CN103930776B - 无外场磁性生物传感器 - Google Patents

无外场磁性生物传感器 Download PDF

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Abstract

一种磁性生物传感器（100），其包括磁性结构，例如GMR自旋阀传感器（10、20、30、40），其具有凹槽表面以在生物学上将磁性标签（50）键合到凹槽内的生物物质（80）。凹槽（90）在磁性结构内，以便来自磁性结构的杂散场（110）磁化所述凹槽（90）内的磁性标签（50）。磁性标签（50）可以是磁性纳米颗粒或磁性微珠。该技术可以减少或消除任何外部磁场发生器的使用，例如电磁体或电流线。

Description

无外场磁性生物传感器
本申请要求2011年9月14日提交的第61/534,636号申请的利益，其全部内容合并于此以供参考。
技术领域
本发明涉及磁性生物传感器。
背景技术
用关注点（point-of-care）设定在超低量下检测和量化生物分子的生物鉴定和生物传感器在许多领域非常需要，包括基本的医学科学、疾病控制和诊断、药物发现和环境监测。生物鉴定能够被用于基于生物组分之间的具体相互作用的原理而进行疾病或病原体检测。抗体-抗原相互作用是能够使用的生物分子之间的具体相互作用的一个实例。生物相互作用的其它实例包括例如DNA-DNA或RNA-RNA相互作用的低聚核苷酸之间的相互作用、小分子-生物分子相互作用、适体-生物分子相互作用、蛋白质相互作用等。
磁性生物传感器包括巨型磁阻（GMR）传感器、磁性隧道结（MTJ）传感器、霍尔生物传感器或巨型磁阻抗（GMI）生物传感器。结合磁性生物传感器和磁性纳米颗粒（MNP）的磁性生物传感是已经集中研究的领域。在现有磁性生物传感方案中，当存在靶向生物分子时，其键合（bond）到独立磁场传感器或传感器阵列的生物学功能化表面。功能化MNP键合到这些靶向生物分子。来自具体键合的磁化MNP的偶极子场将改变磁性生物传感器的传感层上的整个有效磁场。这引起磁性生物传感器的磁化配置的变化，因此从生物传感器生成电信号，其能够与MNP的数目定量地关联。
通常，如图7和8中所示，需要强大的外部施加的磁场，并且该磁场作为使MNP磁化的唯一源。因此，在传统的磁性生物传感方案中，对外部磁场发生器的必需性降低了用于磁性生物传感器的许诺的可携带性特征，并且增加了整个系统的功率消耗。
为使MNP磁化，也已经提出通过生物传感器上的嵌入电流线生成磁场。这能够消除外部电磁体的使用。然而，仍旧存在对于大功率消耗的需要。通常在传感芯片上需要存在大电流，诸如几十毫安，以便为使MNP磁化产生足够大的磁场。这种大电流引起加热效应，也可能导致保护层和生物试样之间的介电中止。
发明内容
大体上，描述了磁性生物传感技术，其利用来自磁性生物传感器的杂散场来磁化生物分子并给生物分子键合磁性标签，磁性标签诸如磁性纳米颗粒（MNP）或包括磁性微珠的略大的磁性颗粒。该技术可以减少或消除任何外部磁场发生器的使用，例如电磁体或电流线。该技术可以利用磁性生物传感器中的具体的图案化结构，例如凹槽。该具体图案化结构可以使用离子铣削及其他光刻过程。
更具体地，描述了磁性纳米颗粒检测方案，其避免对任何外部生成的磁场的需要。传统的磁性生物传感方案采用外部施加磁场发生器来使超顺磁MNP磁化。这导致额外的功率消耗，这可以是采用磁性生物传感器的关注点应用的关键因素。本文中所述的检测方案引入了生物传感器中的图案化凹槽结构，其利用来自磁性器件的杂散场使MNP磁化。
下面基于自旋阀巨磁阻（GMR）传感器件描述实例。对于这个结构，来自自由层和钉扎层（pinned layer）的杂散场被用于磁化位于凹槽内侧的MNP。已经进行微磁模拟来计算这个检测方案的信号水平。这个模拟从一个半径为8nm氧化铁磁性纳米颗粒产生8.9x10-5磁阻比（MR）变化的最大信号。如果使用现有技术电子电路用于信号处理，那么这个信号水平对于用于大约10个这种纳米颗粒的检测足够高。这个新的探测方案不限于GMR器件，并且适用于其他自旋电子和磁性传感器件，诸如磁性隧道结（MTJ）器件、具有夹层结构的霍耳传感器和巨型磁阻抗（GMI）器件。
例如，该生物传感器可以利用具有自旋阀结构的GMR传感器件、具有自旋阀结构的MTJ传感器件、具有自旋阀结构的GMI传感器件或具有自旋阀结构的霍尔传感器件。该生物传感器可以包括磁性传感器件，其在霍尔传感层下面具有软磁层。在这个实例中，软磁层响应于传感电流，并生成磁场。对于一些磁性传感方案，像霍尔传感器或半导体层，可以只需要单个层。传感层下面的单个软磁层可以被利用以生成磁场。
