CN106033063A - 生物感测器结构及其制造方法与生物检测系统 - Google Patents

Abstract

本发明揭露一种生物感测器结构及其制造方法与生物检测系统。生物感测器结构包含基板、中心导体、第一接地导体、第二接地导体和保护层。中心导体设置于基板上，此中心导体在其中心区域定义出用以检测细胞或生物分子的检测区域。第一接地导体设置于基板上，此第一接地导体是位于相对中心导体的一侧。第二接地导体设置于基板上，此第二接地导体是位于相对该中心导体的另一侧。保护层设置于基板、中心导体、第一接地导体和第二接地导体上。在生物感测器结构的厚度方向上，保护层是设置为实质上不与检测区域重叠。

Description

生物感测器结构及其制造方法与生物检测系统

技术领域

本发明涉及一种生物感测器结构，且特别是一种具有用于生物检测的检测区域的基于共平面波导(coplanar waveguide；CPW)的生物感测器结构、生物感测器结构的制造方法和生物检测系统。

背景技术

常规癌症检测技术需要昂贵且复杂的标定程序和广泛地使用化学检测。目前的检测方法包含医学影像以及通过使用血液和尿液的指示分析等。虽然医学影像提供高灵敏度癌症检测，但不能有效应用至大小未至少在0.1厘米的肿瘤细胞(大约为10⁵个肿瘤细胞)。另一方面，在临床检验中，肿瘤标记被广泛使用，例如前列腺特异性抗原(prostate-specific antigen)、癌抗原125(cancerantigen 125)、甲胎蛋白(alpha-fetoprotein)、人绒毛膜促性腺激素(humanchorionic gonadotropin)和DR-70等。然而，此肿瘤检验在血液样本被分离时具有一些限制，例如计算癌症细胞的数量非常耗时，且生理条件(感染、发炎和月经等)可能影响此肿瘤检验的准确度。因此，现今医学诊断应用需要无标签、非侵入式和非生物参数检测技术。

介电检测技术为细胞生物学最重要的工具之一。特别地，从非生物参数研究信号可表明在生物信号中所观察到显著变化之前的早期疾病征兆。目前已提出基于光学、电化学、压电(piezoelectric)和微波感测的方法。然而，此技术仍然具有用途限制、量测持续时间短和灵敏度低等缺点。

发明内容

本发明提供一种生物感测器结构，用以检测例如细胞和生物分子等物体。通过使用本发明所提供的生物感测器结构，可快速且灵敏地检测物体的电子特性。本发明亦提供生物感测器结构的制造方法和使用此生物感测器结构的生物检测系统。

本发明的一方面是在提供一种生物感测器结构。此生物感测器结构包含基板、中心导体、第一接地导体、第二接地导体和保护层。中心导体设置于基板上，此中心导体在其中心区域定义出用以检测细胞或生物分子的检测区域。第一接地导体设置于基板上，此第一接地导体是位于相对中心导体的一侧。第二接地导体设置于基板上，此第二接地导体是位于相对中心导体的另一侧。保护层设置于基板、中心导体、第一接地导体和第二接地导体上。在生物感测器结构的厚度方向上，保护层是设置为实质上不与检测区域重叠。

依据本发明的一或多个实施例，上述中心导体、上述第一接地导体和上述第二接地导体的每一者具有第一金属层和第二金属层。第一金属层是设置于基板上，且第二金属层是设置于第一金属层上。第一金属层和第二金属层包含不同材料。

