CN101356429A - 具有励磁导线的微电子设备 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种微电子设备(200)，尤其涉及一种磁生物传感器，其包括能够在样本室(10)中产生磁场(B)的B/E电极(21)。该设备还包括能够与B/E电极(21)协作在样本室(10)中产生电场(E)的E电极(23，24)。因此，B/E电极用于两种目的。可以将样本室(10)中的电场(E)特别用于泵浦和/或混合流体样本或用于颗粒结合的严格测试。

Description

具有励磁导线的微电子设备
技术领域
本发明涉及一种用于操控样本的微电子设备，尤其涉及一种包括用于激励磁场的导线的微电子生物传感器。此外，本发明还涉及这种微电子设备的使用和一种用于在样本室中操控样本的方法。
背景技术
从WO 2005/010543 A1和WO 2005/010542 A2获知了一种微电子设备，其可用作对由磁珠标记的生物分子进行检测的微流体生物传感器。该设备具有传感器单元阵列，其包括用于产生磁场的导线和用于检测由磁珠产生的杂散场的巨磁电阻器件(GMR)。这样GMR的电阻表示传感器单元附近的磁珠数量。
前述种类的微传感器设备通常需要用于启动、辅助和控制被研究流体的运动的装置，以便交换样本和/或加速扩散过程。可以利用为了使磁珠运动而额外产生的磁场来实现对流体流动的这种操控。然而，这种方法意味着由于操控时间长而造成能量消耗较大。此外，难以利用磁场实现排斥力。用于移动样本流体或移动流体中的颗粒的可替换方法基于耦合到流体内的离子或颗粒的电场。然而，这种方法的缺点在于它需要额外的电极，这使得微电子设备的设计更加复杂。
从US 2004/0219695 A1还获知，使用磁场或电场来将用磁交互颗粒或电交互颗粒标记的分子吸引到结合位置，和/或使用磁场或电场来将未结合的已标记分子从传感器区域去除。然而，该文档未描述如何生成这些场。
发明内容
基于这种情况，本发明的目的是提供一种高效操控应当受到微电子设备中磁场作用的样本的装置。
该目的是由根据权利要求1所述的微电子设备、根据权利要求19所述的方法以及根据权利要求22所述的用法实现的。在从属权利要求中披露了优选实施例。
根据本发明的微电子设备用于操控样本，尤其是用于操控流体或气态化学物质，例如含有颗粒的生物体液。术语“操控”表示与所述样本的任何交互，例如测量样本的特征量、研究其性质、对其进行机械或化学处理等。该微电子设备包括以下部件：
a)样本室，其中可以设置要操控的样本。样本室通常为空腔或填充了某种物质的腔，该物质例如是可吸收样本物质的凝胶。
b)至少一个(第一)电极。因为该电极将被用于产生磁场B和电场E，因此在下文中将其称为“B/E电极”。
c)控制电路，其耦合到B/E电极并适于有选择地以两种模式对它进行控制，所述两种模式即
(i)“磁化模式”，在该磁化模式下，该B/E电极在样本室中产生磁场，以及
(ii)“电模式”，在该电模式下，该B/E电极在样本室中产生电场。在本文中，(i)如果这种场至少存在于样本室的子区域中且(ii)如果在那里其足够强，以至于能够激发被操控样本的期望/可观察到的反应，那么假设存在“样本室中的磁场或电场”。这种定义应排除不可避免地与电极中任何(运动)电荷相关的小的“寄生”磁场或电场。通常，在本发明的意义上，磁场强度在1-10kA/m的量级上(取决于到电极的距离；可以简单地通过H＝I/2πr来计算，H是电极周围的磁场，r是到电极的距离，I是通过电极的电流)。在本发明的意义上，电场强度在1.000-1000.000V/m的量级上(对于后一种情况，假设用3V电压驱动距离为3μm的导线)。磁场和电场都可以是静态或动态的。此外，任选地，可以同时、依次地和/或与其它模式(例如切断B/E电极的状态)相关地激活“磁化模式”和“电模式”。
