CN102706954B - 自旋阀gmr薄膜结构、具有其的生物传感器及制作方法 - Google Patents

Abstract

本发明提出一种自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构，包括：衬底；形成在所述衬底之上的缓冲层；依次形成在所述缓冲层之上的复合自由层；形成在所述复合自由层之上的隔离层，所述隔离层为非磁材料；形成在所述隔离层之上的被钉扎层；形成在所述被钉扎层之上的钉扎层；形成在所述钉扎层之上的覆盖层。本发明具有高磁阻率，很好的矫顽力，提高了对生物分子浓度的检测极限，并且可以批量生产应用。本发明还提出一种生物传感器及其制作方法、多通道扫描电路检测系统以及生物检测方法。

Description

自旋阀GMR薄膜结构、具有其的生物传感器及制作方法

技术领域

本发明涉及微电子学和医学技术领域，特别涉及一种自旋阀GMR薄膜结构、具有其的生物传感器、生物传感器的制作方法、具有上述生物传感器的多通道扫描电路检测系统以及生物检测方法。

背景技术

磁生物传感器技术是基于各种磁电阻效应而制备的，其感知一定浓度的生物分子磁标记体产生的微弱的磁信号，将磁信号转换为电信号，从而实现对待测生物分子定性及定量检测的一种新技术。自从1988年Fert教授科研组发现GMR效应,基于该效应的应用研究迅速发展,并成为基础研究快速转化为商业应用的国际典范。相对于荧光检测等传统检测方式来说，GMR（GiantMagnetoResistive，巨磁电阻）生物传感器抗干扰能力强，更能适应恶劣的检测环境和背景干扰。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。

世界上第一个GMR生物传感器器件是由Baselt等人在美国海军研究实验室(NRL)中研制的磁球阵列计数器（BeadArrayCounter,BARC）。尽管第一代GMR生物传感器芯片十分原始，但已显示了良好的特异性和灵敏度，具有磁标记的信号比无磁标记的背景信号高出10倍以上，而且此传感器已表现出现场检测和多目标检测的潜在能力。目前美国的国家海军实验室、斯坦福大学的研究小组和荷兰的飞利浦研究小组在GMR生物传感器方面的研究处在世界的领先位置。

目前国内也有多个高校和研究所投身于GMR生物传感器的研究当中，在多层膜和自旋阀GMR薄膜制作技术上取得了诸多成效。但受到研究环境和条件的限制，制备出来的GMR薄膜性能上还无法达到理想水平，电路检测系统简单粗糙，而且都停留在利用GMR传感器对表面磁球检测的层面，没有真正地实现磁标记免疫活性生物分子在传感器表面上的固定然后对磁球信号采集处理的检测技术，因此，目前也没有出现磁标记GMR生物传感器的实用产品，应用于医学领域的疾病诊断当中。

发明内容

本发明的目的旨在至少解决上述技术缺陷之一。

为此，本发明的第一个目的在于提供一种自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构，该GMR薄膜结构具有良好的性能。本发明的第二个目的在于提供一种生物传感器。本发明的第三个目的在于提供一种生物传感器的制作方法。本发明的第四个目的在于提供一种多通道扫描电路检测系统。本发明的第五个目的在于提供一种生物检测方法。

为达到上述目的，本发明第一方面的实施例提出一种自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构，包括：衬底；形成在所述衬底之上的缓冲层；依次形成在所述缓冲层之上的复合自由层；形成在所述复合自由层之上的隔离层，所述隔离层为非磁材料；形成在所述隔离层之上的被钉扎层；形成在所述被钉扎层之上的钉扎层；形成在所述钉扎层之上的覆盖层。

根据本发明实施例的自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构，具有高磁阻率，很好的矫顽力，提高了对生物分子浓度的检测极限，并且可以批量生产应用。

本发明第二方面的实施例提出一种生物传感器，包括：本发明第一方面实施例提供的自旋阀GMR薄膜结构、形成于自旋阀GMR薄膜结构相连的金属导线、覆盖自旋阀GMR薄膜结构及部分地覆盖所述金属导线的钝化层；形成在所述钝化层之上的生物亲和层。

根据本发明第二方面的实施例的生物传感器，采用复合钝化层结构，既有效地保护了传感器表面不受溶液侵蚀，又保证了系统检测灵敏度的要求，并且可以批量生产应。

本发明第三方面的实施例提供一种生物传感器的制作方法，包括如下步骤：

提供衬底，并对所述衬底进行清洗；

在所述衬底之上形成自旋阀GMR薄膜，并刻蚀所述自旋阀GMR薄膜以形成本发明第一方面实施例所述的自旋阀GMR薄膜结构；

形成于所述自旋阀GMR薄膜结构相连的金属导线；

形成覆盖所述自旋阀GMR薄膜结构及所述金属导线的钝化层；

在所述钝化层之上形成生物亲和层；以及

刻蚀所述钝化层及所述生物亲和层以暴露所述金属导线的一部分。

根据本发明实施例的生物传感器的制作方法，采用复合钝化层结构，既有效地保护了传感器表面不受溶液侵蚀，又保证了系统检测灵敏度的要求，并且制作技术稳定、操作步骤简单，可以批量生产应用。

