CN1608206A

CN1608206A - 用于测量微阵列上磁性纳米粒子面密度的传感器和方法

Info

Publication number: CN1608206A
Application number: CNA02825869XA
Authority: CN
Inventors: R·科胡恩; M·W·J·普林斯
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2001-12-21
Filing date: 2002-12-17
Publication date: 2005-04-20
Anticipated expiration: 2022-12-17
Also published as: DE60211555T2; WO2003054523A2; US7048890B2; DE60211555D1; CN100343670C; EP1456658A2; US20050087000A1; KR20040068968A; AU2002366904A1; AU2002366904A8; EP1456658B1; JP2005513475A; TWI295323B; WO2003054523A3; TW200411063A; US20060128035A1; ATE326697T1

Abstract

本发明涉及用于生物分子在生物芯片上的结合的磁性探测方法和器件。描述了用于测量微阵列上磁性粒子面密度的磁阻传感器器件，该磁性纳米粒子(15)直接或间接耦合到目标样品(11)。磁阻传感器器件包括衬底(3)，该衬底(3)具有附着其上的能够选择性地结合目标样品(11)的结合位置(9)，以及用于探测耦合到目标样品的纳米粒子(15)的磁场的磁阻传感器。该磁阻传感器包括多个磁阻感应元件(17，19)，其宽度和长度尺寸至少是纳米粒子(15)的直径的10倍或更多，优选100倍或更多。对相应的方法也做了描述。

Description

用于测量微阵列上磁性纳米粒子面密度的传感器和方法

本发明涉及用于感应随机放置的纳米尺度的磁性粒子的方法和装置。尤其涉及磁性探测装置和将生物分子结合在微阵列或生物芯片上的方法。

微阵列或生物芯片的引入正使对DNA(脱氧核糖核酸)、RNA(核糖核酸)和蛋白质的分析发生巨大变化。应用有例如人类基因型分析(genotyping)(例如在医院或通过各个医生或护士)，细菌的筛选(bacteriological screening)、生物学和药理学研究。

生物芯片，也被称作生物传感器芯片、生物学微芯片、基因芯片或DNA芯片，其最简单的形式包括衬底，在该衬底上附着了大量不同的探针分子在芯片上良好确定区域上，待分析的分子或分子片段能够结合到探针分子上，如果它们能很好的匹配。例如，DNA分子片段结合到一个单独的互补的DNA(c-DNA)分子片段上。结合反应的发生可以被探测到，例如通过使用耦合到待分析分子上的荧光标记。这提供了在短时间内分析大量平行的不同分子或分子片段中的少量的能力。一个生物芯片可以控制对1000个或更多不同的分子片段的化验。作为例如人类基因工程以及对基因和蛋白质的功能的后续研究的结果，希望在后十年，可从生物芯片的使用得到的信息的有用性快速地增加。

Motorola的子公司Clinical Micro Sensors(CMS)已经证明了一种用于电子探测样品分子与探针分子的结合的方法，D.H.Farkas在“DNA的生物电探测以及分子诊断的自动化”(Bioelectricdetection of DNA and the automation of moleculardiagnostics)，The Journal of the Association for LaboratoryAutomation，volume 4，number 5(1999)，pp.20-24中描述了该方法。他们发展了一种“生物电学DNA探测芯片”。该原理需要使用二茂铁标记分子，二茂铁标记分子是电子的源或接收器。俘获探针附着到生物芯片上的敷金的电极上。俘获探针是与目标DNA或RNA序列的一唯一区域互补的单股的DNA。当含有目标DNA的样品被放入卡盘，电极表面上特定的俘获探针遇到来自样品的互补DNA。然后发生结合、或杂化作用。系统还包含被称作信号探针的DNA序列，其上附着专有的电子标记。这些信号探针也与目标DNA序列结合。目标序列与俘获探针和信号探针的结合将电子标记连接到表面。当一个小的AC电压加在电极和芯片上的溶液之间时，由于标记释放电子，产生能够通过电极探测到的特征信号，通过分子束缚其上的电极的AC电流的发生，分子片段的结合被探测到。这说明了目标DNA的存在。在此概念中，该信号与发生的结合反应的绝对数量成比例。每周期每个结合的DNA/c-DNA对流过的电子的数量很少(几个或几十个)。前面提到的文章中提到实际的电流在pA到μA的范围，不幸的是没有规定电极的面积或结合对的绝对数量(假设数量很大)。使用专有信号处理技术对目标DNA序列识别和定量。

第二原理是Bead Array Counter(BARC)生物芯片，D.R.Baselt在“基于磁阻技术的生物传感器”(A biosensor based onmagnetoresistance technology)，Biosensors & Bioelectronics13，731-739(1998)中；R.L.Edelstein等在“应用于生物竞争试剂探测的BARC生物传感器”(The BARC biosensor applied to thedetection of biological warfare agents)，Biosensors &Bioelectronics 14，805(2000)中；以及M.M. Miller等在“使用磁性微滴和磁电子探测的DNA阵列传感器”(A DNA array sensorutilizing magnetic microbeads and magnetoelectronicdetection)，Journal of Magnetism and Magnetic Materials 225(2001)，pp.138-144中描述了该第二原理。

使用磁阻性材料生产粗糙的、单一成分的微制造的探测器，将同时监测几百、几千甚至几百万个实验。如图1所示，探测器100具有由个多微尺寸的磁阻传感器101构成的阵列。为清楚起见，只示出了两个探针位置，每个探针位置有一个GMR传感器。这些传感器101位于衬底表面下很小的深度(＝氮化硅Si₃N₄钝化层102加上相对薄的金层103的厚度)，该衬底表面上附着两个探针DNA 104。生物素样品(biotinylated sample)DNA 105与探针DNA104结合，如果该对形成的核苷酸序列是互补的。在探针-样品DNA杂化作用发生以后，向溶液中加入自由浮动的磁性抗生蛋白链菌素覆盖的微滴106。这些滴通过形成抗生蛋白链菌素-生物素键结合到已经与探针DNA杂化的样品DNA上。因此如果存在具有与两个探针104都互补的序列的样品DNA105，样品DNA105将使滴106附着到传感器101上。所用的滴106的直径在1μm的量级。在滴106中存在纳米尺度的磁性粒子(图中未标出)，由于它们的小尺寸这些磁性粒子是超顺磁性的。这些纳米尺寸的粒子通常是氧化铁，并分散在聚合物或氧化硅基体内、叠层在或敷有聚合物或氧化硅基体，从而形成直径约1μm的滴。通过使用结合小的场梯度的小磁场或通过使用缓冲溶液清洗除去没有结合的滴。然后，通过在相对小的、已知的垂直于衬底平面的外磁场下磁化该粒子，在生物芯片上结合滴的存在被探测到。