所述微电子设备还可以任选地包括：
d)至少一个第二电极。因为该电极将被用于产生电场，因此在下文中将其称为“E电极”。在“电模式”下，该E电极充当着B/E电极的对电极，即，B/E电极与E电极协作在样本室中产生电场。
所述微电子设备具有下列优点：B/E电极不仅用来在样本室中产生磁场，而且还用来产生电场。这允许以最少量的硬件来发挥磁效应和电效应。
尽管B/E电极和E电极通常可以是任何材料和形状的电导体，但它们优选由基板上的导线形成。在本文中，术语“导线”依惯例表示例如具有椭圆或矩形截面的细长物体。通常，导线由诸如铝或铜之类的金属构成。基板通常是诸如玻璃或塑料基板之类的绝缘基板，或者任选是具有一个或多个绝缘层的诸如硅之类的半导体材料。
根据本发明的特定实施例，所述微电子设备包括至少一个磁传感器元件，其用于检测源自样本室的磁场，例如检测磁珠的杂散磁场，该杂散磁场是对B/E电极的磁场作出反应而产生的。该磁传感器元件可以特别由霍尔传感器或磁电阻元件实现，磁电阻元件例如是巨磁电阻(GMR)元件、TMR(隧道磁电阻)元件或AMR(各向异性磁电阻)元件。此外，可以将B/E电极、E电极和磁传感器元件实现为集成电路，例如使用CMOS技术以及额外的步骤来将磁电阻部件实现在CMOS电路的顶部上。或者，可以将B/E电极、E电极和磁传感器元件实现为集成器件，例如，使用大面积电子技术以及额外的步骤来将磁电阻部件实现在大面积电子基板的顶部上。大面积电子技术，并且特别是使用例如薄膜晶体管(TFT)的有源矩阵技术被普遍用于在平板显示器领域中驱动许多显示效果，例如LCD、OLED和电泳。大面积电子器件适合于使用低温多晶硅(LTPS)薄膜晶体管来制造。具体而言，可以利用LTPS技术在大面积玻璃基板上制造该器件，这是因为在将LTPS用于大面积时成本效率特别高。用于大面积电子器件的其它公知技术是非晶硅薄膜晶体管，微晶硅或纳米晶硅，高温多晶硅TFT，其它基于(例如)CdSe、SnO的无机TFT，或有机TFT。类似地，还可以使用MIM，即金属-绝缘体-金属器件或二极管器件来开发本文披露的发明，例如使用具有复位的双二极管(D2R)的有源矩阵寻址方法，这在本领域是公知的。集成电路或大面积电子器件还可以任选包括微电子设备的控制电路。
可以任选地设计该微电子设备及其控制电路，使得可以同时执行磁化模式和电模式。这意味着B/E电极能够单独地或与E电极一起在样本室中同时产生磁场和电场。或者，可以如此设计微电子设备，使得磁化模式和电模式始终彼此排斥，即，仅可以轮流地执行它们。此外，混合设计也是可能的，其中一些B/E电极可以同时工作在磁化模式和电模式下，而其它B/E电极不可以。
电场和/或磁场可以在样本室内部是均匀的。然而，它们优选处处或至少在样本室中的某处具有非零梯度，这是因为这种梯度可以对具有磁矩或电矩但没有总磁荷或总电荷的颗粒施加力。
尽管通常可以将电模式下产生的电场用于任何目的，但优选这样设计微电子设备，使得该电场能够(即足够强、适当地定向和/或充分不均匀)诱发样本室中流体的流动或流体中颗粒的运动。尤其可以通过电场与流体中离子的相互作用来诱发这种流动。
根据微电子设备的优选实施例，E电极还可以用作B/E电极。这意味着还存在控制电路的其它磁化模式，在该其它磁化模式下，操作E电极，使其在样本室中产生磁场。在这种微电子设备中，两种电极都能够在样本室中产生磁场和电场，从而提供最大的功能性。在这种微电子设备的优选实施例中，将所有的E电极如此设计，以使得它们还可以用作B/E电极；换言之，所有电极实际上都只是B/E电极。