本发明第四方面的实施例提供一种多通道扫描电路检测系统，包括根据本发明第二方面实施例提供的生物传感器，多通道检测器，所述多通道检测器与所述生物传感器相连；多路选择器，所述多路选择器与所述多通道检测器相连；低噪声放大器，所述低噪声放大器与所述多路选择器相连；带通滤波器，所述带通滤波器与所述低噪声放大器相连；以及LabVIEW控制器，所述LabVIEW控制器用于对所述多通道检测器和所述多路选择器进行控制。

根据本发明第四方面实施例提供的多通道扫描电路检测系统，具有信噪比高，灵敏度高，稳定性好的特点，能准确反映磁传感器对纳米磁球边缘场的磁电阻变化影响。此外，采用多通道扫描的检测方式，并利用LABVIEW实现控制，能够有效控制系统状态和输出，并实时显示输出电压信号，且技术稳定、操作步骤简单，可以批量生产应用。

本发明第五方面的实施例提供一种生物检测方法，包括如下步骤：

将待测生物分子和纳米磁球进行结合以形成携带磁标记的待测生物分子；

将所述携带磁标记的待测生物分子固定在本发明第二方面实施例所述的生物传感器的表面；以及检测所述纳米磁球的边缘场响应信号，并将所述纳米磁球的边缘场响应信号转换为对应的电压信号以检测所述待测生物分子的浓度。

根据本发明实施例的生物检测方法，采用纳米磁球标记免疫活性分子，利用GMR磁传感器对磁球的响应信号来反映生物分子浓度的检测方法，这种检测平台能够针对多种生物分子进行浓度的检测和区间估算，并且技术稳定、操作步骤简单，可以批量生产应用。

本发明附加的方面和优点将在下面的描述中部分给出，部分将从下面的描述中变得明显，或通过本发明的实践了解到。

附图说明

本发明上述的和/或附加的方面和优点从下面结合附图对实施例的描述中将变得明显和容易理解，其中：

图1为根据本发明实施例的自旋阀GMR薄膜结构的示意图；

图2为根据本发明实施例的生物传感器制作方法的流程图；

图3a为根据本发明实施例的光刻Ⅰ阶段的结构示意图；

图3b为根据本发明实施例的光刻Ⅱ阶段的结构示意图；

图3c为根据本发明实施例的光刻Ⅲ阶段的结构示意图；

图3d为根据本发明实施例的光刻Ⅳ阶段的结构示意图；

图4为根据本发明实施例的多通道扫描电路检测系统的示意图；

图5为根据本发明实施例的生物检测方法的流程图；以及

图6为根据本发明实施例的磁标记生物传感器的结构图。

具体实施方式

下面详细描述本发明的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，仅用于解释本发明，而不能解释为对本发明的限制。

下文的公开提供了许多不同的实施例或例子用来实现本发明的不同结构。为了简化本发明的公开，下文中对特定例子的部件和设置进行描述。当然，它们仅仅为示例，并且目的不在于限制本发明。此外，本发明可以在不同例子中重复参考数字和/或字母。这种重复是为了简化和清楚的目的，其本身不指示所讨论各种实施例和/或设置之间的关系。此外，本发明提供了的各种特定的工艺和材料的例子，但是本领域普通技术人员可以意识到其他工艺的可应用于性和/或其他材料的使用。另外，以下描述的第一特征在第二特征之“上”的结构可以包括第一和第二特征形成为直接接触的实施例，也可以包括另外的特征形成在第一和第二特征之间的实施例，这样第一和第二特征可能不是直接接触。

在本发明的描述中，需要说明的是，除非另有规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是机械连接或电连接，也可以是两个元件内部的连通，可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语的具体含义。

参照下面的描述和附图，将清楚本发明的实施例的这些和其他方面。在这些描述和附图中，具体公开了本发明的实施例中的一些特定实施方式，来表示实施本发明的实施例的原理的一些方式，但是应当理解，本发明的实施例的范围不受此限制。相反，本发明的实施例包括落入所附加权利要求书的精神和内涵范围内的所有变化、修改和等同物。