在附图和下面描述中阐述本发明的一个或多个实施例的细节。本发明的其他特征、目的和优点将从下列描述和附图以及从权利要求中显而易见。
附图说明
图1A和1B分别以从上到下视图和侧视图描绘了传统的磁性生物传感器的实例。
图2A和2B分别以从上到下和侧视图描绘了使用所提出的生物传感方案的实例磁性生物传感器，其包括在生物传感器上形成的凹槽。
图3说明了具有凹槽结构的实例磁性生物传感器，并且为生物传感器结构和凹槽结构定义尺寸。
图4A和4B是使用所提出磁性生物传感器执行的计算机模拟的结果的图表。图4A图解了来自使用100nm的固定凹槽宽度和变化凹槽长度的传感器的信号。图4B图解了来自使用200nm的固定凹槽宽度和变化凹槽长度的传感器的信号。
图5是由所提出的磁性生物传感器产生的信号的模拟的图表，在凹槽结构内部键合了作为磁性标签位置函数的单个磁性标签。
图6是由所提出的磁性生物传感器产生的信号的模拟的图表，该信号作为在凹槽结构内部键合的磁性标签数目的函数。
图7说明了使用外部磁场磁化该磁性标签的现有技术生物传感方案。
图8说明了常规（现有技术）磁性生物传感器。
图9A和9B说明了利用所提出的磁性生物传感检测方案的实例手持装置。图9A描绘了与手持装置结合的实例磁性生物传感器。图9B说明了该手持装置的方面。
图10A和10B说明了所提出的磁性生物传感器的两个实例配置。图10A示出了条型磁性生物传感器，其中形成凹槽图形，以包括磁性生物传感条围绕的多个平行线形凹槽。图10B示出第二实例提出的磁性生物传感器，其中该磁性生物传感衬底被用凹口图案化。
图11说明了通过具有由多个凹口形成的凹槽图形的实例所提出磁性生物传感芯片506的解绑磁性标签的实例流动方向。
图12说明了被配置以便磁性标签仅键合到生物传感器表面的实例所提出的磁性生物传感器。
图13说明了被配置以便磁性标签仅键合在生物传感器的凹槽中的实例所提出的磁性生物传感器。
图14说明了被配置以便磁性标签能够键合到生物传感器的表面和生物传感器的凹槽中两者的实例所提出的磁性生物传感器。
图15说明了被连接到两个电极的所提出的磁性生物传感芯片的实例。
图16说明了被连接到多个电极的多个所提出的磁性生物传感芯片的实例。
图17是由所提出的磁性生物传感器产生的信号的模拟的图表，在凹口结构内部键合单个磁性标签，其中该凹口结构具有100nm的固定长度和100和400nm之间的变化宽度。
图18是随着变化强度的外部磁场被施加到系统的实例提出的生物传感器中的杂散场的强度图表。
图19是随着变化强度的外部磁场被施加到系统的常规磁性生物传感器中的杂散场的强度图表。
图20示出使用所提出磁性生物传感方案的布局和暗场显微镜图像，这些图像被用于产生条型生物传感器。
图21和22示出随着磁性标签被引入系统，来自使用所提出的磁性生物传感方案的实例条型传感器的实时信号。图21示出对于具有200nm凹槽的传感器的结果，并且图22示出对于具有100nm凹槽的传感器的结果。
具体实施方式
为了易于描述，术语磁性纳米颗粒将在描述中被用于指连到生物分子的磁性标签。然而，这个做法未将磁性标签仅限制于传统上被描述为纳米颗粒的颗粒。本发明也考虑诸如微珠的其他尺寸的磁性颗粒。本领域技术人员将已知为调整该器件的各种部件的尺寸，以接受其他尺寸的颗粒。
图1A和1B分别以从上到下和横截面视图示出使用使用自旋阀结构的传统磁性生物传感方案。如图1A和1B中所示，磁性纳米颗粒（MNP）50通过生物键80被键合到磁性生物传感器100的表面。磁性生物传感器100可以由自由层10、间隔层20和钉扎层30形成。其他实施例可以包括衬底层40，而同时其他实施例可以包括更多或更少的层。钉扎层30可以容纳磁场。附图标记70示出钉扎层30中的磁场的实例方向。自由层10也可以容纳磁场。附图标记60示出自由层中的磁场的实例方向。在常规配置中，需要外部磁场75，以便使超顺磁MNP50磁化。一旦MNP50变为磁化，该MNP50生成偶极磁场112（图2B中示出），其在磁性生物传感器100的自由层10上施加磁力。
例如，图7和8进一步说明常规的生物传感方案。图7描述磁性生物传感器304，其包含置于磁场发生器300中的MNP306。该磁场发生器300生成外加磁场302，其为在常规生物传感方案中磁化MNP306所必需的。图8示出与常规生物传感方案相互作用的MNP350的靠拢（close up）。MNP350被连到生物分子355。图8中显示的常规磁性生物传感器包括自由层310、间隔层320和钉扎层330。磁化该MNP350所需要的外加磁场由箭头375表明。该外加磁场375可以由使用电磁体或其他磁体（未示出）引起。该场375也可以由使用贯穿生物传感器（未示出）上的嵌入电流线的电流335引起。一旦MNP350已经磁化，其偶极磁场312与自由层310相互作用，使自由层310的磁场360的方向偏转。
