专利名称：生物传感器和对象测定方法
技术领域：
本发明涉及一种用于测量磁性粒子数量的传感器以及用于测量磁性粒子数量的方法，并且尤其涉及一种使用磁性粒子的生物传感器和用于测定对象的方法。
背景技术：
最近，在临床诊断/检测以及对基因的分析过程中，把利用特定分子之间的特定结合(诸如抗原和抗体的结合)的免疫学方法用于检测抗原、抗体、DNA(脱氧核糖核酸)、RNA(核糖核酸)等。
作为这些方法之一的固相结合测定包括使用磁性粒子的方法。图15示出了使用常规磁性粒子的固相测定的示意图。
如图中所示，该分析使用固相91、分子受体95、磁性粒子92和二次抗体93来进行，对对象94进行分析。
所述固相91具有与采样溶液接触的固相表面，所述分子受体95固定到固相表面上。把聚苯乙烯珠、反应容器的器壁、基板等用作固相91。
所述分子受体95是一种将存在于采样溶液中的对象94特定地固定在固相91上的物质，所述对象诸如是抗原、抗体、DNA、RNA等。所述分子受体95是诸如抗原、抗体、DNA、RNA等的分子，其可以与对象94特定地结合。
所述磁性粒子92是具有磁性并且用作标识(labeling)材料的粒子。也就是说，通过检测由磁性粒子92形成的磁场，可以确定磁性粒子92的数量，并且可以确定对象94在采样溶液中存在与否或者其浓度。除了磁性粒子92之外，还可以使用诸如放射性材料、发光材料以及化学发光材料、酶等之类的、发射可检测信号的材料作为标识(label)。使用这些标识的已知测定包括使用抗原抗体反应的酶免疫测定(enzyme immunoassay，EIA)，化学发光测定(诸如使用利用化学发光材料标识的免疫测定化合物的狭义化学发光测定(chemiluminescent assay，CLIA))，以及通过在检测系统中使用化学发光性化合物以高灵敏度检测酶活性的化学发光酶免疫测定(chemiluminescent enzyme immunoassay，CLEIA)等。
二次抗体93是一种用于与对象94特定结合的抗体，其中所述对象94预先与磁性粒子92结合。
在图15示出的分析过程中，首先把包含对象94的测试溶液添加到固相91上，其中所述分子受体95已预先与固相91结合。通过此过程，所述对象94特定地结合了。采样溶液中的其它材料留在溶液中，而不与固相91结合。其次，把其上固定有二次抗体93的磁性粒子92添加到采样溶液中。通过此过程，所述二次抗体93与对象94特定地结合，其中所述对象94与固定在固相91上的分子受体95特定地结合。然后，通过检测磁性粒子92的磁化来测定结合到固相上的磁性粒子92的数量。通过此过程，可以确定结合到固相上的对象94的浓度或者位置。在专利文献1和2中公开了使用依照阵列形式设置的磁致电阻元件来检测磁化的方法。
此外，使用这些标识的测定包括夹层测定，其中如上所述特定地结合至分子受体的对象与另一分子标识特定地结合，并且使用这些标识的测定还包括竞争测定，其中对象和不同的标识分子进行竞争以便与所述分子受体结合。
由此，在传统方法中，通过诸如光学检测设备等之类的、能够检测来自标识的信号、诸如光发射等的设备，来检测这些信号。在这些方法中，只需要获取来自特定结合至固定到固相上的另一分子的分子标识的信号。然而，在光学检测方法中，在存在未结合的标识分子的情况下，由于还获取了来自这些标识的信号，所以未必能够执行准确的分析。因此，需要完全清除未结合的标识分子。此外，在光学检测设备中，需要检测到非常弱的光学信号，这在实现设备小型化和成本降低方面带来了困难。
另一方面，正如专利文献1中所公开的那样，在将磁性粒子用作为标识并利用磁致电阻元件进行检测的方法中，不必清除未结合的标识分子。然而，在其上具有依照阵列形式设置的磁致电阻元件的检测芯片中，需要开关电路以独立地输出来自每一元件的信号。需要从依照阵列形式设置的每一元件到所述开关电路的电互连。因此，这样做带来了问题，诸如在实现小型化等方面带来了困难，这是因为随着元件数目的增加，互连更加复杂，并且需要有更多的区域来容纳这些互连。
类似地，在上述专利文献2中的检测磁通量的检测设备中，用于所述磁性粒子的检测电路包括由磁致电阻元件组成的桥接电路和充当开关元件的晶体管。然而，由于磁致电阻元件要求磁性材料，所以在通过用于集成电路的一般制造工艺处理了包括晶体管的部分电路之后，还必须执行用于形成和处理磁性薄膜的步骤。
此外，专利文献3公开了用于通过依照阵列形状的形式设置霍尔元件来如专利文献1中那样检测磁性粒子的方法。
然而，在专利文献3中，对于结合了磁性粒子的霍尔元件的输出信号，必须使用没有结合磁性粒子的霍尔元件的输出信号作为基准值。此外，由于来自结合了磁性粒子的霍尔元件的输出信号非常小，以致于当磁性粒子的大小小于霍尔元件的大小时，检测变得非常困难。
本发明的目的在于提供一种小型的、廉价的并且具有更高检测灵敏度的磁性传感器，并且提供一种用于测量磁性粒子数量的方法。此外，通过采用此传感器和测量方法，本发明提供了一种小型的、廉价的并且具有更高检测灵敏度的生物传感器，并且还提供了一种测定方法，其中通过使用磁性粒子作为标识检测磁性，来分析诸如抗原、抗体、DNA、RNA等之类的对象，其中不需要对未结合的标识分子进行清除。
专利文献1第5,981,297号美国专利，说明书。
专利文献2国际公开号WO 97/45740，小册子。
专利文献3国际公开号WO 03/67258，小册子。
发明内容
根据本发明，提供了一种传感器中，该传感器包括磁性传感器，所述磁性传感器包括多个磁场检测元件，所述多个磁场检测元件按照X行和Y列(X和Y是自然数)二维地布置，并且用于依照检测到的磁场强度来生成输出值，所述传感器基于所述输出值来测量存在于上述磁性传感器上的磁性粒子数量，所述传感器的特征在于包括信号处理装置，用于基于输出值分布的离散度来确定磁性粒子数量，其中所述输出值分布的离散度是根据多个磁场检测元件的输出值而获得的。
当在磁性粒子没有与磁性传感器结合的状态中把外部磁场施加到所述磁性传感器上时，多个磁场检测器元件的输出值不会有变化(在每一磁场检测元件的灵敏度不变化的理想状态的情况下)。然而，当把磁性粒子结合至此磁性传感器时，结合至所述磁性传感器的磁性粒子使施加到磁性传感器上的磁场发生局部紊乱，这导致多个磁场检测器元件的输出值变化。由于此变化的程度取决于结合的磁性粒子数量，所以可以基于它来确定结合的磁性粒子数量。
为评估此变化程度，优选的是，使用诸如标准偏差、平均偏差、方差等的离散指数。
此外，所述磁场检测元件的输出值包括输出值，还包括对应于在输出值中获得的磁场强度的值。
在另一实施例中，本发明的生物传感器是上述的传感器，并且所述磁性粒子结合至对象，其中所述对象结合至所述磁性传感器，并且本发明的生物传感器的特征在于所述信号处理装置确定通过所述对象结合至上述磁性传感器的磁性粒子数量，并且基于磁性粒子的数量来确定对象的数量。
在另一实施例中，本发明的生物传感器的特征在于所述磁性粒子与对象特定地结合，其中所述对象结合至上述的磁性传感器，并且特征还在于可以确定通过上述对象结合至上述磁性传感器的这些磁性粒子的数量。
在另一实施例中，本发明的生物传感器的特征在于上述的信号处理装置基于在磁性粒子没有结合至上述磁性传感器的状态中、从多个上述磁场检测元件的输出值获得的基准分布离散度和上述输出值分布的离散度之间的差，确定上述结合的磁性粒子的数量。
依照这种方式，当每一个磁场检测元件的灵敏度不均匀时，可以在获得在磁性粒子没有结合至磁性传感器的状态中的基准分布之后，通过把基准分布的离散度与输出值分布的离散度进行比较来得到精确的测量结果。