下面参考图1描述根据本发明实施例的自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构。

如图1所示，本发明实施例的自旋阀GMR薄膜结构包括衬底101、形成在衬底101之上的缓冲层102、依次形成在缓冲层102之上的复合自由层、形成在复合自由层之上的隔离层105、形成在隔离层105之上的被钉扎层106、形成在被钉扎层106之上的钉扎层107以及形成在钉扎层107之上的覆盖层108。

在本发明的一个实施例中，衬底101的材料可以为抛光加工后的玻璃。玻璃本身绝缘而不需要另外氧化形成绝缘层，从而可以节约实验成本，并且制造工艺简便。

在本发明的一个实施例中，隔离层105可以为非磁材料。其中，隔离层105包括铜Cu。隔离层105的厚度为1.8nm。非磁性材料Cu将两个磁性层隔离开，两个磁性层则通过Cu层具有一定的耦合作用。

在本发明的一个实施例中，覆盖层108包括钽Ta。其中，覆盖层108的厚度为3nm。Ta除了能起缓冲层的作用外，同时还具有保护功能。在整个自旋阀薄膜的最顶部再溅射一层Ta可以保护下面的功能层，防止自旋阀被腐蚀和氧化。

在本发明的又一个实施例中，钉扎层107包括IrMn，例如Ir19Mn81，IrMn具有较高的失效温度，较小的特征厚度，较高的交换偏置场，而且抗腐蚀性好，不需要退火。被钉扎层106包括CoFe，例如Co90Fe10。CoFe的矫顽力较大。

其中，被钉扎层106的厚度为3.5nm，钉扎层107的厚度为11nm。

在本发明的一个实施例中，复合自由层包括第一自由层103和第二自由层104，其中，第一自由层103包括NiFe，第二自由层104包括CoFe。其中，复合自由层的厚度为5.5nm。

NiFe和CoFe的矫顽力比较小，饱和场比较低，较小的外加磁场即可让它的磁化方向翻转。插入一层较薄的Co90Fe10（at%）将二者隔离开，可以保证不会发生层间扩散和提高界面处的自旋相关散射。其中，Co-Fe不宜太厚。

在本发明的一个实施例中，缓冲层102包括β-Ta。其中，缓冲层102为籽晶层，且厚度为5nm。β-Ta对生长在其上的各层金属薄膜的织构有很大改善，从而改善自旋阀的性能，因此选择Ta作为缓冲层的材料。

在本发明的一个实施例中，钉扎层107可以为顶钉扎层或底钉扎层，即钉扎层可以位于复合自由层上方或下方。具体地，位于复合自由层上方的钉扎层为顶钉扎层，位于复合层下方的钉扎层为底钉扎层。底钉扎层的巨磁电阻GMR薄膜结构，由于自由层距离传感器表面相比顶定扎自旋阀薄膜结果离传感器表面更近，制备出来的传感器对磁球的响应效果会有一些提升。

但是，在不需要退火的情况下，顶钉扎层的自旋阀结构的反铁磁材料生长的晶格织构较底定扎自旋阀结构的反铁磁材料生长的晶格织构更佳，因此在薄膜溅射完成后的自旋阀性能更加理想。

并且，针对顶钉扎层的自旋阀GMR薄膜结构，专门定制的四次光刻工艺流程方案和版图设计，能够成功地制备出性能优良的GMR薄膜，磁阻率高，矫顽力小、线性范围大。

根据本发明实施例的自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构，具有高磁阻率，很好的矫顽力，提高了对生物分子浓度的检测极限，并且可以批量生产应用。

本发明第二方面的实施例提供一种生物传感器，包括本发明第一方面实施例提供的自旋阀GMR薄膜结构、形成于上述自旋阀GMR薄膜结构相连的金属导线、覆盖上述自旋阀GMR薄膜结构及部分地覆盖金属导线的钝化层进而形成在钝化层之上的生物亲和层。

在本发明的一个实施例中，钝化层为SiO2，生物亲和层为Au。

具体地，通过PECVD方法在200℃的条件下制备SiO2钝化层，生成生长的SiO2薄膜，然后通过lift-off工艺在信号单元表面溅射Ti20nm/Au50nm作为生物亲和层，用以生长生物探针。针对信号单元采用SiO2和Ti/Au的复合层钝化结构组成，金膜上能够通过生物化学方法固定上生物探针，从而提供了一个生物接口。

然后在硅片表面信号单元之外旋涂一层2μm厚的SU-8胶，并经过光刻显影将信号单元之上覆盖的SU-8胶去掉。最后，在180℃的温度下对传感器加热10分钟将SU-8胶固化，从而完成传感器钝化层的制备。针对参考单元传感单元，由SiO2和SU-8胶的复合结构来保护，不仅满足了生物传感器在液体环境能正常工作的要求，并且能有效的屏蔽磁球边缘场对电桥传感器中参考单元的影响。

