于稳定性(避免过冲和振荡)，该电路更易于设计且不取决于GMR的感测电流相关的增益控制特性。代替图7中的所示位置，增益调整器G_ADPT也可以位于第二乘法器MP₂之后。

图8示出了用于调整增益值的备选发明性实施例的示意图。下文中，图8的电路在结构上与图5的电路不同。在图8中，第三乘法器MP₃具有耦合到放大器AMP的输出端的第一输入端并且具有耦合到第一和第二乘法器MP₁和MP₂的共同连接点的输出端。此外，在图8的电路中，积分滤波器INT的输出端不耦合到电流源IBIAS，而是耦合到乘法器MP₃的第二输入端。应当注意，虽然图8的电路结构示出了与图5的电路结构的大量相似之处，但是这两个电路的操作原理不同。图8电路的操作原理类似于图7电路的操作原理。基本上，图8中由元件：“MP₃”、“MP₁”、“DFF”、“INT ”形成的(负)反馈环路，执行与图7中由元件：“MP₁”、“LPF₂”、“G_ADPT”形成的前馈环路相似的功能。应当注意到，虽然图8的电路包括反馈环路，但是类似图5中，将不期望可能对于与稳定性相关的设计来说的复杂性，因为该反馈环路在环路中包含较少元件；电流源IBIAS和GMR未出现在反馈环路中。

图10示出了发明性实施例的示意图，其中存在用于调整流过GMR的DC电流的装置并且其中存在具有第三频率ω₃的另一磁场H₃sinω₃t。图10的电路与图5的电路的结构差别在于，存在由另一AC电流源AC₃和另一导线WR₃实现的另一磁场发生器。另一AC电流源AC₃提供流过另一导线WR₃的另一AC电流I₃sinω₃t，所述另一导线作为响应产生另一磁场H₃sinω₃t。在所有情况中，应用图10的电路是有利的，其中内部产生的磁场H_int很小，从而难以(过多噪声信号)精确地检测对象信号U_OB中的第二谐波分量。(注意到，H_int＝α·i_s下面的箭头意图指示比之前的图小。)所以，基本上在GMR中诱发具有频率ω₃的AC电流，并且其承担第二谐波分量的功能。因而，具有等于ω₃-ω₂和等于ω₃+ω₂的频率的谐波分量，发生在流过GMR的电流中。结果，这些分量还存在于穿过GMR的信号U_GMR和对象信号U_OB中。电路的操作还类似于图5中的电路的操作，除了现在不在频率2ω₂上，而在ω₃-ω₂、ω₃+ω₂或ω₁上同步检测对象信号U_OB之外。这由第一乘法器MP₁执行，其将对象信号U_OB与cos(ω₁-ω₂)t或者cos(ω₁+ω₂)t或sin(ω₁)t，或者这三个信号的组合相乘。

图9示意性地示出了用于产生另一磁场H₃sinω₃t的另一导线WR₃的有利位置的范例。由于该另一导线WR₃位于GMR下，该另一磁场不(或几乎不)到达超顺磁珠SPB。这是因为GMR对该另一磁场形成屏蔽。此外同样地，与从磁珠到GMR的距离相比，从另一导线WR₃到超顺磁珠SPB的距离相对较大。

作为图9中导线WR₃的位置的备选，导线WR₃也可以定位在GMR附近。现在磁珠SPB更接近导线WR₃，从而磁珠SPB可能扰乱对GMR的灵敏度s_GMR的测量。该效应可以通过在大大超过磁珠SPB的响应带宽的频率，因而在频率 ${\mathrm{\ω}}_3\≥\frac{1}{{\mathrm{\τ}}_{\mathrm{neel}}}$ 测量灵敏度s_GMR而得到抑制。

时间常数τ_neel是所谓的Neel弛豫时间(参见对于Nell弛豫：R.Ktiz等人的“Journal of Magnetism and Magnetic Materials“，194(1999)，第62页。)

一般说来：通过增加ω₃，来自超顺磁珠SPB的响应将减少。通过在宽频范围上扫描(sweep)ω₃，可以重新获得关于磁传感器的增益和灵敏度以及因而关于磁珠SPB数量的信息。

