基于GMR傳感器陣列的生物檢測研究

0? 引? 言

生物傳感器的研究具有巨大的應用前景，近年來，隨著電子自旋現象的發現，結合了半導體微電子工藝制備的GMR設備，在生物檢測領域引起了人們越來越濃厚的研究興趣，使其成為傳統生物檢測方法的替換方案之一。由于其獨特的物理特性，GMR傳感器比電子傳感器更靈敏、可重復性強，具有更寬的工作溫度、工作電壓和抗機械沖擊、震動的優異性能，而且GMR傳感器的工作點也不會隨時間推移而發生偏移。GMR傳感器的制備成本和檢測成本低，對樣本的需求量很小。由GMR傳感器組成的陣列，還可以結合現有的IC工藝，提高整體設備的集成度，進行多目標的檢測。同時，對比傳統的熒光檢測法，磁性標記沒有很強的環境噪聲，標記本身不會逐漸消退，也不需要昂貴的光學掃描設備以及專業的操作人員。因此，無論是傳感器本身的性能，還是磁性標記的特點，都決定了GMR傳感器陣列在生物檢測領域的研究具有較高的應用價值和實踐意義。

1? 巨磁阻陣列傳感器生物檢測的基本原理

1.1? 巨磁阻(GMR)效應

1988年派瑞松大學的研究人員發現了GMR效應，這是一種在鐵磁性層與非鐵磁性層交替疊置的結構中觀測到的量子效應，是指某些磁性或合金材料的磁電阻在一定磁場作用下急劇減小，而△ρ／ρ急劇增大的特性，一般增大的幅度比通常的磁性與合金材料的磁電阻約高10倍。GMR效應的理論很復雜，許多機理至今還不清楚，目前普遍接受的解釋是兩流模型，如圖1所示。多個鐵磁層中的磁矩方向由施加的外磁場控制，當鐵磁性層的磁矩反平行排列時見圖1(a)，載流子受到的自旋散射最大，多層膜電阻最高；當鐵磁性層的磁矩平行排列時見圖1(b)，載流子受到的自旋散射最小，多層膜的電阻最低。


目前，按其結構、GMR材料可分為具有層間偶合特性的多層膜(例如Fe／Cr)、自旋閥多層膜(例如FeMn／FeNi／Cu／FeNi)、顆粒型多層膜(例如Fe-Co)和鈣鈦礦氧化物型多層膜(例如AMnO3)等。

1.2? 巨磁阻(GMR)的電子特性

圖2是一個典型的多層GMR材料在外加磁場下的電阻變化情況。圖2中的輸出表明，無論是正向還是反向的外加磁場變化，都能帶來相同的磁阻變化，也就是說GMR效應是全極性的。曲線的斜率體現了磁性敏感程度，通常以V(mV)／Oe為單位。當阻值不隨磁場繼續變化時，磁性材料就達到了其磁性飽和區。兩條曲線中的偏移是磁性材料的磁滯導致的，從零磁場到飽和磁場所帶來的阻值變化就稱為磁阻。


1.3 GMR陣列傳感器生物檢測的基本模式

用GMR陣列傳感器進行生物檢測，是以磁性顆粒為標記物，采用直接標記法或兩步標記法，在施加一定方向的外加磁場的情況下，用磁敏傳感器對磁性標記產生的寄生磁場進行檢測，從而實現對生物目標定性定量分析。圖3分別介紹了磁性標記法檢測的具體步驟：

直接標記法? 如圖3(a)所示，直接標記法是將標記物直接結合到探針上。首先在傳感器表面結合特定的生物探針，再將已預先綁定磁性顆粒的樣本溶液加入傳感器的反應池中，溶液中特定的目標分子被探針捕獲，完成標記。

兩步標記法? 如圖3(b)所示，以DNA檢測為例，第一步將已知序列的DNA探針鏈結合在包埋了自旋閥傳感器的芯片表面，加入用生物素標記的DNA目標鏈溶液，進行充分雜交；第二步，加入被抗生物素包裹的磁性顆粒，形成生物素一抗生物素共價鍵，從而選擇性地捕獲磁性標記。