钝化层可以在液体环境下防止溶液腐蚀，保护传感器的内部结构。同时，GMR生物传感器的检测对象为磁球边缘场，磁球离自旋阀自由层距离越大，生物传感器输出信号越小，所以钝化层的厚度在能够实现阻蚀作用的前提下越薄越好。

根据本发明实施例的生物传感器，采用复合钝化层结构，既有效地保护了传感器表面不受溶液侵蚀，又保证了系统检测灵敏度的要求，并且制作技术稳定、操作步骤简单，可以批量生产应用。

下面参考图2描述本发明第三方面的实施例提供的生物传感器的制作方法。

如图2所示，本发明实施例提供的生物传感器的制作方法，包括如下步骤：

步骤S201，提供衬底，并对衬底进行清洗。

步骤S2011，对首次使用的衬底302清洗按照以下步骤执行，其中，衬底301可以为硅片，如图3a所示。

（1）使用回收硫酸：双氧水＝4:1的配比溶液浸没硅片，煮沸至没有气泡，例如煮2分钟左右。

（2）凉水1分钟＋热水2分钟＋凉水2分钟冲洗。

（3）使用I号液〔去离子水：双氧水（30%）：氨水（28%）＝5:2:1〕煮沸两分钟。

（4）凉水1分钟＋热水2分钟＋凉水2分钟冲洗。

（5）新硫酸：双氧水＝4:1的配比溶液浸没Si片煮沸。

（6）凉水1分钟＋热水2分钟＋凉水2分钟冲洗。

（7）在电炉上烘烤20分钟，执行下步工艺。

在本发明的一个实施例中，还包括如下步骤：对衬底302进行氧化以形成绝缘衬底307。

步骤S2012，然后对Si片进行氧化，形成绝缘衬底307。硅片要清洗干净，不能有污点和水痕，氧化时硅片放置在石英舟中保持自然站立在石英舟中的状态，以免氧化产生应力。使用干湿干法氧化的硅片。其中氧化层的厚度大于600nm，适用于线性GMR传感器的制作。

步骤S202，在衬底之上形成自旋阀GMR薄膜，并刻蚀自旋阀GMR薄膜以形成本发明第一方面实施例的自旋阀GMR薄膜结构。

步骤S2021，直流磁控溅射系统溅射自旋阀薄膜。

溅射时注意硅片的晶向与诱导磁场方向的关系，如使用Si（100）基片时，Si片晶向的缺口边应该与诱导磁场的方向垂直。镀膜程序的选择可根据实际需要决定。

步骤S2022，光刻I，形成自旋阀磁阻条掩膜301，如图3a所示。

光刻I的目的是为了IBE（IonBeamEtching，离子束刻蚀）刻蚀工艺形成掩模，甩胶时可以使光刻胶薄些，例如1.2微米，显影后需要坚膜，提高光刻胶掩模的抗刻蚀能力。

步骤S2023，离子束刻蚀（IBE）。

在本发明的另一个实施例中，还包括如下步骤：通过离子束刻蚀法间隔地对自旋阀GMR薄膜进行刻蚀。

离子束刻蚀是一种干法图形化的方法，刻蚀前应作陪片以保证在所选的刻蚀时间内彻底刻透。刻蚀时，离子束能量通常选用300eV或500eV。为了放止光刻胶过热变形，刻蚀应以少时多次方式进行。例如，每次刻蚀1分半钟休息2分钟，总共刻蚀6次。在刻蚀前，应检查光刻的图形中磁阻条的方向是否与硅片的晶向一致，刻蚀后要检查是否刻透。

在本发明的一个实施例中，通过以下方式中的一种或两种检查是否刻透：

（1）显微镜观察Si氧化层的颜色；

（2）用万用表测导电性。

如果存在问题，则需要重新光刻。

步骤S2024，去胶。

去除光刻I中作掩模用的光刻胶，可以采用以下方式：用丙酮浸泡，也可以用80w功率超声辅助一段时间以加快去胶速度。去胶完成后，检查是否有残留的光刻胶。如果有的残留的光刻胶，可用酒精冲洗，或棉球擦清除残留的光刻胶。

步骤S203，形成于自旋阀GMR薄膜结构相连的金属导线。

步骤S2031，光刻II，形成金属导线。

为了“正胶剥离”工艺而进行的光刻，光刻通常使用正胶，应保证光刻胶的厚度大于2微米。显影时作泡氯苯处理（约1分钟），以使光刻胶边沿陡利用剥离，显影后不用作后烘坚膜处理，方便“正胶剥离”工艺的操作。