在另一实施例中，本发明的生物传感器包括用于把具有非常不同的强度的外部磁场施加到结合至所述磁性粒子的上述磁性传感器上的装置，其中具有非常不同的强度的上述外部磁场之一是强磁场，其强度使得至少某些结合的磁性粒子的磁化变得饱和，并且另一外部磁场是弱磁场，其强度使得上述结合的磁性粒子均具有范围从初始磁导率至最大磁导率的磁导率，并且生物传感器的特征在于上述信号处理装置基于当施加上述强磁场时上述输出值分布的离散度与当施加上述弱磁场时上述输出值分布的离散度之间的差，确定上述结合的磁性粒子数量。
此处，所述磁场检测元件的输出值包括所述输出值，或者基于当施加强磁场和弱磁场时获得的值，包括对应于每一种情况下的磁场强度的值。例如，包括后述的输出变化率值。
在另外的具体实施例中，本发明提供了一种生物传感器，其包括磁性传感器，所述磁性传感器包括多个磁场检测元件，所述多个磁场检测元件按照X行和Y列(X和Y是自然数)二维地设置，并且用于依照检测到的磁场强度来生成输出值，并且生物传感器基于所述输出值来测量结合至所述磁性传感器的磁性粒子的数量，在另外的实施例中，本发明的生物传感器包括用于把具有非常不同的强度的外部磁场施加到结合至所述磁性粒子的磁性传感器上的装置；信号处理装置，用于通过比较当施加具有非常不同的强度的外部磁场时每个磁场检测元件的输出值，来确定结合的磁性粒子的数量，生物传感器的特征在于，具有非常不同的强度的外部磁场之一是强磁场，以便使得至少某些结合的磁性粒子的磁化变得饱和，而另一外部磁场是弱磁场，以便使得结合的磁性粒子均具有范围从初始磁导率到最大磁导率的磁导率。
在另外的实施例中，本发明的生物传感器的特征在于强磁场是在使至少某些结合的磁性粒子的磁化变得饱和的这种范围内强度变化的磁场，并且弱磁场是在使磁性粒子的磁导率处于从初始磁导率至最大磁导率之间的范围内强度变化的磁场，并且当施加包括强磁场和弱磁场的具有非常不同的强度的外部磁场时，所述信号处理装置获得对应于外部磁场的强度变化的多个磁场检测元件的输出值的变化，并且基于这些输出值的变化的差来确定结合的磁性粒子数量。
以上基于本发明人下述发现，即当施加其中磁性粒子的磁导率处于初始状态和最大状态之间的外部磁场时，检测元件处的磁通密度相对于外部磁场强度的变化率变得更大，这是因为磁性粒子的磁化与外部磁场的强度成比例地增加，但是当外部磁场的强度进一步增加时，磁通密度的变化率变小，这是因为磁性粒子的磁化变得饱和了。
以下使用图1A给出描述。如图1A所示，当在不存在磁性粒子51的情况下施加具有磁通密度B的外部磁场时，通过作为磁场检测元件的霍尔元件2检测到的磁通密度与外部磁场相同，即均为B。在结合了磁性粒子51的状态下，由霍尔元件2检测到的磁通密度因为磁性粒子51受到外部磁场的磁化而改变。此处，向霍尔元件2的磁敏层垂直地施加外部磁场。
图1B示出了磁通密度相对于外部磁场强度变化的变化率与距离所结合的磁性粒子的距离之间的关系。图1B是示出了在图1A中的虚线a位置处、磁通密度对具有磁通密度B的外部磁场的变化率的图表，并且纵轴表示磁通密度的变化率，而横轴表示对应于图1A中的霍尔元件布置的位置。此外，实线L1表示当施加弱的外部磁场从而使磁性粒子51的磁导率落入初始磁导率和最大磁导率之间(弱磁场)时磁通密度的变化率，而虚线L2表示当施加强磁场从而使某些或者所有磁性粒子的磁化强度变得饱和(强磁场)时磁通密度的变化率。
由于磁性粒子51的磁化在初始磁导率和最大磁导率之间与外部磁场成比例，所以磁通密度的变化率很大，但是随着外部磁场的强度增加，磁通密度的变化率变小，这是因为磁性粒子51的磁化变得饱和了。
此外，在结合的磁性粒子51的正下方(霍尔元件2a的位置)，磁通密度由于磁性粒子51的磁化而增加，但是在稍远离磁性粒子51的正下方的位置(霍尔元件2b的位置)处，磁通密度由于磁性粒子51的磁化而减少。
此外，与施加弱的外部磁场时发生的情况相比较，当施加强的外部磁场时，位于霍尔元件2a和2b的位置处的磁通密度变化率的绝对值减小，不过所述变化率可以是正的或者是负的。远离磁性粒子51的位置(霍尔元件2c的位置)处的磁通变化率不受外部磁场强度的影响。
因此，通过把弱的外部磁场下的磁通密度变化率与强的外部磁场下的磁通密度变化率进行比较，例如通过判断它们是否不同，或者基于磁场检测元件的输出，可以确定所述磁性粒子是否在磁场检测元件附近结合，其中在弱的外部磁场中，磁性粒子的磁导率处于初始磁导率和最大磁导率之间，而在强的外部磁场中，部分或者所有磁性粒子的磁化是饱和的。在本发明中，把磁场检测元件的相对于外部磁场强度变化的输出值变化量(输出变化率)用作与磁通密度相对于外部磁场强度变化的变化率相对应的值。
此外，外部磁场(强或弱磁场)可以是直流(DC)磁场或者交流(AC)磁场。这时，通过施加直流磁场以便使磁性粒子的磁化饱和，可以使变化率为零，并且能够进行更加准确的测量。
图2A示出了在弱磁场(交流磁场)和强磁场(交流磁场+直流磁场)中作为磁场检测元件的霍尔元件的输出变化率的关系。纵轴表示当施加弱磁场时霍尔元件的输出变化率，而横轴表示当施加强磁场时霍尔元件的输出变化率。强弱磁场中的交流磁场的分量是相同的。
当霍尔元件上不存在所述磁性粒子，并且没有噪声或者灵敏度变化时，弱磁场和强磁场中的霍尔元件的输出变化率是相同的，并且是1。然而，通过常规的CMOS处理工艺在同一传感器芯片上制造的多个霍尔元件的灵敏度由于工艺波动而不相等并且出现变化。由此，多个霍尔元件的输出变化率的标绘图在图2A中具有斜度为1的线上沿箭头Y1方向分布。即便霍尔元件当中存在这种灵敏度变化，在弱磁场和强磁场中同一霍尔元件的输出也是相同的，因此只要比较这些输出，就不需要考虑灵敏度的校准。
接下来，当磁性粒子结合在霍尔元件的正上方时，如图1A和1B所说明的那样，在弱磁场中通过磁性粒子把磁通量汇集，并且霍尔元件的输出变化率增加了。在强磁场中，磁性粒子的磁化是饱和的，并且由此可以减少磁通的交流分量的汇集效果，并且霍尔元件的输出变化率不像在弱磁场中增加那么多(如果磁化完全饱和，则输出变化率不会增加)。因此，输出变化率沿图2A中箭头Y2的方向分布。
当不是在霍尔元件的正上方而是在稍微远离正上方的位置处结合所述磁性粒子时，如图1A和1B所说明的那样，磁通量汇集在磁性粒子的正下方并且减小了。在该情况下，输出变化率沿图2A中箭头3的方向分布。
此外，由于在实际制造的霍尔元件中存在噪声，所以输出变化率沿图2A中箭头4所示的所有方向分布。
接下来，示出了当没有磁性粒子与任何霍尔元件结合(图2B)以及当磁性粒子与传感器芯片表面结合(图2C)时，在弱磁场(交流磁场)中以及在强磁场(交流磁场+直流磁场)中每一霍尔元件的输出变化率的测量结果的例子。强弱磁场中的交流磁场的分量是相同的。
当没有结合磁性粒子时，确定所述输出变化率如图2B所示那样在具有斜度为1的线周围分布。
当结合了所述磁性粒子时，如图2C中清楚显示的那样，确定在强磁场和弱磁场中的输出变化率的值较大，并且标绘图的离散状态沿纵轴方向加宽了。
通过这些过程，可以判定当施加具有非常不同的强度的外部磁场时磁场检测元件的输出变化率是否具有不同的值。通过这种判定，可以判断磁性粒子的结合(或者没有结合)，并且可以确定结合至所述磁性传感器的磁性粒子数量。由此，即使在每一磁场检测元件的灵敏度等方面存在变化，仍可以执行精确的测量。因此，用于校准每一磁场检测元件的灵敏度等的变化以及布置由未结合至磁性粒子的基准霍尔元件组成的标准区域的操作是不需要的。
在另外的具体实施例中，根据本发明的生物传感器的特征在于通过用于施加外部磁场的装置首先施加弱磁场，从多个上述磁场检测元件获得输出值，然后，通过用于施加外部磁场的装置施加强磁场，从多个磁场检测元件获得另一组输出值。