返回参考图1，在MNP50键合到传感器表面之前，在自由层10上的有效场Heff是：
Heff=Hext+Hstray-pinned (1)
其中Heff为外加磁场75，Hstray_pinned是来自钉扎层30的杂散场。在通过生物键80键合到磁性生物传感器100的表面之后，MNP50被外加磁场75磁化。在常规器件中，来自自由层10和钉扎层30的两个杂散场（在图2B中所示的l10）非常小，并且可以为常规磁性生物传感方案忽略。因为传感器沿着长轴的尺寸较大，所以来自自由层10的磁性电荷（传感器长轴的两端）远离大部分键合的MNP50。因为从钉扎层10到磁性生物传感器100的顶表面的距离，所以来自钉扎层30的磁性电荷（传感器短轴的两端）远离大部分键合的MNP50。由于MNP50的超顺磁性质，用外加磁场75H，它的磁化能够被表达为：
其中Ms是饱和磁化，m0是单个颗粒的磁矩，μ0是真空磁导率，H是外加磁场75，kB是玻耳兹曼常数，T是绝对温度，并且L是朗之万函数。因此，来自自由层10上的MNP50的偶极磁场112能被写为：
其中m是MNP的磁矩，r是从MNP50的中心到自由层10的空间矢量。因此，自由层10上的有效场被表达为：
Heff=Hext+Hstray-pinned+Hdipole (4)
自由层10上的Heff在MNP50键合前后的变化会改变自由层磁化Mfree的方向，这导致磁性生物传感器100的电信号变化。
图2A和2B分别以从上到下和横截面视图说明了按照本发明的实例磁性生物传感器101。例如，可以以无外部磁场检测方案利用如下面更详细描述的磁性生物传感器101，其中由生物传感器产生的磁场是用于磁化和键合MNP的唯一磁场。如另一个实例，可以在存在外部磁场的情况下使用生物传感器101，在这种情况下，由生物传感器产生的磁场帮助并改进生物传感器的检测效率和准确度。在图2A和2B的实例中，在磁性传感器101上有意地产生凹槽结构90。MNP50通过生物键80键合到凹槽90中的传感器101，在那里来自自由层10和钉扎层30的磁力靠近MNP50。
该生物键80在MNP50和粘着到磁性生物传感器101的生物物质（未描绘）之间形成。该生物物质可以粘着在磁性生物传感器101的各种位置。例如，该生物物质可以只在凹槽内粘着到生物传感器101。在其他实施例中，该生物物质在各处被粘着生物传感器101，包括传感器101凹槽内侧和表面上。同样可以使用用于生物物质粘着的其他图形。由于MNP50将只与生物物质形成生物键80，所以MNP50将只在生物物质粘着传感器101处键合到磁性生物传感器101。
图2A和2B描绘在磁性生物传感器101的凹槽90内键合的单个MNP50。在凹槽90内，来自自由层和钉扎层10和30的杂散场Hstray_film强。在这种配置中，在MNP50键合之前，自由层10上的有效场仅为来自钉扎层30的杂散场，不存在外加场75：
Heff=Hstray-pinned (5)
MNP50在凹槽中键合之后，其将被来自自由层和钉扎层10和30两者的杂散场110磁化。由此，它的磁化能够被表示为：
其中Hstray_fllm是来自磁性生物传感器的自由层和钉扎层10和30的杂散场。结合杂散场110与由MNP50生成的偶极磁场112，在MNP50键合之后自由层10上的有效场可以被表达为：
Heff=Hstray-pinned+Hdipole (7)
因此，自由层10上的有效场的差异改变了自由层10的磁化配置。通过利用来自自由层和钉扎层10和30的强杂散场来磁化MNP50，外加场（图1A和1B中附图标记75）在这个新颖检测方案中不再需要。
尽管在一些实施例中不需要外加磁场75，其他实施例仍旧利用外加磁场75。使用外加磁场75结合本文中所述并且通过实例生物传感器101说明的生物传感方案，能够增强系统产生的信号。外加磁场75结合来自自由和钉扎层10和30的杂散场110，会增加MNP50的磁化，从而比起仅使用外部磁场75或来自自由层和钉扎层10和30磁化MNP50将实现的信号，能产生更大的信号。
在各种实例中，该自由层10厚度通常从1到10nm，间隔层20厚度通常为1-10nm，而钉扎层30通常从5到50nm。尽管未示出，衬底40可以采取包括实体衬底、粘附层、籽晶层（seed layer）和下层间隔和绝缘层的一个或多个层等等。