步骤S2032，直流溅射厚的Al层，从而形成金属AL导线303，如图3b所示。

在溅射前为了保证Al与自旋阀薄膜的良好接触，需要经过氧plasma清洁自旋阀薄膜表面，以去除第二次光刻中残余的正胶。在不影响GMR膜性能的前提下，去胶的时间优选为20分钟左右。去胶结束后，需要对自旋阀表面进行反刻，以去除表面的氧化层结构，使得自旋阀薄膜与导线之间形成良好的接触。

步骤S2033，正胶剥离完成金属结构的图形化。

正胶剥离是指利用丙酮等有机溶液对光刻胶的解离作用清除光刻胶上的薄膜（金属薄膜或氧化物薄膜）的方法。采用正胶剥离时，光刻胶的厚度至少应是被剥离薄膜厚度的2~3倍。具体剥离方法是，用丙酮溶液长时间浸泡，直到被剥离薄膜大面积裂开、分离、脱落，残留在硅片上的薄膜可以用超声设备辅助以彻底除净，为不破坏薄膜结构，超声功率选择80w，超声时间视薄膜去除情况而定。对粘附较结实的薄膜可用棉球小心进行擦除。最后用酒精冲洗硅片，以保证没有残留物。

步骤S204，形成覆盖自旋阀GMR薄膜结构及金属导线的钝化层304，如图3c所示。

选择PECVD在200°C的条件下制备SiO2钝化层304，分两次长SiO2，每次生长100nm。分两次长SiO2的优点在于可以错开上下两层SiO2中的“孔洞”，以减小溶液中离子的渗透率。

步骤S205，在钝化层304之上形成生物亲和层305。

在钝化层304之上进行光刻，形成生物层所需Au区域。在溅射Au之前，溅射 的Ti作为粘附层，以便Au与钝化层的粘附更加牢固。通过正胶剥离工艺形成Au层生物亲和区域。

步骤S206，刻蚀钝化层304及生物亲和层305以暴露金属导线303的一部分。

步骤S2061，光刻IV，旋涂SU-8胶306作为加强钝化层304，如图3d所示。

在传感器表面旋涂一层2μm厚的SU-8胶306作为保护层，经曝光显影形成图形，将Au层生物亲和区域以及Pad图形暴露出来。将涂有SU-8的硅片放入到烘箱中，让烘箱缓慢升温到180℃，以防止SU-8突然涨裂。加热十分钟后，将烘箱温度缓慢降低到室温，取出硅片，完成SU-8胶在传感器表面的固化。

在本发明的一个实施例中，还可以用氮化硅代替SU-8胶，即使用二氧化硅和氮化硅的复合钝化层，通过PECVD法生长，在两种薄膜厚度都足够大的情况下，也能够满足保护传感器内部结构和生物检测灵敏度的要求。

步骤S2062，湿法腐蚀露出Pad。

由于步骤S204和步骤S205两步工艺中形成的Au和SU-8形成了天然的腐蚀阻蚀层，本步工艺中不需要再旋涂光刻胶辅助钝化层SiO2的腐蚀，直接将硅片浸泡在腐蚀液中进行腐蚀即可。

在本发明的一个实施例中，腐蚀液的成分为NH4F:HF:H2O=5:1:1。

根据本发明实施例的生物传感器的制作方法，采用复合钝化层结构，既有效地保护了传感器表面不受溶液侵蚀，又保证了系统检测灵敏度的要求，并且制作技术稳定、操作步骤简单，可以批量生产应用。

下面参考图4描述本发明实施例提供的多通道扫描电路检测系统。本发明实施例的多通道扫描电路检测系统可以用于处理自旋阀GMR生物传感器的感应信号。具体地，自旋阀GMR生物传感器由于巨磁效应会对磁球边缘场产生磁电阻的响应变化。本发明实施例的多通道扫描电路检测系统将上述磁电阻变化转换为电压信号，并对电压信号进行放大和滤波。其中，本发明实施例的多通道扫描电路检测系统包括多个通道，利用LabVIEW程序进行控制，可以实现实时多通道扫描检测。

如图4所示，本发明实施例提供的多通道扫描电路检测系统包括：本发明第二方面实施例提供的生物传感器、多通道检测器401、多路选择器403、低噪声放大器404、带通滤波器405和LabVIEW控制器402。其中，多通道检测器401与生物传感器相连，多路选择器403与多通道检测器401相连，低噪声放大器（LNA）404与多路选择器（MUX）403相连，带通滤波器（BPF）405与低噪声放大器404相连，LabVIEW控制器用于对多通道检测器401和多路选择器403进行控制。