虽然上面给出的例子是用于DNA的探测，其它的分子例如蛋白质也可以通过现有技术BARC生物芯片探测。

在上面提到的文章中，通过使用衬底中的巨磁阻(GMR)半惠斯通电桥型传感器探测粒子的存在，电阻随所加场变化的曲线如图2所示。该半惠斯通电桥包括滴出现在其上的一个敏感部分，以及滴不存在其上的一个参考部分。如图2所示，所用GMR材料的电阻随场变化的曲线在零场附近几乎是对称的，所以场方向的符号没有测量。GMR材料的电阻响应于所施加的正的或负的场减小大约相同的量。从图2中可以看到在GMR材料中有一定的磁滞现象，该磁滞现象尤其出现在零场附近。因此，精确探测小磁场几乎不可能。

虽然BARC生物芯片原理有用，但是D.R.Baselt在“基于磁阻技术的生物传感器”(A biosensor based on magnetoresistancetechnology)，Biosensors & Bioelectronics13，731-739(1998)中的图9中给出的结果表现了差的信噪比(SNR)。主要问题在于大(1μm尺度)的滴在溶液中扩散慢，所以即使留出相当长的时间用于滴和样品DNA的结合，也只有相对少数的滴会与杂化的样品分子结合，导致弱的信号。其次，这些滴本身的磁矩具有一定的分布(在给定的电场下)，当每个传感器上只出现一个或几个滴时这将负面影响信噪比。正如作者所说明的，可以通过使用更小的传感器表面积加强单个滴测量的信噪比。然而，当使用每个探针多个传感器时，所需的电子电路变得很复杂。此外，约1μm的大的磁性粒子的缓慢的布朗运动意味着磁性粒子需要很长时间才能到达结合位置。这样，实际测量需要很长时间。

Tondra等在“使用巨磁阻传感器探测固定的超顺磁性纳米球化验标签的模式”(Model for detection of immoblizedsuperparamagnetic nanosphere assay labels using giantmagnetoresistive sensors)，J. Vac. Sci.Technol. A 18(4)，Jul/Aug 2000，pp.1125-1129中描述到只要达到一定的条件，GMR传感器就能够探测任何尺寸的单个顺磁性的滴，其中一条是该传感器尺寸大约与该滴是同样的尺寸。滴的半径为500nm时该条件易于达到。通过克服GMR传感器制作中的技术困难减小滴半径到100nm是可能的。进一步减小滴半径到10nm据说既需要GMR传感器的制作的进步，也需要滴的制作技术的进步。这种办法的缺点是需要在远低于0.5μm的尺度上将探针区域相对于GMR传感器精确定位。

Chemla等在文章“用于同类免疫测定的超灵敏磁性生物传感器”(Ultrasensitive magnetic biosensor for homogeneousimmunoassay)，PNAS，December 19，2000，Vol.97，no.26中描述了使用磁性纳米粒子的基于SQUID的传感器。施加面内磁场以使附着在衬底上固定区域上的磁性纳米粒子的磁矩不随机化。该固定区域位于井中并且其中以Mylar板为例做了描述。然后将场关掉。附着的纳米粒子的磁偶极子根据Néel机制的弛豫产生持续几秒的可测量的通过SQUID的磁通量对时间的依赖关系。该通量被靠近固定区域边缘放置的SQUID探针探测。根据布朗运动液体中的超顺磁性纳米粒子可自由运动，并且由于没有施加场而不产生磁场。SQUID通量探测器的缺点在于它们很贵并且只能在低温的温度下工作。

本发明的一个目的是提供具有加强的信噪比的用于准确探测生物芯片中的磁性粒子的方法和器件。

本发明的另一目的是提供一种用于探测生物芯片中的磁性粒子的快速的方法以及相应的器件。

本发明还有一目的是提供用于探测磁性粒子的方法和器件，其简单且经济，尤其是不需要各个的磁性滴相对于传感器精确定位。

根据本发明，上述目的这样实现，通过用于确定直接或间接耦合到目标的磁性纳米粒子的存在或面密度的磁阻传感器器件，该磁阻传感器器件包括衬底，该衬底上附着能够选择性结合目标的结合位置，以及用于检测至少当耦合到目标时探测磁性纳米粒子的磁场的磁阻传感器，其中该磁阻传感器包括第一和第二磁阻感应元件对或第一和第二磁阻感应元件组，每一对与具有至少一个结合位置的探针元件关联并与其平行放置，第一和第二磁阻元件或第一和第二磁阻感应元件组的输出供应给比较器电路。

本发明还包括确定衬底上的磁性纳米粒子的存在或测量衬底上的磁性纳米粒子的面密度的方法，包括步骤：

-结合目标到衬底上的选择性结合位置，该目标使用磁性纳米粒子直接或间接标记，

-感应结合到结合位置上的磁性纳米粒子的存在从而确定用磁性纳米粒子标记的目标的存在或密度，

-其中感应步骤通过使用磁阻传感器元件提取两个信号并且确定这两个信号的不同而进行，这两个信号来自结合到一个结合位置的纳米粒子产生的磁场。

探针区域和磁阻(MR)传感器元件的长和宽的尺寸比其存在和浓度待测的磁性纳米粒子的直径大很多，该探针区域即芯片上附着例如抗体的探针元件的区域。纳米粒子的直径可以在例如1到250nm之间，优选在3到100nm之间，最优选在10到60nm之间。对于这样小的粒子，扩散是快的。传感器元件的长和宽的尺寸至少是纳米粒子的直径的10倍或更多，优选100倍或更多，例如1μm×1μm。对于传感元件其它尺寸也是可以的。如果使用不同的尺寸，就会获得不同的S/N比。

术语“微阵列”或“生物芯片”指在平的表面上产生的阵列，该表面组成可通过其位置或在阵列上的x-y坐标识别的若干分立的反应或培育室。这种阵列适用于特定结合对的成分之间的特定结合特性的评估的化验。本发明非常适合竞争分析法或置换分析法。从下面结合附图的详细的描述中本发明的这些和其它特征和优点将变得明显，其以举例的方式说明本发明的原理。该说明只是为了例子给出，并不限定本发明的范围。下面引用的参考图是指附图。

图1是根据现有技术的BARC芯片的示意图。

图2是根据现有技术的多层GMR传感器器件的对所施加的场的响应(电阻)曲线。

图3是生物芯片的透视图。

图4A、4B和4C示出了设有能够选择性结合目标样品的结合位置的探针元件的详图，以及磁性纳米粒子以不同方式直接或间接与目标样品的结合。

图4D示出了竞争性化验的示意图。

图5A是图3中的芯片上的探针区域的实施例根据图3中的A-A’的剖面图。

图5B是图3中的芯片上的探针区域的另一实施例根据图3中的A-A’的剖面图。

图5C是根据本发明的多层GMR传感器元件的对所施加的场的响应曲线。点示意性地表示每个磁阻传感器元件的punt R(H)值。

图6说明了一种装置，其中两个具有铁磁芯的线圈用来磁化磁性纳米粒子。

图7示意性地表示惠斯通电桥。

图8示意性地表示根据本发明的惠斯通电桥的结构，其中所有部分磁性相等。

图9A和9B分别示出了用于实现本发明的适合的GMR结构的第一和第二例。

图10示出了可探测面密度的上限和下限与磁性粒子的直径之间的函数关系图。

图11是说明在GMR传感器元件的平面内的纳米粒子的磁场的x分量的图。

图12示意性示出了在多个磁性传感器元件上的多步结构。

在不同的图中，相同的参考数字表示相同或相似的元件。

将就特定的实施例并参照附图描述本发明，但是本发明并不局限于这些，本发明仅由权利要求限定。例如，将参照两个磁阻传感器元件用于每一探针元件描述本发明，但是本发明并不仅限于此。例如，可以使用4、6或甚至更多偶数的传感器元件用于每一探针元件，并且分成两组。然后每一组的输出被传输到微分比较器或加法电路。所述的图只是示意性的并不具有限定性。图未按比例画。

