CN114878645A - 硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器 - Google Patents
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Abstract
本申请公开了一种硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，涉及传感器芯片的技术领域，所述传感器包括：传感振荡电路，其包括并联谐振支路和负阻产生支路；所述并联谐振支路包括近场传感电容和两个电感L，所述近场传感电容的两端各通过一所述电感L接正向电源VDD；所述负阻产生支路与两个所述电感L远离所述正向电源VDD的一端均相连；同时，若所述近场传感电容处于检测状态时，则所述传感振荡电路被配置为根据不同的待测物产生对应的振荡频率，以供确定当前振荡频率下的介电常数。本申请具有大输出摆幅、低功耗、设计简单、低成本且体积小的特点。
Description
技术领域
本申请涉及传感器芯片的技术领域，特别涉及一种硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器。
背景技术
在生物和医学诊断中，常常采用片上实验室(lab-on-chip)系统进行检测和传感，而片上实验室还依赖于光学测量技术，尽管光学测量技术能够提供较为精确的视觉结果，但光学测量技术中的测量系统主要由笨重的光学设备和测试台构成，难以在生物医疗即时检测中真正实现小型化设计的目标。同时，光学测量技术中还需要进行生物标记，即荧光标记，而这些标记会存在着改变待化验材料的性质的隐患。
发明内容
为了解决至少一个上述的技术问题，本申请实施例提供一种硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器。
本申请实施例提供了一种硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，所述传感器上集成有：
传感振荡电路，其包括并联谐振支路和负阻产生支路；
所述并联谐振支路包括近场传感电容和两个电感L，所述近场传感电容的两端各通过一所述电感L接正向电源VDD；
所述负阻产生支路与两个所述电感L远离所述正向电源VDD的一端均相连；同时，
若所述近场传感电容处于检测状态时，则所述传感振荡电路被配置为根据不同的待测物产生对应的振荡频率，以供确定当前振荡频率下的介电常数。
一些实施例中，所述近场传感电容包括条形近场传感电容。
一些实施例中，所述条形近场传感电容包括：
两个梳齿状的导体，一个所述导体上的各个梳齿伸到另一个所述导体上的各个梳齿的间隙中，使得任意相邻的两个梳齿均形成一个单元传感电容。
一些实施例中，所述单元传感电容包含衬底层和该衬底层上的氧化层，该氧化层中还刻蚀有金属电极。
一些实施例中，所述负阻产生支路包括晶体管M1、晶体管M2和晶体管M3，两个电感L分别定义为第一电感L1和第二电感L2；其中，
所述晶体管M1的漏级与所述第一电感L1远离所述正向电源VDD的一端相连，栅极与所述晶体管M2的漏级相连；
所述晶体管M2的漏级还与所述第二电感L2远离所述正向电源VDD的一端相连，栅极与所述晶体管M1的漏级相连；
所述晶体管M3的漏级与所述晶体管M1和所述晶体管M2的源极均相连，栅极接偏置电压Vb，源极接地。
一些实施例中，所述传感器上还集成有：
缓冲电路，其设在所述近场传感电容的两端，并被配置为缓冲并输出所述传感振荡电路产生的振荡频率。
一些实施例中，所述缓冲电路包括两个缓冲支路，一个所述缓冲支路包括晶体管M4、电阻R1和电容C1，另一个所述缓冲支路包括晶体管M5、电阻R2和电容C2；
其中，所述晶体管M4的栅极与所述晶体管M1的漏级相连，漏级接正向电源VDD，源极通过所述电阻R1接地，所述电容C1的一端与所述电阻R1远离地的一端相连，另一端被配置为一输出端；
所述晶体管M5的栅极与所述晶体管M2的漏级相连，漏级接正向电源VDD，源极通过所述电阻R3接地，所述电容C3的一端与所述电阻R3远离地的一端相连，另一端被配置为另一输出端。
一些实施例中，若所述近场传感电容为条形近场传感电容，则所述待测物的介电常数与振荡频率的数学关系满足：
式中，εMUT为待测物的介电常数，εsub为衬底层的介电常数，
ε0为绝对介电常数，K(k)是无限椭圆积分的解，且该积分依赖于所述近场传感电容的几何形状，Cox为氧化层的电容，l为条形长度，N为近场传感电容中的总梳齿数，L1，2为第一电感L1和第二电感L2的电感总和，Ctotal为近场传感电容与晶体管M1～M5产生的寄生电容的电容总和。
一些实施例中，所述晶体管M1、晶体管M2和晶体管M3均为NMOS晶体管；或者，
所述晶体管M4、晶体管M5均为NMOS晶体管。
一些实施例中，所述传感器用于检测介电常数为0.1～20的待测物。