依据本发明的一或多个实施例，上述第一金属层为钛层，且上述第二金属层为金层。

依据本发明的一或多个实施例，上述检测区域被定义为具有实质介于500微米与2500微米之间的宽度。

依据本发明的一或多个实施例，上述保护层具有实质介于35微米与260微米之间的厚度。

依据本发明的一或多个实施例，上述中心导体包含在其相对两端的第一端部和第二端部。上述保护层被设置为在生物感测器结构的厚度方向上不覆盖第一端部和第二端部。

依据本发明的一或多个实施例，上述中心导体、上述第一接地导体和上述第二接地导体具有实质介于0.5微米与5微米之间的厚度。

依据本发明的一或多个实施例，上述保护层包含聚合物材料。

本发明的另一方面是在提供一种制造生物感测器结构的方法。此方法包含下列步骤。首先，提供基板。接着，在基板上形成中心导体、第一接地导体和第二接地导体。中心导体被形成为在其中心区域定义出用以检测细胞或生物分子的检测区域，且第一接地导体和第二接地导体被形成为分别位于相对中心导体的相对两侧。接着，在基板、中心导体、第一接地导体和第二接地导体上形成保护层。其中，在生物感测器结构的厚度方向上，保护层被形成为实质上不与检测区域重叠。

本发明的另一方面是在提供一种生物检测系统。此生物检测系统包含信号分析器和生物感测器。信号分析器用以在频率范围提供测试信号和从信号传输路径接收测试信号。生物感测器耦接至信号分析器且位于信号传输路径中。生物感测器包含基板、中心导体、第一接地导体、第二接地导体和保护层。中心导体设置于基板上，此中心导体在其中心区域定义出用以检测细胞或生物分子的检测区域，且此中心导体包含在其相对两端的第一端部和第二端部。第一端部和第二端部是分别用以从信号分析器接收测试信号和将测试信号传输至信号分析器。第一接地导体设置于基板上，此第一接地导体是位于相对中心导体的一侧。第二接地导体设置于基板上，此第二接地导体是位于相对中心导体的另一侧。保护层设置于基板、中心导体、第一接地导体和第二接地导体上。在生物感测器结构的厚度方向上，保护层是设置为实质上不与检测区域重叠。

附图说明

为了更完整了解实施例及其优点，现参照结合所附附图所做的下列描述，其中：

图1A绘示依据本发明的一些实施例的生物感测器结构的结构示意图；

图1B绘示图1A中生物感测器结构的上视图；

图2绘示在悬浮液中的单细胞的简化等效电路模型；

图3绘示图1B所示的生物感测器结构具有在检测区域的细胞的等效电路模型；

图4A至图4H绘示依据本发明的一些实施例的制造生物感测器结构的中间阶段剖面图；

图5绘示依据本发明的一些实施例的生物检测系统的示意图；

图6显示在不同条件下所测得图1A的生物感测器结构的S₂₁幅度；

图7显示在不同细胞密度下所测得且计算得的HepG2细胞的基于细胞的频率相关微波衰减结果；以及

图8显示在不同细胞密度下所测得且计算得的HepG2细胞的基于细胞的频率相关介电常数结果。

具体实施方式

以下仔细讨论本发明的实施例。然而，可以理解的是，实施例提供许多可应用的发明概念，其可实施于各式各样的特定内容中。所讨论的特定实施例仅供说明，并非用以限定本发明的范围。

请参照图1A和1B，图1A绘示依据本发明的一些实施例的生物感测器结构100的结构示意图，且图1B绘示生物感测器结构100的上视图。生物感测器结构100为基于共平面波导的生物感测器结构，其包含基板110、中心导体120、接地导体130和140以及保护层150。基板110可以是玻璃基板、陶瓷基板、塑胶基板、蓝宝石基板、半导体基板、上述组合或类似者。在一些实施例中，基板具有介于500微米与800微米之间的厚度T₁，且基板110的电导率实质上小于10^-5(Ω-m)^-1。中心导体120设置在基板110上。如图1A所示，中心导体120为两层结构，其包含金属层121和122。在一些实施例中，金属层121为钛层，且金属层122为金层，以使中心导体120具有良好的导电性，且易于附着在基板110上。在图1A中，金属层121具有厚度T₂，且金属层122具有厚度T₃。或者，中心导体120可以是单层结构或多层结构。中心导体120具有实质上大约为或大于10⁷(Ω-m)^-1的电导率。中心导体120具有宽度S和厚度(即T₂+T₃)。在一些实施例中，中心导体120的厚度实质上介于0.5微米与5微米之间。

