基于GMR传感器阵列的生物检测研究_GMR传感器阵列_生物检测

基于GMR传感器阵列的生物检测研究

2010/2/25 10:49:00

0 引言

　生物传感器的研究具有巨大的应用前景，近年来，随着电子自旋现象的发现，结合了半导体微电子工艺制备的GMR设备，在生物检测领域引起了人们越来越浓厚的研究兴趣，使其成为传统生物检测方法的替换方案之一。由于其独特的物理特性，GMR传感器比电子传感器更灵敏、可重复性强，具有更宽的工作温度、工作电压和抗机械冲击、震动的优异性能，而且GMR传感器的工作点也不会随时间推移而发生偏移。GMR传感器的制备成本和检测成本低，对样本的需求量很小。由GMR传感器组成的阵列，还可以结合现有的IC工艺，提高整体设备的集成度，进行多目标的检测。同时，对比传统的荧光检测法，磁性标记没有很强的环境噪声，标记本身不会逐渐消退，也不需要昂贵的光学扫描设备以及专业的操作人员。因此，无论是传感器本身的性能，还是磁性标记的特点，都决定了GMR传感器阵列在生物检测领域的研究具有较高的应用价值和实践意义。

　　1 巨磁阻阵列传感器生物检测的基本原理

　　1.1 巨磁阻(GMR)效应

　　1988年派瑞松大学的研究人员发现了GMR效应，这是一种在铁磁性层与非铁磁性层交替叠置的结构中观测到的量子效应，是指某些磁性或合金材料的磁电阻在一定磁场作用下急剧减小，而△ρ／ρ急剧增大的特性，一般增大的幅度比通常的磁性与合金材料的磁电阻约高10倍。GMR效应的理论很复杂，许多机理至今还不清楚，目前普遍接受的解释是两流模型，如图1所示。多个铁磁层中的磁矩方向由施加的外磁场控制，当铁磁性层的磁矩反平行排列时见图1(a)，载流子受到的自旋散射最大，多层膜电阻最高；当铁磁性层的磁矩平行排列时见图1(b)，载流子受到的自旋散射最小，多层膜的电阻最低。

　　目前，按其结构、GMR材料可分为具有层间偶合特性的多层膜(例如Fe／Cr)、自旋阀多层膜(例如FeMn／FeNi／Cu／FeNi)、颗粒型多层膜(例如Fe-Co)和钙钛矿氧化物型多层膜(例如AMnO3)等。

　　1.2 巨磁阻(GMR)的电子特性

　　图2是一个典型的多层GMR材料在外加磁场下的电阻变化情况。图2中的输出表明，无论是正向还是反向的外加磁场变化，都能带来相同的磁阻变化，也就是说GMR效应是全极性的。曲线的斜率体现了磁性敏感程度，通常以V(mV)／Oe为单位。当阻值不随磁场继续变化时，磁性材料就达到了其磁性饱和区。两条曲线中的偏移是磁性材料的磁滞导致的，从零磁场到饱和磁场所带来的阻值变化就称为磁阻。

　　1.3 GMR阵列传感器生物检测的基本模式

　　用GMR阵列传感器进行生物检测，是以磁性颗粒为标记物，采用直接标记法或两步标记法，在施加一定方向的外加磁场的情况下，用磁敏传感器对磁性标记产生的寄生磁场进行检测，从而实现对生物目标定性定量分析。图3分别介绍了磁性标记法检测的具体步骤：

　　直接标记法如图3(a)所示，直接标记法是将标记物直接结合到探针上。首先在传感器表面结合特定的生物探针，再将已预先绑定磁性颗粒的样本溶液加入传感器的反应池中，溶液中特定的目标分子被探针捕获，完成标记。

　　两步标记法如图3(b)所示，以DNA检测为例，第一步将已知序列的DNA探针链结合在包埋了自旋阀传感器的芯片表面，加入用生物素标记的DNA目标链溶液，进行充分杂交；第二步，加入被抗生物素包裹的磁性颗粒，形成生物素一抗生物素共价键，从而选择性地捕获磁性标记。