在本发明的另一实施例中，微电子设备包括处理单元阵列，其中每个处理单元包括至少一个B/E电极。处理单元例如可以是用于测量样本室中的样本的特征量的传感器单元。这些处理单元还可以在它们的电子硬件方面是基本相同的，而在与要被操控的样本的化学性质相关的特征方面具有很大不同。因此，可以使用对样本流体的不同化学成分敏感的不同结合分子来涂布处理单元与样本室之间的接口。
在前述实施例的进一步发展中，处理单元的B/E电极还可以充当E电极。这意味着当在其电模式下工作时，它们还可以用作一些其它处理单元(通常为相邻的处理单元)中的B/E电极的对电极。因此，通过任选地使用电极在样本室中协作产生电场，具有相同或相似处理单元(其中所有电极都能够产生磁场(即所有电极都是B/E电极))的微电子设备可以获得相当大的功能扩展。
可以用许多方式实现控制电路，其中最佳选择通常取决于特定应用的边界条件。在优选实施例中，控制电路包括至少一个开关，用于将B/E电极选择性地耦合到不同的电源。这些电源例如可以包括电流源(通常用于在磁化模式下产生磁场)和电压源(通常用于在电模式下与电压源另一极所耦合的E电极协作产生电场)。
在本发明的另一实施例中，B/E电极和假负载电阻的一端并联到电流源的一个端子。此外，控制电路包括至少一个开关，用于将电流源的另一端子选择性地耦合到B/E电极或假负载电阻的另一端，从而或者经由B/E电极或者经由假负载电阻闭合通往电流源的电路。这样，通常将经由B/E电极闭合电路用于在磁化模式下产生磁场，而通常将经由假负载电阻闭合电路用于在电模式下产生电场。
已经提及，微电子设备可以仅包括E电极，所述E电极也可以用作B/E电极。在本发明的备选实施例中，所述微电子设备包括至少一个不能用作B/E电极的E电极。由于磁场不必一定利用所述“纯E电极”产生，因此针对期望电场的产生来最佳地设计和定位该E电极。
在本发明的进一步发展中，尤其是在它的前述实施例的进一步发展中，所述微电子设备包括至少两个额外的E电极，其中控制电路适于在“额外的电模式”下控制这些额外的E电极，使得它们协作地在样本室中产生电场。这意味着无需使用B/E电极就能够在样本室中产生额外的电场。
根据本发明的另一变形，样本室包括缓冲剂区域(buffer region)，该缓冲剂区域基本在由B/E电极在样本室中产生的磁场的作用范围以外。该缓冲剂区域可以用于存储不会受所述磁场影响的磁交互物质。因此，在为便携式应用准备生物传感器期间，可以例如以干燥形式(固相)提供磁珠。
前述实施例可以进一步设置用于在缓冲剂区域中产生电场的额外的电极，其中可以单独由所述额外的电极来实现该电场的产生，和/或由所述额外的电极与设备的(多个)B/E电极协作来实现该电场的产生。通过在缓冲剂区域中产生电场，可以有选择地操控位于那里的样本。
在所述微电子设备的优选实施例中，B/E电极与E电极之间的距离和/或若干E电极之间的距离小于200μm，优选小于50μm。这些距离与用于磁感测的微电子设备上的电极间的典型距离在相同数量级上，其优点在于可以用小电压产生特定强度的电场。GMR传感器芯片上的导线之间的典型距离是10μm，但是可以小于1μm。
任选地，利用介电层将B/E电极和/或E电极与样本室分开，该介电层例如是由诸如氧化硅或氮化硅之类的无机绝缘体构成的层、由诸如聚酰亚胺等有机绝缘体构成的层、或光致抗蚀剂层(例如SU8)。
所述微电子设备还可以包括用于无线电源的接收器(例如天线和相关电路)，使得该设备特别适用于便携式应用。
