CN101292147A - 磁阻纳米粒子传感器 - Google Patents

Abstract

提出了一种磁传感器设备。所述磁传感器设备包括至少一个磁场发生器、磁传感器元件(8)、为所述磁传感器元件(8)提供频率调制的感应电流的装置(17)。在所述磁传感器元件(8)和放大器(11)之间的信号路径中设置抑制装置(18)。所述抑制装置(18)适于抑制频率为所述调制频率的信号分量。由于未承载测量信息的大部分感应信号没有被发送到所述放大器(11)，因而所述抑制装置(18)能够显著地降低所述放大器(11)的所需动态范围。

Description

磁阻纳米粒子传感器

技术领域

本发明涉及一种磁传感器设备。具体地，本发明涉及一种具有传感器元件的磁阻纳米粒子传感器，所述传感器元件以阵列形式设置。这种类型的设备也被称作微阵列或生物芯片。

背景技术

微阵列或生物芯片的引入正在变革对DNA(脱氧核糖核酸)、RNA(核糖核酸)、蛋白质、细胞及细胞片段、组织成分等样本的分析。其应用例如人类基因分型(例如在医院里或者由个人医生或护士)、细菌筛选、生物及药理研究。

生物芯片也被称作生物传感器芯片、生物微芯片、基因芯片或者DNA芯片，生物芯片以其最简单的形式包含在其上附着有大量不同探测分子的基底，如果被分析的分子或分子片段完全匹配，则可将这些分子或分子片段结合到芯片上明确定义的区域。例如，一个DNA分子的片段结合到一个唯一的互补DNA(c-DNA)分子片段上。例如，可以通过使用连结到将被分析的分子上的荧光标记来检测结合反应的发生。这提供了在较短时间内并行地分析大量不同分子或分子片段中的一小部分的能力。一个生物芯片能够支持对10-1000或者更多个不同分子片段的试验。人们希望，作为例如人类基因工程的工程以及对基因和蛋白质功能的后续研究的结果，在未来的十年内，通过使用生物芯片而可提供的信息的有用性能够快速提高。

在WO 2005/010543A1中，描述了这样一种磁传感器设备或生物传感器。该生物传感器检测样本中的磁性粒子，所述样本例如流体、液体、气体、粘弹性介质、凝胶体或者组织样本。所述磁性粒子可具有较小的尺寸。纳米粒子表示粒子具有在0.1nm至1000nm之间、优选为3nm至500nm之间、更优选为10nm至300nm之间范围内的至少一个尺寸。磁性粒子可以由于所施加的磁场(例如它们可以是顺磁性的)而获得磁矩，或者磁性粒子可以具有永久性磁矩。磁性粒子可以是合成物，例如其内部包括一个或多个小磁性粒子或者附着在非磁性材料上。在对ac磁场的频率产生非零响应时，即，当产生磁性磁化或磁导时，可以使用粒子。

在公知的传感器设备中，电线以频率f₁产生磁场，用来磁化GMR传感器附近的超顺磁磁珠(纳米粒子)。在GMR传感器中检测到来自这些磁珠的杂散场，并且产生一个指示传感器附近存在的磁珠数量的信号。

然而，由于电线和GMR传感器之间的寄生电容，在放大器A₁的输出端处出现频率为磁珠励磁频率f₁的强电容性串扰信号。该信号干扰了来自磁珠的磁信号。

可以通过调制传感器的感应电流来抑制场发生装置和磁阻传感器之间的电容性串扰。这种方法在频域中将电容性串扰信号与所需要的磁信号进行分离。

GMR传感器信号被提供到放大器，该放大器需要具有很大的动态范围，例如120dB。由于磁性磁珠的数量与GMR传感器的信号成比例，所以放大器必须在全部动态范围上是线性的。任何非线性都将严重地干扰测量结果。

