在整个系统中，生物特异性反应通过磁性微粒的存在与数量来体现。目前采用的磁性颗粒(如γ一Fe2O3，Fe3O4，NiFe等)可分为微米级和亚微米级两类，较大的磁性颗粒(约1～3μm)在形状上比较容易实现统一，虽然磁性物质含量较低(约15％)，但相对较大的体积，磁性微粒在传感器表面产生的磁场分量仍然较大，另外，大体积也便于显微计数。其缺点是无法高密度地绑定在传感器表面，因此检测到的生物分子较少。纳米尺度的磁性颗粒具有很高的磁性含量(70％～80％)，但是由于制备工艺的限制，同一批次，其大小和形状都有较大差异，对定量分析非常不利。而且，体积小的纳米磁性颗粒容易快速簇集，导致输出的信号失真。但是，采用敏感度更高的传感器和更先进的检测分析系统，可以部分满足小体积磁性颗粒的应用要求，2005年，美国斯坦福大学Guanxi(mg Li等实验验证了当自旋阀传感器阵列尺寸与磁性颗粒尺寸(直径为16 nm的超顺磁Fe3O4颗粒)相近时，传感器输出信号与绑定的颗粒数量呈比较理想的正比关系，从而体现了采用小体积纳米磁性标记，自旋阀传感器阵列在生物检测中的定量分析能力。
3.3 传感器阵列的物理参数
GMR传感器合适的层厚可以保证两个磁性层反平行耦合，从而保证在没有外加磁场的情况下，设备处于高电阻值状态。另外，因为GMR传感器的电阻值主要取决于电子自旋散射，所以其层厚必须比大部分材料中电子的平均自由程(约几个纳米)小，典型的GMR磁性传感器的层厚大约是2～6 nm。
同时，采用与生物分子尺度相同的传感器(蛋白质、DNA、RNA和病毒等都在1～100 nm的尺度范围)，能够有效增加检测的灵敏度。目前，受制于制备的复杂性，减小传感器的尺寸仍然十分困难，国内研究机构应用传统的光学光刻技术，受光波波长和数值孔径等因素的限制，难以制作线宽小于100 nm的图案。然而更先进的极端远紫外光刻、电子束直写、离子投影光刻技术、X光光刻、电子束投影等技术虽然能克服上述限制，但系统复杂，造价十分昂贵。因而，基于传统光刻技术上改进的浸没式光刻系统、微接触印刷、纳米压印光刻等新的制备技术，将是基材表面批量获取纳米量级GMR传感器阵列中最具潜力的技术。
除传感器本身的物理参数外，GMR传感器对磁场的距离也非常敏感，磁性颗粒的寄生磁场随其与传感器敏感层的距离呈3阶衰减，所以，应尽量减小传感器与磁性标记之间的距离，以减少对传感器灵敏度的过高要求。但是，在实际检测中，为了防止传感器表面被生物溶液侵蚀和牢固结合生物探针，又必须在传感器表面覆盖保护层(7 nm。PEI／PMMA；1μm氮化硅)和生物结合层(金属材料、玻璃、石英或表面为氧化硅的硅片)。因此，超薄惰性材料和生物结合材料的发现与工艺的提高也是提高磁性生物检测系统性能必不可少的条件。
3.4 外加磁场
检测中需要外加激励磁场磁化超顺磁颗粒，针对不同的磁性传感器，磁性激励场可以平行于传感器表面，也可以垂直于传感器表面。平行方式相对优于垂直方式，当传感器上方不存在磁性微粒时，平行方式不会产生信号输出，而且激励场即使有一定的角度偏转，也不会导致片上分量的产生。另外，激励场可以采用直流激励场或交流激励场，在交流激励场作用下，传感器输出交流信号，通过锁相放大技术，可以获得较高的信噪比，方便信号的提取。但是，相比DC激励场而言，AC激励场会导致电磁干扰，需要在后端设计交流。EMI滤波及整流滤波电路，增加了电路复杂性。另外，外加交流激励磁场频率需要均衡考虑，如果过高，系统中的感性阻抗元件(如电磁铁等)会使电桥输出的信号大幅减弱；如果激励磁场频率太低，又会增加1／f噪声。对于某些GMR传感器，还需要外加偏置磁场，用于固定自由层、控制传感器工作在线性区间以及防止磁性微粒的初始极化。然而亚微米级的传感器，由于其自由层已处于单磁畴状态，可以不施加偏置场，从而提高自由层磁化时的自由度，增加传感器在易轴的敏感性。
3.5 采用信号放大技术
由于GMR传感器阵列输出的信号非常微弱，并且信号中不可避免地存在1／f噪声和散粒噪声，为了精确测量掩埋在噪声中生物信号的幅值及相位，通常用前置低噪声放大器、带通滤波器、可控增益放大器、相敏检测电路、正交移相电路、差分直流放大电路等组成的锁相放大设备来抑制差模噪声和共模噪声，对传感器输出的信号进行预处理。
4 结 语
利用GMR传感器组成阵列，对磁性标记的生物分子的检测进行研究工作已经开展了近十年，这里就检测方法的基本原理、发展情况、影响检测效果的各项因素进行介绍和分析。目前制约GMR传感器阵列生物检测性能的关键是制备工艺和材料的问题，在进一步的研究中，需要采用生物分子尺度相同、高灵敏的新型GMR传感器，研究新的生物机能性保护膜，在避免互扰的基础上，在芯片上布局更密集、有效生物结合面更大的阵列，改善传感器的线性度，保证亚微米级的超顺磁颗粒形态的均一，才能有效促进GMR传感器阵列在生物检测上的应用。