通过这种过程，结合至生物传感器表面的一部分磁性粒子被强磁场释放，并且可以在更加类似于没有结合磁性粒子的情况下的状态下获得信号，使得可以以更高精度地进行测量。
在另外的实施例中，本发明的特征在于所述用于施加外部磁场的装置可以施加直流磁场，并且可进一步施加交流磁场。
此处，所述直流磁场是具有恒定的方向和强度的磁场，并且所述交流磁场是具有周期性改变的方向和强度的磁场，其例如可以通过在线圈中流过交流电来生成。
在另外的实施例中，本发明的特征在于上述的弱磁场是具有使结合磁性粒子的磁导率属于从初始磁导率至最大磁导率的范围内的这种强度的交流磁场，并且上述的强磁场是添加有直流磁场的交流磁场，并且是具有使至少某些已结合磁性粒子的磁化变为饱和的这种强度的外部磁场。
在另外的实施例中，本发明的特征在于上述的信号处理装置包括噪声预测装置，用于根据包括在来自磁场检测元件的输出值中的除对应于交流磁场的频率分量之外的频率分量来预测噪声分量；以及噪声去除装置，用于基于由噪声预测装置预测的噪声分量，从包括在来自磁场检测元件的输出值中的对应于交流磁场的频率分量中去除噪声分量。
在另外的实施例中，本发明的特征在于沿由外部磁场形成的磁通量的方向、把结合至所述磁性传感器的磁性粒子与其它磁性粒子相关联。
以这种方式，能够用更高的灵敏度进行测量，这是因为通过把经由对象结合至磁性传感器并且由外部磁场磁化的磁性粒子与没有经由对象结合至磁性传感器但是由外部磁场磁化的另一磁性粒子通过它们的磁力的相互作用而进行结合，磁通量的汇集效应通过结合至所述磁性传感器的磁性粒子得以增强，并且使磁场检测元件的信号得以放大。
在另外的实施例中，本发明的特征在于上述的磁场检测元件与在能够进行磁场检测的检测空间中形成的磁通量的磁通密度成比例地生成输出值。
这样，通过使用与检测区域中的磁通密度成比例地生成所述输出值的所述磁场检测元件，如上所述，能够增加具有非常不同的强度的外部磁场中磁通密度的测量准确度。
在另外的实施例中，上述的磁场检测元件的特征在于包括霍尔元件。
如上所述，通过使用与检测区域中的磁通密度成比例地生成输出值的霍尔元件，测量准确度变得更优良了。
接下来，本发明的特征在于还包括选择装置，用于在多个所述磁场检测元件当中选择一个任意的元件并且从其中获得输出值。
通过此过程，可以获得与存在于磁性传感器表面上的磁性粒子的2维位置有关的信息。
在另外的实施例中，本发明的特征在于还包括信号放大电路，用于放大由上述的选择装置选择的磁场检测元件的输出值，并且特征还在于所述磁性传感器、所述选择装置和该信号放大电路形成在一个芯片上。
通过这个系统，可以减少交流磁场对感应电动势的影响。也就是说，使用交流磁场作为外部磁场，可以在用于从传感器获得信号的互连中生成感应电动势，并且其作为噪声添加到所述信号上。通过包括信号放大电路，可以得到放大后的信号，并且由此，即使添加了由外部磁场产生的感应电动势，也可以减少此影响。
此外，所述磁性传感器得以小型化，并且还可以依照采样溶液更换使用磁性传感器。
在另外的实施例中，本发明的特征在于上述的霍尔元件包括电流端子对；栅电极，用于控制该电流端子对之间流经的电流；以及输出端子对，被设置成使电流沿着相对于流经该电流端子对之间的电流几乎垂直的方向流过。
在另外的实施例中，上述栅电极与栅电极互连相连，所述栅电极线对于设置在同一行的所述霍尔元件来说是共用的；上述的电流端子对与电流端子对互连相连，所述的电流端子对互连对于设置在同一行中的所述霍尔元件来说是共用的；并且上述的输出端子对与输出端子对互连相连，该输出端子对互连对于设置在同一列中的所述霍尔元件来说是共用的，并且本发明的特征在于上述的选择装置通过从Y个的栅电极线中选择一个、从X对的电流端子对互连中选择一对并且从X对的输出端子对互连中选择一对，来从多个霍尔元件中选择一个任意的元件，并且获得其输出值。
通过在每一行以及每一列设置共用互连，可以容易地执行对处于任意位置的霍尔元件的选择，并且同时可以减少互连数目。通过此构造，制造适合于对象的磁性传感器变得更加容易，并且还能够实现所述传感器的小型化。
在另外的实施例中，本发明的特征在于在能够由上述的磁场检测元件进行磁场检测的每一个检测区域中，形成在磁性传感器表面上的磁通量的垂直截面面积几乎与所述磁性粒子的最大截面面积相同。
通过此系统，结合至所述磁性传感器并且由磁场检测元件检测到的磁性粒子的数目被限制在1左右，并且由此能够消除由于检测到多个磁性粒子而产生的测量值的变化，并且可以改善分析的准确性。此外，由于此系统限制与可以存在于检测空间中的磁性传感器结合的磁性粒子的数目，所以所述检测空间例如沿磁通量形成的方向延长，并且所述磁场检测元件能够检测受到结合至磁性传感器的磁性粒子吸引而沿磁通量形成方向链接成一行的其它磁性粒子。这是一种有利的情况，因为结合至磁性传感器的磁性粒子的检测灵敏度通过其它磁性粒子得以增强。
在另外的实施例中，本发明的特征在于以一定间隔布置上述磁场检测元件中的每一个，从而使每一元件检测不同的磁性粒子。
通过此系统，能够抑制诸如相邻磁场检测元件检测到同一磁性粒子等的干扰。
在另外的实施例中，本发明的特征在于处理上述磁性传感器的表面，从而使能够结合至所述磁性粒子的分子受体可以被固定于其上。
在另外的实施例中，本发明的特征在于处理上述磁性传感器的表面，从而使能够结合至所述磁性粒子的分子受体可以有选择地被固定至一特定区域。
通过此过程，能够控制检测空间中结合的磁性粒子的数量等。
在另外的实施例中，本发明的特征在于在能够进行磁场检测的检测空间中的上述磁性传感器的表面上形成大小对应于磁性粒子的大小的凹口，并且能够结合至磁性粒子的分子受体只存在于这些凹口中。
通过在检测空间中的磁性传感器的表面上布置凹口，所述分子受体可以只结合至磁性传感器表面的特定区域。通过此结构，能够控制检测空间中结合的磁性粒子的数量等。
在另外的实施例中，本发明的特征在于在面对所述磁性传感器的表面的位置处设置有第一磁场生成装置，用于生成使不与磁性传感器的表面相结合的磁性粒子远离上述磁性传感器表面的磁场。
通过使磁性粒子远离磁性传感器的表面，可以防止未结合的磁性粒子对检测结果的干扰。此外，通过使未结合的磁性粒子远离磁性传感器的表面，诸如在测量时清除漂浮的磁性粒子等的操作变为不必要的。
在另外的实施例中，本发明的特征在于还提供了第二磁场生成装置，用于生成使磁性粒子更加靠近磁性传感器表面的磁场。
通过此系统，加快了磁性粒子与磁性传感器表面的结合，并且可以缩短测量时间。
在另外的实施例中，本发明的特征在于还提供了第二磁场生成装置，用于生成使磁性粒子更加靠近磁性传感器表面的磁场，并且还提供了磁场设备控制装置，用于交替地操作上述的第一磁场生成装置和第二磁场生成装置来生成磁场，从而使没有结合至所述磁性传感器的表面的磁性粒子被搅动。
通过此系统，磁性粒子被搅动，并且由此加快了磁性粒子与磁性传感器表面的结合，并且可以缩短测量时间。
在另外的实施例中，在本发明的另一生物传感器中，所述生物传感器包括磁性传感器，其中设置有多个磁场检测元件，所述元件每个均生成对应于检测到的磁场强度的输出值；以及信号处理装置，用于基于从所述多个磁场检测元件中获得的各个输出值来确定与所述磁性传感器结合的磁性粒子数量，所述生物传感器的特征在于在把磁性粒子引入磁性传感器之后并且在把未结合的磁性粒子从磁性传感器中去除之前，所述信号处理装置基于从多个磁场检测元件中获得的输出值来判断磁性粒子的离散状态。
通过在由磁场去除未结合的磁性粒子之前在弱磁场中进行测量，可以测量出存在于磁性传感器表面上的磁性粒子数量，而不管所述磁性粒子是结合还是未结合。通过此过程，可以确定所述磁性粒子变化在磁性传感器的表面上。