发明内容

因此，本发明的目的是提供一种磁阻传感器，其对形成传感器的组件的性能要求具有较低的需求。

所述目的是通过如权利要求1所述的一种磁传感器设备来实现的。具体地，本发明提出了一种磁传感器设备，其包括至少一个磁场发生器、磁传感器元件、为所述磁传感器元件提供频率调制的感应电流(i_sense)的装置。在所述磁传感器元件和放大器之间的信号路径中设置抑制装置。所述抑制装置适于抑制频率为所述调制频率的信号分量。由于未承载测量信息的大部分感应信号没有被发送到所述放大器，因而所述抑制装置能够显著地降低所述放大器的所需动态范围。在本发明的一个具有优势的实施例中，所述磁传感器元件是能够提供高灵敏度的GMR(巨磁阻)、TMR(隧道磁阻)或AMR(各向异性磁阻)传感器元件。在本发明的进一步演进中，所述磁传感器元件是由更加灵敏的差分GMR传感器元件形成的。此外，所述磁传感器元件可以是基于对在传感器表面或附近测量的粒子磁属性的检测的任意适合传感器元件。因此，所述磁传感器可以被设计成线圈、磁阻传感器、磁限制传感器、霍尔传感器、平面霍尔传感器、磁通门传感器、SQUID(半导体超导量子干涉设备)、磁共振传感器或者其它由磁场激励的传感器。

在本发明的一个优选实施例中，所述抑制装置是抑制以所述调制频率进行调制的所述磁传感器元件的所述信号分量的滤波器装置。在这种情况下，所述滤波器装置可以包括高通滤波器或者带通滤波器。

在本发明的另一个优选实施例中，抑制方法是由抑制以所述调制频率进行调制的所述磁传感器元件的所述信号分量的共模放大器形成的。

对于某些特定的应用，以关于上述优选实施例的滤波器装置和共模放大器的组合来提供所述抑制装置也是具有优势的。

在本发明的一个优选实施例中，将多个传感器元件以阵列形式设置。

附图说明

通过阅读下面附带有附图的描述，可以更好地理解本发明，而且其它特定的特征和优势也会变得更加明确。在附图中，相似的元件或者分量将被指定相同的参考标号。示出：

图1是现有技术中公知的磁阻传感器设备；

图2是图1中所示的传感器信号的频谱分量的相对大小；

图3是根据本发明的磁阻传感器设备的第一实施例；

图4是图3中示出的磁阻传感器设备的高通滤波器；

图5是根据本发明的磁阻传感器设备的第二实施例；以及

图6是根据本发明的磁阻传感器设备的第三实施例。

具体实施方式

图1示出了现有技术中公知的磁阻传感器设备。第一调制器2以频率f₁对第一电流源3进行调制。第一电流源3为导体4提供电流i_wire，以便以频率f₁产生磁场，用来磁化磁性纳米粒子，例如超顺磁磁珠。频率f₁被选择为不引起磁性纳米粒子的较大移动，例如频率f₁被选择为50kHz。第二调制器6以频率f₂对第二电流源7进行调制。第二电流源7为GMR(巨磁阻)传感器8提供正弦感应电流i_sense。GMR传感器8产生输出信号u_GMR，其是GMR传感器8附近区域中的磁性纳米粒子数量的函数。磁性纳米粒子在图1中被示为磁泡9。取决于纳米粒子9在磁阻传感器8附近区域中的存在，传感器8的位置处的磁场发生变化，由此传感器8的阻抗也发生变化。所述导体和磁阻传感器8之间的电容性串扰用耦合电容C_c来进行符号表示，如图1中的虚线所示。