图3说明了关于整个磁性生物传感器101，凹槽90可以采取的形状的从上到下的视图。磁性生物传感器101的长度202可以被表示为Ls，并且磁性生物传感器101的宽度204能够被表示为Ws。凹槽90的长度212可以被表示为Lg，并且凹槽90的宽度214能够被表示为Wg。在一些实例中，凹槽90被形成具有容纳许多MNP的键合的宽度（例如，将被键合的颗粒的直径的两到三倍）。例如，磁性生物传感器101被设计为与MNP50键合，这些MNP50通常从几纳米到小于100纳米，并且更通常大约1到10纳米。在这种实例中，该凹槽90可以被形成宽度在50到300纳米之间。在其他实例磁性生物传感器101中，该凹槽90可以具有几微米（例如，1-5微米）的宽度，以便允许键合更大的磁性颗粒，其可以是大约亚微米直到两微米（例如100到2000纳米）。在另一个实例中，磁性生物传感器101可以被配置为键合那些具有不同于球体或立方的形状的磁性目标。其他可能的形状包括杆或线或管形。这些其他形状的尺寸长度和宽度可以是大约亚微米（例如50nm-1000微米）。在这些实例中，该凹槽90的宽度和长度可以比磁性目标的尺寸大几倍。尽管图3描绘了矩形凹槽90，但是凹槽90可以采取其他几何形状，例如圆形、椭圆形、三角形和不等边四边形。
进一步，凹槽90可以被形成有足够深度，以容纳生物物质，以便MNP50和生物物质之间的生物键80仍旧在凹槽90内发生。凹槽90可以被形成以延伸通过自由层10和一部分钉扎层30，例如到在下面的衬底层40。在这种情形中，凹槽90深度可以从1到超过100纳米。此外，如图2B中所示，该凹槽90可以被形成以具有这样的深度，以便在MNP50变为生物学上键合到凹槽90内的生物物质时，MNP50的中心可以通常与自由层10的中心垂直对齐。通常，该凹槽90可以被形成，以便具有与MNP50的大键合面积，而不用妥协自由层10和钉扎层30的磁性性能。
在其他实例生物传感器中，凹槽90可以填满材料或部分填满材料（例如，SiO2、Al2O3、SiN等等）。因此，在一些实例中，凹槽区域90的表面和磁性生物传感器101的表面可以在同一平面上或接近同一平面。该生物物质（例如，抗体）可以在凹槽区域90表面上或接近凹槽区域90的表面上局部印刷。
已经执行微磁模拟。因为磁性生物传感器101和用于典型自旋阀类型磁性生物传感器的超薄自由层和钉扎层10和30（通常大约1-10纳米的量级）的大的横向尺寸（一个或多个微米），微磁模拟能够使用二维（2D）模型实施。使用良好建立的2D微磁模拟软件：目标定向微磁框架（OOMMF），执行该模拟。用该软件，在来自钉扎层30的杂散场110和来自MNP的偶极磁场112下模拟自由层10的磁化行为。在该模拟中，具有自由层和钉扎层10和30两者和凹槽结构90的实例生物传感器101被分为具有相同尺寸（5nm）的小单元。自由层和钉扎层10和30的每个单元都具有特别的磁性，并且所述模拟给定这些磁单元的每个其自己的磁矩，并且计算磁单元与全部其他单元的相互作用。在MNP50键合之前，在自由层10上的有效场为来自钉扎层30的全部磁单元的杂散场110的总和。由于MNP50位于凹槽90中，为了简单起见，如图2B所示，假设MNP50的中心是与自由层10的中心同一水平。MNP50被来自自由层和钉扎层10和30的全部磁单元的总杂散场110磁化。来自MNP50的偶极磁场112被离散化并且合并到OOMMF输入，来自自由层10上的钉扎层30的杂散场也一样。自由层10的平均磁化方向由通过OOMMF的磁单元的磁化分布计算。
图4A和4B说明了模拟的结果。用于模拟的磁性生物传感器101的尺寸是3微米长度（Ls）和0.5微米的宽度（Ws）。凹槽90的尺寸变化（长度Lg和宽度Wg）。市场上可买到的氧化铁MNP50被用于探测本文中所述的技术的最大灵敏度。MNP被模拟位于凹槽结构90的中心处。该氧化铁磁性纳米颗粒50饱和磁化值为480emu/cc并且尺寸为半径8nm。来自MNP50的信号通过存在或不存在MNP50情况下的磁阻比（MR）的变化表示。尽管用于磁性生物传感器101和凹槽90和具体MNP50的具体尺寸用于模拟，许多不同的尺寸或MNP50能够被用于磁性生物传感器101的各种实施例。