標記反應完成后，用外加梯度磁場將未參與標記的多余磁性顆粒分離，再施加激勵磁場將磁標記(磁性顆粒)磁化，磁化的磁標記產生的寄生磁場引起傳感器阻值的變化，從而導致反映生物反應的信號輸出。

2 GMR生物檢測系統設計

當前，國際國內已經開展了基于不同技術的生物磁場檢測設備研究，涉及自旋閥傳感器(Spin Valves)、感應傳感器(Inductive Sensors)、超導量子干涉儀(SQUIDs)、各向異性磁阻(AMR)環式傳感器、小規模的霍耳組合傳感器(Hall Crosses)以及隧道結(TMR)傳感器等。

1998年，作為美國國防部高級研究規劃局(DAR-PA)支持項目，美國海軍研究實驗室與NVE公司合作，由David R.Baselt等開展了基于巨磁阻技術的生物傳感器研究，并設計制備了兩代GMR傳感器的磁珠陣列計數器(BARCⅡ，BARCⅢ)進行生物雜交分析，并用于測量在單個分子水平上的DNA-DNA，以及抗體抗原對和受體-配體對的結合力。德國比勒菲爾德(Bielefeld)大學、美國佛羅里達州立大學、美國斯坦福大學、葡萄牙國立計算機系統與工程研究所(INESC-MN)等研究機構也相繼開展了磁性傳感器陣列的生物檢測研究。國內多所高校和研究所，如中科院物理研究所、清華大學、同濟大學、電子科技大學、中山大學等，自2005年起，對巨磁阻生物傳感器陣列設計、傳感器材料的選取、磁性標記與傳感器尺寸關系、輸出信號處理等方面進行了廣泛的研究，實現了單個納米尺度顆粒的檢測，并申請了相關的專利。

上述研究中采用的陣列方案和傳感器形態各異，從布局上可以類分為規則排列陣列或分區排列陣列；矩形傳感器或蛇形傳感器。

圖4(a)是Glaanxiong Li等在約7 mm×8 mm的芯片表面上制備的自旋閥傳感器陣列，陣列包含60個亞微米級的條形自旋閥傳感器，呈2個縱列排列，每列30個傳感器單元，每個單元兩頭通過ion束沉積厚約300 nm的鋁作為引線，而中間未被覆蓋的條形區域作為生物反應區，用于感應與其易軸同向的磁場分量。

圖4(b)是David R.Baselt等設計制備的含66個GMR單元的傳感器陣列(BARCⅢ)，分為8個反應區，每區8個單元，可進行多路檢測。其單元呈圓形，直徑為200 μm，由長8 mm寬1.6μm的電阻蛇形蜿蜒而成。

通常，整個GMR生物檢測系統由微流部分、GMR陣列、驅動部分、分析處理部分組成。為了減少外界環境對傳感器輸出穩定性的影響，傳感器單元往往與參考單元一起組成惠斯通電橋。如圖5所示，GMR電阻對組成惠斯通半橋，其中一個電阻表面覆蓋軟磁性屏蔽層，不受外加磁場的影響；另一個電阻作為應變電阻，在GMR效應作用下，阻值隨外加磁場變化，導致電橋輸出微伏級的差分電壓值，輸出的電壓經過過濾、放大等處理后，再輸送到后端的采集檢測設備，做進一步分析。


3? 系統性能分析與討論

Darid R.Baselt等1998年研制的GMR生物傳感器，由于信噪比的限制，只能實現在每80 μm×5 μm的區域上探測到一個磁珠(直徑為2.8 μm)；2002年，Schotter等人實現了對低磁珠密度(16 pg／μl)被測樣品的探測；2005年，INESC公司采用U型自旋閥結構制作GMR生物傳感器，其工作頻率從傳統的200 Hz降低到了30 Hz，使得熱噪聲更低(10^-17/2V／ )；2005年，加利福尼亞大學物理系D．K．Wood等人研制的亞微型新一代GMR生物傳感器，可實現對小尺寸磁珠(直徑200 nm)的探測，且靈敏度更高(2×10^-16emu／ )。雖然磁性生物檢測系統取得一定的成績，但距離實用化仍有很大的距離。