中心导体120定义出检测区域120A，此检测区域120A在中心导体120的中心区域，用以检测物体，例如细胞和/或生物分子。检测区域120A具有宽度D和长度L₀。在一些实施例中，检测区域120A的宽度D实质上介于500微米与2500微米之间，且/或检测区域120A的长度L₀实质上介于3毫米与10毫米之间。此外，中心导体120包含端部120B和120C，此些端部120B和120C在中心导体120的相对两端。端部120B和120C用以与测试设备连接，例如信号分析器。中心导体120的宽度S从检测区域120A的一侧至中心导体120的一端逐渐缩减，且从检测区域120A的另一侧至中心导体120的另一端逐渐缩减。在一些实施例中，如图1所示的角度θ介于30度与60度之间。

接地导体130设置在基板110上，且位于相对中心导体120的一侧。如图1A所示，接地导体130为两层结构，其包含金属层131和132。在一些实施例中，金属层131为钛层，且金属层132为金层，以使接地导体130具有良好的导电性，且易于附着在基板110上。在图1A中，金属层131具有与金属层121相同的厚度T₂，且金属层132具有与金属层122相同的厚度T₃。或者，接地导体130可以是单层结构或多层结构。接地导体130具有实质上大约为或大于10⁷(Ω-m)^-1的电导率。接地导体130具有宽度W、长度L₁和厚度(即T₂+T₃)，且从中心导体120分隔距离G。在一些实施例中，接地导体130的厚度实质上介于0.5微米与5微米之间。

接地导体140设置在基板110上，且位于相对中心导体120的另一侧。如图1A所示，接地导体140为两层结构，其包含金属层141和142。在一些实施例中，金属层141为钛层，且金属层142为金层，以使接地导体140具有良好的导电性，且易于附着在基板110上。在图1A中，金属层141具有与金属层121相同的厚度T₂，且金属层142具有与金属层122相同的厚度T₃。或者，接地导体140可以是单层结构或多层结构。接地导体140具有实质上大约为或大于10⁷(Ω-m)^-1的电导率。接地导体140具有宽度W、长度L₁和厚度(即T₂+T₃)，且从中心导体120分隔距离G。在一些实施例中，接地导体140的厚度实质上介于0.5微米与5微米之间。

保护层150设置在基板110、中心导体120与接地导体130和140上。保护层150设置为具有厚度T₄和实质上大于长度L₀且实质上小于长度L₁的长度L₂。在生物感测器结构100的厚度方向上，保护层150实质上不与检测区域120A重叠。保护层150被设置以集中在检测区域120A中的物体，以避免在生物感测器结构100的检测区域120A外不需要的微波与物体的互相影响，且避免在生物感测器结构100中的短路。在一些实施例中，保护层150被设置为在生物感测器结构100的厚度方向上不覆盖端部120B和120C。保护层150可以是SU-8光阻层、聚二甲基硅氧烷(polydimethylsiloxane；PDMS)层、聚甲基丙烯酸甲酯(polymethylmethacrylate；PMMA)光阻层、JSR光阻层或类似者。在一些实施例中，保护层150包含聚合物材料，且保护层150厚度T₄实质上介于35微米与260微米之间。

如图1B所示，生物感测器结构100包含定义检测区域和有效检测区域。定义检测区域为检测区域120A，其被设计为使物体在电磁波高度密集的区域中被检测。被测试的物体可以是细胞、生物分子...等等。在一些实施例中，位在有效检测区域中的一些物体可以是有效的，且可通过一模拟器来验证，例如3D全波电磁模拟器。

在细胞的例子中，图2绘示在悬浮液中的单细胞的简化等效电路模型。细胞质为具有高浓度溶解有机材料的高度导电离子材料，其形成至系统的电性等效物中的电子信号的电阻式途径。细胞膜包含电导率极低的薄层磷脂双分子层。此薄层磷脂双分子层作为介电材料，其提供至系统的电容式途径。单一细胞类似于细胞质电阻R_cyto与细胞膜电容C_mem的串联。