图4A和4B示出由于用于不同凹槽90尺寸的MNP50的MR变化。在图4A和4B中，凹槽90的宽度被分别固定在100nm和200nm，而凹槽90的长度从100nm变化到700nm。如图4A中所示，当凹槽90长度是100nm（对于这个特定模拟）时，该信号处于最大值。该结果指示来自作用于MNP50上的自由层和钉扎层10和30的杂散场110和MNP偶极磁场112和自由层110之间的相互作用在这个凹槽90尺寸下最强。然后，该信号迅速减少到凹槽90长度200nm的最小值，并且随长度增加而增加，暗示出杂散场110、MNP偶极磁场112和自由层10之间复杂的相互作用。
图4B描绘了具有200nm的固定凹槽90宽度的模拟结果，其示出在这个模拟中具有100nm的凹槽90长度结构的最大信号（8.9×10-5）。然后，该信号在200nm的凹槽90长度剧烈下降，并且在更长的凹槽90结构缓慢增加。比较起来，对于长度长于200nm的凹槽结构90，具有200nm宽度的模拟生物传感器101示出在100nm宽度比模拟的生物传感器101更稳定的信号变化。这可能是由于在形成凹槽之后在磁性生物传感器101上留下更少的磁性材料。如实验数据表明的，这示出使用自旋阀生物传感器的大约10-5MR变化的噪声电平，十个纳米颗粒50的灵敏度（大约40dB）检测能够使用本文中所述的检测方法容易地实现。
图5是表示基于凹槽结构90内侧的MNP50的位置由实例磁性生物传感器101产生的实例信号的图表。用于这个模拟的MNP50的参数与上述模拟中所使用的相同。凹槽的尺寸是200nm的宽度（横向方向Wg）和700nm的长度（长度方向Lg）。如图5所示，当MNP50位于更加靠近凹槽结构90的角部时，即凹槽90的沿着磁性结构的表面的角部，来自一个氧化铁MNP50的信号变得更大。这可以是由于MNP50和自由层10之间的更强的相互作用，因为来自在凹槽结构90的角部上的自由固定层和钉扎层10和30两者的更大的杂散场110。
图18和19说明了凹槽结构90对来自钉扎层30的杂散场110的强度的影响。图19示出由于变化强度的外部磁场被施加到系统，不具有图形的磁性生物传感器100中的磁滞回线的测量。该测量示出来自自由层10上的钉扎层30的橘皮效应为+22Oe。图18示出当变化强度的外部磁场被施加到系统时，在实例提出的磁性生物传感器100中的磁滞回线的测量。该测量示出杂散场110克服来自自由层10上的钉扎层30的橘皮效应，并且在自由层上的总的杂散场110是-18Oe。这意思是在实例提出的磁性生物传感器101中来自钉扎层30的总杂散场110为-40Oe，其足够强以影响自由层10并且磁化接近于传感器101表面的MNP50。
执行另一个测试以证明来自钉扎层30的杂散场110影响自由层10。下方表格1说明了该测试的结果。在10Oe50HzAC外部磁场下的实例生物传感器101与惠斯通电桥电路连接。应用在1kHz的1VAC载波音（carrier tone）通过传感器。在该频谱中通过NationalInstrument数据获取（DAQ）系统检测示出磁阻在AC场下变化的两个第一谐波侧音。如表格1所示，通过增加从0Oe到14.4Oe的偏移磁场，当偏移场为6.6Oe时第一谐波侧音变化并且出现最大值，这进一步证明自由层10被来自钉扎层30的杂散场110磁化。
偏移场(mv/Oe) 第一谐波(mV50Hz)
0/0 21.996
1/0.16 22.008
2/0.33 22.022
3/0.5 22.037
4/0.66 22.05
5/0.82 22.059
10/l.6 22.117
20/3.3 22.2
30/4.9 22.25
40/6.6 22.26
50/7.2 22.243
100/14.4 21.36
表格1
为了探测在这个检测方案中的检测动态范围，执行依赖于凹槽结构90中MNP50的数目的信号模拟。为了获得宽的动态范围，由于大凹槽结构90面积容纳更多MNP50，选择700nm长且200nm宽的凹槽结构90。具有与上述模拟相同尺寸和饱和磁化的氧化铁MNP50也被用于这个模拟。用于该模拟的MNP50的最大数目被设定为500，以便每个MNP50之间的距离在合理的范围内，以便使MNP50之间的相互作用最小化。MNP50建模为在凹槽结构90中均匀分布。如图6中所示，来自磁性生物传感器101的信号随在凹槽结构90内键合的MNP的数目的增加而增加（图6中的黑点曲线）。与来自单个MNP50信号的延长的线性相关性（图6中上曲线）相比，来自多个MNP50的模拟信号下降。然而，在500个MNP50的情形中只有30%的信号降，这指示在MNP50的数目达到最大值之前该信号未达到平台。因此，在使用本公开的检测方案的实例磁性生物传感器101中，最大MNP50检测限制可以通过凹槽结构90中MNP的实体容纳来确定。