本申请提供的技术方案带来的有益效果包括：微电子电路集成为传感器，以在生物医疗即时检测(point of care testing-POCT)中真正实现小型化设计，提高即时检测的灵敏度和精度，降低体积和成本，用于无损、无标记的生物医学即时检测和表征，即兼具有高灵敏度、高精度、无标记、无损、微型便携和低成本的特点。
附图说明
为了更清楚地说明本申请实施例中的技术方案，下面将对实施例描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本申请的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1为本申请实施例提供的一种硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器的原理图；
图2为条形近场传感电容中的单元传感电容的示意图；
图3为缓冲电路的线路图；
图4为本申请实施例提供的另一种硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器的原理图；
图5为在传感器上全覆盖不同介电常数的介质溶液时的近场传感电容的电容CS和介电常数εMUT之间的关系曲线；
图6为在传感器上未覆盖介质溶液时的输出的振荡频率的波形图；
图7为在传感器上全覆盖不同介电常数的介质溶液时的振荡频率f和介电常数εMUT之间的关系曲线。
本申请目的的实现、功能特点及优点将结合实施例，参照附图做进一步说明。
具体实施方式
为使本申请实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本申请实施例中的附图，对本申请实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本申请的一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本申请中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都属于本申请保护的范围。
附图中所示的流程图仅是示例说明，不是必须包括所有的内容和操作/步骤，也不是必须按所描述的顺序执行。例如，有的操作/步骤还可以分解、组合或部分合并，因此实际执行的顺序有可能根据实际情况改变。
下面结合附图，对本申请的一些实施方式作详细说明。在不冲突的情况下，下述的实施例及实施例中的特征可以相互组合。
如图1所示，本申请实施例提供了一种硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，所述传感器上集成有：
传感振荡电路，其包括并联谐振支路和负阻产生支路；
所述并联谐振支路包括近场传感电容和两个电感L，所述近场传感电容的两端各通过一所述电感L接正向电源VDD；
所述负阻产生支路与两个所述电感L远离所述正向电源VDD的一端均相连；同时，
若所述近场传感电容处于检测状态时，则所述传感振荡电路被配置为根据不同的待测物产生对应的振荡频率，以供确定当前振荡频率下的介电常数。
在本申请实施例中，在传感器上集成设置传感振荡电路，构成兼具传感和信号处理能力的集成式近场毫米波生物传感器芯片。其中，近场毫米波生物传感器是指待测生物材料与传感器的距离非常接近(生物标靶到传感器的距离小于传感器工作的波长)的情况下进行检测，确保了高灵敏度。
在使用传感器进行不同的待测物检测时，近场传感电容通过其近电场探测介电常数随水含量变化的待测物(生物溶液或材料)，响应为不同的电容值，并结合电感谐振，然后通过负阻产生支路的驱动，产生大摆幅的毫米波振荡频率信号，以驱动后级信号处理电路。可见，不同的待测物对应不同的电容值，而不同的电容值则唯一对应一个振荡频率，故而在确定振荡频率之后，能够进一步确定电容，再进一步确定介电常数，即可确定待测物。
其中，所述负阻产生支路与所述并联谐振支路连接并抵消所述并联谐振支路产生的寄生电阻。
本发明实施例基于标准硅基CMOS工艺，将近场电容传感结构和信号产生/输出的电路进行全集成，能够提高灵敏度。同时，该传感器具有大输出摆幅、低功耗、设计简单、低成本且体积小的特点。因此，可广泛应用于高灵敏度、无损、无标记和便携的生物医学即时检测和表征领域。
作为本申请实施例的一种优选方案，所述近场传感电容包括条形近场传感电容。
如图1所示，进一步地，所述条形近场传感电容包括：
两个梳齿状的导体，一个所述导体上的各个梳齿伸到另一个所述导体上的各个梳齿的间隙中，使得任意相邻的两个梳齿均形成一个单元传感电容。
如图1或4所示，所述条形近场传感电容中具有10个梳齿，每个所述导体上具有五个梳齿，任意相邻的两个梳齿均形成一个单元传感电容，那么，在本实施例中，也就具有9个单元传感电容。
如图2所示，更进一步地，所述单元传感电容包含衬底层和该衬底层上的氧化层，该氧化层中还刻蚀有金属电极。
在本实施例中，所述单元传感电容主要由衬底层和该衬底层上的氧化层组成，该氧化层中还刻蚀有两个金属电极，两个金属电极即为图2中的电极1和电极2，电极1和电极2间隔分布，在电极1和电极2的上方覆盖不同介电常数的待测生物材料以响应得到不同的电容。