图3绘示图1B所示的生物感测器结构100具有在检测区域的细胞的等效电路模型。基于图2的说明，将位于检测区域中的所有细胞建模为一串联电路，其包含频率相关(frequency-dependent)的基于细胞的电阻R(f)_cell和电容C(f)_cell。基于细胞的频率相关电阻R(f)_cell和电容C(f)_cell代表细胞的全部幅度。图3所示的电路模型包含生物感测器结构100的频率相关电阻R(f)、电感L(f)、电导G(f)和电容C(f)。

请参照图4A至图4H，图4A至图4H绘示依据本发明的一些实施例的制造生物感测器结构200的中间阶段剖面图。

如图4A所示，提供基板210。基板210可以是玻璃基板、陶瓷基板、塑胶基板、蓝宝石基板、半导体基板、上述组合或类似者。在一些实施例中，所提供的基板210具有具有介于500微米与800微米之间的厚度T₁和实质上小于10^-5(Ω-m)^-1的电导率。

如图4B所示，在基板210上形成金属层212。所形成的金属层212具有实质上大约为或大于10⁷(Ω-m)^-1的电导率和厚度T₂。金属层212可由任何适当的金属所形成，且可通过沉积制程来形成，例如化学气相沉积(chemicalvapor deposition；CVD)、低压化学气相沉积(low-pressure CVD；LPCVD)、金属有机化学气相沉积(metal organic CVD；MOCVD)、等离子辅助化学气相沉积(plasma enhanced CVD；PECVD)、物理气相沉积(physical vapordeposition；PVD)、原子层沉积(atomic layer deposition；ALD)和分子束磊晶(molecular beam epitaxy；MBE)，或是通过溅镀制程来形成，例如射频磁控电镀(RF magnetron sputtering)和直流磁控电镀(DC magnetron sputtering)，但不限于此。在一些实施例中，金属层212为钛层，且金属层212是通过射频磁控电镀并使用纯度为99.9995％的钛金属靶材来形成。在基板210上形成金属层212之前，可先进行通用标准RCA清洗制程来清洗基板210。另外，基板210可在丙酮中清洗、在去离子水中冲洗且接着在流动氮气中风干。

如图4C所示，在金属层212上形成金属层214。所形成的金属层214具有实质上大约为或大于10⁷(Ω-m)^-1的电导率和厚度T₃。金属层212可由任何适当的金属所形成，且可通过沉积制程来形成，例如化学气相沉积、低压化学气相沉积、金属有机化学气相沉积、等离子辅助化学气相沉积、物理气相沉积、原子层沉积和分子束磊晶，或是通过溅镀制程来形成，例如射频磁控电镀和直流磁控电镀，但不限于此。在一些实施例中，金属层214为金层，且金属层214是通过电子束蒸镀(e-beam evaporation)制程并使用纯度为99.999％的金片来形成。在一些实施例中，厚度T₂和T₃的总和实质上介于0.5微米与5微米之间。

如图4D所示，在金属层214上形成图案化光阻层216。图案化光阻层216作为光罩，以用于后续蚀刻制程。图案化光阻层216定义出宽度W、S、D和距离G，如图4D所示。在一些实施例中，宽度D被定义为实质上介于500微米与2500微米之间。

如图4E所示，金属层214的对应宽度D和距离G的部分是通过蚀刻制程来移除。对金属层214的蚀刻制程可通过使用干式蚀刻技术、湿式蚀刻技术、上述组合或类似蚀刻技术来进行。

如图4F所示，金属层212的对应宽度D和距离G的部分是通过蚀刻制程来移除。对金属层212的蚀刻制程可通过使用干式蚀刻技术、湿式蚀刻技术、上述组合或类似蚀刻技术来进行。在一些实施例中，金属层212和214在同一蚀刻制程中被蚀刻。

如图4G所示，在蚀刻制程之后去除图案化光阻层216。金属层212和214的剩余部分形成中心导体220及接地导体230和240，且对应至宽度D的区域形成为检测区域220A。