以这个方式，描述了磁性生物传感方案，其可以无需外部磁场发生器而使用。这可以提供许多优点，包括，例如生物传感系统的系统小型化和功耗控制。在一个实例中，该检测方案利用生物传感器101中的凹槽结构90，并采用来自磁性生物传感器101的自由层和钉扎层10和30的杂散场110用于MNP磁化。
如上所述，对于实例磁性生物传感器101使用所公开的检测方案实施微磁模拟。计算来自不同凹槽结构90的信号。该结果示出好的信号级和从位于凹槽结构90中心的一个8nm半径的氧化铁MNP50的实例最大8.9x10－5MR变化。研究信号对凹槽结构90中的MNP50位置的依赖。结果表示在凹槽结构90的角部上的信号水平增加。通过模拟来自凹槽结构90中的多个MNP50的信号来探测使用这个检测方案的实例磁性生物传感器101的动态探测范围。结果表明随着更多MNP50被键合在凹槽结构90中，信号增加。此外，该模拟示出均匀分布的500个MNP50未使传感器信号饱和。同样，该探测方案可以仅受凹槽结构90中的MNP50的实体容纳的限制。
图9A和9B说明了利用本文中所述的检测方案的实例手持装置。该手持装置可能是蜂窝电话的尺寸或更小，并且包括磁性传感芯片404（例如，磁性生物传感器）、接收并处理来自传感芯片的电信号的控制器410、提供用户界面并为用户呈现感测到的输出的显示屏420。像前面描述的磁性生物传感器，该磁性传感芯片404可以具有凹槽结构408，并且可以具有允许MNP406键合到传感芯片404的部件。该控制器410可以是现场可编程门阵列（FPGA）、通用处理器、数字信号处理器或其他适当的电子部件。该手持装置可以包括计算机可读介质430（例如，存储器），以存储软件指令，该软件指令用于通过处理器执行本文中所述的传感技术。在一些实施例中，该传感芯片404合并到电子部件中，该电子部件可以被耦合、安装、束缚或以其他方式连接到手持装置。
图10A和10B说明了无场磁性传感器的两个实例配置。图10A示出了条型磁性生物传感器400a，其中形成凹槽图形，以包括磁性传感条404a围绕的多个平行线形凹槽。MNP406a可以在凹槽中、在传感条上、或两者收集。可以形成其他图形，诸如曲线凹槽的图形、锯齿凹槽的图形、或其组合。图10B示出第二实例，其中该磁性传感器400b具有形成凹口408b图形的磁性传感衬底404b。每个凹口404b都将单个短凹槽形成到磁性传感衬底404b的表面中。MNP50406b说明了其怎样配合于凹口404b中。
图17是由所提出的具有凹口结构的磁性生物传感器件产生的信号的模拟的图表。该模拟使用100nm的凹口长度并且凹口宽度在100和400nm之间变化。该图表说明在凹口宽度是100nm时信号最大并且当凹口宽度是200nm时信号最小。该图表也说明随着凹口宽度增加超过200nm，信号缓慢增加。
图11说明了未键合磁性标签（纳米颗粒、微珠）502通过具有由多个凹口508形成的凹槽图案化的实例传感芯片506的方向的实例流动。一些未键合磁性标签502键合到传感芯片506，并成为键合磁性标签504。
图12说明了无场生物传感检测方案的进一步细节。磁性生物传感器600类似于图2A和2B中描绘的生物传感器101。生物传感器600包括自由层610、间隔层620和钉扎层30。该生物传感器600也可以包括衬底层640。类似于生物传感器101，如由箭头和附图标记660和670表示的，该自由层和钉扎层610和630被磁化。如图所示，该磁性生物传感器600可以被这样配置，以便MNP650仅粘着所述生物传感器600的表面。MNP650也被键合到所关心的生物分子655。在生物传感器600中，来自自由层和钉扎层610和630的杂散场614磁化该MNP650。一旦被磁化，MNP650产生偶极磁场612。偶极磁场612和杂散场110与自由层310中的磁场660相互作用。该相互作用产生可以由电子系统（未描绘）读取并解释的信号。生物传感器600的其他实施例可以使用外加磁场（未描绘）来增强生物传感器600的信号。
图13说明了生物传感器600的进一步实施例。如图所示，该磁性生物传感器600可以被这样配置，以便MNP650仅粘着所述生物传感器600的凹槽90内。MNP650也被键合到所关心的生物分子655。在生物传感器600中，来自自由层和钉扎层610和630的杂散场614磁化该MNP650。一旦被磁化，MNP650产生偶极磁场612。偶极磁场612和杂散场110与自由层310中的磁场660相互作用。该相互作用产生可以由电子系统（未描绘）读取并解释的信号。生物传感器600的其他实施例可以使用外加磁场（未描绘）来增强生物传感器600的信号。