后面的详细描述给出具有下面规定的非限定的例子。

a)生物芯片的面积是1×1mm²，

b)在生物芯片面积上有100个不同的探针，每一探针的面积(宽W₁×长l)为10^-2mm²(例如100μm×100μm)，

c)在3分钟的总时间内实现100次对每个探针元件上纳米粒子的存在或不存在和/或纳米粒子的密度的测量。

本发明不限于具有给定尺寸和值的这种系统，本发明仅由权利要求限定。

如图3所示，生物芯片1包括衬底3，在衬底3的表面上至少有一个，优选有多个探针区域5。每一探针区域5包括在至少部分其表面上的优选是条形的探针元件7，如图5A和图5B中的两个实施例所示，下面将对其解释。

如图4A、4B和4C、4D所示，探针元件7设有例如结合分子或抗体的结合位置9，该结合位置9能够选择性地结合例如目标分子物种或抗原的目标样品11。任何能够与基体耦合的生物分子在此应用中都有潜在的应用。例子如下：

-核酸：双股或单股DNA、RNA或DNA-RNA杂化物，具有或不具有变体。核酸阵列是已知的。

-蛋白质或缩氨酸，具有或不具有变体，例如，抗体、DNA或RNA结合蛋白质。最近，已经发表了酵母的完整蛋白质组(proteome)的网格。

-低聚或多聚糖或蔗糖

-小分子，例如与例如交联到基体或通过隔离物分子交联的抑制剂、配位基

网格上精确放置的条目很可能是化合物库，例如缩氨酸/蛋白质库，低聚核苷酸库、抑制剂库。

磁性纳米粒子15与目标11连接存在不同的可能性，这些可能性的例子在图4A、4B、4C和4D中示出。

在图4A中，用磁性粒子15标记的传感器分子13能够选择性地结合目标11。当进行随机查找时，例如筛选某一组织浸出物的哪些DNA结合蛋白质与核苷库网格结合，传感器分子应该具有很广泛的特征。在此例中具有对氨基群或羧基群的间隔活性的传感器分子是有用的。其它具有对蔗糖、DNA的活性基的传感器分子也是适用的。在直接查找的情况下，可以使用定制的传感器分子，其中具有抗蛋白质库的蛋白质的筛选对于假设的蛋白质-蛋白质之间的相互作用而完成，抗体是一明显选择。单细胞或多细胞繁殖抗体都可以使用。如图4A所示，磁性粒子15间接结合到目标样品11。

在图4B中，目标样品11分子直接被磁性纳米粒子15标记。

在图4C中，目标样品11由标记12标记。这样被标记的目标样品11(例如biotynilated样品DNA)选择性的结合到结合位置9。由磁性纳米粒子15标记的传感器分子13(例如streptadivin)也能选择性地结合目标样品11上的标记12。磁性纳米粒子15也是间接结合到目标样品11。

在图4D中，在液体或气体中存在目标11和由磁性纳米粒子15标记的目标。在竞争性分析中，具有磁性纳米粒子的目标能够选择性地结合，如果它到达结合位置9比目标到达结合位置早。越多的具有磁性纳米粒子15的目标被结合，越少的目标存在于液体或气体中。

根据本发明，磁性粒子15优选是直径小于1μm、平均磁矩为m的超顺磁性纳米粒子。所谓纳米粒子是指至少有一维在1nm到250nm的范围，优选在3nm到100nm的范围，更优选在10nm到60nm的范围的粒子。它们优选通过图4A、4B或4C中说明的任何方法或相似的方法，直接或间接附着到生物芯片1的衬底3上的探针元件7。纳米粒子15经常随机地位于芯片1上良好确定的区域内，该良好确定的区域是探针区域5。探针区域5宽为W₁长为7。纳米粒子15的面密度是n(纳米粒子每m²)。该面密度通常将是时间的函数。

探针区域5可以是单独的长条。除了单独的长条，还可以使用一定数量一个接一个的短一些的条，从而单独的探针5所占的总区域变得比图3中所示的更方了。由于这并不影响电子灵敏度方面的结果，下面只是进一步阐述了单独长条形探针区域5的情况。

生物芯片1的作用如下。每一探针元件7都设有某一类型的结合位置9。目标样品11存在于或经过探针元件7，并且如果结合位置9和目标样品11匹配，它们相互结合。其后，磁性纳米粒子15直接或间接耦合到目标样品11，如图4A、4B和4C中说明的。该磁性纳米粒子15可以读出生物芯片1收集的信息。根据本发明该磁性纳米粒子优选超顺磁性纳米粒子15。超顺磁性粒子是铁磁性粒子，由于在磁化强度测量的时间范围热引起的磁矩反向频繁，其时间平均磁化强度在施加零磁场时是零。平均反向频率由下式给出：

v = v_{0} \exp \frac{- KV}{kT}

其中KV(K是磁各向异性能量密度且V是粒子体积)是要克服的能垒，υ₀是反向尝试频率(典型值：10⁹s^-1)。

在本发明的一些实施例中，为了读出生物芯片1收集的信息，超顺磁性粒子15优选垂直于芯片平面磁化。在另外一些实施例中，纳米粒子平行于芯片平面磁化。

根据本发明，设置磁阻(MR)传感器，例如巨磁阻(GMR)、隧道磁阻(TMR)或各向异性磁阻(AMR)传感器以读出生物芯片1收集的信息，从而读出在探针区域5上存在或不存在粒子和/或确定或估计在探针区域5上的磁性纳米粒子的面密度。

作为施加磁场的结果当一层或更多层的磁化方向改变时，AMR、GMR或TMR材料中的电阻变化。GMR是用于导体夹层在开关磁性层之间的层状结构的磁阻，TMR是用于包括磁性金属电极层和介电夹层的层状结构的磁-阻。

在GMR技术中，已经发展了其中两非常薄的磁性膜靠得很近的结构。该第一磁性膜被钉扎(pinned)，这意味着它的磁性取向是固定的，通常保持它非常靠近交换偏磁层(exchange bias layer)-固定该第一磁性膜的磁性取向的反铁磁性材料层。第二磁性层或自由层具有自由的、可变的磁性取向。在此情况下，源自超顺磁性粒子15的磁化强度的改变引起的磁场的改变，引起自由磁性层的磁性取向的旋转，自由磁性层的磁性取向的旋转又增加或减小整个传感器结构的电阻。低电阻通常发生在传感器和固定层磁性取向相同的时候。高电阻发生在传感器和钉扎层的磁性取向相对的时候。