如图4H所示，在基板210、中心导体220及接地导体230和240上形成保护层250，以形成生物感测器结构200。保护层250填充介于中心导体220与接地导体230/240之间的间隙，且在生物感测器结构200的厚度方向上实质上不与检测区域220A重叠。保护层250可由SU-8光阻、聚二甲基硅氧烷层、聚甲基丙烯酸甲酯光阻层、JSR光阻层或类似者所形成。保护层250可通过进行沉积制程来形成，例如高密度等离子化学气相沉积(high density plasmaCVD；HDPCVD)、旋涂式金属(spin-on metal；SOM)制程或任何其它适当的制程。在一些实施例中，所形成的保护层250包含高分子材料，且具有实质上介于35微米与260微米之间的厚度T₄。

请参照图5，图5绘示依据本发明的一些实施例的生物检测系统300的示意图。如图5所示，生物检测系统300包含信号分析器310和生物感测器芯片320。信号分析器310配置为提供测试信号至生物感测器芯片320且在一频率范围从信号传输路径接收测试信号。生物感测器芯片320耦接至信号分析器310，且位于信号传输路径上。生物感测器芯片320包含如图1所示的生物感测器结构100。端部120B和120C的其中一者耦接至信号分析器310，以从信号分析器310接收测试信号，而端部120B和120C的另一者耦接至信号分析器310，以将测试信号传输至信号分析器310。在一些实施例中，信号分析器310在1GHz至67GHz的频率范围中提供测试信号。

在以下的实验中，使用HepG2细胞(即肝癌细胞)，且生物检测系统300的特性列示如下。对基板110而言，厚度T₁为700微米，相对介电常数为5.27Fm^-1，且损耗角正切(loss tangent)为0.003。对中心导体120及接地导体130和140而言，金属层121、131和141的材料为钛，金属层122、132和142的材料为金，厚度T₂为1.5微米，厚度T₁为0.5微米，宽度S为1160微米，宽度D为600微米，长度L₁为6600微米，宽度W为900微米，且距离G为25微米。对保护层150而言，保护层的材料为SU-8光阻，厚度T₄为55微米，且长度L₂为3000微米。对信号分析器310而言，测试信号的频率范围从1GHz至40GHz。在不同实施例中，信号分析器310可产生不同频率范围的测试号，例如从0.1GHz至67GHz。

图6显示在不同条件下所测得的生物感测器结构100的S₂₁(插入耗损)幅度。在图6中绘示曲线C1至C6。曲线C1代表生物感测器结构100未载有物体，也就是说，没有细胞培养液被置入检测区域120A中。曲线C2代表仅有细胞培养液(即细胞密度为0)被置入检测区域120A中。曲线C3代表具有细胞密度为2×10¹细胞数/μL的细胞培养液被置入检测区域120A中。曲线C4代表具有细胞密度为2×10²细胞数/μL的细胞培养液被置入检测区域120A中。曲线C5代表具有细胞密度为1×10³细胞数/μL的细胞培养液被置入检测区域120A中。曲线C6代表具有细胞密度为2×10³细胞数/μL的细胞培养液被置入检测区域120A中。如图6所示，当细胞培养液(包含或不含细胞)被置入检测区域120A中，电磁波穿透细胞培养液和/或细胞，而造成微波衰减和S₂₁幅度退化。微波寄生效应(microwave parasitic effect)是来自细胞培养液的微波寄生效应和基板材料的微波寄生效应。且，如图6所示，S₂₁幅度随着细胞密度从0(即，仅有细胞培养液)转变至2×10³细胞数/μL而退化。细胞可被认为是余留在均质介电材料系统中的电荷。因此，在不同细胞密度的S₂₁幅度退化与在微波频率中细胞之间的极化效应(包含离子振动和变形损失)。由图6可知，生物感测器结构100的检测下限大约为20细胞数/μL。

通过使用生物检测系统300，可得到在生物感测器结构100上所量测的四个校正散射参数(S参数；包含S₁₁、S₁₂、S₂₁和S₂₂幅度)，且可从传输矩阵(即ABCD矩阵)的特征值得到频率相关传播常数(γ(f)＝α(f)+jβ(f))，其中α(f)为微波衰减，且β(f)涉及特征值的波数。细胞的基于细胞的频率相关微波衰减α(f)_cell可由式(1)而得到：