　　标记反应完成后，用外加梯度磁场将未参与标记的多余磁性颗粒分离，再施加激励磁场将磁标记(磁性颗粒)磁化，磁化的磁标记产生的寄生磁场引起传感器阻值的变化，从而导致反映生物反应的信号输出。

　　2 GMR生物检测系统设计

　　当前，国际国内已经开展了基于不同技术的生物磁场检测设备研究，涉及自旋阀传感器(Spin Valves)、感应传感器(Inductive Sensors)、超导量子干涉仪(SQUIDs)、各向异性磁阻(AMR)环式传感器、小规模的霍耳组合传感器(Hall Crosses)以及隧道结(TMR)传感器等。

　　1998年，作为美国国防部高级研究规划局(DAR-PA)支持项目，美国海军研究实验室与NVE公司合作，由David R.Baselt等开展了基于巨磁阻技术的生物传感器研究，并设计制备了两代GMR传感器的磁珠阵列计数器(BARCⅡ，BARCⅢ)进行生物杂交分析，并用于测量在单个分子水平上的DNA-DNA，以及抗体抗原对和受体-配体对的结合力。德国比勒菲尔德(Bielefeld)大学、美国佛罗里达州立大学、美国斯坦福大学、葡萄牙国立计算机系统与工程研究所(INESC-MN)等研究机构也相继开展了磁性传感器阵列的生物检测研究。国内多所高校和研究所，如中科院物理研究所、清华大学、同济大学、电子科技大学、中山大学等，自2005年起，对巨磁阻生物传感器阵列设计、传感器材料的选取、磁性标记与传感器尺寸关系、输出信号处理等方面进行了广泛的研究，实现了单个纳米尺度颗粒的检测，并申请了相关的专利。

　　上述研究中采用的阵列方案和传感器形态各异，从布局上可以类分为规则排列阵列或分区排列阵列；矩形传感器或蛇形传感器。

　　图4(a)是Glaanxiong Li等在约7 mm×8 mm的芯片表面上制备的自旋阀传感器阵列，阵列包含60个亚微米级的条形自旋阀传感器，呈2个纵列排列，每列30个传感器单元，每个单元两头通过ion束沉积厚约300 nm的铝作为引线，而中间未被覆盖的条形区域作为生物反应区，用于感应与其易轴同向的磁场分量。

　　图4(b)是David R.Baselt等设计制备的含66个GMR单元的传感器阵列(BARCⅢ)，分为8个反应区，每区8个单元，可进行多路检测。其单元呈圆形，直径为200 μm，由长8 mm宽1.6μm的电阻蛇形蜿蜒而成。

　　通常，整个GMR生物检测系统由微流部分、GMR阵列、驱动部分、分析处理部分组成。为了减少外界环境对传感器输出稳定性的影响，传感器单元往往与参考单元一起组成惠斯通电桥。如图5所示，GMR电阻对组成惠斯通半桥，其中一个电阻表面覆盖软磁性屏蔽层，不受外加磁场的影响；另一个电阻作为应变电阻，在GMR效应作用下，阻值随外加磁场变化，导致电桥输出微伏级的差分电压值，输出的电压经过过滤、放大等处理后，再输送到后端的采集检测设备，做进一步分析。

　　3 系统性能分析与讨论

　　Darid R.Baselt等1998年研制的GMR生物传感器，由于信噪比的限制，只能实现在每80 μm×5 μm的区域上探测到一个磁珠(直径为2.8 μm)；2002年，Schotter等人实现了对低磁珠密度(16 pg／μl)被测样品的探测；2005年，INESC公司采用U型自旋阀结构制作GMR生物传感器，其工作频率从传统的200 Hz降低到了30 Hz，使得热噪声更低( )；2005年，加利福尼亚大学物理系D．K．Wood等人研制的亚微型新一代GMR生物传感器，可实现对小尺寸磁珠(直径200 nm)的探测，且灵敏度更高( )。虽然磁性生物检测系统取得一定的成绩，但距离实用化仍有很大的距离。