1 引 言 基于GMR效應的自旋閥生物磁傳感器由于自身靈敏度高、線性程度好、易于集成等特點，與早期的電化學分析、壓電晶體檢測方法相比具有檢測精度高的明顯優點，與當前較成熟的熒光檢測生物系統相比又不必依賴于龐大、精密的光學系統，因而其研究和應用前景被國內外眾多研究單位和學者所關注和看好。1998年美國Naval Research Labo-ratory研制出了第一代BARC（bead array counter）芯片，到今天已經發展到能夠實現DNA檢測及納米磁球檢測。 2 生物傳感器制備及測試 由于被檢測信號較小僅為μV量級，在設計上采用惠斯登交流電橋作為檢出結構，并且搭建了完備的檢測系統，如圖1所示。系統由GMR檢測電橋、驅動部分和檢測部分組成。惠斯登電橋由相同的GMR自旋閥敏感電阻Rsen，Rref和外部可調參考電阻R1，R2組成，其中電橋的上半橋臂，即磁敏感電阻Rsen，Rref，采用三步光刻法集成在芯片上，其自旋閥結構為Ta／NiFe／CoFe／Cu／CoFe／MnIr／Ta，磁阻變化率MR可達9.2％，性能見圖2。 在測試過程中，由信號發生器產生交流信號，通過電流放大單元驅動電磁鐵，產生固定頻率的交變勵磁場。將濃度為200 μg／mL、直徑2 μm的超順磁性免疫磁球以酒精溶液的形式加在Rsen上。在外界交變勵磁場的作用下，附著在Rsen表面的磁球被磁化，產生一個同頻率的微小附加場，使Rsen，Rref兩橋臂感應到的磁場大小產生差異，進而導致交流檢測電橋的輸出信號發生變化。交流電橋的信號最終用鎖相放大器檢出后輸出到計算機記錄，從而實現對免疫磁球溶液的檢測。此外，由于作為磁球溶劑的酒精也會對傳感器的輸出信號產生影響，因此先須測試酒精對輸出信號的影響才能最終確定免疫磁球的輸出信號幅度。 3 實驗結果及討論 3.1 不含免疫磁球溶液的測量 為了排除免疫磁球之外的其他因素對生物傳感器輸出結果的影響，先進行了對不含免疫磁球溶液的測量，具體結果見圖3。從圖中可以看出，在檢測過程中有一個幅值約為20μV的本底信號存在，這主要是由于Rsen，Rref兩橋臂不能夠完全匹配引起的。雖然在實驗開始之前進行了電橋的直流調平，但由于兩橋臂的磁阻曲線不能完全重合，所以對交變勵磁場的響應也就不能完全一致。而且由于不同的芯片上Rsen，Rref的匹配程度不同，本底信號在每次實驗中大小也并不一致，但在每次具體的實驗中，本底信號是穩定的。在滴加溶液過程中輸出信號會出現一個大約50 μV的短暫尖峰后又回到本底的水平，這主要是由于在溶液滴加過程及其揮發過程中，傳感器表面會產生溫度變化而導致的，但這個尖峰信號并不能穩定保持，所以對最后的測量結果不會產生影響。 3.2 含有免疫磁球溶液的測量 在Rsen表面滴加1μL、質量濃度為200 μg／mL的免疫磁球溶液后，生物傳感器表面形貌見圖4，其輸出如圖5所示。 從圖5中可以看出，在第一次滴加時附著在GMR生物傳感器表面的磁球使得電橋輸出達到300μV，由于傳感器表面積相對磁球來說較大，在以后的第二，三次滴加中仍然有部分磁球附著到了傳感器表面，使得傳感器的輸出進一步加大，最終達到450μV。此時雖然傳感器表面沒有被磁球完全覆蓋，但由于新滴加上的液體對表面原有磁球也有一定的沖洗作用，因而在繼續第四次滴加時，傳感器表面磁球的數量沒有進一步增加，傳感器信號輸出達到最大值，考慮到本底信號的影響，由免疫磁球產生的最終信號幅值應為300μV。該檢測結果與INESC的Graham小組用直流方式對于2 μm磁球的檢測結果類似。 3.3 信號隨勵磁頻率的變化 在實驗中，勵磁場頻率的選取也會對傳感器信號的輸出產生影響。當外加勵磁場變化頻率過高時，由于系統中電磁鐵等感性阻抗元件的影響，使得電橋的輸出信號大幅減弱。但考慮到系統的電路噪聲，尤其是在頻率越低時1／f噪聲會急速增加的影響，所施加的勵磁頻率也不宜過低，外加勵磁頻率對于輸出的影響見圖6。在實驗中選取的頻率是信號和噪聲都適中、信噪比最大的70 Hz。 4 結 論 利用由三步光刻工藝制備GMR傳感器，采用交流檢測的方式對于直徑2 μm、濃度為200μg／mL的生物免疫磁球進行了初步檢測。結果顯示，不含磁球的溶液會造成信號的波動，但不能影響傳感器的最終穩定輸出，傳感器表面附著磁球后產生了350μV的信號輸出，并隨著滴加次數的增多信號增大至450μV，最終達到飽和。此外較高和較低的頻率會分別造成傳感器輸出信號的下降和系統噪聲的上升，合適的頻率也是優化輸出信號的重要條件。