綜合現有技術，提高磁性生物檢測系統的性能，可以在傳感器特性、磁性顆粒的選擇以及外圍電路的設計等方面進行改進。

3.1傳感器靈敏度

GMR傳感器靈敏度是指其對微弱信號的感應能力。由于磁性標記體積非常小，所以產生的寄生磁場也非常微弱，因此必須選用靈敏度高的磁性材料制備傳感器。衡量GMR性能的兩個最基本參數是：

(1)在一定溫度下所能達到的最大GMR值；
(2)獲得最大GMR效應所需施加的飽和外磁場強度。

在各種巨磁電阻材料中，多層膜和顆粒膜飽和磁場高達數特斯拉，其磁場靈敏度低；氧化物陶瓷類材料飽和場極高，難以實現實用化；自旋閥材料飽和磁場較低，僅為幾個或幾十奧斯特，但室溫下GMR不高。因此，尋求GMR值高，飽和磁場低，磁場靈敏度高的合金體系或人工薄膜結構是GMR傳感器生物檢測實用化的難點和重點。

目前，從制作的難易程度、性能的穩定性等方面來考慮，傳感器陣列多采用GMR多層膜耦合結構和自旋閥結構，隨著研究工作的逐步深入，將來具有更高磁阻率的結構，如隧穿磁阻(TMR)、稀土氧化物、微晶或非晶軟磁合金薄膜，以及利用巨磁阻抗效應(GMI)的高靈敏傳感器，將在磁性生物陣列檢測中得以應用。

3.2磁性微粒的尺寸與磁性含量

在整個系統中，生物特異性反應通過磁性微粒的存在與數量來體現。目前采用的磁性顆粒(如γ-Fe2O3，Fe3Ot，NiFe等)可分為微米級和亞微米級兩類，較大的磁性顆粒(約1～3μm)在形狀上比較容易實現統一，雖然磁性物質含量較低(約15％)，但相對較大的體積，磁性微粒在傳感器表面產生的磁場分量仍然較大，另外，大體積也便于顯微計數。其缺點是無法高密度地綁定在傳感器表面，因此檢測到的生物分子較少。納米尺度的磁性顆粒具有很高的磁性含量(70％～80％)，但是由于制備工藝的限制，同一批次，其大小和形狀都有較大差異，對定量分析非常不利。而且，體積小的納米磁性顆粒容易快速簇集，導致輸出的信號失真。但是，采用敏感度更高的傳感器和更先進的檢測分析系統，可以部分滿足小體積磁性顆粒的應用要求，2005年，美國斯坦福大學Guanxiong Li等實驗驗證了當自旋閥傳感器陣列尺寸與磁性顆粒尺寸(直徑為16 nm的超順磁Fe3O4顆粒)相近時，傳感器輸出信號與綁定的顆粒數量呈比較理想的正比關系，從而體現了采用小體積納米磁性標記，自旋閥傳感器陣列在生物檢測中的定量分析能力。

3.3傳感器陣列的物理參數

GMR傳感器合適的層厚可以保證兩個磁性層反平行耦合，從而保證在沒有外加磁場的情況下，設備處于高電阻值狀態。另外，因為GMR傳感器的電阻值主要取決于電子自旋散射，所以其層厚必須比大部分材料中電子的平均自由程(約幾個納米)小，典型的GMR磁性傳感器的層厚大約是2～6 nm。