在使用本发明的生物传感器测定对象的方法中，其中所述磁性粒子特定地结合至与所述磁性传感器结合的对象，本发明的特征在于所述测定对象的方法包括如下步骤使用所述生物传感器来确定通过所述对象结合至磁性传感器的磁性粒子的数量；并且基于上述磁性粒子的数量来确定上述对象的数量。
在本发明中的使用本发明的生物传感器测定对象的另一方法中，其中所述磁性粒子可由结合至所述磁性传感器的对象来替代，所述方法的特征在于此方法包括如下步骤使用所述生物传感器来确定用于替代对象的结合至磁性传感器的磁性粒子的数量；并且基于磁性粒子的数量来确定所述对象的数量。
图1A说明了霍尔元件及其邻近区域的横截面；图1B说明了磁通密度的变化率；图2A说明了在强弱磁场中霍尔元件的输出变化率的关系；图2B说明了当任何一个霍尔元件均未结合至磁性粒子时的输出变化率；图2C说明了当磁性粒子与传感器芯片的表面结合时的输出变化率；图3说明了本实施例的生物传感器电路的框图；图4说明了本实施例的生物传感器的一部分的示意图；图5A说明了霍尔元件2的俯视图；图5B说明了点划线a处的截面图；图5C说明了点划线b处的截面图；图6是描述了在本实施例中的阵列形式的霍尔元件的选择方法的图表；图7是第一实施例的整个生物传感器的示意图；图8A是描述了磁性粒子在传感器芯片表面上的状态的图表；图8B是描述了当从上部线圈生成磁场时、磁性粒子在传感器芯片表面上的状态的图表；图9是描述了第一实施例的整个生物传感器的电路动作的流程图；图10说明了通过傅里叶变换获得的霍尔元件的输出信号的频谱；图11是描述了第二实施例的整个生物传感器的电路动作的流程图；图12是描述了示例1中的测量结果的图表；图13A是示出了未结合磁性粒子时、示例2中的测量结果的图表；图13B是示出了结合磁性粒子时、示例2中的测量结果的图表；图14是示出了示例3的测试结果的图表；并且图15是描述了使用常规磁性粒子进行固相分析的示意图。
具体实施例方式
参考附图将本发明实施例中的生物传感器描述如下。
虽然在实施例中说明了以磁性粒子作为标识的生物传感器，但是本发明不局限于生物传感器，而是总体上可适用于用来测量磁性粒子数量的磁性传感器。
<第一实施例>
(生物传感器的系统配置)图3示出了本实施例的生物传感器的系统配置。所述生物传感器包括传感器芯片1，把采样溶液引入所述传感器芯片1中以执行测量，并且生物传感器还包括测量设备，其具有用于把磁场施加到传感器芯片1上的磁场生成器和用于与传感器芯片1进行通信的电路。
所述传感器芯片1集成有霍尔元件阵列9、阵列选择电路71和放大电路81。测量设备安装有磁场生成器，其包括电磁体85、电磁体的电源86和用于监控的磁性传感器87，其中所述用于监控的磁性传感器87用于监控电磁体85的磁场；控制电路，用于控制传感器芯片1；信号处理电路(信号处理装置)，用于处理来自霍尔元件的输出信号；以及其它控制电路82(例如，用于所述磁场生成器的电源的控制电路(用于磁场设备的控制装置))。在每次测量过程中，将所述传感器芯片1换为一个新的传感器芯片。
(传感器芯片的配置)图4是一部分的传感器芯片的示意图。
通过已知的CMOS(互补金属氧化物半导体器件)制造工艺技术在硅基板11上形成所述传感器芯片1。在传感器芯片1上，以预定间隙间隔地形成凹口13。在此凹口13之下，形成霍尔元件(磁场检测元件)，并且每一霍尔元件的输入和输出通过栅电极30和金属互连4来进行。最外层的表面覆盖有通过等离子CVD(化学气相沉积)方法制取的氮化硅膜或者氧化硅膜。
在通过CMOS制造工艺在硅基板11上制造霍尔元件、阵列选择电路71和放大电路81之后，用于把磁性粒子结合至传感器芯片1的表面的分子受体(抗原、抗体、DNA、RNA等)可以通过利用硅烷耦联剂等来处理所述表面而固定在传感器芯片1上。
假定霍尔元件的表面面积等于磁性粒子51的最大横截面积。以这种方式，存在于可由霍尔元件2检测到的磁场中的磁性粒子51的数目可以限定为1个左右。因此，当通过由霍尔元件2检测一个磁性粒子51存在与否来进行测量时，可以阻止通过霍尔元件来检测两个或更多磁性粒子51，并且可以进行准确的测量。然而，本发明的测量不局限于由霍尔元件来检测一个磁性粒子51的存在与否。也就是说，霍尔元件2的表面面积可以等于多个磁性粒子的最大横截面积，并且可以由1个霍尔元件来检测多个磁性粒子。
此外，霍尔元件的布置、凹口13之间的间隔等不受到特别的限制。如图1A和1B的检测原理所示，磁通密度的变化率不仅在霍尔元件2a(在该处磁性粒子位于正上方)处发生改变，而且在磁性粒子附近的区域中、诸如在霍尔元件2b处(在该处磁通密度减少)也发生改变。因此，分子受体61可以固定在传感器芯片1的整个表面上，以便检测磁性粒子附近的磁通密度的变化。此外，由于其中磁通密度增加的磁性粒子51的正下方区域中的变化率大于其中磁通密度减少的周围区域中的变化率，如图1B所示，所以可以把分子受体有选择地固定在霍尔元件的正上方，从而使磁性粒子只在霍尔元件的正上方结合。更进一步来说，霍尔元件可以通过隔开一定距离来进行设置，例如通过隔开图1A中所示的霍尔元件2a和2c的距离来进行设置，从而不受结合在相邻霍尔元件的上方的磁性粒子的影响。
(霍尔元件的结构)接下来，将描述霍尔元件的结构。
图5A是霍尔元件2的俯视图，图5B是点划线a处的截面图，并且图5C是点划线b处的截面图。这个霍尔元件2包括栅电极30、源电极31、漏电极32、输出电极33、34以及绝缘层35，并且它形成在P阱区域36中。除了输出电极之外，所述配置与n型MOSFET的配置相同，并且在图中省略了连接至每一电极的金属互连。所述输出电极33、34被如此构成，以便使电流与磁通量以及源漏电极之间的电流垂直地进行流动，其中所述磁通量几乎垂直于传感器芯片的表面而形成。
将描述这个霍尔元件2的操作。把偏压施加至栅电极30、源电极31和漏电极32，并且设置类似于MOSFET的操作状态。更优选的是，这时的操作状态应处于线性区域中。如果在此状态中没有外部的磁通量，那么两个输出电极33、34处于相等电势。当向霍尔元件的表面垂直地施加外部磁通量时，在输出电极33和34之间生成与磁通密度成比例的电压作为差动电压。
(霍尔元件的阵列布置和每一霍尔元件的选择方法)接下来，将描述霍尔元件在传感器芯片上的布置以及用于选择每一霍尔元件并且获得输出的方法。
把每一霍尔元件(E(0，0)，E(0，1)，...)的源电极、漏电极和输出电极对经由开关(R0，R1，...)与VL、VH、OUT1、OUT2相连，并且将处于同一行中的霍尔元件共同连接。此外，处于同一列中的栅电极与公共栅电极互连C0、C1、...相连。在图6中，分别用X和Y示出了列和行方向。VL、VH是向霍尔元件侧提供偏压的互连，而OUT1、OUT2是从霍尔元件向放大电路输出的互连。
将描述选择霍尔元件E(0，0)的情况。只有开关R0被接通，而开关R1、R2、...被断开。此外，只有栅电极互连C0被设置为使霍尔元件处于有效状态的电压，而栅电极互连C1、C2、...被设置为使霍尔电极不处于有效状态的电压，也就是说，即使把偏压施加到源电极和漏电极，也没有电流流经源极和漏极之间。
这时，霍尔元件E(0，0)和同一行中的某一霍尔元件的源电极和漏电极上会被施加VL、VH，但是电流只流经霍尔元件E(0，0)。在霍尔元件E(0，0)的输出电极处生成对应于磁通密度的电压。由于同一列中的其它霍尔元件的输出电极没有处于有效状态，所以把霍尔元件E(0，0)的输出电压原样输出到OUT1和OUT2。在此配置中，即使增加阵列的数目，阵列中互连的数目也是相同的，并且只在边缘处添加开关。因此，传感器芯片的面积几乎与阵列数目成比例，并且可以容易地构造具有大量霍尔元件的传感器芯片。