本发明还涉及一种操控样本室中样本的方法，其中该样本可以包括流体，优选为具有颗粒的流体。该方法包括下列步骤：
a)通过向至少一个(第一)电极(被称为“B/E电极”)施加电流来在样本室中产生磁场。
b)通过向所述B/E电极施加电势来在样本室中产生电场。优选地，在B/E电极和第二电极(被称为“E电极”)之间施加电压(即电势差)。
在一般形式下，该方法包括能够用上述种类的微电子设备执行的步骤。因此，关于该方法的细节、优点和改进之处的更多信息，参考前面的描述。
本发明还涉及使用上述微电子设备来进行分子诊断、生物样本分析或化学样本分析。例如，可以借助于直接或间接附着于目标分子的磁珠来完成分子诊断。
附图说明
参考下面描述的实施例，本发明的这些和其它方面将变得显而易见并得到阐述。将借助于附图以举例方式描述这些实施例，在附图中：
图1示出了根据本发明第一实施例的微电子磁生物传感器的两个传感器单元的截面示意图，其中将相同的导线用作B/E电极和E电极；
图2示出了根据本发明第二实施例的微电子磁生物传感器的一个传感器单元的截面示意图，其中提供仅充当E电极的额外导线；
图3示出了根据本发明第三实施例的微电子磁生物传感器的一个传感器单元的截面示意图，其中提供了缓冲剂区域和相关的额外的E电极；
图4示出了根据本发明第四实施例的微电子磁生物传感器的一个传感器单元的布局，其中将励磁导线连接到电流源和电压源，用于同时产生磁场和电场；
图5示出了根据本发明第五实施例的微电子磁生物传感器的一个传感器单元的布局，其中或者经由励磁导线或者经由假负载电阻来闭合包括电流源的电路；以及
图6示出了与场梯度效应相关的方程。
具体实施方式
附图中类似的附图标记表示相同或类似的部件。
附图示出了根据本发明的微电子设备，其在特定应用中用作磁生物传感器，以检测样本室中的磁交互颗粒，例如超顺磁珠。磁电阻生物芯片或生物传感器在灵敏度、特异性、集成化、易用性和成本方面对于生物分子诊断而言具有大有前途的属性。在WO 2003/054566、WO 2003/054523、WO2005/010542 A2、WO 2005/010543 A1和WO 2005/038911 A1中描述了这种生物芯片的示例，在此通过引用将其并入本文。
磁生物传感器的应用尤其包括血液(例如针对蛋白质)和唾液(例如针对滥用药物)分析等。在所有情况下，该分析都始于一个时间段，在该时间段内，用被涂布的磁珠对目标分子进行标记并将分子俘获到俘获选择性表面上。该过程可能需要一个小时左右，以便使被俘获分子的数量最大化。下一个重要的化验步骤通常是所谓的严格(stringency)步骤，其中在由于弱生化结合和由于强生化结合导致的信号之间做出区分。在这种步骤中，将被结合的材料置于应力之下，以测试结合的强度和特异性。在对被俘获分子进行磁检测(需要的时间：<<1秒)之前，在该步骤中从表面除去未被俘获但随机地放置在表面附近的多余磁珠(这需要较短的时间段，在小于一分钟的量级上)。
非常希望提高前述过程的速度，尤其是缩短作为扩散受限过程的俘获时间段。就此而言，可以通过向分子引入一些额外的运动来提高速率。尽管对于可以使用较大量流体的实验台设备而言利用流体的宏观流动可能是合适的，但对于较少的便携式设备这不太适合。此外，在严格步骤期间去除未俘获的磁珠可以通过用另一流动的流体冲走这些磁珠来实现。然而，并不能容易地将这种方法转用到快速而成本低廉的生物传感器上，这是因为该方法需要洗涤液和机械泵浦或阀门控制。