在由被隔离(隧道)垒分开的两个铁磁电极层组成的系统中可以观察到TMR。此垒必须很薄，即在1nm的数量级。只有那样，电子才能隧穿通过此垒-一个完整的量子-机械输运过程。此外，通过使用交换偏磁层也可以改变一层的磁性对准而不影响另一层。在此情况下，也是由超顺磁性粒子15的磁化强度的改变引起的磁场的改变，引起传感器膜的磁性取向的旋转，传感器膜的磁性取向的旋转又增加或减小整个传感器结构的电阻。

铁磁性材料的AMR是电阻与电流和磁化强度方向之间夹角的关系。这种现象是由于铁磁材料中电子的散射截面中的不对称引起的。

下面，考虑GMR传感器的实施例，但是本发明并不仅限于此。

如图5A所示，在第一实施例中，例如GMR传感器的磁阻传感器，包括集成在生物芯片衬底3中的距离衬底3的表面下d的例如GMR元件17的第一传感器元件，和例如GMR19的第二传感器元件。GMR元件17、19中的每一个都包括有相同磁化强度方向的钉扎膜，该磁化强度方向平行于或基本平行于x方向，以及自由膜或传感器膜，该磁化强度方向能够因为外磁场而发生变化。为了读出生物芯片1，结合到其上的超顺磁性纳米粒子15被垂直于生物芯片1的平面的平均的外磁场磁化。垂直磁场的使用在条形区域的两边产生平均的净磁场，该条形区域被靠近传感器元件17、19的纳米粒子覆盖。探针区域只与GMR传感器条的一半重叠，因而纳米粒子在传感器条中产生的均匀净场沿着或靠近这些条的中轴最大。如图11所示，磁化的纳米粒子15在下面的GMR膜的平面中产生相反的磁感应矢量区域，并且所产生的磁场被GMR传感器元件17、19探测。在图3、图5A和5B中已经引入坐标系统，根据该坐标系统，探针元件7和GMR元件17、19沿y方向延伸7长度。如果磁阻传感器元件17、19位于xy平面内，GMR传感器元件17、19只探测磁场的x分量。磁化的超顺磁性粒子15产生的磁场被第一GMR元件17和第二GMR元件19探测到。在探针元件7的宽度W上，有限的(非无限的)磁性粒子的空间范围对GMR元件17、19的平面中的磁场产生的净信号有贡献。探针元件边缘的磁性粒子在一边没有粒子与其相邻，因而来自这些粒子的磁场在传感器元件17、19中具有一个方向的净面内场分量。靠近传感器元件17、19的中心的粒子的面内磁场被两边相邻的粒子中和到一定程度。这样所有粒子对传感器元件17、19中产生的信号都有贡献。虽然所有纳米粒子对净场有一定贡献，但是靠近探针元件边缘的的粒子对总磁场的贡献更大。由于磁性传感器元件17、19在中心最敏感，因此在探针元件7边缘的磁性纳米粒子15优选在垂直投影上在传感器元件17、19中心。传感器的运作并不精确地依赖于GMR带之间的距离W，可以选择W比纳米粒子的直径大得多。举个例子，第一GMR元件17和第二GMR元件19中的钉扎膜可以都朝正的x-方向取向。在图5A给出的例子中，第一GMR元件17的自由膜或传感器膜的磁化强度方向也将在正x-方向，并且第二GMR元件19的自由膜的磁化强度方向将在负x-方向。第一GMR元件17的钉扎膜和自由膜的磁化强度方向一致，第一GMR元件17表现出低电阻。当第二GMR元件19的自由膜和钉扎膜的磁化强度方向相反，第二GMR元件19表现高电阻。图5C(a)和(b)分别示出了第一GMR元件17和第二GMR元件19对纳米粒子的磁化导致的磁场的响应。如这些图中所示，磁场依赖于纳米粒子放置的位置平行于或反向平行于GMR元件的偏置。

纳米粒子15的外部磁化可以使用本领域技术人员已知的任何方法完成。尤其是它可以通过两个具有铁磁芯32的线圈30完成，如图6所示。通过施加例如大约10mA的电流产生垂直于衬底的磁场，用以磁化和排列纳米粒子15的磁矩。如果两个线圈30的中心都沿垂直于衬底3的一条线放置，如果线圈直径大约等于或大于线圈之间的距离，并且如果流过两个线圈的电流相等，所施加的磁场在等于线圈面积的区域上非常好的近似垂直于衬底3。创造改变线圈的位置的选择可能是有用的，通过一个或两个线圈的一个小的(x，y，z)平移，就可以在探针区域出现磁场的线性梯度。或者可利用电流差造成梯度。创造线圈相对于样品区域的取向的小的改变的选择也可能是有用的，这一小的改变导致小的、良好控制的面内场分量。利用磁场和场梯度的结合，可以确定不同方向上磁性粒子的结合强度。因为在某一磁场下磁性纳米粒子失去其结合性，并且当它们运动到体内时不再被MR传感器探测到-离传感器太远而不能被探测到，所以可以探测到不好的结合。当DNA的结合更多的或更少的开启/关闭时，这对于大的蛋白质尤其重要。通过利用小的、良好控制的x方向的面内场分量，可以对零场位置的R(H)曲线的中心的可能的不希望的移动进行校准，这种移动在交换偏置GMR或TMR传感器的情况下可能来自自由层和钉扎层之间的剩余磁耦合。

在GMR传感器的第二实施例中，如图5B所示，探针区域5的表面有缓冲或隔离区域，该缓冲或隔离区域阻止或减小任何偶尔在此区域中的纳米粒子的效应对测量的影响。例如半导体传感器元件的表面可能被构造。该构造的目的可以移动粒子远离传感器，从而使它们不再影响测量。这种构造可以物理性地完成，例如通过如图5B所示的台阶外形，或使用阶梯外形，例如通过使用各向异性或各向同性腐蚀溶液蚀刻感应元件的半导体材料，例如形成井。或者，探针区域可以被沟槽包围，沟槽很深足够将任何纳米粒子与传感器隔离。除了(包括)或除了所述物理构造，探针区域5地表面也可以化学性或生物化学性构造，例如通过在探针区域5的探针元件7上，而不在靠近探针元件7的探针区域的区域8上设置结合点。排斥性材料可以用于这些缓冲区域。

该传感器包括薄膜材料，在下面的例子是指GMR材料，但是其它在H＝0周围具有基本线性的R(H)曲线的薄膜材料，例如AMR、TMR或其它MR材料也是可能的材料。该传感器通过分隔层40与磁性纳米粒子15隔开，分隔层40可以是例如二氧化硅、氮化硅，或例如抗蚀剂或环氧树脂的有机材料。