(电磁体的配置)图7示出了电磁体的布置。在本实施例中，电磁体85包括设置在传感器芯片1的表面的相对位置上的上部线圈24，以及设置在传感器芯片1的相反侧上的下部线圈25。
所述上部线圈24是用于施加外部磁场并且生成具有垂直于传感器芯片1的磁通量的磁场的装置。这个磁场由霍尔元件检测，并且在本实施例中，在传感器芯片的表面上形成弱磁场和强磁场，其中所述弱磁场具有使结合磁性粒子的磁导率在从初始磁导率至最大磁导率的范围内的磁场强度，而强磁场具有使至少某些磁性粒子的磁化变为饱和的磁场强度。此外，在本实施例中，这种弱磁场是交流磁场，而所述强磁场是通过把强直流磁场添加至这种交流磁场上而形成的。
更进一步来说，所述上部线圈24起到第一磁场生成装置的作用，其用于使磁性粒子远离传感器芯片1的表面，并且当把磁性粒子引入传感器芯片1中时被导通，并且其用于生成这样一个磁场，在所述磁场中，距离传感器芯片1的表面的距离越远，磁通密度越大。通过这个上部线圈24的操作，使没有结合至传感器芯片1的表面的漂浮磁性粒子远离传感器芯片1的表面，并且因此未结合的磁性粒子不会影响由霍尔元件检测到的磁通量。
此外，例如可以使用永磁铁来代替线圈。
所述下部线圈25起到第二磁场生成装置的作用，其使磁性粒子更加靠近传感器芯片1的表面，并且形成不用于检测磁性粒子的磁场。当把磁性粒子引入传感器芯片1中时，所述下部线圈25形成这样的磁场，在所述磁场中，磁通密度随着与传感器芯片1的表面的接近而增加。通过此下部线圈25的操作，磁性粒子被吸引到传感器芯片1的表面上，并且从引入磁性粒子到它们结合至传感器芯片1的表面的时间缩短了。特别的是，这样做对于具有1μm或者更小直径的磁性粒子而言更为有效，这是因为它们很难随着重力而下沉。
另外，例如可以使用永磁铁来代替线圈。
此外，通过由磁场设备控制装置交替地操作上部线圈24和下部线圈25，所述磁性粒子上下运动，并且可以促进对象和磁性粒子之间的结合。
图8A和8B示出了在引入磁性粒子的情况下当由上部线圈24形成磁场时传感器芯片1的表面的视图。所述漂浮的未与传感器1的表面结合的磁性粒子被向上吸引，但是接近传感器芯片1的表面的某些漂浮磁性粒子、以及结合至传感器芯片1的表面的磁性粒子由线圈产生的磁场进行磁化并且彼此吸引。如图8A所示，当不施加磁场时，所述磁性粒子51不被磁化，并且某些磁性粒子通过对象22与传感器芯片1的表面结合，某些磁性粒子则以不结合的状态存在于传感器芯片1的表面上，并且某些磁性粒子是漂浮的。当向其施加外部磁场时，磁性粒子51被磁化并且通过这种磁化彼此吸引，如图8B所示。其它的磁性粒子51与结合至传感器芯片1表面的磁性粒子51沿外部磁场的磁通形成方向链接成一列。这个状态使得霍尔元件2a处的磁通量的变化大于存在单个磁性粒子51的状态下的变化。此外，磁性粒子51的磁化具有更加容易饱和的倾向，这使得更高灵敏度的测量成为可能。
(生物传感器的操作)接下来，将描述图9的流程图中示出的本发明的整个生物传感器的电路操作。
在步骤S101，通过在磁性粒子51被置于传感器芯片1之上的状态下把电流施加至下部线圈25来生成磁场，并且磁性粒子51被吸引到传感器芯片的表面上。这时，施加到下部线圈25中的电流可以是直流电流或者是交流电流。此外，通过使用用于监控的磁性传感器87来测量由下部线圈25生成的磁场，控制施加到下部线圈25的电流，以便实现预定的磁场。
在步骤S102，关闭由下部线圈25产生的磁场。
在步骤S103，把电流施加到上部线圈24中以生成磁场，以便使磁性粒子51远离传感器芯片1的表面。这时，施加到上部线圈24的电流可以是直流电流或者是交流电流。此外，通过使用用于监控的磁性传感器87来测量由上部线圈24生成的磁场，控制施加到上部线圈24中的电流，以便实现预定的磁场。
在步骤S104，关闭由上部线圈24产生的磁场。
在步骤S105，通过再次转到步骤S101或者步骤105中并且重复步骤S101-S104，将磁性粒子51在采样溶液中进行搅动，直到到达当完成把磁性粒子51结合至传感器芯片1的表面时的预定时间或者次数为止。
在步骤S106，把电流施加到上部线圈24中以生成磁场，以便使没有结合至传感器芯片1的表面的磁性粒子51远离传感器芯片1的表面，这样能够只检测结合至所述传感器芯片1的磁性粒子51。
步骤S107是直到用于完成从传感器芯片1的表面去除未结合的磁性粒子的预定时间为止的等候期间。
在完成未结合的磁性粒子的去除之后，在步骤S108，从上部线圈24中生成强磁场，以便获得来自霍尔元件的输出信号。接下来，在步骤S109，从上部线圈24中生成弱磁场，以便获得来自霍尔元件的输出信号。特别的是，从位于测量设备中的传感器芯片控制电路82把用于选择特定霍尔元件的地址信号发送至传感器芯片1中的阵列选择电路71。所述阵列选择电路71基于这个地址信号如上所述选择指定的霍尔元件。来自所述霍尔元件的输出信号由传感器芯片上的放大电路81进行放大。把放大后的输出信号存储在存储器83中。
在步骤S110，判定是否已经获得了来自所有应当从中获得输出信号的霍尔元件的信号，并且如果没有，则转到步骤S108。通过这些过程，获得来自所有霍尔元件的输出信号。
在步骤S111，关闭由上部线圈24产生的磁场。
在步骤S112，从存储器83中得到在步骤S108和S109获得的强弱磁场中的每一霍尔元件的输出值，并且通过在信号处理电路82中比较霍尔元件的输出值来确定结合的磁性粒子的数目。
(磁性粒子数目的确定)接下来，将描述在如上所述获得霍尔元件的输出值之后，由信号处理电路82进行的输出值比较和磁性粒子数目的确定。
在任意的霍尔元件的输出值中，在强磁场和弱磁场的情况下，计算此霍尔元件相对于上部线圈24的交流磁场分量中的小的变化的输出变化率，并且判断各个输出变化率是否不同。也就是说，当所述磁性粒子51没有如上所述结合至霍尔元件的正上方或者其附近时，在强弱磁场中此霍尔元件的输出变化率是相同的，但是当把磁性粒子结合在霍尔元件的正上方或者其附近时，此霍尔元件的输出值与上部线圈的磁场强度的比值在强弱磁场中是不同的。因此，如果判断输出变化率相同，则可以判断磁性粒子51没有结合在霍尔元件的正上方或者其附近，而如果输出变化率不同，则可以判断磁性粒子51结合在霍尔元件的正上方或者其附近。此外，依照输出变化率的差值的大小以及输出变化率的符号，可以判断磁性粒子没有结合在霍尔元件的正上方而是结合在霍尔元件的附近等。
在每一霍尔元件中重复此判断动作，并且基于这些判断来确定已结合的磁性粒子的数目。
(用于使用生物传感器测量对象的方法)通过使用如上所述的生物传感器，并且测量结合至所述传感器芯片的磁性粒子数目，可以测量对象在采样溶液中的浓度等。
在图1A和1B的示例中，把作为分子受体61的抗体固定在传感器芯片1的表面上，所述分子受体61特定地结合至对象62。此外，所述磁性粒子51包括位于其表面上的二次抗体63，并且这个二次抗体63与对象62特定地结合。由此，所述磁性粒子51特定地结合至对象22，所述对象22通过分子受体61结合至传感器芯片1的表面。通过此过程，可以基于对通过对象22、分子受体61等结合至传感器芯片1的磁性粒子的数量的测量，来确定对象62的数量。
使用生物传感器测量对象的方法不局限于此方法，并且例如，可以将与对象竞争性地结合至传感器芯片1的表面的分子作为磁性粒子。在该情况下，使用生物传感器来确定替代所述对象结合的磁性粒子的数量，并且可以基于磁性粒子的数量来确定竞争的对象的数量。
<第二实施例>
接下来，将描述本发明的第二实施例。
第二实施例的生物传感器以几乎相同于第一实施例的生物传感器的方式来构造，但是在获得来自霍尔元件的输出值之后、由信号处理电路82比较输出值并且确定磁性粒子数目的方式存在差别。下面将对其进行描述。