$\mathrm{\α}{\left(f\right)}_{\mathrm{cell}}=8.686\·[-\frac{1}{L_1}\mathrm{Re}\{\ln {[\frac{1-S_{11}^2+S_{21}^2}{2S_{21}}\±{\left[\frac{{(S_{11}^2-S_{21}^2+1)}^2-{\left(2S_{11}\right)}^2}{{\left(2S_{21}\right)}^2}\right]}^{1/2}]}^{-1}\left\}\right].---\left(1\right)$

生物感测器结构100被设计在有限厚度的介电基板上。此方法可应用至任何具有准横向电磁波(quasi-TEM)传播的单层基于共平面波导线的生物感测器结构。

回头参照图3，频率相关电阻R(f)、电感L(f)、电导G(f)和电容C(f)可从γ(f)×Z₀(f)＝R(f)+jωL(f)和γ(f)×Z₀(f)＝G(f)+jωC(f)推导出，其中R(f)＝Re[γ(f)×Z₀(f)]_unloaded，L(f)＝Im[γ(f)×Z₀(f)]_unloaded/ω，G(f)＝Re[γ(f)/Z₀(f)]_unloaded，且C(f)＝Im[γ(f)/Z₀(f)]_unloaded/ω，其中ω为角频率，且Z₀(f)为生物感测器结构100的特性阻抗。频率相关电阻R(f)、电感L(f)、电导G(f)和电容C(f)的值总结于表1中。在表1中，频率相关电阻R(f)代表在生物感测器结构100中的欧姆损耗(ohmic loss)。因为电场的使用不改变在介电媒介中的磁通量穿透，所提取的频率相关电感L(f)呈现出几乎与0.188pH/微米相同的值，且频率相关电导G(f)呈现出与频率相关电阻R(f)相似的行为。具体地，频率相关电导G(f)呈现出在较高频率的值比在较低频率的值还高。频率相关电导G(f)的变异被在基板110中的极化电流及基板110的均匀性和品质所影响。此外，频率相关电容C(f)是从基材110在微波频率的极化机制的结果，且频率相关电容C(f)小到足以减少与生物感测器结构100相关的串音和功率消耗。

表1

在图3中，通过转换至双埠电路的ABCD参数基于细胞的频率相关电阻R(f)_cell和电容可由式(2)得到：

${\left[\begin{array}{cc}{S}_{11}& S_{12}\\ S_{21}& S_{22}\end{array}\right]}_{\mathrm{cell}}\⇔{\left[\begin{array}{cc}A& B\\ C& D\end{array}\right]}_{\mathrm{cell}},---\left(2\right)$

其中B是由式(3)表示：

$B=Z_0\left(f\right)\frac{(1+S_{11})(1+S_{22})-S_{12}{S}_{21}}{2S_{21}}=\frac{1}{Y_2}.---\left(3\right)$

在图3中，基于细胞的频率相关电阻R(f)_cell和电容C(f)_cell可从式(3)来得到，R(f)_cell＝1/Re[Y₂]且C(f)_cell＝Im[Y₂]，其中

$\begin{array}{c}{Y}_2={\frac{1}{R\left(f\right)+\mathrm{j\ωL}\left(f\right)}|}_{\mathrm{unloaded}}+{\frac{\mathrm{j\ωR}{\left(f\right)}_{\mathrm{cell}}\·C{\left(f\right)}_{\mathrm{cell}}+1}{\mathrm{j\ωC}{\left(f\right)}_{\mathrm{cell}}}|}_{\mathrm{cell}}\\ =\frac{(1-{\mathrm{\ω}}^{2}L\left(f\right)\·C{\left(f\right)}_{\mathrm{cell}})+j(\mathrm{\ω}\·R{\left(f\right)}_{\mathrm{cell}}\·C{\left(f\right)}_{\mathrm{cell}}+\mathrm{\ω}\·R\left(f\right)\·C{\left(f\right)}_{\mathrm{cell}})}{(R\left(f\right)-{\mathrm{\ω}}^{2}R{\left(f\right)}_{\mathrm{cell}}\·C{\left(f\right)}_{\mathrm{cell}})+j(\mathrm{\ω}\·R\left(f\right)\·R{\left(f\right)}_{\mathrm{cell}}C{\left(f\right)}_{\mathrm{cell}}+\mathrm{\ω}\·L\left(f\right))}\end{array}.---\left(4\right)$