在本发明的一个实施例中，多通道检测器401包括8路检测通道，分别为Chan1、Chan2、Chan3、Chan4、Chan5、Chan6、Chan7和Chan8。具体地，多通道检测器401通过8个不同的信号通道对8组惠斯通电桥的两端电压信号进行监测。当生物传感器的GMR传感单元磁电阻发生变化时，通过LavVIEW程序对多路选择器403进行扫描选通，8个信号通道将轮流输出电压信号，然后通过低噪放大器404对电桥输出的微弱信号进行放大。并且利用带通滤波器405将需要的交流信号频率从其他噪声中滤取出来，通过计算机显示出来。

生物传感器和对应的信号检测电路上都设计了多个GMR惠斯通电桥的通道，上述通道的GMR传感器单元散落在芯片表面，通过多通道数据，可以反映出生物分子固定在表面上的均匀性以及这种不规则分布对传感器相应的影响。

在本发明的又一个实施例中，本发明实施例的多通道扫描电路检测系统还包括模拟/数字转换器406，用于将带通滤波器405输出的模拟信号转换为数字信号以便通过计算机显示出来，供用户参考。

LabVIEW控制器402对多通道检测器401、多路选择器403、低噪声放大器404和带通滤波器405进行扫描控制。其中，多通道检测器401、多路选择器403、低噪声放大器404和带通滤波器405的控制信号均由LabVIEW控制器402通过并口线来提供。8位数据位分别给检测电路中的多个芯片，包括多路选择器403、低噪放大器404和带通滤波器405以分配地址和数据。

LabVIEW控制器402可以将需要控制得到的参数在前面板中直接输入即可，通过运行程序就会将各个参数传入后面板，进行各个运算和控制，并将控制码有序地写入并口端，以此来控制每个元器件的状态和输出。

在本发明的一个实施例中，LabVIEW控制器402通过对多个通道设定“时间片”实现对各个芯片的实时扫描检测。LabVIEW控制器402可以在一个“时间片”内完成对应通道的信号采集和放大滤波输出，在该“时间片”内能够实时地显示并记录信号数据。“时间片”用完之后，LabVIEW控制器402将多路选择器403的选通信号自动切换至下一个通道，从而实现对多个通道的轮流扫描检测。

在本发明的又一个实施例中，本发明实施例提供的多通道扫描电路检测系统还可以采用单片机代替LabVIEW控制器402实现对多路选择器、多路检测器及低噪声放大器的扫描控制，即通过采用单片机的接口设计和编程控制设计实现对各个元器件的扫描控制，相对于LabVIEW程序更易于实现，并且输出信号也可以通过数码管实时显示。

根据本发明实施例的多通道扫描电路检测系统，具有信噪比高，灵敏度高，稳定性好的特点，能准确反映磁传感器对纳米磁球边缘场的磁电阻变化影响。此外，采用多通道扫描的检测方式，并利用LABVIEW实现控制，能够有效控制系统状态和输出，并实时显示输出电压信号，且技术稳定、操作步骤简单，可以批量生产应用。

下面参考图5和图6描述根据本发明实施例的生物检测方法。本发明实施例的生物检测方法采用纳米磁标记技术，采用纳米磁球标记抗原分子。利用自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构构成的生物传感器感测磁球，从而间接感测抗原分子，进而对通过生化反应固定在生物传感器表面的标记有纳米磁球的多种免疫活性分子进行分子浓度的检测。具体地，将待测生物分子的浓度信息与所标记磁球的浓度关联，通过生物传感器采集生物分子上标记的纳米磁球边缘场响应信号，然后将磁球边缘场信号通过巨磁效应GMR转化为磁电阻变化信号，最后将磁电阻变化采集转化为易于处理和观测的电压信号，从而间接地反映待测生物分子的浓度信息。这种生物检测方式可应用于多种蛋白、核酸以及其他生物分子。

步骤S501，将待测生物分子和纳米磁球进行结合以形成携带磁标记的待测生物分子。

步骤S5011，在生物传感器的表面形成生物亲和层。

在生物传感器（GMRspin-vavlesensor）的生物亲和层的Au膜表面自组装形成巯基化合物层以作为生物亲和层（Au-thiolSAM）。

生物传感器设计为8个半桥通道和2个全桥通道，每一个通道中都有信号单元和参考单元，并共用信号输入端。对于每一个信号单元，采用相同面积的磁电阻膜并联或串联而成。完成工艺流水之后，对GMR传感器硅片进行划片、压焊并用DIP24管壳封装。由于生物传感器将在液体环境中进行生化实验，因此对生物传感器周围的导线进行涂胶，以保护导线和焊盘，以免烧坏芯片。