在此实施例中，首先，当施加弱磁场时，根据所有霍尔元件的输出值来计算弱磁场中的输出值分布的离散度。接下来，当施加强磁场时，根据所有霍尔元件的输出值来计算强磁场中的输出值分布的离散度。然后，获得弱磁场和强磁场中输出值分布的离散度之间的差值，并且基于此差值来确定结合至所述传感器芯片的磁性粒子的数量。
也就是说，由结合至磁性传感器的磁性粒子所引起的多个磁场检测元件的输出值的变化被转换为离散度，并且基于此变化的程度来确定已结合磁性粒子的数量。
此外，如上所述，在磁性粒子51的正下方，霍尔元件处的磁通密度相对于线圈产生的磁场的变化率是正的，而在稍微远离正下方的位置处变化率是负的，如图1B所示。当霍尔元件附近不存在磁性粒子时，所述磁通密度的变化率是0。无论变化率是正还是负，当磁性粒子51的磁导率处于初始磁导率和最大磁导率之间时的变化量大于当磁性粒子51的磁化部分或全部达到饱和时的变化量。由此，弱磁场和强磁场中所有霍尔元件的输出值的离散度的差值与结合至所述传感器芯片的磁性粒子的数量成比例，其中在弱磁场中所述磁性粒子51处于初始磁导率和最大磁导率之间，而在强磁场中部分或者全部磁性粒子的磁化是饱和的。
此外，在所有霍尔元件的灵敏度相同的理想状态下，当弱磁区中没有结合磁性粒子时，所有霍尔元件的输出值的偏差是0。当所述磁性粒子51结合在某些霍尔元件的上方时，所述离散度取决于已结合磁性粒子的数量，这是因为结合至所述磁性粒子51的霍尔元件的输出值改变了。因此，可以获得已结合磁性粒子51的数量。然而，实际上，传感器芯片1上的霍尔元件的灵敏度会因为制造工艺而在某种程度上发生改变，并且当所述磁性粒子51没有结合时，所述偏差不是0。然而，强磁场和弱磁场中输出值分布的离散度均相等，并且离散度之间的差是0。当把磁性粒子结合在某些霍尔元件的上方时，所述变化率根据结合的位置可以是正的或者负的，但是在结合状态下的变化率大于没有结合磁性粒子51的状态下的变化率。此外，由于弱磁场中变化率的变化量大于强磁场中变化率的变化量，所以当结合磁性粒子51时，弱磁场中的离散度比强磁场中的离散度要大。由此，在结合磁性粒子51的状态下，在弱磁场和强磁场中所有霍尔元件的输出值的离散度存在差别，其中在弱磁场中磁性粒子51的磁导率介于初始磁导率和最大磁导率之间，而在强磁场中某些或者所有磁性粒子的磁化是饱和的。
在实际测量的示例中，如图2B所示，当磁性粒子没有结合时，输出变化率分布在具有斜度为1的线的周围，由此可以确定弱磁场和强磁场中的离散度是几乎相同的。
正如从图2C中明显看出的那样，当所述磁性粒子处于结合状态下时，在弱磁场和强磁场中的输出变化率较大，并且标绘图的离散度沿纵轴方向扩展。也就是说，弱磁场中的离散度变得大于强磁场中的离散度，并且可以确定磁性粒子的结合可以通过获得所述差值来进行检测。
<第三实施例>
接下来，将描述本发明的第三实施例。除了所述信号处理电路82的配置稍有不同之外，第三实施例的生物传感器依照与第一实施例中的生物传感器几乎相同的方式来构造。下面是有关描述。
在本实施例中，所述信号处理电路82还包括噪声分量预测部分，用于根据霍尔元件的输出值中的除对应于交流磁场的频率分量之外的频率分量来预测所述噪声分量；以及噪声分量去除部分，用于基于所预测的噪声分量，从霍尔元件的输出值中的对应于交流磁场的频率分量中去除噪声分量。
所述噪声分量预测部分包括AD变换器以及高速傅里叶变换器，对霍尔元件的输出信号执行傅里叶变换，并且基于霍尔元件的输出值中的除了对应于交流磁场的频率之外的频谱的输出电平趋势，来计算对应于交流磁场的频率分量中的所预测的噪声电平。
图10中示出了通过对霍尔元件的输出信号进行傅里叶变换所获得的频谱。由施加到传感器芯片1上的外部磁场和磁性粒子51在传感器芯片1上产生的磁通量的交流分量，包括外部磁场的交流分量的频率以及对应于其谐波的频率分量。由于传感器的输出信号包含噪声，所以如图中所示，傅里叶变换产生覆盖整个频率范围的频谱。如图中所示，所述信号分量出现在特定的频率处。所述噪声分量主要包括不依赖于频率的热噪声以及与频率的倒数成比例的闪烁噪声。由于这些噪声分量相对于频率几乎连续地改变，所以出现信号分量的频率处的噪声电平可以根据出现信号分量的频率附近频率的频谱来进行估计。由此，可以通过从出现信号分量的频率处的传感器的输出电平中减去此噪声电平来获得真实的信号分量。
所述噪声去除部分计算在基于由噪声分量预测部分计算的噪声电平去除所述噪声电平之后的真实的信号分量与对应于交流磁场的整个频率分量的比值；并且当从霍尔元件的输出信号中提取了对应于交流磁场的频率分量时，通过获得对应于所述比值的输出来获得真实的信号分量。
通过执行此操作，可以减少图2A中示出的沿所有方向变化的噪声，并且测量的准确度变得非常好。
<第四实施例>
接下来，将描述本发明的第四实施例。
除了测量过程中的动作不同之外，第四实施例的生物传感器的构造与第一实施例的生物传感器的构造几乎相同。下面是有关描述。
在图11的流程图中示出了本实施例的生物传感器的动作。将不会对与第一实施例相同的部分进行描述。
在步骤S201，把磁性粒子51引入传感器芯片1中，并且维持原状直到完成所述磁性粒子51与传感器芯片1的表面的预定结合为止。就此，如第一实施例中的步骤S101-S105那样，通过交替地激活上部线圈24和下部线圈25来搅动采样溶液，可以促进磁性粒子51与传感器芯片1的结合。
在步骤S202，通过上部线圈24来生成弱磁场，并且在步骤S203，获得霍尔元件的输出信号并且将其存储在存储器83中。重复这些过程，直到获得来自预定数目的霍尔元件的输出信号为止(步骤S204)。
在步骤S205，通过上部线圈24来生成预定的磁场，并且维持原状达预定时间之久，以便完成从传感器芯片1的表面去除未结合的磁性粒子51。
在步骤S206，从上部线圈24中生成弱磁场，并且获得霍尔元件的输出信号并将其存储在存储器83中。在步骤S207，判断是否从所有应当从中得到信号的霍尔元件中得到了所述信号，并且如果没有得到信号(否)，则转到S206。通过这些过程，获得所有霍尔元件的输出信号。
在步骤S208，通过线圈24来生成强磁场，并且获得霍尔元件的信号并将其存储在存储器83中。在步骤S209，判断是否从所有应当从中得到信号的霍尔元件中得到了所述信号，并且如果没有得到信号(否)，则转到S208。通过这些过程，获得所有霍尔元件的输出信号。当获得所有信号时，关闭上部线圈24的磁场(步骤S210)。
在步骤S211，从存储器83中得到在步骤S203和S208获得的每一霍尔元件的输出值，并且在信号处理电路82中比较霍尔元件的输出值。然后，在从传感器芯片1中去除未结合的磁性粒子之前，无论磁性粒子结合与否，都可以确定存在于传感器芯片1表面上的磁性粒子的数目。通过执行此操作，可以确定所述测量是否在磁性粒子均匀分散的状态下进行。
在步骤S212，从存储器83中得到在步骤S206和S208获得的霍尔元件的输出值，并且在信号处理电路82中对其进行比较，并且确定已结合磁性粒子的数目。
在第一和第二实施例中示出的用于确定磁性粒子数目的方法可以用作在步骤S211和S212中用于确定磁性粒子数目的方法。
通过在弱磁场中执行测量之后在强磁场中执行测量，结合至磁性传感器表面的某些磁性粒子被强磁场释放，并且可以在更加接近其中磁性粒子没有结合的状态下来获得所述信号，并且由此可以执行更加准确的测量。
将基于多个示例来描述如上所述的本发明。
<示例1>