在不存在磁性粒子的情况下，输入信号是来自导体的交变磁场。取决于纳米粒子9在磁阻传感器8附近区域中的存在，传感器8的位置处的磁场发生变化，由此传感器8的阻抗也发生变化。传感器8的不同阻抗导致传感器8上的不同压降，由此导致传感器8传递不同的测量信号。GMR传感器的最终输出信号是一个连续波形。然后，磁阻传感器8所传递的测量信号被传递到用于进行放大的放大器11，从而生成放大信号Ampl(t)。放大信号Ampl(t)被检测，同时通过经由解调乘法器13而被解调，其中在解调乘法器13中，该信号与频率为f₁-f₂的调制信号相乘。在最后一步中，所述中间信号被发送通过低通滤波器14。从而，最终信号Det(t)与在传感器8表面上存在的磁性纳米粒子9的数量成比例。

如图1所示的传感器存在如下问题，即，通过对感应电流进行调制，在调制频率上的电压分量很容易超过前置放大器的级别。

下面对该问题进一步进行解释：GMR的总阻抗可以被建模为两个独立贡献量(静态阻抗R和动态阻抗ΔR)的串联。

R_GMR＝R+ΔR

静态阻抗R是恒定的，其不包含重要信息。动态阻抗ΔR是取决于频率的，其指示传感器附近的纳米粒子的数量。

$\mathrm{\ΔR}=\hat{r}\sin \left({\mathrm{\ω}}_{1}t\right)$

被提供到第一放大器A₁的GMR带(strip)上的电压(u_GMR)等于感应电流和GMR阻抗的乘积，

u_GMR＝i_sense·R_GMR

其还可被进一步分解为下述分量，

$u_{\mathrm{GMR}}={\hat{i}}_{\mathrm{sense}}\sin \left({\mathrm{\ω}}_{2}t\right)\·(R+\hat{r}\sin \left({\mathrm{\ω}}_{1}t\right))$

分量(1)可以被看作是不期望的干扰，分量(2)表示磁信号电压，其包含所需要的来自磁珠的磁信号。两个分量均与感应电流的大小

成比例。

优选地，将由放大器A₁监测的信号电压(2)最大化，这可以通过使感应电流的大小

最大化来实现。然而，使感应电流的大小

最大化也使得不期望的干扰分量(1)最大化。

利用由可用热预算所设置的能量损耗约束，确定对感应电流大小的实际限制。传感器顶部的生物材料的最高温度被限制在38℃。对于标准的传感器几何结构，感应电流的最大值位于1至3mA的量级。

分量(1)：频率为f ₂ 的静态感应电流分量的大小

对于额定的GMR传感器阻抗R＝560Ω和感应电流 ${\hat{i}}_{\mathrm{sense}}=2\mathrm{mA},$ 传感器上的静态分量(a)的大小是1.12V。

${\hat{u}}_{\mathrm{GMR},\mathrm{static}}\≈1.12V$

分量(2)：频率为(f ₁ -f ₂ )和(f ₁ +f ₂ )的所需要的电压信号的大小

磁珠产生的所需要的信号电压(2)的典型大小位于几个μV的量级。

${\hat{u}}_{\mathrm{GMR},\mathrm{signal}}\≈1-20\mathrm{\μV}$

图2示出了所述频谱分量的相对大小。静态分量(1)的大小比所需要的信号电压(2)大6个数量级，从而分量(1)可以很容易地使灵敏的放大器A₁达到饱和。为了适应这种情况，放大器A₁需要具有很大的动态范围。在该实例中，需要120dB的动态范围。

通常，只能利用外部电路方法(例如阻抗衰减)来实现所需要的线性。由于会降低增益并因而也降低电路的噪声性能，所以这种方法是不期望的。此外，这种方法还增加了放大器的损耗，其限制了生物传感器的热预算。

然而，如果不能满足动态范围性能，电路将会产生失真分量，其会严重影响实际测量。

鉴于上述两个原因，优选地，不应依赖于第一放大器A₁的高动态范围。

在图3中，示出了根据本发明的磁阻传感器设备的第一实施例。该传感器设备包括电流源16，其为磁场发生导体4提供已调制的电线电流i_wire。以频率f₁对电线电流i_wire进行调制。电流源17为GMR传感器8提供以频率f₂进行调制的感应电流i_sense。传感器电压u_GMR被提供到高通滤波器18，其输出端连接到放大器11的输入端。滤波器18被设计为抑制频率为感应电流调制频率f₂的信号分量。可以通过在频域中进行滤波来实现所述抑制。

