1 引 言

　　基于GMR效应的自旋阀生物磁传感器由于自身灵敏度高、线性程度好、易于集成等特点，与早期的电化学分析、压电晶体检测方法相比具有检测精度高的明显优点，与当前较成熟的荧光检测生物系统相比又不必依赖于庞大、精密的光学系统，因而其研究和应用前景被国内外众多研究单位和学者所关注和看好。1998年美国Naval Research Labo-ratory研制出了第一代BARC(bead array counter)芯片，到今天已经发展到能够实现DNA检测及纳米磁球检测。

2 生物传感器制备及测试

　　由于被检测信号较小仅为μV量级，在设计上采用惠斯登交流电桥作为检出结构，并且搭建了完备的检测系统，如图1所示。系统由GMR检测电桥、驱动部分和检测部分组成。惠斯登电桥由相同的GMR自旋阀敏感电阻Rsen，Rref和外部可调参考电阻R1，R2组成，其中电桥的上半桥臂，即磁敏感电阻Rsen，Rref，采用三步光刻法集成在芯片上，其自旋阀结构为Ta／NiFe／CoFe／Cu／CoFe／MnIr／Ta，磁阻变化率MR可达9.2％，性能见图2。

　　在测试过程中，由信号

3 实验结果及讨论

3.1 不含免疫磁球溶液的测量

　　为了排除免疫磁球之外的其他因素对生物传感器输出结果的影响，先进行了对不含免疫磁球溶液的测量，具体结果见图3。从图中可以看出，在检测过程中有一个幅值约为20μV的本底信号存在，这主要是由于Rsen，Rref两桥臂不能够完全匹配引起的。虽然在实验开始之前进行了电桥的直流调平，但由于两桥臂的磁阻曲线不能完全重合，所以对交变励磁场的响应也就不能完全一致。而且由于不同的芯片上Rsen，Rref的匹配程度不同，本底信号在每次实验中大小也并不一致，但在每次具体的实验中，本底信号是稳定的。在滴加溶液过程中输出信号会出现一个大约50 μV的短暂尖峰后又回到本底的水平，这主要是由于在溶液滴加过程及其挥发过程中，传感器表面会产生温度变化而导致的，但这个尖峰信号并不能稳定保持，所以对最后的测量结果不会产生影响。

3.2 含有免疫磁球溶液的测量

　　在Rsen表面滴加1μL、质量浓度为200 μg／mL的免疫磁球溶液后，生物传感器表面形貌见图4，其输出如图5所示。

　　从图5中可以看出，在第一次滴加时附着在GMR生物传感器表面的磁球使得电桥输出达到300μV，由于传感器表面积相对磁球来说较大，在以后的第二，三次滴加中仍然有部分磁球附着到了传感器表面，使得传感器的输出进一步加大，最终达到450μV。此时虽然传感器表面没有被磁球完全覆盖，但由于新滴加上的液体对表面原有磁球也有一定的冲洗作用，因而在继续第四次滴加时，传感器表面磁球的数量没有进一步增加，传感器信号输出达到最大值，考虑到本底信号的影响，由免疫磁球产生的最终信号幅值应为300μV。该检测结果与INESC的Graham小组用直流方式对于2 μm磁球的检测结果类似。

3.3 信号随励磁频率的变化

　　在实验中，励磁场频率的选取也会对传感器信号的输出产生影响。当外加励磁场变化频率过高时，由于系统中电磁铁等感性阻抗元件的影响，使得电桥的输出信号大幅减弱。但考虑到系统的电路噪声，尤其是在频率越低时1／f噪声会急速增加的影响，所施加的励磁频率也不宜过低，外加励磁频率对于输出的影响见图6。在实验中选取的频率是信号和噪声都适中、信噪比最大的70 Hz。

4 结 论

　　利用由三步光刻工艺制备GMR传感器，采用交流检测的方式对于直径2 μm、浓度为200μg／mL的生物免疫磁球进行了初步检测。结果显示，不含磁球的溶液会造成信号的波动，但不能影响传感器的最终稳定输出，传感器表面附着磁球后产生了350μV的信号输出，并随着滴加次数的增多信号增大至450μV，最终达到饱和。此外较高和较低的频率会分别造成传感器输出信号的下降和系统噪声的上升，合适的频率也是优化输出信号的重要条件。