依照阵列形状布置设置的具有如图5A至5C所示外形的霍尔元件、以及阵列选择电路和放大电路制造在同一硅基板上。霍尔元件的源电极31和漏电极32之间的距离大约为6.4μm，并且作为形成于栅电极30下方的沟道的灵敏平面与绝缘层12的表面之间的距离大约为2.8μm。阵列形状设置的霍尔元件的布置间隔是12.8μm。在由阵列选择电路选择的霍尔元件的源电极和漏电极之间施加的电压大约为4V，并且源电极和栅电极之间施加的电压大约为5V。
在测量时，在弱磁场的情况下施加具有50高斯的有效强度的交流磁场，而在强磁场的情况下，除了施加具有50高斯有效强度的交流磁场以外，还通过线圈施加具有200高斯强度的直流磁场。
在传感器芯片上，结合有由Dynal公司(商业名称DYNABEADS)制造的直径为4.5μm的磁性粒子。图12中示出了测量的结果。示出了每一霍尔元件的输出的交流分量的变化量与由线圈施加的交流磁场分量的小的变化的比值。对传感器芯片上的128个霍尔元件进行测量，并且该图示出了某些霍尔元件的结果。在强弱磁场中，没有结合至磁性粒子的霍尔元件的输出相对于线圈产生的磁场几乎没有差别。然而，在弱磁场中结合至磁性粒子的第13和第15个霍尔元件的输出比强磁场中的输出大。
如果磁性粒子的磁化在强磁场中完全饱和，那么没有结合至磁性粒子的传感器的输出应当具有相同电平，但是，由于磁化不是饱和的，所以甚至在强磁场中也存在差别。然而，当没有结合磁性粒子时，强弱磁场之间没有差别，并且当结合了磁性粒子时，在强弱磁场之间可看出明显差别，并且由此结合至所述表面的磁性粒子可以被检测到(第一实施例中示出的用于确定磁性粒子数目的方法)。
由于在图12中使用了大小类似于霍尔元件的大小的磁性粒子，所以可以明显地检测到已结合的磁性粒子。此外，在强弱磁场中所有128个霍尔元件的平均偏差分别是0.56％和1.48％，并且根据此差别，可以判断磁性粒子的存在与否(第二实施例中示出的用于确定磁性粒子的数目的方法)。
<示例2>
图13A示出了当磁性粒子没有结合至与示例1中的芯片类似的传感器芯片时的测量结果，而图13B示出了当传感器芯片与Dynal公司制造的直径为1μm的磁性粒子结合时的测量结果。纵轴表示每一霍尔元件的输出的交流分量的变化量与线圈施加的交流磁场分量的细微变化的比值。在传感器上的所有128个霍尔元件的每个元件中进行测量，并且该图仅示出了某些霍尔元件的结果。在该情况下，与霍尔元件的大小相比，所述磁性粒子较小，并且由此可以把多个磁性粒子结合至一个霍尔元件。然而，由于体积也小，并且由线圈施加的磁场引起的磁化较小，所以霍尔元件上的磁通密度的变化较小。
图13A表明尽管磁性粒子没有结合，但是每一霍尔元件的输出值也是变化的。另一方面，在其中结合了磁性粒子的图13B中，因为磁性粒子的磁化较小，所以被埋没在每一霍尔元件的输出值的变化中，无法判断所述磁性粒子是否结合。
强弱磁场之间所有128个元件的输出的平均偏差的差，在没有磁性粒子的情况下是0.02％，而在具有已结合磁性粒子的情况下是0.12％。此结果表明即使由于磁性粒子的磁化过小而无法根据每一霍尔元件的输出对有无磁性粒子的结合做出判断，但是仍可通过获得多个霍尔元件的输出的平均偏差的差值来对有无磁性粒子的结合做出判断(第二实施例中示出的用于确定磁性粒子数目的方法)。
<示例3>
把由Dynal公司制造的直径为1μm的磁性粒子与传感器芯片结合，在所述传感器芯片上设置有256个霍尔元件。这时，把根据流感嗜血杆菌(Haemophilus influenzae)获得的抗原用作对象。图14示出了强弱磁场中所述霍尔元件的输出相对于抗原浓度的平均偏差以及平均偏差的差值。正如从图中可以看出的那样，平均偏差的差值随着抗原浓度的增加而增加。
此结果表明即使由于磁性粒子的磁化过小而无法根据每一霍尔元件的输出对有无磁性粒子的结合做出判断，但仍可通过获得多个霍尔元件的输出的平均偏差的差值来对有无磁性粒子的结合做出判断。此外，可以确定即使抗原浓度是1ng/ml或者更低，也能够基于已结合磁性粒子的数目来测量抗原浓度。
工业实用性本发明的生物传感器可以用于测量磁性粒子的数量，并且还可以进一步用于使用某些分子之间的特定结合，诸如标识有磁性粒子的抗原与此抗原的抗体的结合等来检测抗原、抗体、DNA(脱氧核糖核酸)、RNA(核糖核酸)等的、利用免疫学方法进行的临床诊断/检测、基因分析等等。
由于本发明的生物传感器基于多个磁场检测元件的输出值分布的离散度，或者基于磁场检测元件相对于外部磁场强度变化的输出值变化，来确定结合至磁性传感器的磁性粒子的数量，因此能够进行准确的测量。此外，由于在结合磁性粒子的状态下施加具有非常不同的强度的外部磁场，并且基于每一磁场中磁场检测元件的输出值来进行测量，所以即使诸如灵敏度等之类的特征存在变化，也可以通过每一单个磁场检测元件自身获得磁场的基准值，并且可以在引入磁性粒子和对象的状态下获得基准值，由此能够进行快速并且准确的测量。此外，为此目的，使用霍尔元件作为磁场检测元件，测量的准确性变得非常好。更进一步来说，通过使用霍尔元件作为磁场检测元件，所述生物传感器变得廉价并且小型化。
更进一步来说，由于依照本发明的测量对象的方法使用如上所示的生物传感器，所以能够进行快速、简单并且准确地进行测量，而不必清除未结合的标识材料。
权利要求
1.一种传感器，包括磁性传感器，该磁性传感器具有依照X行和Y列(X和Y是自然数)二维布置的多个磁场检测元件，所述检测元件每个均依照检测到的磁场强度来生成输出值，并且所述传感器基于所述输出值来测量磁性粒子在所述磁性传感器上的数量，其特征在于，所述传感器具有信号处理装置，通过所述信号处理装置，可以基于根据所述多个磁场检测元件的所述输出值获得的输出值分布的离散度来确定所述磁性粒子数量。
2.如权利要求1所述的传感器，其特征在于，所述磁性粒子结合至对象，所述对象结合至所述磁性传感器，并且所述信号处理装置确定通过所述对象结合至所述磁性传感器的磁性粒子的数量，并且基于所述磁性粒子的数量来进一步确定所述对象的数量。
3.如权利要求2所述的生物传感器，其特征在于，所述信号处理装置基于所述输出值分布的离散度和基准分布的离散度之间的差，确定所述已结合磁性粒子的数量，该基准分布是在磁性粒子没有结合至所述磁性传感器的状态下由所述多个磁场检测元件的输出值获得的。
4.如权利要求2所述的生物传感器，包括用于向结合至所述磁性粒子的所述磁性传感器施加具有非常不同的强度的外部磁场的装置，其中所述具有非常不同的强度的外部磁场之一是强磁场，其强度使至少某些已结合磁性粒子的磁化变为饱和，并且另一外部磁场是弱磁场，其强度使所述已结合磁性粒子每个均具有属于从初始磁导率至最大磁导率的范围内的磁导率，并且其特征在于，所述信号处理装置基于当施加所述强磁场时所述输出值分布的离散度与当施加所述弱磁场时所述输出值分布的离散度之间的差，确定所述已结合磁性粒子的数量。
5.一种生物传感器，包括磁性传感器，该磁性传感器具有依照X行和Y列(X和Y是自然数)二维布置的多个磁场检测元件，所述检测元件每个均依照检测到的磁场强度来生成输出值，并且所述生物传感器基于所述输出值来测量磁性粒子在所述磁性传感器上的数量，所述生物传感器还包括用于把具有非常不同的强度的外部磁场施加到结合至所述磁性粒子的所述磁性传感器的装置；信号处理装置，用于通过比较当施加具有非常不同的强度的外部磁场时各个所述磁场检测元件的输出值，来确定所述已结合磁性粒子的数量，并且其特征在于，所述具有非常不同的强度的外部磁场之一是强磁场，其强度使至少某些所述已结合磁性粒子的磁化变为饱和，并且另一外部磁场是弱磁场，其强度使所述已结合磁性粒子每个均具有属于从初始磁导率至最大磁导率的范围内的磁导率。