作为本申请实施例的一个优选方案，所述负阻产生支路包括晶体管M1、晶体管M2和晶体管M3，两个电感L分别定义为第一电感L1和第二电感L2；其中，
所述晶体管M1的漏级与所述第一电感L1远离所述正向电源VDD的一端相连，栅极与所述晶体管M2的漏级相连；
所述晶体管M2的漏级还与所述第二电感L2远离所述正向电源VDD的一端相连，栅极与所述晶体管M1的漏级相连；
所述晶体管M3的漏级与所述晶体管M1和所述晶体管M2的源极均相连，栅极接偏置电压Vb，源极接地。
具体地，所述晶体管M1、晶体管M2和晶体管M3均为NMOS晶体管。基于标准的硅基CMOS工艺，将电容传感结构和信号产生/输出的微电子电路进行全集成，具有设计简单、低功耗、低成本且体积小的特点，以实现传感器在生物医学即时检测和表征时所需的高灵敏度、无损、无标记和便携等应用要求。
在本实施例中，近场传感电容和第一电感L1、第二电感L2构成并联谐振支路，晶体管M1、晶体管M2产生负电阻以抵消导致并联谐振支路中能量损耗的寄生正电阻，从而驱动并联谐振支路振荡，产生差分电压信号，差分电压信号处理后得到单端电压信号，如图3所示，并从该单端电压信号中确定振荡频率。
作为本申请实施例的另一优选方案，所述传感器上还集成有：
缓冲电路，其设在所述近场传感电容的两端，并被配置为缓冲并输出所述传感振荡电路产生的振荡频率。
如图3～4所示，进一步地，所述缓冲电路包括两个缓冲支路，一个所述缓冲支路包括晶体管M4、电阻R1和电容C1，另一个所述缓冲支路包括晶体管M5、电阻R2和电容C2；
其中，所述晶体管M4的栅极与所述晶体管M1的漏级相连，漏级接正向电源VDD，源极通过所述电阻R1接地，所述电容C1的一端与所述电阻R1远离地的一端相连，另一端被配置为一输出端；
所述晶体管M5的栅极与所述晶体管M2的漏级相连，漏级接正向电源VDD，源极通过所述电阻R3接地，所述电容C3的一端与所述电阻R3远离地的一端相连，另一端被配置为另一输出端。
具体地，所述晶体管M4、晶体管M5均为NMOS晶体管。
如图4所示，在一个具体的实施例中，所述传感器上集成有传感振荡电路和缓冲电路。
其中，传感振荡电路包括NMOS晶体管M1、M2、M3，第一电感L1、第二电感L2以及条形近场传感电容。晶体管M1栅极接晶体管M2漏极，晶体管M2栅极接晶体管M1漏极，晶体管M1、M2漏极分别接传感电容的两个电极，再分别经第一电感L1、第二电感L2接正向电源VDD。晶体管M1、M2源极均接晶体管M3漏极，晶体管M3栅极接偏置电压Vb，晶体管M3源极接地。
缓冲电路包括NMOS晶体管M4、M5，电阻R1、R2，电容C1、C2。晶体管M4、M5栅极分别接晶体管M1、M2漏极，晶体管M4、M5漏极均接正向电源VDD，晶体管M4、M5源极分别经电阻R1、R2接地，晶体管M4、M5源极分别经电容C1、C2输出差分电压信号，其中，差分电压信号经处理后得到单端电压信号，并从处理后的电压信号中确定振荡频率f。
优选地，若所述近场传感电容为条形近场传感电容，则所述待测物的介电常数与振荡频率的数学关系满足：
式中，εMUT为待测物的介电常数，εsub为衬底层的介电常数，
ε0为绝对介电常数，K(k)是无限椭圆积分的解，且该积分依赖于所述近场传感电容的几何形状，Cox为氧化层的电容，l为条形长度，N为近场传感电容中的总梳齿数，L1，2为第一电感L1和第二电感L2的电感总和，Ctotal为近场传感电容与晶体管M1～M5产生的寄生电容的电容总和。
下面结合一具体的实施例对本申请实施例提供的硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器进行详细地阐述。
如图2所示，其为单元传感电容的示意图，由标准硅基CMOS工艺中的低损耗顶层金属层构成电极1和电极2(分别用黑色和白色表示)，其中，单元传感电容包含了衬底层，所述衬底层上均设有氧化层，且每个氧化层中均刻蚀有金属电极，两个金属电极分别接在晶体管M1、晶体管M2的漏极上。基于水含量变化的待测物(material under test-MUT，生物介质溶液或材料)放置在单元传感电容上方，那么，单位长度的单元传感电容的电容CS,CELL/UNIT可以表示为：
CS，CELL/UNIT＝Cox+Csub+CMUT，
式中，Csub为近场传感电容与衬底层之间形成的边缘近场的电容，CMUT为近场传感电容与待测物之间形成的边缘近场的电容，Cox为氧化层的电容。
其中，近场传感电容与衬底层之间形成的边缘近场的电容Csub和与待测物之间形成的边缘近场的电容CMUT由以下公式给出：
式中，εMUT为待测物的介电常数，εsub为衬底层的介电常数，
ε0为绝对介电常数，K(k)是无限椭圆积分的解，且该积分依赖于所述近场传感电容的几何形状，Csub为近场传感电容与衬底层之间形成的边缘近场的电容，CMUT为近场传感电容与待测物之间形成的边缘近场的电容。
假设条形近场传感电容的条形长度为l，则整个条形近场传感电容的电容由以下公式给出：
CS＝l·(N-1)·CS，CELL/UNIT，