由此，可以消除对前置放大器的较大动态范围的需求。

优选地，选择较大的

比值，以使得每个滤波器阶次上的衰减最大化，这对IC集成是很重要的。

优选地，将滤波器集成在放大器IC上，以及优选地，滤波器是低阶滤波器(1阶或2阶)，这是因为高阶集成滤波器较难实现并且有噪声。

在滤波器高通转角(corner)频率(f_-3dB)被选择为与f₁相等的情况下，感应电流频率f₂处的抑制可被估计为

$H_{\mathrm{suppres}}=N\·20\log \left(\frac{f_1}{f_2}\right)\mathrm{dB}$

其中N为滤波器的阶次。

上述方程示出：通过增加滤波器的阶次N和/或通过增加磁场频率f₁与感应电流频率f₂之间的频率分离度(比值f₁/f₂)，能够增强抑制。

对于给定的抑制，优选地，增加频率分离度，以便可以使用低阶滤波器。

具有高通滤波器18的放大器11可以在CMOS IC中实现，如图4所示。GMR传感器8的输出信号作为电压V_in提供到滤波器18。电压信号V_in通过电容器21耦合到场效应晶体管M1的栅极，该场效应晶体管与另外两个场效应晶体管M2和M3被设置成串联的源-漏配置。第一电流源22经由电阻R1为晶体管M3的漏极产生偏置电压V_dd。电流源22的另一个输出端连接在晶体管M3的源极和晶体管M2的漏极之间。电压V-接到晶体管M3的漏极，并被提供到差分放大器23的同相输入端。偏置电压V_dd还被提供到并联的电阻R2，电阻R2的另一接点连接到第二电压源22。参考电压V+接到电阻R2和电流源22之间，并且该参考电压V+被提供到差分放大器23的反相输入端。

差分放大器23的输出信号被连接到晶体管M1的栅极。

上述电路示出了具有-3dB转角频率的1阶高通传输，所述转角频率可被给出为

$f_{-3\mathrm{dB}}=\frac{\mathrm{Av}\·\mathrm{gm}}{2\mathrm{\πC}}$

其中Av(＝g_m，M1·R1)是从M1的栅极到V-的电压增益。

可以通过例如电压增益Av＝100(40dB)和gm＝63μS来实现具有AC耦合电容C＝100pF的例如f_-3dB＝10MHz的高通转角。

应当注意，可以将电容值设置得更小以减小芯片面积。然而，电容C可以被设置到多小是由C引起的电容衰减和M1的寄生电容来制约的。这种衰减应该保持得较小，以避免降低增益并因而降低噪声性能。如图4所示的电路配置具有附加的优点，即，还抑制了来自GMR传感器和感应电流电路的所有低频干扰和1/f噪声。

在图5中，示出了均衡放大器。图5示出了所述电路配置的CMOS IC实现。频率为f₂的干扰分量(1)以共模方式应用，使得放大器对干扰不灵敏。从根本上讲，对图4的放大器进行镜像，以形成两个放大器部分26、27。图5左侧示出的放大器部分26被提供有传感器8的传感器信号u_GMR，而图5右侧示出的放大器部分27被提供有由参考电阻R_ref产生的参考信号u_ref。公共的恒定电流源26被连接到两个放大器部分26和27。参考电阻R_ref被提供有参考电流i_ref，该电流也是以与感应电流i_sence相同的频率f₂进行调制的。