图14说明了生物传感器600的进一步实施例。如图所示，该磁性生物传感器600可以这样配置，以便MNP650粘着在生物传感器600的凹槽90内和在凹槽上方的生物传感器600表面上两者。MNP650也被键合到所关心的生物分子655。在生物传感器600中，来自自由层和钉扎层610和630的杂散场614磁化该MNP650。一旦被磁化，MNP650产生偶极磁场612。偶极磁场612和杂散场110与自由层310中的磁场660相互作用。该相互作用产生可以由电子系统（未描绘）读取并解释的信号。生物传感器600的其他实施例可以使用外加磁场（未描绘）来增强生物传感器600的信号。
图15和16是从上到下的视图，示出利用本文中所述的生物传感器件的电学传感芯片的两个实例。该芯片700和800形成有电连接到具有凹槽图形的磁性生物传感器的多个电极。图15描绘传感器700。传感器700包括通过生物传感器件连接到第二电极730的第一电极720。该生物传感器件具有宽度704，Ws和长度702，Ls。该生物传感器件在其表面上也具有凹槽结构图形。该凹槽结构可以是本应用中描述的任何结构，并且通常可以具有宽度714，Wg和长度712，Wg。
图16描绘了电学传感芯片800的替换配置。芯片800包括被连接到第二电极820的第一电极810。第二电极也被连接到第三电极830。第三电极也被连接到第四电极840。在第一和第二电极之间、第二和第三电极之间、以及第三和第四电极之间连接了磁性生物传感器850。每个生物传感器都包括凹槽结构860。尽管只描绘电极配置的两个具体实例，但是也能够使用许多其他众所周知的组合。在电学芯片700和800中，该电极提供电连接，用于读取由磁性生物传感器产生的电信号。
也用制造的GMR条型传感器进行实验。凹槽结构是使用电子束光刻直接在每个传感器条上形成图形。试验两种类型的结构：
1.200×200nm凹槽结构和500nm垂直距离；2.100×100nm凹槽结构和500nm垂直距离。图20示出布局和暗场显微镜图像。在实时MNP键合试验中，传感器表面用DI水预先湿润，以使温度稳定。30μL DI水落到传感器上，以察看侧音信号在第25回路周围是否变化（一个回路持续一分钟）。然后，30μL30nm MNP被负载在第50回路周围。图21和22示出200nm和100nm凹槽两者的实时信号。
在一个实例中，一种制造磁性生物传感器芯片的方法，包括：在衬底上形成多层磁性结构，所述磁性结构被形成为具有凹槽表面，以在生物学上键合在所述凹槽内的磁性标签，其中形成所述磁性结构，以便来自所述磁性结构的杂散磁场磁化所述凹槽内的所述磁性标签。
在所述实例方法中，所述磁性结构被形成为具有凹槽表面，以在生物学上键合在所述凹槽内或所述磁性结构的表面上的磁性标签，并且其中形成所述磁性结构，以便来自所述磁性结构的杂散磁场磁化所述凹槽内或所述磁性结构的表面上的所述磁性标签。
所述磁性标签可包含磁性纳米颗粒（MNP），其直径小于大约100纳米。
所述磁性标签可包含磁性微珠，其直径在大约1和2微米之间。
在所述实例方法中，其中形成所述多层磁性结构包括将所述磁性结构形成为具有自由层和钉扎层的自旋阀结构，以在来自所述自由层和所述钉扎层两者的杂散磁电荷穿过所述凹槽用于所述磁性标签的磁化的位置处，将所述磁性层键合在所述凹槽内。
所述凹槽可被形成为延伸通过所述自由层和至少一部分所述钉扎层。
所述自由层可被形成为厚度从1到10nm，并且其中所述钉扎层被形成为厚度从10到50nm。
所述凹槽可被形成为深度上大约10到100纳米的厚度。
所述生物传感器包括具有所述自旋阀结构的巨磁阻（GMR）传感器件、具有所述自旋阀结构的磁性隧道结（MTJ）传感器件、具有所述自旋阀结构的巨磁阻抗（GMI）传感器件或具有所述自旋阀结构的霍尔传感器件之一。
所述凹槽可被形成而具有的深度足够容纳生物物质并且在生物学上将所述磁性标签键合到所述生物物质上和所述凹槽内。
所述凹槽可被形成为具有大约为所述磁性标签的宽度的2到3倍的宽度。
所述实例方法可进一步包括在所述磁性生物传感器芯片内形成至少一个电极，以输出表示所述磁性标签到所述磁性结构的键合的电信号。
所述实例方法可进一步包括形成所述磁性结构以具有至少一微米的横向尺寸和小于500纳米的厚度。
所述实例方法可进一步包括形成所述磁性结构以具有小于100纳米的厚度。
所述实例方法可进一步包括形成所述磁性结构为长度小于大约3μm并且宽度大约0.5μm。