在仅有很少流体可用的情况下(例如唾液分析)，已经提出通过对颗粒进行磁泵浦来引入额外的颗粒运动。这里，在俘获过程中激活磁生物传感器中用于产生磁场的导线，以将磁性颗粒移动到俘获表面上(从而提高了俘获率)，并随后去除未俘获的磁性颗粒。然而，利用磁场进行俘获和去除的一个问题在于产生磁场非常消耗功率。尽管在感测期间这不是一个问题(因为该过程持续时间非常短)，但对于更长时间的俘获和去除阶段而言，它成了主要问题。具体而言，磁泵浦对于便携式应用而言不是优选的，如果(便携式)应用需要在无线系统中获取其功率，那么磁泵浦完全不合适。使用磁场的另一个问题是很难实现排斥力。
为了解决上述问题，在此提出重新利用在磁生物传感器中用于产生磁场的线路，以便在生物传感器内实现非磁性功能。在该创意的实施例(其将被首先描述)中，该功能包括基于电场诱发的被分析流体的流动或流体中的颗粒的流动的泵浦功能。与磁泵浦相比，电泵浦的优点是功率消耗低，这使得这种方案对于便携式应用，例如路边药物检验尤其有吸引力。
此外，对于流体的电泵浦而言，这会实现更大的流动，因为电离颗粒的浓度大于磁珠的浓度。除了流动之外，还可以更准确地控制运动矢量的场方向。例如，利用电泵浦可以产生循环流动，而磁泵浦将主要产生上下运动。
图1示出了微电子生物传感器100的第一实施例，其体现了上文所述的原理。生物传感器100通常由传感器单元阵列(例如100个)构成，图1中仅示出了两个传感器单元。可以使用生物传感器100同时测量溶液(例如血液、唾液或尿液)中的大量不同生物分子或合成目标分子(例如蛋白质、DNA、氨基酸、药物)的浓度。在结合方案的一种可行示例(即所谓的“夹心法”)中，通过提供具有第一抗体的俘获表面12来实现这点，目标分子可以结合到该俘获表面12上。然后，承载第二抗体的超顺磁珠11可以附着到已结合的目标分子上。在下文中还将超顺磁珠11称为磁性颗粒。传感器单元的导线21、22(“B/E电极”)中流动的电流在样本室10的相邻部分中产生磁场B并磁化其中的超顺磁珠11。这些超顺磁珠11的杂散场(未示出)将磁化分量引入到传感器单元的巨磁电阻(GMR)31中，该分量产生了可测量的电阻变化。该方法还适用于其它结合方案(例如，抑制配位测定或竞争性测定)，以检测类似于药物的小分子。
导线21、22优选靠近样本室10中的液体，但是通过薄的介电层与其隔开。在正常情况下，在“磁化模式”下，利用电流源43使导线21、22中通过连续电流(DC或AC)，以产生磁场B。这种连续电流导致相当大的功率消耗。因此，重新使用导线21、22在样本室10中产生电场E。为了产生这样的电场E，必须要有至少两个分开的电极。在图1所示的本发明第一实施例中，这是通过多个感测单元实现的，每个感测单元都包含导线21、22，其在“电模式”下能够起到至少两个电极之一的作用。例如，这可以通过将至少两个导线与相关的受控电流源43断开并且将它们连接到相关的电压源42来实现。利用这种方式，产生了期望的电场。例如可以利用晶体管开关41来实现这种切换。
尽管电场E可以用于许多目的(例如感测样本的各种性质)，但优选使用电场来产生磁性颗粒11的额外运动。存在许多公知的利用施加的电场来使流体中的颗粒运动的方法，例如：
-在电泳系统中，带电颗粒直接在DC场的影响下而运动；
-在介电电泳系统中，不带电(但极化)的颗粒直接在AC场的影响下而运动；
-在电渗透和电流体力学系统中，任何颗粒都间接地在流体运动的影响下而移动，其中该流体运动是由在存在电场时液体中的各类离子的运动导致的。
在所有这些情况(和许多其它情况)下，只要存在电场就能够实现颗粒的运动。产生电场仅需要足够的能量来给电极之间的电容充电，而保持场仅需要补充电极间的任何泄漏电流。两种情况与产生磁场相比都代表着重要的功率节省。因此，在本发明的优选实施例中，将电场泵浦用于俘获和去除两个过程。导线21、22仅在极短的磁感测期间(通过将导线21、22连接到它们各自的电流源43，即导线21、22处于“磁化模式”)回复到磁场产生功能。