同時，采用與生物分子尺度相同的傳感器(蛋白質、DNA、RNA和病毒等都在1～100 nm的尺度范圍)，能夠有效增加檢測的靈敏度。目前，受制于制備的復雜性，減小傳感器的尺寸仍然十分困難，國內研究機構應用傳統的光學光刻技術，受光波波長和數值孔徑等因素的限制，難以制作線寬小于100 nm的圖案。然而更先進的極端遠紫外光刻、電子束直寫、離子投影光刻技術、X光光刻、電子束投影等技術雖然能克服上述限制，但系統復雜，造價十分昂貴。因而，基于傳統光刻技術上改進的浸沒式光刻系統、微接觸印刷、納米壓印光刻等新的制備技術，將是基材表面批量獲取納米量級GMR傳感器陣列中最具潛力的技術。

除傳感器本身的物理參數外，GMR傳感器對磁場的距離也非常敏感，磁性顆粒的寄生磁場隨其與傳感器敏感層的距離呈3階衰減，所以，應盡量減小傳感器與磁性標記之間的距離，以減少對傳感器靈敏度的過高要求。但是，在實際檢測中，為了防止傳感器表面被生物溶液侵蝕和牢固結合生物探針，又必須在傳感器表面覆蓋保護層(7 nm PEI／PMMA；1 μm氮化硅)和生物結合層(金屬材料、玻璃、石英或表面為氧化硅的硅片)。因此，超薄惰性材料和生物結合材料的發現與工藝的提高也是提高磁性生物檢測系統性能必不可少的條件。

3.4外加磁場

檢測中需要外加激勵磁場磁化超順磁顆粒，針對不同的磁性傳感器，磁性激勵場可以平行于傳感器表面，也可以垂直于傳感器表面。平行方式相對優于垂直方式，當傳感器上方不存在磁性微粒時，平行方式不會產生信號輸出，而且激勵場即使有一定的角度偏轉，也不會導致片上分量的產生。另外，激勵場可以采用直流激勵場或交流激勵場，在交流激勵場作用下，傳感器輸出交流信號，通過鎖相放大技術，可以獲得較高的信噪比，方便信號的提取。但是，相比DC激勵場而言，AC激勵場會導致電磁干擾，需要在后端設計交流EMI濾波及整流濾波電路，增加了電路復雜性。另外，外加交流激勵磁場頻率需要均衡考慮，如果過高，系統中的感性阻抗元件(如電磁鐵等)會使電橋輸出的信號大幅減弱；如果激勵磁場頻率太低，又會增加1／f噪聲。對于某些GMR傳感器，還需要外加偏置磁場，用于固定自由層、控制傳感器工作在線性區間以及防止磁性微粒的初始極化。然而亞微米級的傳感器，由于其自由層已處于單磁疇狀態，可以不施加偏置場，從而提高自由層磁化時的自由度，增加傳感器在易軸的敏感性。

3.5采用信號放大技術

由于GMR傳感器陣列輸出的信號非常微弱，并且信號中不可避免地存在1／f噪聲和散粒噪聲，為了精確測量掩埋在噪聲中生物信號的幅值及相位，通常用前置低噪聲放大器、帶通濾波器、可控增益放大器、相敏檢測電路、正交移相電路、差分直流放大電路等組成的鎖相放大設備來抑制差模噪聲和共模噪聲，對傳感器輸出的信號進行預處理。

4結語

利用GMR傳感器組成陣列，對磁性標記的生物分子的檢測進行研究工作已經開展了近十年，這里就檢測方法的基本原理、發展情況、影響檢測效果的各項因素進行介紹和分析。目前制約GMR傳感器陣列生物檢測性能的關鍵是制備工藝和材料的問題，在進一步的研究中，需要采用生物分子尺度相同、高靈敏的新型GMR傳感器，研究新的生物機能性保護膜，在避免互擾的基礎上，在芯片上布局更密集、有效生物結合面更大的陣列，改善傳感器的線性度，保證亞微米級的超順磁顆粒形態的均一，才能有效促進GMR優越感器陣列在生物檢測上的應用。