其中，就传感器给定的条形结构来说，N为近场传感电容中的总梳齿数，Cox和Csub是有效恒定的，因此CMUT被视为唯一变量，CMUT取决于待测物(MUT)的介电常数εMUT，由上述的多个公式可知整个条形近场传感电容与待测物介电常数εMUT成正相关的关系。
如图5所示，其为生物医学介电振荡传感器上全覆盖不同介电常数的介质溶液时，近场传感电容的电容CS和介电常数εMUT之间的关系曲线。从图中可以看出，随着介质溶液介电常数εMUT的增加(εMUT＝0.1～80)，近场传感电容的电容CS也在不断增加。当介电常数εMUT为0.1时，相应的CS最小，为74fF。
考虑到近场传感电容的电容CS和介电常数εMUT之间的关系曲线，并结合图1，整个的条形近场传感电容和第一电感L1、第二电感L2构成并联谐振支路，条形近场传感电容的电容值与不同的待测物一一对应，负阻产生支路中的晶体管M1、晶体管M2产生负电阻以抵消导致并联谐振支路中能量损耗的寄生正电阻，从而驱动并联谐振支路振荡，产生低相位噪声的毫米波段振荡输出振荡频率，振荡频率f可以表示为：
式中，CS为近场传感电容的电容，L1，2为第一电感L1和第二电感L2的电感总和，Ctotal为近场传感电容与晶体管M1～M5产生的寄生电容的电容总和。
很明显地，振荡频率f与待测物的介电常数εMUT成反相关，即随着εMUT的增加，f下降。当基于水含量变化的待测物(MUT，生物介质溶液或材料)置于全部条形近场传感电容上方时，条形近场传感电容的边缘近电场将随着待测物不同介电常数的变化而变化，其随之变化的近场传感电容的电容CS根据振荡频率f的表示公式将导致毫米波段振荡输出的振荡频率的偏移。因此，近场传感电容探测到的待测物介电常数εMUT实质上是振荡频率f下的介电常数。
如图6示，其为近场传感电容上无覆盖介质溶液(εMUT＝0.1)时输出的振荡频率的波形图。可以看出，输出的单端电压信号的振荡频率为26.7GHz，电压摆幅峰峰值Vpp为950mV。
如图7所示，其为近场传感电容上全覆盖不同介电常数介质溶液时，振荡频率f和介电常数εMUT之间的关系曲线，显然在(0.1～20)范围内的灵敏度最高，近似为110.6MHz/permittivity，呈现高灵敏度的特性。
作为本申请实施例的一种优选方案，所述传感器用于检测介电常数为0.1～20的待测物。在介电常数为0.1～20时，其具有高灵敏度。
综上所述，本发明实施例提供的介电振荡传感器基于标准硅基CMOS工艺，将近场电容传感结构和信号产生/输出的电路进行全集成，能够提高灵敏度。如图7所示，介电常数εMUT在(0.1～20)、(20～40)、(40～60)、(60～80)等范围内的不同介质溶液均显示出高灵敏度，特别是在(0.1～20)范围对应的毫米波段振荡频率变化更为灵敏。同时，该传感器具有大输出摆幅、低功耗、设计简单、低成本且体积小的特点。因此，可广泛应用于高灵敏度、无损、无标记和便携的生物医学即时检测和表征领域。
在本申请的描述中，需要说明的是，术语“上”、“下”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本申请和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本申请的限制。除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通。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在本申请中的具体含义。
需要说明的是，在本申请中，诸如“第一”和“第二”等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。
以上所述仅是本申请的具体实施方式，使本领域技术人员能够理解或实现本申请。对这些实施例的多种修改对本领域的技术人员来说将是显而易见的，本文中所定义的一般原理可以在不脱离本申请的精神或范围的情况下，在其它实施例中实现。因此，本申请将不会被限制于本文所示的这些实施例，而是要符合与本文所申请的原理和新颖特点相一致的最宽的范围。
Claims (10)
1.一种硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，其特征在于，所述传感器上集成有：
传感振荡电路，其包括并联谐振支路和负阻产生支路；
所述并联谐振支路包括近场传感电容和两个电感L，所述近场传感电容的两端各通过一所述电感L接正向电源VDD；
所述负阻产生支路与两个所述电感L远离所述正向电源VDD的一端均相连；同时，
若所述近场传感电容处于检测状态时，则所述传感振荡电路被配置为根据不同的待测物产生对应的振荡频率，以供确定当前振荡频率下的介电常数。
2.如权利要求1所述的硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，其特征在于，所述近场传感电容包括条形近场传感电容。
3.如权利要求2所述的硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，其特征在于，所述条形近场传感电容包括：