所述实施例以可容许的低功耗工作，同时提供便携式设备所需的更快分析。在优选实施例中，该设备还可以包括从外部设备以无线方式获取所需功率的方法。
标准磁生物传感器中存在的导线的位置和/或数量不足以提供所需的颗粒运动。因此，图2所示的磁生物传感器200的第二实施例在每个传感器单元中包括一个以上的导线。额外的导线23、24优选具有作为额外电极的专门功能，并且可以直接连接到电压源44。可以将这些电极23、24用作第二电极，以使具有单个磁感测单元的生物传感器中可能出现电场诱发的颗粒运动。或者，可以使用额外电极23、24来诱发期望的电场模式或场强以增强颗粒的运动。例如，提供比标准导线更靠在一起的更多电极可以利用较小电压实现期望的颗粒运动(因为电场＝电压/间距)。这可以在该设备中获得更大的功率节省。
图3示出了磁生物传感器300的第三实施例，其具有额外的电极24，用以增强磁性颗粒的缓冲剂的溶解。所述额外的电极24设置在磁感测单元31附近的不同位置处，但与磁感测单元处于相同的隔室内以电气地诱发颗粒运动。
在所有情况下，利用磁生物传感器分析体液(例如血液、唾液等)都始于向样本添加(涂布)磁性颗粒。在便携式应用中，优选在插入流体之前，干燥形式(固相)的磁性颗粒的缓冲剂13(或多种缓冲剂)已经存在于含有磁感测单元的隔室中。作为准备分析的第一步，磁性颗粒的该缓冲剂13需要溶解在被测试流体中并与被测试流体混合。通常，磁性颗粒的缓冲剂不在磁感测单元31附近，这是因为未溶解的部分将与被俘获颗粒的磁信号监测发生冲突。
因此，这里提出使用额外的电极，例如位于磁性颗粒的缓冲剂13附近(例如，下面)的所述额外的电极24，以便利用电诱发的颗粒运动来增强流体中磁性颗粒的缓冲剂的溶解。类似地，可以使用额外的电极，以通过在除磁感测单元附近以外的隔室的特定区域中进行电泵浦来增强磁性颗粒与流体的混合。
图4示出了根据本发明第四实施例的微电子磁生物传感器400的一个传感器单元的布局。传感器单元包括两个充当B/E电极21的平行励磁导线，其间为GMR传感器31。每根导线21都连接到电流源43和电压源44。这样就能够同时产生磁场和电场，即同时工作在“磁化模式”和“电模式”之下。
图5示出了根据本发明第五实施例的磁生物传感器500的一个传感器单元的布局。传感器单元同样包括两个充当B/E电极21的平行励磁导线，其间为GMR传感器31。每根导线21都与不同电流源43的一端相连。在图示的状态中，通过将其具有开关41的另一端接地来闭合经由每根导线21的电路。因此导线21产生磁场，即，它们工作在它们的“磁化模式”下。如果切换开关41，那么经由假负载电阻R(例如10欧)而不是导线21来闭合从电流源43到地的电路。这允许在(无电流)导线21之间产生电压差，从而产生电场，即，导线工作在它们的“电模式”下。
在前面附图的描述中，示例性地假设所产生的电场对带电颗粒，例如离子起作用。然而，如下面的一般性论述表明，还可能将力施加在总体上呈电(和/或磁)中性的颗粒上。
经过简单导线的电流产生具有强梯度的磁场，该梯度指向导线。图6的方程(1)给出了由于存在磁场梯度而产生了对超顺磁珠的吸引力Fm，其中m是磁珠的磁矩，B是磁感应强度。对于超顺磁珠，可以用方程(2)表示该力，其中rbead是磁珠的半径，xbead和xfluid分别是磁珠材料和流体的体磁化率。由于磁珠的磁化率通常远高于水的磁化率，因此使用磁场梯度可以相当轻易地吸引磁珠。然而，磁排斥非常难。