在一个实例中，一种手持装置，包括：传感芯片，包括磁性结构，所述磁性结构具有在所述生物传感器的表面内形成的凹槽，以在生物学上将磁性标签键合到所述凹槽内的生物物质，其中所述凹槽位于所述磁性结构内，以便来自所述磁性结构的杂散磁场磁化所述凹槽内的所述磁性标签；控制器，接收并处理来自所述传感芯片的电信号，其中所述电信号提供在生物学上被键合到所述传感芯片的磁性标签的数目的指示；和显示屏，被耦合到所述控制器，以便为用户提供指示所述磁性标签的所述数目的输出。
所述磁性标签被来自所述磁性结构的所述杂散磁场和外加磁场磁化。
所述磁性标签可包含磁性纳米颗粒（MNP），其直径小于大约100纳米。
所述磁性标签可包含磁性微珠，其直径在大约1和2微米之间。
所述磁性结构可包括具有自由层和钉扎层的自旋阀结构，其中，在来自所述自由层和所述钉扎层两者的杂散磁电荷穿过所述凹槽用于所述磁性标签的磁化的位置处，所述磁性标签键合在所述凹槽内。
在另一实例中，一种方法，包括：用外部产生的磁场和由生物传感器产生的杂散磁场激发磁性标签，以将所述磁性标签键合到所述生物传感器，其中所述生物传感器包括产生所述杂散磁场的磁性结构、在所述磁性结构的表面内形成的凹槽和附到所述生物传感器的生物物质，其中所述生物物质在生物学上键合在所述凹槽内或上方的磁性标签；以及检测来自所述生物传感器的信号，所述信号是由通过所述外加磁场和由所述生物传感器产生的杂散磁场对所述磁性标签的磁化而生成的。
已经描述本发明的各种实施例。这些及其他实施例在下列权利要求的保护范围内。

Claims (16)

1.一种生物传感器，包括：
磁性结构，包括表面和具有自由层和钉扎层的自旋阀结构；
凹槽，在所述表面内形成；和
生物物质，
其中，在来自所述自由层和所述钉扎层两者的杂散磁场穿过所述凹槽用于磁性标签的磁化的位置处，所述生物物质在生物学上键合在所述凹槽内的所述磁性标签。
2.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述磁性标签被来自所述自由层和钉扎层两者的所述杂散磁场和外加磁场两者磁化。
3.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述磁性标签包括磁性纳米颗粒(MNP)，其直径小于100纳米。
4.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述磁性标签包括磁性微珠，其直径在1和2微米之间。
5.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述凹槽被形成为延伸穿过所述自由层和至少一部分所述钉扎层。
6.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述自由层的厚度为1到10nm，并且所述钉扎层厚度为10到50nm。
7.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述凹槽深度为5到100纳米。
8.根据权利要求1所述的生物传感器，其中所述生物传感器包括具有所述自旋阀结构的巨磁阻(GMR)传感器件、具有所述自旋阀结构的磁性隧道结(MTJ)传感器件、具有所述自旋阀结构的巨磁致阻抗(GMI)传感器件或在霍尔传感层下方具有软磁层的霍尔传感器件之一，所述软磁层响应传感电流并产生所述磁场。
9.根据权利要求1-8中任一项所述的生物传感器，其中所述凹槽的深度足以容纳所述生物物质并在生物学上将所述磁性标签键合到所述生物物质上和所述凹槽内。
10.根据权利要求1-8中任一项所述的生物传感器，其中所述凹槽为所述磁性标签的宽度的2到3倍。
11.根据权利要求1-8中任一项所述的生物传感器，进一步包括至少一个电极，以输出表示所述磁性标签到所述磁性结构的键合的电信号，
其中所述生物传感器输出指示所述凹槽内键合的少至十个磁性标签的检测的信号。
12.根据权利要求1-8中任一项所述的生物传感器，其中所述磁性结构具有至少一微米的横向尺寸，并且所述磁性结构厚度小于200纳米。
13.根据权利要求1-8中任一项所述的生物传感器，其中所述磁性结构厚度小于100纳米。
14.根据权利要求1-8中任一项所述的生物传感器，其中所述磁性结构长度小于3μm且宽度为0.2μm。
15.根据权利要求1-8中任一项所述的生物传感器，其中所述凹槽符合直线形、曲线形、正弦曲线或锯齿形轮廓之一。
16.根据权利要求1-8中任一项所述的生物传感器，其中所述凹槽包括在所述生物传感器的所述表面中形成的一个或多个凹口。
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