两个梳齿状的导体，一个所述导体上的各个梳齿伸到另一个所述导体上的各个梳齿的间隙中，使得任意相邻的两个梳齿均形成一个单元传感电容。
4.如权利要求3所述的硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，其特征在于，所述单元传感电容包含衬底层和该衬底层上的氧化层，该氧化层中还刻蚀有金属电极。
5.如权利要求3所述的硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，其特征在于，所述负阻产生支路包括晶体管M1、晶体管M2和晶体管M3，两个电感L分别定义为第一电感L1和第二电感L2；其中，
所述晶体管M1的漏级与所述第一电感L1远离所述正向电源VDD的一端相连，栅极与所述晶体管M2的漏级相连；
所述晶体管M2的漏级还与所述第二电感L2远离所述正向电源VDD的一端相连，栅极与所述晶体管M1的漏级相连；
所述晶体管M3的漏级与所述晶体管M1和所述晶体管M2的源极均相连，栅极接偏置电压Vb，源极接地。
6.如权利要求5所述的硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，其特征在于，所述传感器上还集成有：
缓冲电路，其设在所述近场传感电容的两端，并被配置为缓冲并输出所述传感振荡电路产生的振荡频率。
7.如权利要求6所述的硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，其特征在于，所述缓冲电路包括两个缓冲支路，一个所述缓冲支路包括晶体管M4、电阻R1和电容C1，另一个所述缓冲支路包括晶体管M5、电阻R2和电容C2；
其中，所述晶体管M4的栅极与所述晶体管M1的漏级相连，漏级接正向电源VDD，源极通过所述电阻R1接地，所述电容C1的一端与所述电阻R1远离地的一端相连，另一端被配置为一输出端；
所述晶体管M5的栅极与所述晶体管M2的漏级相连，漏级接正向电源VDD，源极通过所述电阻R3接地，所述电容C3的一端与所述电阻R3远离地的一端相连，另一端被配置为另一输出端。
8.如权利要求7所述的硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，其特征在于，若所述近场传感电容为条形近场传感电容，则所述待测物的介电常数与振荡频率的数学关系满足：
式中，εMUT为待测物的介电常数，εsub为衬底层的介电常数，ε0为绝对介电常数，K(k)是无限椭圆积分的解，且该积分依赖于所述近场传感电容的几何形状，Cox为氧化层的电容，l为条形长度，N为近场传感电容中的总梳齿数，L1，2为第一电感L1和第二电感L2的电感总和，Ctotal为近场传感电容与晶体管M1～M5产生的寄生电容的电容总和。
9.如权利要求7所述的硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，其特征在于，所述晶体管M1、晶体管M2和晶体管M3均为NMOS晶体管；或者，
所述晶体管M4、晶体管M5均为NMOS晶体管。
10.如权利要求1～9任意一项所述的硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器，其特征在于，所述传感器用于检测介电常数为0.1～20的待测物。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN202210493449.0A CN114878645A (zh) | 2022-04-26 | 2022-04-26 | 硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN202210493449.0A CN114878645A (zh) | 2022-04-26 | 2022-04-26 | 硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN114878645A true CN114878645A (zh) | 2022-08-09 |
Family
ID=82674376
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CN202210493449.0A Pending CN114878645A (zh) | 2022-04-26 | 2022-04-26 | 硅基近场毫米波生物医学介电振荡传感器 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| CN (1) | CN114878645A (zh) |
-
2022
- 2022-04-26 CN CN202210493449.0A patent/CN114878645A/zh active Pending
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