步骤S5012，将待测生物分子的一抗体与生物亲和层结合。

将一抗体和巯基化合物结合。

步骤S5013，将待测生物分子的抗原和一抗体结合。

步骤S5014，将已连接生物素的待测生物分子的二抗体与抗原结合。

步骤S5015，将已连接链霉亲和素的纳米磁球与二抗体表面的生物素结合。

步骤S502，将携带磁标记的待测生物分子固定在本发明上述实施例提供的生物传感器的表面。

步骤S503，检测纳米磁球的边缘场响应信号，并将纳米磁球的边缘场响应信号转换为对应的电压信号以检测待测生物分子的浓度。

在本发明的一个实施例中，还包括如下步骤：利用多通道扫描电路检测系统检测多种待测生物分子的浓度曲线；根据浓度曲线估算对应的待测生物分子的浓度区间。

为方便传感器表面的生物分子固定实验，将生物传感器和多通道扫描电路检测系统分别设计在两块PCB板上，系统整合时将转接小板连接到实时多通道扫描电路检测系统的母板。系统初始化之后，即能实时显示交流检测系统的各个通道的检测数据，与之前数据相比，即可得到在不同生物分子浓度下传感器的信号相应曲线，用此浓度曲线来估算未知浓度的生物分子的浓度区间范围。

具体地，通过专用的管壳对GMR生物传感器芯片进行封装，同时在芯片正上方形成一个足够空间的生化反应池。然后将管壳固定在多通道扫描电路检测系统的PCB板上的对应底座，这样的整合方式和检测平台能够针对多种生物分子进行浓度的检测和区间估算。

根据本发明实施例的生物检测方法，采用纳米磁球标记免疫活性分子，利用GMR磁传感器对磁球的响应信号来反映生物分子浓度的检测方法，这种检测平台能够针对多种生物分子进行浓度的检测和区间估算，并且技术稳定、操作步骤简单，可以批量生产应用。

流程图中或在此以其他方式描述的任何过程或方法描述可以被理解为，表示包括一个或更多个用于实现特定逻辑功能或过程的步骤的可执行指令的代码的模块、片段或部分，并且本发明的优选实施方式的范围包括另外的实现，其中可以不按所示出或讨论的顺序，包括根据所涉及的功能按基本同时的方式或按相反的顺序，来执行功能，这应被本发明的实施例所属技术领域的技术人员所理解。

在流程图中表示或在此以其他方式描述的逻辑和/或步骤，例如，可以被认为是用于实现逻辑功能的可执行指令的定序列表，可以具体实现在任何计算机可读介质中，以供指令执行系统、装置或设备（如基于计算机的系统、包括处理器的系统或其他可以从指令执行系统、装置或设备取指令并执行指令的系统）使用，或结合这些指令执行系统、装置或设备而使用。就本说明书而言，"计算机可读介质"可以是任何可以包含、存储、通信、传播或传输程序以供指令执行系统、装置或设备或结合这些指令执行系统、装置或设备而使用的装置。计算机可读介质的更具体的示例（非穷尽性列表）包括以下：具有一个或多个布线的电连接部（电子装置），便携式计算机盘盒（磁装置），随机存取存储器（RAM），只读存储器（ROM），可擦除可编辑只读存储器（EPROM或闪速存储器），光纤装置，以及便携式光盘只读存储器（CDROM）。另外，计算机可读介质甚至可以是可在其上打印所述程序的纸或其他合适的介质，因为可以例如通过对纸或其他介质进行光学扫描，接着进行编辑、解译或必要时以其他合适方式进行处理来以电子方式获得所述程序，然后将其存储在计算机存储器中。

应当理解，本发明的各部分可以用硬件、软件、固件或它们的组合来实现。在上述实施方式中，多个步骤或方法可以用存储在存储器中且由合适的指令执行系统执行的软件或固件来实现。例如，如果用硬件来实现，和在另一实施方式中一样，可用本领域公知的下列技术中的任一项或他们的组合来实现：具有用于对数据信号实现逻辑功能的逻辑门电路的离散逻辑电路，具有合适的组合逻辑门电路的专用集成电路，可编程门阵列（PGA），现场可编程门阵列（FPGA）等。

本技术领域的普通技术人员可以理解实现上述实施例方法携带的全部或部分步骤是可以通过程序来指令相关的硬件完成，所述的程序可以存储于一种计算机可读存储介质中，该程序在执行时，包括方法实施例的步骤之一或其组合。

此外，在本发明各个实施例中的各功能单元可以集成在一个处理模块中，也可以是各个单元单独物理存在，也可以两个或两个以上单元集成在一个模块中。上述集成的模块既可以采用硬件的形式实现，也可以采用软件功能模块的形式实现。所述集成的模块如果以软件功能模块的形式实现并作为独立的产品销售或使用时，也可以存储在一个计算机可读取存储介质中。