为了产生强电场梯度，通常需要两个导体，其中在这两个导体之间施加电势差。可以用方程(3)和(4)表示强电场(对于充分高的频率)产生的力FDEP，其中εliquid和εbead分别是液体和磁珠的电容率，E0是电场强度。由于εliquid通常大于εbead，因此可以利用电场梯度实现磁珠的排斥(介电电泳)。然而，在水中几乎无法利用介电电泳实现吸引。
如果将磁力用于磁珠的吸引而将电场力用于磁珠的排斥，那么就可以解决上述分析中发现的两难问题。通常，可以使用细长导体，通过迫使电流通过它们来实现磁珠的吸引，并且可以利用相同的导体，通过在相同的两个导体上施加电势差而不必有电流流动来实现磁珠的排斥。特别适合的是磁传感器的所述实施例，其中通过磁场梯度和/或电场梯度致动磁珠，来使用芯片上的组合电-磁珠激励，并且其中任选地通过用于检测磁珠的相同现有励磁导线来诱发所述梯度。
特别可以实现传感器表面两端上的磁珠的吸引、排斥和移动，以冲去非特异性和未结合的材料，例如目标分子、标记和磁珠。剪切力、与表面的碰撞、以及冲洗磁珠的流体和流动流体与表面之间的非特异性交互使已结合材料处于紧缩状态。因此，该方法实现了液体流动、移动磁珠对其它磁珠的冲击和磁珠链的形成。该方法对于各种生物传感器系统(光学检测、磁检测、电气检测、声学检测等)都是通用的。使用除磁选法(magneticmethod)以外的其它方法进行检测，也可区分不同的检测目标。这些目标是目标分子、附着于目标分子和/或磁珠的标签，或者优选是磁珠。在一种变形中，利用光学装置来检测磁珠。
在进一步的开发中，可以通过多条导线来实现磁珠的移动，其中以时分复用的方式(例如，像充当传送带的N相直线电动机那样)致动导线电流和导线电压。
最后指出，在本申请中，术语“包括”不排除其它元件或步骤，“一个”或“一种”不排除多个，并且单个处理器或其它单元可以实现几个装置的功能。本发明在于每个新颖性特征和这些特征的每个组合。并且，权利要求中的附图标记不应该被理解成是限制它们的保护范围。

Claims (22)

1、一种用于操控样本的微电子设备(100，200，300，400，500)，其包括：
a)样本室(10)；
b)至少一个电极，其被称为B/E电极(21，22)；
c)控制电路(41，42，43，44)，其耦合到所述B/E电极(21，22)并适于选择性地以下列模式对它进行控制：
(i)“磁化模式”，在该磁化模式下，所述B/E电极在所述样本室(10)中产生磁场(B)，以及
(ii)“电模式”，在该电模式下，所述B/E电极在所述样本室(10)中产生电场(E)。
2、根据权利要求1所述的微电子设备(100，200，300，400，500)，其特征在于，所述设备包括至少一个第二电极，其被称为E电极(21，22，23，24)，并且所述B/E电极(21，22)与所述E电极协作在所述电模式下产生所述电场(E)。
3、根据权利要求1所述的微电子设备(100，200，300，400，500)，其特征在于，所述设备包括至少一个用于对源自所述样本室(10)的磁场进行检测的磁传感器元件，尤其是霍尔传感器或磁电阻元件(31)，所述磁电阻元件(31)例如是GMR、TMR或AMR元件。
4、根据权利要求1所述的微电子设备(100，200，300，400，500)，其特征在于，可以同时执行所述磁化模式和所述电模式。
5、根据权利要求1所述的微电子设备(100，200，300，400，500)，其特征在于，所述电场(E)和/或所述磁场(B)的梯度至少在所述样本室(10)内部的某处不为零。
6、根据权利要求1所述的微电子设备(100，200，300，400，500)，其特征在于，在所述电模式下产生的所述电场(E)能够诱发所述样本室(10)中的流体的流动和/或颗粒的运动。