作为备选，邻近(或者在GMR下)的导线WR₃产生DC磁场，以便控制灵敏度s_GMR。该方法将可能产生不可忽略的场梯度，其可能激励磁珠SPB。仅在增益稳定和生物测量(测量来自磁珠的响应)期间产生DC场，可以最小化该效应。

作为另一备选，通过相对于生物芯片改变外磁体(永磁铁或电磁铁)的强度或位置(平移、旋转)，来控制灵敏度s_GMR。

外磁体还可能在GMR中产生波动磁场，以便执行对灵敏度s_GMR的测量。

图11示出了发明性实施例的示意图，其包括增益调整装置，用于调整从电对象信号U_OB到电输出信号U₀的电子传递的增益值，并且其中存在具有第三频率ω₃的另一磁场发生器。基本上，该电路的结构类似于图7的电路，但是增加了包括导线WR₃和AC电流源AC₃的另一磁场发生器。增加该另一磁场发生器是出于如与较早参考图10提及的相同理由。

图12示出了发明性实施例的示意图，作为如图10中所示的实施例的备选，其中，代替调整DC电流源I_BIAS，通过调整附加DC电流源来调整该另一磁场中的DC值，所述附加DC电流源提供流过导线WR₃的DC分量I_DC。

图13和14示出了传感器阵列，其中一个发明性传感器充当参考传感器RFS，并且其中其它生物传感器阵列BSA中的GMR的陡度借助于从参考传感器RFS导出的信息而稳定。每个传感器的DC感测电流i_s由相同的增益校正值校正。β表示对参考传感器RFS中的感测电流i_s的第二谐波的检测。表示增益校正值的环路滤波器的输出α，控制每个传感器中DC感测电流的幅度。假设对于阵列中每个传感器，GMR增益变化相同。由于传感器互相接近地位于相同的生物芯片上，这是有利的假设。作为图13的系统的备选，图14的系统包括导线(线圈)，其产生朝向各个GMR的可调整的DC磁场，用于控制GMR(代替通过调整流过GMR的DC电流来控制GMR)。

应当注意到，上述实施例说明而不是限制本发明，并且本领域技术人员将能够设计备选实施例，而不脱离如随附权利要求所界定的本发明的范围。在权利要求中，圆括号中的任何参考标记不应当理解为限制权利要求。总体上，词语“包含”和“包括”等不排除存在除了列在任何权利要求或申请中的元件之外的元件存在。元件的单一参考不排除这种元件的多个参考。在相互不同的从属权利要求中引用了某些测量的这一事实，并不指示不能使用这些测量的组合。说明书和权利要求书中类似顶部、底部、之上、之下等的任何术语，是用于描述性的，而并非用于描述相对位置所必需的。应当理解，这样使用的术语可以在适当的情况下可以互换，并且在此描述的本发明的实施例能够以除了附图描述或图示的其它方式操作。

Claims (14)

1、一种磁传感器(MS)，其包括磁致电阻元件(GMR)，用于感测由可磁化对象(SPB)当磁化时产生的杂散磁场(SF)和用于产生与所感测的杂散磁场(SF)相关的电对象信号(UOB)，该传感器(MS)包括用于产生用于磁化可磁化对象(SPB)的具有第一频率(ω₁)的磁场(H，H_ext)的磁场发生器(WR₁，WR₂)，用于至少产生流过所述磁致电阻元件(GMR)的具有第二频率(ω₂)的AC电流(I₂sinω₂t)的电流源(AC₂)，以及用于产生从所述电对象信号(U_OB)导出的电输出信号(U₀)的电子装置，所述电子装置包括用于稳定所述电输出信号(U₀)幅度的稳定装置，所述稳定装置从信号分量的幅度中导出所述稳定所需的其信息，所述信号分量在操作期间存在于所述对象信号(U_OB)中，其与所述磁致电阻元件(GMR)的陡度线性相关，该陡度定义为作为在磁致电阻元件(GMR)的磁敏感方向上通过所述磁致电阻元件的磁场的函数的所述磁致电阻元件(GMR)的阻抗的导数。