对式(4)来说，生物感测器结构100的频率相关电阻R(f)和电容C(f)的值可在前述段落中得到。为了估计在生物感测器结构100上的射频功率的影响，可使用简化电路模型在与基于细胞的频率相关电阻R(f)_cell和电容C(f)_cell的相关上，以说明细胞的电子特性。

图7显示在不同细胞密度下所测得且计算得的HepG2细胞的基于细胞的频率相关微波衰减结果α(f)_cell。当HepG2细胞的密度从2×10¹细胞数/μL增加至2×10³细胞数/μL时，基于细胞的频率相关微波衰减α(f)_cell超过未载有物体的生物感测器结构的100基于细胞的频率相关微波衰减α(f)_cell。基于细胞的频率相关微波衰减α(f)_cell指示在没有微波寄生效应下的HepG2细胞的微波衰减。在HepG2细胞的细胞密度增加后，基于细胞的频率相关微波衰减α(f)_cell在细胞密度为2×10¹细胞数/μL下为0.12×10^-3dB/微米，在细胞密度为2×10²细胞数/μL下为0.58×10^-3dB/微米，在细胞密度为1×10³细胞数/μL下为0.81×10^-3dB/微米，且在细胞密度为2×10³细胞数/μL下为1.26×10^-3dB/微米。依据细胞密度的基于细胞的频率相关微波衰减α(f)_cell的变异是由在HepG2细胞中的极化电流所造成。此外，基于细胞的频率相关微波衰减α(f)_cell亦涉及由损耗角正切tan[δ(f)]_cell所描述的HepG2细胞的介电损耗。在不同细胞密度的损耗角正切tan[δ(f)]_cell的平均值分别为0.021(2×10¹细胞数/μL)、0.032(2×10²细胞数/μL)、0.056(1×10³细胞数/μL)和0.102(2×10³细胞数/μL)。上述结果显示本发明相当适合使用在生医诊断中，因为在生医诊断中，考虑介电损耗为重要的部分之一。

图8显示在不同细胞密度下所测得且计算得的HepG2细胞的基于细胞的频率相关介电常数ε_r(f)_cell的结果。随着HepG2细胞的密度增加，基于细胞的频率相关介电常数ε_r(f)_cell显示，在频率为从15GHz至40GHz之下，在细胞密度为2×10¹细胞数/μL下的平均值为11.37，在细胞密度为2×10²细胞数/μL下的平均值为13.58，在细胞密度为1×10³细胞数/μL下的平均值为14.6，且在细胞密度为2×10³细胞数/μL下的平均值为16.4。基于细胞的频率相关介电常数ε_r(f)_cell与由介于1GHz与40GHz的范围中的极化效应所得的HepG2细胞的介电系数(permittivity)有关。基于细胞的频率相关介电常数ε_r(f)_cell在低频下为最高，且随着频率增加而逐渐降低。γ色散(gamma dispersions)(大于或等于10⁹至10¹¹Hz)在极化效应中扮演中心角色，其是由HepG2细胞的离子振动、形变和水性内容物所造成。HepG2细胞的极化可大约表示为HepG2细胞的极性与电磁场的关系，如式(5):

$P=\underset{j}{\mathrm{\Σ}}{N}_j{\mathrm{\α}}_{j}E\left(j\right),---\left(5\right)$

其中N_j为在细胞部位j的细胞密度，α_j为在细胞部位j的HepG2细胞的极性，且E(j)为在细胞部位j的电磁场。HepG2细胞的基于细胞的频率相关微波衰减α(f)_cell及基于细胞的频率相关介电常数ε_r(f)_cell是由细胞密度所主导。上述结果显示本发明的生物检测系统可成功进行细胞的介电检测。