7、根据权利要求2所述的微电子设备(100，200，300，400，500)，其特征在于，所述E电极(21，22)可以用作B/E电极。
8、根据权利要求1所述的微电子设备(100，200，300，400，500)，其特征在于，所述设备包括处理单元阵列，每个处理单元包括至少一个B/E电极(21，22)。
9、根据权利要求8所述的微电子设备，其特征在于，所述处理单元的每个B/E电极在其电模式下还可以充当另一B/E电极的对电极。
10、根据权利要求1所述的微电子设备(100，200，300，400，500)，其特征在于，所述控制电路包括至少一个开关(41)，用于选择性地将所述B/E电极(21，22)耦合到不同的电源，具体而言耦合到电流源(43)和电压源(42)。
11、根据权利要求1所述的微电子设备(400)，其特征在于，所述B/E电极(21，22)和假负载电阻(R)并联连接到电流源(43)，并且所述控制电路包括至少一个开关(41)，用于选择性地经由所述B/E电极(21，22)或所述假负载电阻(R)闭合通往所述电流源(43)的电路。
12、根据权利要求2所述的微电子设备(200，300)，其特征在于，所述设备包括至少一个不能用作B/E电极的E电极(23，24)。
13、根据权利要求2所述的微电子设备(200，300)，其特征在于，所述设备包括至少两个额外的E电极(23，24)，并且所述控制电路适于在“额外的电模式”下控制它们，使得它们协作地在所述样本室(10)中产生电场(E)。
14、根据权利要求1所述的微电子设备(300)，其特征在于，所述样本室(10)包括缓冲剂区域(13)，所述缓冲剂区域(13)基本在由所述B/E电极(21，22)产生的所述磁场(B)的作用范围以外。
15、根据权利要求14所述的微电子设备(300)，其特征在于，所述设备包括额外的电极(23，24)，其用于单独在所述缓冲剂区域(13)中产生电场，或者与所述B/E电极(21，22)协作在所述缓冲剂区域(13)中产生电场。
16、根据权利要求2所述的微电子设备(100，200，300，400，500)，其特征在于，所述B/E电极(21，22)与所述E电极(23，24)之间的距离和/或若干E电极(23，24)之间的距离小于200μm，优选小于50μm。
17、根据权利要求1或2所述的微电子设备(100，200，300，400，500)，其特征在于，利用介电层将所述B/E电极(21，22)和/或所述E电极(23，24)与所述样本室(10)分开。
18、根据权利要求1所述的微电子设备(100，200，300，400，500)，其特征在于，所述设备包括用于无线电源的接收器。
19、一种用于操控样本室(10)中的样本的方法，包括：
a)通过向被称为B/E电极(21，22)的至少一个电极施加电流来在所述样本室(10)中产生磁场(B)；
b)通过向所述B/E电极(21，22)施加电势来在所述样本室(10)中产生电场(E)。
20、根据权利要求19所述的方法，其特征在于，在所述B/E电极(21，22)和被称为E电极(23，24)的第二电极之间施加电压。
21、根据权利要求19所述的方法，其特征在于，所述样本包括流体，优选是具有磁性颗粒(11)的流体。
22、将根据权利要求1到18中任一项所述的微电子设备(100，200，300，400，500)用于分子诊断、生物样本分析或化学样本分析。
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