2、根据权利要求1所述的传感器，其特征在于所述信号分量是在流过所述磁致电阻元件(GMR)的AC电流中，与所述第二频率(ω₂)相关的第二谐波分量。

3、根据权利要求1所述的传感器，其特征在于，所述稳定装置包括用于产生流过所述磁致电阻元件(GMR)的具有第三频率(ω₃)的另一AC电流(I₃sinω₃t)的装置(AC₃)，并且其特征在于所述信号分量是流过所述磁致电阻元件(GMR)的电流中的谐波分量，所述谐波分量具有等于所述第三频率(ω₃)或等于所述第三和所述第二频率的差值(ω₃-ω₂)或等于所述第三和所述第二频率的总和(ω₃+ω₂)的频率。

4、根据权利要求3所述的传感器，其特征在于所述传感器包括另一磁场发生器(WR₃)，用于产生具有所述第三频率(ω₃)的另一磁场(H₃sinω₃t)，以引发另一AC电流的产生。

5、根据任一前述权利要求所述的传感器，其特征在于所述稳定装置包括用于调整所述磁致电阻元件的陡度的陡度调整装置。

6、根据权利要求5所述的传感器，其特征在于所述陡度调整通过改变流过所述磁致电阻元件的DC电流值来执行。

7、根据权利要求4所述的传感器，其特征在于所述稳定装置包括用于调整所述磁致电阻元件的陡度的陡度调整装置，其中通过改变所述另一磁场中的DC值分量来执行所述陡度调整。

8、根据权利要求6或7所述的传感器，其特征在于所述陡度调整装置包括用于同步检测所述信号分量的同步检测器(MP₁)，和用于将所检测的信号分量与所述磁致电阻元件的陡度的靶值(s_TR)进行比较且用于输送误差信号作为比较结果的装置，并且其特征在于所述误差信号形成用于改变流过所述磁致电阻元件的DC电流值或所述另一磁场中的DC值分量的基础。

9、根据权利要求1-4所述的传感器，其特征在于，所述稳定装置包括用于调整从所述电对象信号到所述电输出信号的电子传递的增益值的增益调整装置(G_ADPT)。

10、根据权利要求9所述的传感器，其特征在于，所述增益调整装置包括用于同步检测所述信号分量的同步检测器(MP₁)，和用于将所检测的信号分量与所述磁致电阻元件的陡度的靶值(s_TR)进行比较且用于输送控制信号作为比较结果的装置，该控制信号形成了用于改变所述增益值的基础。

11、根据任一前述权利要求所述的传感器，其特征在于，所述电子装置包括另一同步检测器(MP₂)和频率低通滤波器(LPF₁)，所述同步检测器(MP₂)用于在所述第一频率和/或所述第一和所述第二频率的差值，和/或所述第一和所述第二频率的总和上，同步检测所述对象信号(U_OB)或者所述对象信号的增益调整版本(U_OBG)，所述频率低通滤波器(LPF₁)用于对从所述另一检测器(MP₂)得到的信号进行滤波，且用于输送所述电输出信号(U₀)作为滤波结果。

12、一种生物芯片，包括任一前述权利要求所述的磁传感器。

13、一种包括多个磁传感器的生物芯片，其中根据权利要求1-12所述的至少一个传感器用作参考传感器(RFS)，并且其中通过使用从所述参考传感器(RFS)导出的信息来执行其它传感器(BSA)中的磁致电阻元件的陡度调整或增益调整装置的调整，所述增益调整装置用于调整从电对象信号到电输出信号的电子传递中的增益值。

14、一种用于稳定磁传感器中磁致电阻元件陡度的方法，所述磁传感器用于感测由可磁化对象当磁化时产生的杂散磁场和用于产生与所感测的杂散磁场相关的电对象信号，所述陡度定义为作为在所述磁致电阻元件的磁敏感方向上通过所述磁致电阻元件的磁场的函数的所述磁致电阻元件的阻抗的导数，所述方法包括如下步骤：

-产生具有第一频率的、用于磁化可磁化对象的磁场，

-产生流过所述磁致电阻元件的、具有第二频率的AC电流，

-从所述电对象信号产生电输出信号，以及

-通过检测存在于对象信号中并且与所述磁致电阻元件的陡度线性相关的信号分量，来稳定所述电输出信号的幅度。

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