纳米粒子15的磁化由所施加的垂直于生物芯片1的表面(即沿z轴)的外场控制。该传感器现在暴露在由纳米粒子15产生的磁场，该磁场的(条平均)面内分量在被磁性纳米粒子覆盖的探针区域的边缘的下面特别高。使用施加垂直磁场时传感器17、19的电阻差的变化，测量探针元件上纳米粒子的面密度。下表面-探针元件7a-上磁性纳米粒子15的面密度由密度σ₁给出，上表面上的面密度由密度σ₂给出。凹形探针区域(在图5B中d₂≠0)的使用减小了对留在探针区域外面的位置的表面上的磁滴的敏感性，即不特别地与探针分子结合。为了减小在凹形区域中的流体中的纳米粒子的体密度对信号的贡献，可以采用另外的清洗步骤，或通过施加磁场和磁场梯度使粒子离开传感器表面。

面粒子密度通常在零到10³至10⁴粒子每μm²之间的范围。

实际上在表面上制作微米或亚微米尺寸的物理结构相对容易，而制作高质量的具有微米或亚微米图形的生物化学表面要难得多。

在本发明的第二实施例中，传感器包括一对结构上相对于图5B所示的探针区域的一对传感器元件17和19。磁性纳米滴的面密度由两个传感器17和19的施加垂直磁场时电阻变化的差别的变化导出。由于传感器元件17和19对外场的面内分量的效应或由热漂移引起的效应同样敏感，这些不需要的效应被抵消。获得信号的一个实际的办法是使用传感器17和19作为惠斯通电桥的元件a和b，如图7示意性所示，其中元件c和d是(大约)相等的非磁性电阻器，或与传感器a和b相同类型的磁控电阻器，其电阻在所施加的电场下不变化。这可以通过例如靠近传感器c和d不使用探针分子，或向c和d传感器上比c和d传感器区域总的宽度宽很多的区域施加探针分子(从而所有偶极电场的净效应是零)，或通过在传感器c和d的顶上局部使用厚的盖层从而大大减小对磁性粒子存在的灵敏度而实现。传感器c和d不需要与传感器a和b有相同的物理尺寸。不考虑用于获得信号的详细的实用方法，我们称这样的系统为半-惠斯通电桥。

传感器元件17和19和名义上相同的传感器元件17’和19’形成完整的惠斯通电桥是有好处的，如图8所示。这里元件17、19、17’和19’对应于图7所示的示意性结构中的元件a、b、d和c。对于从其获得面粒子密度的固定的感应电流I_sena，从如图8所示的电压表测得。这种结合的实际实施在图12中示意性示出，其中可以看到凹形区域50的序列。在用于一个探针元件的两个传感器元件17、19之间或在传感器17、19的组之间使用微分测量，优点在于不需要参考传感器元件并且在保持不依赖例如温度的外部影响时获得高探测灵敏度。完整惠斯通电桥的灵敏度是其它情况相同的半惠斯通电桥灵敏度的两倍。

比较器的输出提供例如是否出现纳米粒子的指示(当它超过最小域值时)或可用于确定或估计粒子的面密度。

对于条形的包括钉扎和自由磁性层的GMR和TMR传感器材料，基本线性的并且无磁滞现象的电阻与场的关系曲线可利用磁性装置获得，该磁性装置的交换偏置方向垂直于长度方向(电流方向)，且自由层的平缓(easy)的磁化强度方向与长度方向平行。传感器所敏感的外场指向垂直于条长度方向。其中自由层的磁化强度方向从平行于旋转到反平行于“钉扎”交换偏置层的方向的场范围(“开关场”)，由对磁各向异性的各种影响的结合决定，包括例如可能由于在磁场中的生长引起的本征贡献，还包括形状的各向异性。这是所谓的交叉各向异性。为了在零施加电场周围获得基本线性的R(H)曲线，由于钉扎层的出现而作用于自由层上的有效磁耦合场应该减小到远小于开关场的值。这种耦合来自不同贡献。可以通过利用足够厚的夹层减小由于夹层中的针孔引起的耦合、夹层交换耦合、以及由于非平坦磁性金属/夹层界面引起的静磁耦合。与有限条宽有关的静磁耦合可以通过调整自由层和钉扎层的厚度减小，或利用其它可有效减小它们的磁化强度与层厚的乘积的方法减小。不减小这些分开的对耦合场的影响，而通过设计一种其中各种影响符号相反的系统以减小所有影响的总和也是可能的。已熟知的用于AMR材料的得到零场附近线性R(H)曲线的方法是所谓的软-相邻层方法和螺旋状条纹方法。两种方法都有效地形成一配置，其中在H＝0时电流和磁化强度之间的夹角接近45°。

图9A示出了用于根据本发明的传感器器件的合适的第一个例子GMR结构60。GMR结构60包括具有主要表面62的热氧化硅衬底61。在衬底61的主要表面62上，进行层的堆叠，即第一(多个)缓冲层63、反铁磁材料(AF)64、钉扎铁磁材料(F_pinned)65、非磁性材料(NM)66、自由铁磁材料(F_free)67和盖层68。56、66、67都是金属。尤其对于该第一例，所提到的每一层包括下面的材料和厚度：

对于缓冲层63：3nm厚的Ta层63a其顶层上是3nm厚的Ni₈₀Fe₂₀层63b，

对于AF 64：10nm厚的Ir₂₀Mn₈₀层，

对于F_pinned层65：6nm厚的Co层，

对于NM层66：3nm的Cu层，

对于F_free层67：6nm厚的Ni₈₀Fe₂₀层，以及

对于盖层68：3nm厚的Ta层。

Ir₂₀Mn₈₀层64是反铁磁材料(AF)，它使得Co层65的磁化钉扎在垂直于GMR条17、19的长度的方向。这通过在磁场中生长Co层65，或通过生长后在磁场中将系统从所谓的“闭锁温度”(对于所考虑的材料大约是300℃)以上的温度冷却实现。Cu层66将钉扎的Co层65与自由Ni₈₀Fe₂₀层67隔开。当晶片沉积后暴露在空气中时上面的Ta层68保护GMR结构60不被氧化。下面的Ta层63a和相邻的Ni₈₀Fe₂₀层63b帮助建立或生长合适的微结构和晶向。

图9B示出了第二例合适的GMR结构69。该GMR结构69包括具有主要表面62的热氧化的硅衬底61。在衬底61的主要表面62上，进行层的堆叠，即第一(多个)缓冲层63、然后是人工的反铁磁材料(AAF)70、非磁性材料(NM)66、自由铁磁材料(F_free)67和盖层68。尤其对于该第二例，所提到的每一层包括下面的材料和厚度：

对于缓冲层63：3nm厚的Ta层63a其顶上是3nm厚的Ni₈₀Fe₂₀层63b，

对于AAF70：AF层，例如10nm厚的Ir₂₀Mn₈₀层70a，6nm厚的Co层70b、0.8nm的Ru层70c和6nm的Co层70d，

对于NM层66：3nm的Cu层，

对于F_free层67：6nm厚的Ni₈₀Fe₂₀层，以及

对于盖层68：3nm厚的Ta层。

AAF层70具有AF/Co/Ru/Co的形式。选择Ru层70c的厚度以使两Co层70b和70d的磁化方向由于Ru层70c上的交换耦合而反平行。AF层70a使得两Co层70b和70d的磁化垂直于GMR条17、19的长度轴。