上述提到的存储介质可以是只读存储器，磁盘或光盘等。

在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不一定指的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任何的一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。

尽管已经示出和描述了本发明的实施例，对于本领域的普通技术人员而言，可以理解在不脱离本发明的原理和精神的情况下可以对这些实施例进行多种变化、修改、替换和变型，本发明的范围由所附权利要求及其等同限定。

Claims (12)

1.一种自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构，其特征在于，包括：

衬底，所述衬底为抛光加工后的玻璃；

形成在所述衬底之上的缓冲层，所述缓冲层包括β-Ta，且所述缓冲层的厚度为5nm；

依次形成在所述缓冲层之上的复合自由层，所述复合自由层的厚度为5.5nm，所述复合自由层包括第一自由层和第二自由层，其中，所述第一自由层包括NiFe，所述第二自由层包括CoFe；

形成在所述复合自由层之上的隔离层，所述隔离层为非磁材料，所述隔离层的厚度为1.8nm；

形成在所述隔离层之上的被钉扎层，所述被钉扎层包括CoFe，所述被钉扎层的厚度为3.5nm；

形成在所述被钉扎层之上的钉扎层，所述钉扎层包括IrMn，所述钉扎层的厚度为11nm；以及

形成在所述钉扎层之上的覆盖层，所述覆盖层的厚度为3nm，所述覆盖层包括Ta。

2.一种生物传感器，其特征在于，包括：

如权利要求1所述的自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构；

形成于所述自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构相连的金属导线；

覆盖所述自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构及部分地覆盖所述金属导线的钝化层；以及

形成在所述钝化层之上的生物亲和层。

3.如权利要求2所述的生物传感器，其特征在于，所述钝化层为SiO₂。

4.如权利要求2所述的生物传感器，其特征在于，所述生物亲和层为Au。

5.一种生物传感器的制作方法，其特征在于，包括以下步骤：

提供衬底，并对所述衬底进行清洗；

在所述衬底之上形成自旋阀巨磁电阻GMR薄膜，并刻蚀所述自旋阀巨磁电阻GMR薄膜以形成如权利要求1所述的自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构；

形成于所述自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构相连的金属导线；

形成覆盖所述自旋阀巨磁电阻GMR薄膜结构及所述金属导线的钝化层；

在所述钝化层之上形成生物亲和层；以及

刻蚀所述钝化层及所述生物亲和层以暴露所述金属导线的一部分。

6.如权利要求5所述的生物传感器的制作方法，其特征在于，还包括：

对所述衬底进行氧化以形成绝缘衬底。

7.如权利要求5所述的生物传感器的制作方法，其特征在于，还包括：

通过离子束刻蚀法间隔地对所述自旋阀巨磁电阻GMR薄膜进行刻蚀。

8.如权利要求5所述的生物传感器的制作方法，其特征在于，所述钝化层通过两次PECVD形成。

9.一种多通道扫描电路检测系统，其特征在于，包括：

如权利要求2-4任一项所述生物传感器；

多通道检测器，所述多通道检测器与所述生物传感器相连；

多路选择器，所述多路选择器与所述多通道检测器相连；

低噪声放大器，所述低噪声放大器与所述多路选择器相连；

带通滤波器，所述带通滤波器与所述低噪声放大器相连；以及

LabVIEW控制器，所述LabVIEW控制器用于对所述多通道检测器和所述多路选择器进行控制。

10.一种生物检测方法，其特征在于，包括以下步骤：

将待测生物分子和纳米磁球进行结合以形成携带磁标记的待测生物分子；

将所述携带磁标记的待测生物分子固定在权利要求2-4中任一项所述的生物传感器的表面；以及

检测所述纳米磁球的边缘场响应信号，并将所述纳米磁球的边缘场响应信号转换为对应的电压信号以检测所述待测生物分子的浓度。

11.如权利要求10所述的生物检测方法，其特征在于，所述将待测生物分子和纳米磁球进行结合，包括如下步骤：

在所述权利要求2-4中任一项所述的生物传感器的表面形成生物亲和层；

将所述待测生物分子的一抗体与所述生物亲和层结合；

将所述待测生物分子的抗原和所述一抗体结合；

将已连接生物素的所述待测生物分子的二抗体与所述抗原结合；

将已连接链霉亲和素的所述纳米磁球与所述二抗体表面的生物素结合。

12.如权利要求10或11生物检测方法，其特征在于，还包括如下步骤：

利用权利要求9所述的多通道扫描电路检测系统检测多种所述待测生物分子的浓度曲线；

根据所述浓度曲线估算所述对应的所述待测生物分子的浓度区间。