综上所述，本发明的生物感测器结构可提供更广的频宽，以用于高灵敏度检测。本发明的生物感测器结构是设计为用于在不同的物体(例如细胞和/或生物分子)密度之下，进行频率相关参数(例如微波衰减和介电常数)的无标签检测和有效量测。通过使用本发明的生物检测系统，可有效消除微波寄生效应。生物感测器结构的灵敏度与物体密度有关，即使物体密度极低，生物感测器结构仍可快速检测物体密度。因此，本发明的生物感测器结构和生物检测系统可广泛使用在各种细胞和/或生物分子的检测。

虽然本发明已以实施方式揭露如上，然其并非用以限定本发明，任何熟悉此技艺者，在不脱离本发明的精神和范围内，当可作各种的更动与润饰，因此本发明的保护范围当视所附的权利要求书所界定的范围为准。

Claims (10)

1.一种生物感测器结构，其特征在于，包含：

一基板；

一中心导体，设置于该基板上，该中心导体在其中心区域定义出用以检测细胞或生物分子的一检测区域；

一第一接地导体，设置于该基板上，该第一接地导体是位于相对该中心导体的一侧；

一第二接地导体，设置于该基板上，该第二接地导体是位于相对该中心导体的另一侧；以及

一保护层，设置于该基板、该中心导体、该第一接地导体和该第二接地导体上；

其中，在该生物感测器结构的一厚度方向上，该保护层是设置为不与该检测区域重叠。

2.根据权利要求1所述的生物感测器结构，其特征在于，该中心导体、该第一接地导体和该第二接地导体的每一者具有一第一金属层和一第二金属层，该第一金属层是设置于该基板上，且该第二金属层是设置于该第一金属层上，其中第一金属层和第二金属层包含不同材料。

3.根据权利要求2所述的生物感测器结构，其特征在于，该第一金属层为一钛层，且该第二金属层为一金层。

4.根据权利要求1所述的生物感测器结构，其特征在于，该检测区域被定义为具有介于500微米与2500微米之间的宽度。

5.根据权利要求1所述的生物感测器结构，其特征在于，该保护层具有介于35微米与260微米之间的厚度。

6.根据权利要求1所述的生物感测器结构，其特征在于，该中心导体包含在其相对两端的一第一端部和一第二端部，其中该保护层被设置为在该生物感测器结构的该厚度方向上不覆盖该第一端部和该第二端部。

7.根据权利要求1所述的生物感测器结构，其特征在于，该中心导体、该第一接地导体和该第二接地导体具有介于0.5微米与5微米之间的厚度。

8.根据权利要求1所述的生物感测器结构，其特征在于，该保护层包含一聚合物材料。

9.一种制造一生物感测器结构的方法，其特征在于，包含：

提供一基板；

在该基板上形成一中心导体、一第一接地导体和一第二接地导体，其中该中心导体被形成为在其中心区域定义出用以检测细胞或生物分子的一检测区域，且其中该第一接地导体和该第二接地导体被形成为分别位于相对该中心导体的相对两侧；以及

在该基板、该中心导体、该第一接地导体和该第二接地导体上形成一保护层；

其中，在该生物感测器结构的一厚度方向上，该保护层被形成为实质上不与该检测区域重叠。

10.一种生物检测系统，其特征在于，包含：

一信号分析器，用以在一频率范围提供一测试信号和从一信号传输路径接收该测试信号；以及

一生物感测器，耦接至该信号分析器且位于该信号传输路径中，该生物感测器包含：

一基板；

一中心导体，设置于该基板上，该中心导体在其中心区域定义出用以检测细胞或生物分子的一检测区域，且该中心导体包含在其相对两端的一第一端部和一第二端部，该第一端部和该第二端部是分别用以从该信号分析器接收该测试信号和将该测试信号传输至该信号分析器；

一第一接地导体，设置于该基板上，该第一接地导体是位于相对该中心导体的一侧；

一第二接地导体，设置于该基板上，该第二接地导体是位于相对该中心导体的另一侧；以及

一保护层，设置于该基板、该中心导体、该第一接地导体和该第二接地导体上；

其中，在该生物感测器结构的一厚度方向上，该保护层是设置为实质上不与该检测区域重叠。