该第二GMR结构69相比于第一GMR结构60的优势在于该磁性结构相对于外磁场更稳定。此外，由于被Ru层70c分开的两Co层70b和70d的厚度比，可以选择在钉扎层70d和自由层67之间的可调整的耦合。这可以补偿Cu层66上钉扎层70d和自由层67之间的小的耦合。选择所有耦合的总和基本为零，以便在零外加场下(无粒子)自由层67的磁化恰好垂直于钉扎层70d中的一层(并因此平行于条17、19的轴)。Cu层66越薄，磁阻越大，而且自由和钉扎层65和67(或70d和67)之间的平行耦合也越大。(厚度从3nm算起)。对于源于AAF70的静磁场，该磁场的符号和大小可以通过改变70b和70d的厚度差而改变，也可以对此校正，这将使得MR传感器件的灵敏度更高。

纳米粒子15的直径(未在图3中示出)比W小很多。小很多的意思是至少10倍，优选100倍或更小。

有三种操作模式，每一种都是本发明的单独的实施例：

在施加垂直于传感器元件平面的磁场时测量电阻变化。上面已经给出了三种可能的实施例：通过使用单独的元件测量，通过对传感器元件17、19的输出的微分比较(半惠斯通电桥)，或通过使用完整的惠斯通电桥(见前面)。

磁场关闭后测量磁化强度。在这种情况下，传感器元件17、19测量的场是由那些结合到探针上的粒子的磁化强度的缓慢衰减(热弛豫)引起的。未被结合的粒子由于它们快速的随机旋转运动磁化强度的衰减快得多。因此在关闭施加的磁场后不久，它们的净磁化强度可以忽略。微分比较探测(半和完整惠斯通电桥)也可以用在这种模式中。

面内磁场关闭后测量磁化强度。这是一个比较不优选的实施例。面内磁化强度在传感器元件17、19中引起面内磁场。然而，该面内磁场不像靠近磁偶极子的端部的磁场那么强，因而这种技术的灵敏度要低一些。来自所测量的纳米粒子的磁场也是由那些结合到探针的粒子的磁化强度的缓慢衰减(热弛豫)引起的。未被结合的粒子由于它们快速的随机旋转运动磁化强度的衰减也快得多。因此在关闭磁场后不久，它们的净磁化强度可以忽略。然而，在这种模式中传感器17、19的输出几乎相同，因此可以使用一单独的放在中间的传感器元件代替使用两个传感器。在半-惠斯通电桥中，这个传感器电阻的变化可以与名义上相同的(参考)传感器的电阻的变化比较，该(参考)传感器位于芯片上没有探针分子的区域下，因而不存在滴。相似地，可以使用位于探针区域下面的a和d传感器，以及位于芯片上没有探针分子的区域下的b和c传感器建立完整的惠斯通电桥。

在本发明中，所有这些模式都考虑到了。为了能够向一个器件提供所有的三种模式，传感器件可以装备产生垂直与探针元件的平面的磁场(模式1和2)的装置，或产生平行于在纳米粒子的面内的探针元件的平面的磁场的装置(模式3)，或可选择在需要时装备两种装置。相似地，可以设置开关从而能够分别测量传感器条的电阻，或例如能够测量电阻差或和。

对于不同的模式，超顺磁性粒子15的所需磁特性，更具体说是它们的弛豫时间分布是不同的，如下所述。

当探针元件7在y方向上足够长并且粒子密度n足够大时，由于纳米粒子15的位置的随机性而对GMR信号的影响达到平衡。典型的设计是探针元件7在y方向上的长度l＝1mm，并且在x方向上的宽度W＝3。每个GMR元件17、19的宽度w可以是w＝3μm，其在x方向上大约一半位于探针元件7下面。如果探针区域5占用的总的宽度W₁由每个探针元件7的宽度W决定，两个GMR元件17、19的每一个的宽度的一半加上为了消除交叉场效应占用的5μm的余量，在1×1mm²的生物芯片1上有足够的空间容纳100个相互相邻的探针区域5。在单位面积有很多粒子的情况下，图5A和5B中使用场力线示意性地示出了用于纳米粒子15的条平均场，该纳米粒子15具有沿正z轴方向的磁化强度。它等于在条边缘的两条平行的电流线引起的磁场，电流是：

I＝m×n。 (等式1)

显然，为了获得尽可能大的磁场，每个超顺磁性粒子15的磁矩m对于给定的粒子15的体积应该尽可能的大。

GMR元件17、19探测该磁场的x分量，该磁场对于第一GMR元件17是正的，对于第二GMR元件19是负的。如果坐标系统的原点设在第一GMR元件17的中间，则在元件17中的场的平均x分量是：

H_{x, av} = \frac{1}{2 π} \frac{1}{w} {&Integral;}_{- w / 2}^{w / 2} dx \frac{m \times n \times d}{x^{2} + d^{2}} = \frac{2}{2 π} \frac{m \times n}{w} \times \arctan \frac{w}{2 d}

(等式2)

因此，可以通过使GMR元件17、19的宽度w小，并且使GMR元件17、19在衬底表面下的深度d小于或大约等于w来增加H_x，av。只要探针元件7的宽度W大约等于或大于GMR元件17、19的宽度w和GMR元件17、19在衬底表面下的深度d，使探针元件7的宽度W变小不会改变在GMR元件17、19中的每一个处感应到的场。然后，在探针元件7的中部上的纳米粒子15引起的磁场不被探测。否则，信号将随着探针元件7的宽度W的减小而减小。因此，除非可能由于实际的原因例如构图技术，因此使探针元件7的宽度W远大于GMR元件17、19的宽度w不总是有利的。

GMR元件对17、19中的信号是相反的，可以用其制造各部分磁性相等的惠斯通电桥装置，即其中所有支路中有相等的交换偏置方向。图8给出了这种惠斯通电桥的一个例子。由于去除了一个稳定的(non-active)参考MR元件，信号加倍，并且消除了公共模式信号(例如由于面内外场或由于热漂移)。

信号电压由下式给出：

V_{s} = 2 \times I_{sense} \times ΔR = 2 \times I_{sense} \times {(\frac{ΔR}{R})}_{\max} \times \frac{H_{x, av}}{Δ H_{\max}} \times \frac{l}{w} \times R_{sheet},

(等式3)

其中I_sense是感应电流，

R_sheet是GMR表面电阻，

是使用完整的动态范围时的磁阻比率，

以及

(ΔH)_max是元件完全开关的场范围。如果形状各向异性决定此范围，则

{(ΔH)}_{\max} = 2 \times \frac{t}{w} M_{sat},

(等式4)

其中t和M_sat分别是自由磁性层的厚度和饱和磁化强度。

结合(等式1)-(等式4)，可以得到：

V_{s} = \frac{1}{π} \times m \times n \times \arctan \frac{w}{2 d} \times {(\frac{ΔR}{R})}_{\max} \times \frac{I_{sense}}{t \times M_{sat}} \times \frac{l}{w} \times R_{sheet}