优选地，所述电路是完全对称的，以便使共模抑制最大化。

参考电流i_ref和电阻R_ref的阻抗值的大小可被缩放，使得在静态状况下电压u_ref基本等于u_gmr。所述缩放可被设置为是固定的和/或可调的，以便补偿可能发生的不平衡(例如通过调整i_ref或R_ref的值)。

在另一实施例中，电阻R_ref可被替换为与第一GMR带基本相等的第二GMR带，其为同一磁场产生相反的信号。这种配置被称作差分GMR传感器，其提供比单个GMR传感器更高的灵敏度。

图5所示的电路配置以及如上所述的变型考虑到了放大器和传感器的DC耦合，这避免了IC面积消耗耦合电容。对于该传感器配置的实现，减小必要的IC面积是成本高效的。

最后，图6示出了图4和图5中所示的电路配置的组合。图6的电路组合了上述实施例的滤波和共模抑制特性。用类似的参考符号来指示相应的分量。通过滤波和共模抑制机制的组合，提高了对频率为f₂的干扰分量(1)的抑制。图6示出了该电路的CMOS IC实现。此外，在该实施例中，也可将参考电阻R_ref替换为第二GMR传感器以形成差分GMR传感器，从而提高灵敏度。该实施例的优点在于，由于较小的电流和较小的电压，导致输出信号的较低噪声恶化以及较低的功率消耗。最后，应当注意，所描述的电路配置能够容易地集成在IC中。

通过实例描述了磁传感器设备，前述传感器可以是能够基于粒子的任意属性来检测传感器表面或附近磁性粒子的存在的任意适合传感器，例如，可以经由磁性方法(例如磁阻、霍尔效应、线圈)来进行检测。所述传感器可以经由光学方法来进行检测，所述光学方法例如成像、荧光、化学光学、吸收、散射、表面等离子共振、拉曼光谱等。此外，所述传感器还可以经由声波检测来进行检测，所述声波检测例如表面声波、体声波、生物化学结合过程所影响的悬臂偏转(cantilever deflection)、石英晶体等。所述传感器还可以经由电子检测来进行检测，所述电子检测例如传导性、阻抗、电流分析、氧化还原循环等。

Claims (9)

1、一种磁传感器设备，包括至少一个磁场发生器(4)、磁传感器元件(8)、为所述磁传感器元件(8)提供频率调制的感应电流(i_sense)的装置(7，17)，其中所述感应电流以频率(f₂)进行调制，其特征在于，在所述磁传感器元件(8)和放大器(11)之间的信号路径中设置抑制装置(18)，其中所述抑制装置(18)适于抑制频率为所述调制频率(f₂)的信号分量。

2、如权利要求1所述的磁传感器设备，其特征在于，所述磁传感器元件(8)是GMR、TMR(隧道磁阻)或AMR(各向异性磁阻)传感器元件。

3、如权利要求1所述的磁传感器设备，其特征在于，所述磁传感器元件(8)是由差分GMR传感器元件形成的。

4、如权利要求1所述的磁传感器设备，其特征在于，所述抑制装置是抑制以所述调制频率(f₂)进行调制的所述磁传感器元件的所述信号分量的滤波器装置。

5、如权利要求1所述的磁传感器设备，其特征在于，所述滤波器装置包括高通或带通滤波器。

6、如权利要求1所述的磁传感器设备，其特征在于，所述抑制装置是由抑制以所述调制频率(f₂)进行调制的所述磁传感器元件的所述信号分量的共模放大器形成的。

7、如权利要求4和5所述的磁传感器设备，其特征在于，所述抑制装置是如权利要求4所述的滤波器装置和如权利要求5所述的共模放大器的组合。

8、如一个或多个前述权利要求所述的磁传感器设备，其特征在于，将多个传感器元件(8)以阵列形式设置。

9、如一个或多个前述权利要求所述的磁传感器设备，其特征在于，所述磁传感器设备包括光学检测装置，所述光学检测装置特别用于对磁性粒子的光学检测。

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