6.如权利要求5所述的生物传感器，其特征在于，所述强磁场在使至少某些所述已结合磁性粒子的磁化变为饱和的这种范围内改变强度，并且所述弱磁场在使所述已结合磁性粒子的磁导率从初始磁导率至最大磁导率变化的这种范围内改变强度，并且当施加具有非常不同的强度的、包括所述强磁场和所述弱磁场的外部磁场时，所述信号处理装置获得根据外部磁场强度变化的、所述磁场检测元件的输出值的变化，并且基于这些输出值的变化的差来确定所述已结合磁性粒子的数量。
7.如权利要求4至6中任一项所述的生物传感器，其特征在于，首先通过所述用于施加外部磁场的装置施加所述弱磁场，从所述多个所述磁场检测元件获得输出值，然后通过所述用于施加外部磁场的装置施加所述强磁场，从所述多个所述磁场检测元件获得另一组输出值。
8.如权利要求4至7中任一项所述的生物传感器，其特征在于，所述用于施加外部磁场的装置把磁场垂直地施加到所述磁性传感器。
9.如权利要求4至7中任一项所述的生物传感器，其特征在于，所述用于施加外部磁场的装置施加直流磁场。
10.如权利要求4至7中任一项所述的生物传感器，其特征在于，所述用于施加外部磁场的装置施加交流磁场。
11.如权利要求4至7中任一项所述的生物传感器，其特征在于，所述弱磁场是具有使每个所述已结合磁性粒子的磁导率属于从初始磁导率至最大磁导率的范围内的这种强度的交流磁场，并且所述强磁场是所述交流磁场加上直流磁场而构成的外部磁场，其具有使至少某些所述已结合磁性粒子的磁化变为饱和的这种强度。
12.如权利要求10至11所述的生物传感器，其特征在于，所述信号处理装置还包括噪声预测装置，用于根据除包括在所述磁场检测元件的输出值中的对应于所述交流磁场的频率分量之外的频率分量，预测噪声分量；以及噪声去除装置，用于基于由所述噪声预测装置预测的噪声分量，从包括在所述磁场检测元件的输出值中的对应于所述交流磁场的频率分量中去除噪声分量。
13.如权利要求4至12中任一项所述的生物传感器，其特征在于，沿由所述外部磁场形成的磁通量的方向，把结合至所述磁性传感器的磁性粒子与其它磁性粒子相关联。
14.如权利要求2至13中任一项所述的生物传感器，其特征在于，所述磁场检测元件与磁通量的磁通密度成比例地生成输出值，其中所述磁通量是在可以检测到磁场的检测空间中形成的。
15.如权利要求2至14中任一项所述的生物传感器，其特征在于，所述磁场检测元件每个均包括霍尔元件。
16.如权利要求15所述的生物传感器，还包括选择装置，用于在所述多个磁场检测元件当中选择一个任意的元件并且从中获得输出值。
17.如权利要求16所述的生物传感器，还包括信号放大电路，用于放大由所述选择装置选择的所述磁场检测元件的输出值，其特征在于，所述磁性传感器、所述选择装置和所述信号放大电路形成在一个芯片上。
18.如权利要求15至17中任一项所述的生物传感器，其特征在于，所述霍尔元件包括电流端子对；栅电极，用于控制所述电流端子对之间流经的电流；以及输出端子对，被设置用于使电流相对于流经所述电流端子对之间的电流沿几乎垂直的方向流过。
19.如权利要求18所述的生物传感器，包括与栅电极互连相连的所述栅电极，其中所述栅电极互连对于设置在同一行中的所述霍尔元件是公共的；与电流端子对互连相连的所述电流端子对，其中所述电流端子对互连对于设置在同一列中的所述霍尔元件是公共的；以及与输出端子对互连相连的所述输出端子对，其中所述输出端子对互连对于设置在同一列中的所述霍尔元件是公共的，并且其特征在于，所述选择装置通过从Y个的栅电极互连中选择一个、从X对的电流端子对互连中选择一对并且从X对的输出端子对互连中选择一对，从多个霍尔元件中选择任意的元件，并且获得其输出值。
20.如权利要求2至19中任一项所述的生物传感器，其特征在于，在可以由所述磁场检测元件检测到每一个磁场的每一个检测空间中，在所述磁性传感器的表面上形成的磁通量的垂直截面面积几乎与所述磁性粒子的最大截面面积相同。
21.如权利要求2至20中任一项所述的生物传感器，其特征在于，所述每一个磁场检测元件是以一定间隔布置的，以便使每一个元件彼此检测不同的磁性粒子。
22.如权利要求2至21中任一项所述的生物传感器，其特征在于，对所述磁性传感器的表面进行处理，以便使能够结合至所述磁性粒子的分子受体可以固定于其上。
23.如权利要求22所述的生物传感器，其特征在于，对所述磁性传感器的表面进行处理，以便使能够结合至所述磁性粒子的分子受体可以有选择地固定至一个特定区域。
24.如权利要求2至23中任一项所述的生物传感器，其中在能够进行磁场检测的检测空间中，在所述磁性传感器的表面上形成大小对应于磁性粒子大小的凹口，其特征在于，能够结合至磁性粒子的分子受体只存在于这些凹口中。
25.如权利要求2至20中任一项所述的生物传感器，其特征在于，面对所述磁性传感器的表面提供有第一磁场生成装置，用于生成使磁性粒子远离所述表面的磁场，从而使磁性粒子不与其表面相结合。
26.如权利要求2至25中任一项所述的生物传感器，其特征在于，还提供有第二磁场生成装置，用于生成使所述磁性粒子更加靠近所述磁性传感器的表面的磁场。
27.如权利要求25所述的生物传感器，其特征在于还包括第二磁场生成装置，用于生成使所述磁性粒子更加靠近所述磁性传感器的表面的磁场；以及磁场设备控制装置，用于交替地操作所述第一磁场生成装置和所述第二磁场生成装置来生成磁场，从而使没有结合至所述磁性传感器的表面的磁性粒子被搅动。
28.一种生物传感器，包括磁性传感器，其中布置有多个磁场检测元件，所述元件每个均生成对应于检测到的磁场强度的输出值；以及信号处理装置，用于基于从所述多个磁场检测元件中获得的各个输出值来确定结合至所述磁性传感器的磁性粒子的数量，其特征在于，在把所述磁性粒子引入所述磁性传感器之后并且在从所述磁性传感器去除所述未结合的磁性粒子之前，所述信号处理装置基于从所述多个磁场检测元件中获得的输出值，判断所述磁性粒子的离散度状态。
29.一种使用如权利要求2至28中任一项所述的生物传感器测定对象的方法，其中所述磁性粒子特定地结合至对象，所述对象结合至所述磁性传感器，其特征在于，所述方法包括如下步骤使用所述生物传感器确定通过所述对象结合至所述磁性传感器的所述磁性粒子的数量；并且基于所述磁性粒子的数量来确定所述对象的数量。
30.如权利要求29所述的方法，其特征在于，在包含所述磁性传感器的反应容器中同时进行所述磁性传感器和所述对象的结合以及所述对象和所述磁性粒子的结合。
31.一种使用如权利要求2至28中任一项所述的生物传感器测定对象的方法，其中所述磁性粒子可以可逆地替代结合至所述磁性传感器的对象，其特征在于，所述方法包括如下步骤使用所述生物传感器确定通过替代所述对象而结合至所述磁性传感器的所述磁性粒子的数量；并且基于所述磁性粒子的数量来确定所述对象的数量。
全文摘要
一种生物传感器，能够通过检测磁场来分析诸如抗原、抗体、DNA或者RNA之类的对象，由此使得清除未结合的标识分子是不必要的，该生物传感器是小型的并且能够以低价获得，并且具有良好的检测精度。在使用霍尔元件作为磁场检测元件的磁性传感器的上部和下部布置线圈。具有能够与结合至其表面的对象特定结合的抗体的对象和磁性粒子被引入磁性传感器中，所述磁性传感器具有能够与附于其表面的对象特定结合的分子受体。因此，借助于所述霍尔元件来检测由磁性粒子产生的磁场的变化，其中所述磁性粒子通过所述分子受体结合至磁性传感器的表面。此时，设置一个施加的磁场，以便使磁性粒子的磁化强度属于从初始磁导率至最大磁导率的范围内，同时设置另一个施加的磁场，以便使某些或者所有磁性粒子的磁化强度变为饱和，并且相互比较输出信号。由此，可以识别出已结合的磁性粒子的数量。
文档编号G01N27/74GK1839318SQ20048002410
公开日2006年9月27日 申请日期2004年8月27日 优先权日2003年8月29日
发明者福本博文 申请人:旭化成株式会社