假设电子噪声来源于热噪声。r.m.s热噪声电压为：

V_{N} = \sqrt{4 kTRΔf} &cong; \sqrt{4 kT \frac{l}{w} R_{sheet} \frac{1}{t_{meas}}}

其中有效测量时间t_meas等于测量信号的时间，假设只是在测量之前可以假设磁化强度等于零(因为粒子是超顺磁性的)。这定义了参考标准。信噪比等于SNR＝V_S/V_N。

对于系统的适当的作用，对于第一模式(在施加电场期间测量磁化强度)优选所有粒子的超顺磁性弛豫时间比在其间施加电场并进行测量的时间周期要小的多，至少小5倍，优选小10倍或更小。由此，粒子的磁化强度在场开和关的瞬间开和关。在这种情况下，粒子之间的磁偶极作用在测量后可忽略，并且结合反应可以继续进行而不受测量中的这种作用的干扰。这需要纳米滴中的磁性粒子的体积V和磁性各向异性常数K的乘积足够小。在该第一种操作模式中，在测量中不结合到芯片1上的粒子15不应该存在于芯片的界面。这可以通过仅在每次测量前的清洗步骤完成，或通过恰在施加场加上平行于法线方向的场梯度的场后从芯片1临时移走非结合粒子完成。合力应该足够转移粒子到芯片表面上几微米(在那里它们的偶极场在表面小，并且在那里它们的位置相对于GMR元件17、19足够随机，从而也是由于此原因净信号是可以忽略的)。另一方面，此力应该比断开键所需的力小。

在第二(和第三)种操作模式(在关闭场后测量磁化强度)中，在周期t_f期间第一次施加场，并且在关闭该场后，在周期p×t_meas≈t_f期间进行衰减的信号的p测量。理想地，在磁化场刚刚关闭后，所有超顺磁性粒子15应该完全被磁化，但是执行了p测量的程序后，所有粒子15应该已经失去了它们的磁化强度。否则，粒子15就会在测量周期中间的反应周期期间相互磁作用。这就意味着只有弛豫时间小于t_f的粒子能用。通过在连续的测量周期内施加具有交变符号的场，可以阻止一小部分不需要的弛豫时间大于t_f的结合粒子15建立起一总磁矩，该总磁矩随完成的测量周期数单调增加，并且在施加场的周期中间不衰减到零。另一方面，弛豫时间应该大于t_meas，因为如果不这样甚至关闭场后的第一测量也不会产生信号。

实际上，上文意味着弛豫时间应该在1ms到1s之间(见下文)。相比于第一种操作这是更困难要求。在此范围之外的粒子对信号没有贡献，并且在理想情况下不存在。因此粒子直径应该是非常好的近似单分散性。制造这种粒子的方法是已知的，并在S.Sun等的“单分散FePt纳米粒子和铁磁性纳米晶体超晶格”(Monodisperse FePtNanoparticles and Ferromagnetic Nanocrystal Superlattices)，Science 287，1989-1992(2000)中做了描述。

计算了下表规定的系统的SNR，给定系统参数例如，市场上可买到的35nm磁性粒子，例如磁铁(Fe₃O₄)粒子。

所指的磁矩m是饱和磁矩，当所加磁场高于1.2kA/m时已经获得了该饱和磁矩。每个MR元件上的电压是10V。在测量中每个探针的功率是20mW。数值结果如下：

V_s＝8.8×10^-16×n[V]

V_{N} = 1.3 \times 10^{- 8} \times \sqrt{\frac{1}{t_{meas}}} [V]

SNR = 6.8 \times 10^{- 8} \times n \times \sqrt{t_{meas}}

如果假设探测纳米粒子15需要的最小SNR是10(20dB)，那么纳米粒子的最小可探测密度，n_min是

在10^-8m²(100μm×100μm)的探针面积上可探测的粒子的最小数是

如果每探针面积的绝对粒子数太少，上面的理论失效。下限可以是50。这意味着增加测量时间t_meas将会导致纳米粒子的最小可探测数的减少，直到t_meas在1ms的量级。幸运的是，这样的测量时间远低于测量的目标重复时间(3分钟测量100次)。使用更大的测量时间是没有用的。因而，可以断定对于所用的参数，且当t_meas＞1ms时，可以准确测量的粒子的最小数目，探针面积上50，由统计决定而不是由GMR传感器的灵敏度决定。

粒子的最大可测面密度等于下面两种密度中最低的那种：

密度，在该密度以上粒子之间的磁偶极相互作用，或位阻现象变得很强。对于35nm粒子这可能是100粒子每μm²的量级的密度。

密度，在该密度以上源于粒子的场使GMR元件饱和。如果H_x，av＞1/2ΔH_sat，即在960粒子每μm²的量级的密度下，在所用的连续近似中出现这种情况。

这两种密度中的每种都不依赖于测量时间t_meas。在所给例子的情况中，通常是粒子间的相互作用而不是GMR饱和场决定粒子的最大可测量数目。

假设100个探针并且每个探针的占空比是1∶1000(每秒一次测量，1ms的持续时间)，则对于第一种操作模式时间平均功率耗散是2mW。相似地，对于第二种操作方式，功率耗散是p×2mW，其中p是每周期的1ms测量间隔的数量。

对于第二种操作模式，1/f噪声可能变得重要，尤其如果测量信号衰减的周期变成1s。

上面的结果可以如下归纳。可探测的粒子面密度应该不低于密度n_-(stat)，该n_-(stat)对应于每探针≈50粒子的统计确定值，在该统计值以下上面的理论失效。对于面积等于10⁴μm²的探针，n_-(stat)＝0.005/μm²。可测得的粒子面密度肯定比密度n₊(int)小，在密度n₊(int)粒子间相互作用或位阻现象太大。假定n₊(int)≈1.25×10⁵/d²，d是以nm为单位的粒子直径。因此，不依赖于所用GMR元件的灵敏度、测量时间和粒子的磁矩，动态范围的最高可能宽度是：

从这一观点出发，使用小粒子是有利的，因为它增加动态范围的宽度。然而，实际的密度下限可能不是由n-(stat)给定，而是由依赖于GMR传感器灵敏度的值n-(sens)＝n_min给定。这是如果n-(sens)＞n-(stat)的情况。n-(sens)的值反比于粒子体积和测量时间的平方根。此外，如果n₊(satur)＜n₊(int)，实际的密度上限并不由n₊(int)给定，而是由GMR元件饱和时的密度n₊(satur)给定。对于假设的条件，n₊(satur)＝4.11×10⁷/d³。

图10是面密度(粒子/μm²)与粒子直径(nm)之间的函数关系图。对于所考虑的系统，对于上表给出的参数值，并对于1ms的测量时间，可以从该图推导出动态范围与磁性粒子直径之间的函数关系。对于较大的粒子直径，由于磁阻元件的饱和，动态范围的上限由n₊(satur)给定；对于较小的粒子直径，由于粒子间的相互作用或位阻现象，动态范围的上限由n₊(int)给定。对于较大的粒子直径，由于粒子在探针区域上的统计(随机)位置，动态范围的下限由n_-(stat)给定；对于较小的粒子直径，由于磁阻元件的灵敏度，动态范围的下限由n_-(sens)给定。整体灵敏度上限由线30给定，并且整体灵敏度下限由线31给定。35nm的粒子的动态范围由双箭头32给定。从图10中可以看出，对于假设的1ms的测量时间，35nm的粒子半径是最优的。MR元件饱和场的减小或粒子磁化强度的增加导致n_-(sens)和n₊(satur)线平行下移。系统的这两项改进分别地或结合在一起能够移动最优直径到最多大约10nm，达到2×10⁵的动态范围。

应当说明的是，为简单起见，假设了磁化场能够完全磁化粒子。对于115kA/m的最大磁化场，当粒子半径小于大约10nm时该假设失效。因此，n_-(sens)线的实际值大于图10中所示的值。

虽然已经参考优选实施例示出并描述了本发明，本领域的技术人员可以理解在不脱离本发明的范围和精神的情况下可以在形式上和细节上作各种改变和修改。

Claims

1.磁阻传感器器件，用于确定直接或间接与目标(11)耦合的磁性纳米粒子(15)的存在或其面密度，该磁阻传感器器件包括衬底(3)，该衬底(3)具有附着在其上的能够选择性结合目标(11)的结合位置(9)，以及用于检测至少在耦合到目标上时的磁性纳米粒子(15)的磁场的磁阻传感器，其中该磁阻传感器包括多对第一和第二磁阻感应元件(17，19)或第一和第二组磁阻感应元件，每一对与具有至少一个结合位置的探针元件关联并与其平行放置，第一和第二磁阻元件或第一和第二组磁阻感应元件的输出供给比较器电路。

2.根据权利要求1的磁阻传感器器件，还包括用于产生垂直于磁阻感应元件的磁场的装置。

3.根据权利要求1的磁阻传感器器件，其中有具有至少一个探针元件(7)的探针区域(5)并有从基本垂直的投影看到的在磁阻感应元件(17，19)与探针区域(5)之间的重叠区域。

4.根据权利要求1的磁阻传感器器件，还包括用于产生平行于磁阻感应元件的磁场的装置。

5.根据前面权利要求中的任一项的磁阻传感器器件，其中感应元件的宽度和长度的尺寸至少是纳米粒子(15)的平均直径的10倍或更多，优选100倍或更多。

6.根据前面权利要求中的任一项的磁阻传感器器件，其中该器件是微阵列。

7.根据前面权利要求中的任一项的磁阻传感器器件，其中该多个磁阻感应元件(17，19)是巨磁阻(GMR)元件。

8.根据权利要求1到7中的任一项的磁阻传感器器件，其中该多个磁阻感应元件是隧道磁阻(TMR)元件。

9.根据权利要求1到7中的任一项的磁阻传感器器件，其中该多个磁阻感应元件是各向异性磁阻(AMR)元件。

10.根据权利要求1、2和7到9中的任一项的磁阻传感器器件，其中一对磁阻感应元件形成惠斯通电桥或半惠斯通电桥。

11.根据前面权利要求中的任一项的磁阻传感器器件，其中一对第一和第二磁阻感应元件(17，19)或成组的第一和第二磁阻感应元件中的每一个传感器以相同方向偏置。

12.根据权利要求1、10的磁阻传感器器件，其中每一磁阻感应元件包括磁阻材料条，该磁阻材料具有线性电阻与磁场的关系曲线并且基本没有磁滞现象。

13.根据权利要求1的磁阻传感器器件，其中比较器电路与衬底中存在的另一电子电路集成。

14.根据权利要求12的磁阻传感器器件，其中磁阻感应元件(17，19)的宽度是探针元件(7)的宽度的至少50％，优选至少60％，最优选至少70％。

15.根据权利要求12的磁阻传感器器件，其中磁阻感应元件(17，19)到探针元件(7)的距离比该磁阻感应元件的宽度小。

16.根据前面权利要求中任一项的磁阻传感器器件，其中磁性纳米粒子(15)是超顺磁性的。

17.根据前面权利要求中任一项的磁阻传感器器件，其中传感器器件具有构造的表面。

18.根据权利要求17的磁阻传感器器件，其中构造的表面具有台阶外形。

19.根据权利要求17的磁阻传感器器件，其中构造的表面具有梯度的外形。

20.根据权利要求17到19中的任一项的磁阻传感器，其中构造的表面是化学构造表面。

21.根据权利要求20的磁阻传感器，其中通过只在该表面的一部分上具有结合位置获得该化学构造表面。

22.用于确定衬底上磁性纳米粒子的存在或其面密度的方法，包括步骤：

-结合目标(11)到衬底上的选择性的结合位置(9)，目标样品(11)直接或间接使用磁性纳米粒子(15)标记，

-感应被结合到结合位置的磁性纳米粒子(15)的存在，以确定用磁性纳米粒子标记的目标(11)的存在或密度

-其中感应步骤通过使用磁阻感应元件提取两个信号完成，这两个信号由结合到一个结合位置的纳米粒子产生的磁场导出；以及

-确定两个信号之间的差别

23.根据权利要求22的方法，其中垂直于磁阻感应元件施加磁场。

24.根据权利要求22的方法，其中平行于磁阻感应元件施加磁场。

25.根据权利要求22到24中任一项的方法，其中感应步骤通过磁阻传感器完成，该磁阻传感器包括多个巨磁阻(GMR)感应元件。

26.根据权利要求22到24中任一项的方法，其中感应步骤通过磁阻传感器完成，该磁阻传感器包括多个隧道磁阻(TMR)感应元件。

27.根据权利要求22到24中任一项的方法，其中感应步骤通过磁阻传感器完成，该磁阻传感器包括多个各向异性磁阻(AMR)感应元件。

28.根据权利要求22、25到27中的任一项的方法，其中感应步骤通过惠斯通电桥或半惠斯通电桥完成。

29.根据权利要求22到28中的任一项的方法，其中结合和感应步骤在微阵列(1)上的多个探针元件(7)处完成。

30.根据权利要求22到29中的任一项的方法，其中磁性纳米粒子是超顺磁性的。

31.探测流体中的目标的方法，包括步骤：

-其中感应步骤通过使用磁阻传感器元件提取两个信号完成，这两个信号由结合到一个结合位置的纳米粒子产生的磁场导出；以及

确定两个信号之间的差别

32.如权利要求31的方法，其中流体是血液。

33.如权利要求31的方法，其中流体是尿。

34.包括如权利要求1-21中的任一项的磁阻传感器器件的系统，其中该系统是血液测试仪。

35.用于探测流体中选定类型的分子的方法，其中向该流体中引入含有纳米粒子的试剂，该试剂与所述的选定类型的分子发生化学反应，因此形成目标；由此该目标通过根据权利要求31到33的方法被探测。