TWI452997B - 具有奈米結構之射頻生醫感測晶片 - Google Patents

具有奈米結構之射頻生醫感測晶片 Download PDF

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Description

具有奈米結構之射頻生醫感測晶片
本發明係有關於一種生醫感測晶片，其特別有關於一種具有奈米結構之射頻生醫感測晶片。
以目前的研究發展，生醫檢測晶片大致可分為毛細管電泳晶片與親和結合型晶片。兩種晶片皆可為去氧核糖核酸(Deoxyribonucleic acid,DNA)的定序、人類各式疾病的檢驗、新藥的篩檢及開發、藥物的定量釋放控制與食物、環境檢測等提供一個快速、精確、大量且自動化的操作平台。例如：DNA檢測晶片已廣泛使用於基因檢測上。因此，生醫檢測晶片可以完成傳統生醫檢測上所無法達成的目標。例如目前的癌症檢測方式，往往需要等到病人有相當程度的症狀，甚至病入膏肓時，才能夠檢測出來；然而利用生醫晶片的技術，可幫助醫生在短短數分鐘內，檢測出初期的各種癌症，更可進一步了解病人的癌症遺傳因子，以作先期的防範。在技術上，以生物微機電系統(Bio-micro electro mechanical systems,BioMEMS)製程技術所製作出的晶片已有良好的發展。然而，生物微機電系統具有製程難度高、成本高與壽命維持度較短的缺點仍需改進。
以癌症細胞為例，當體內癌細胞發展到107個細胞(約為0.2公 分大小的腫瘤)，癌細胞即可以透過誘導血管增生(angiogenesis)進行轉移(metastasis)。當癌細胞發展到腫瘤約1公分大小時，才能經由儀器觀察(一般健康檢查)，不過此時已經無法完全控制癌細胞之發展。目前可以透過影像醫學與生化檢測兩種方式，在較早期發現癌細胞的發展。
在影像檢測中，一般醫療檢查項目包括X光攝影、超音波或電腦斷層，也很難發現0.8公分以下的腫瘤，雖然藉由這些檢測影像可以發現腫瘤，但是此時發現的腫瘤已大於0.9-1.0公分，有可能已經開始發生轉移，因此無法做有效地控制或治療。在生化檢測上多利用分子間的專一性結合作用，例如愛滋病(Acquired immune deficiency syndrome,AIDS)患者經常檢測體內『輔助型T細胞(TH)』與『毒殺型T細胞(Tc)』數量，而這兩種細胞分別專一性表現CD4與CD8兩種蛋白質分子，因此利用可以和CD4或CD8具高親和力(affinity)之單株抗體(monoclonal antibody)，便可以準確捉住這些細胞，此時單株抗體若標記(label)螢光分子，待量測後，便可依據螢光訊號強弱判讀輔助型T細胞或毒殺型T細胞數目之多寡。部分癌症必須發展至一定大小，其腫瘤標記物質才能檢測出來，甚至部分癌症並不分泌腫瘤標記物質，因此腫瘤標記未必能夠靈敏篩檢出癌細胞的存在，同時無法確認到底是何種癌症發生，故此一方法的靈敏度(sensitivity)與特異性(specialty)需再加強。
另一個生化檢測方法『DR-70』，不同於一般腫瘤標記。其原理為檢測人體細胞反應癌細胞存在時產生的物質，當癌細胞由原位癌開始進入細胞間質時，人體結締組織(connective tissues) 會產生纖維蛋白原裂解產物(Fibrinogen Degradation Product,FDP)，此裂解產物若超過正常值表示體內已經由原位癌進到侵襲癌階段。DR-70可以偵測到癌細胞小於106個細胞，為目前靈敏之生化檢測，不過此項分析會受到莢膜組織漿菌感染、肺炎、一般急性感染、自體免疫疾病、外創傷(創傷天數<30天)、抽血時溶血、懷孕等生理狀態所干擾。因此，發展非侵入性、高靈敏度(high sensitivity)、高專一性(high specialty)、即時(real-time)且價錢便宜的檢測工具實為重要。
另外，經查國內各大學之碩博士論文與專利，台大、成大、清大、交大、陽明與中央等大學在生醫感測晶片中的相關研究都有不錯的成果。無論是在微流體生醫晶片、具微量樣品分離功能的電泳晶片、適用於蛋白質樣品偵測的微電灑噴嘴晶片、細胞計數晶片與DNA複製晶片等研究上，皆有相當豐富的研究成果。然而，目前國內學術單位研發的生醫感測晶片尚無以微波濾波器作為基礎結構，並操作高頻電磁波(>10GHz)之奈米結構作為偵測與消除癌症細胞之功效。因此，該具有奈米結構之射頻生醫感測晶片具有相當大的創新性與前瞻性。
為了解決上述問題，有需要提供一種可提供非侵入性、高靈敏度、高專一性與即時量測的生醫感測晶片以克服先前技術的缺點。
本發明之主要目的在提供一種射頻生醫感測晶片，該射頻生醫感測晶片具有奈米結構，並以非侵入方式檢測動物體內癌症細胞的存在、高頻生物特性與劣化癌細胞之功效。
為達上述之主要目的，本發明提出一種具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其包含一絕緣基板、一接地面、一濾波器電路、至少一個細胞檢測區域、複數個奈米結構以及一保護層。該接地面以半導體製程沈積於該絕緣基板之背面。該濾波器電路以半導體製程沈積於該絕緣基板之上，並具有第一與一第二信號輸出入埠。該細胞檢測區域配置於該濾波器電路中並具有等效電容效應。該奈米結構係配置於該細胞檢測區域內。該保護層係披覆在該濾波器電路上並在該細胞檢測區域、該第一信號輸出入埠與該第二信號輸出入埠上方定義開口。
根據本發明之一種具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該濾波器電路係為背面導體共面波導(Conductor-backed coplanar waveguide,CBCPW)線結構。
根據本發明之一種具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該濾波器電路之操作頻率位於10GHz。
根據本發明之一種具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該奈米結構之材質係為金(gold)。
根據本發明之一種具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該奈米結構係為柱體或錐體結構。
根據本發明之一種具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該奈米結構之高度在100nm-5000nm之間，直徑在10nm-500nm之間。
根據本發明之一種具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該濾波器電路之操作頻率位於10GHz-50GHz之間。
根據本發明之一種具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該細胞檢測區域係為指插式電極、低特性阻抗傳輸線或環形共振器。
根據本發明之一種具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該濾波器電路之材質係為金(Au)或銀(Ag)。
為讓本發明之上述和其他目的、特徵、和優點能更明顯易懂，下文特舉數個較佳實施例，並配合所附圖式，作詳細說明如下。
100‧‧‧射頻生醫感測晶片
110‧‧‧濾波器電路
111‧‧‧第一信號輸出入埠
112‧‧‧第二信號輸出入埠
120‧‧‧接地面
130‧‧‧細胞檢測區域
131‧‧‧奈米結構
132‧‧‧二氧化矽層
140‧‧‧保護層
150‧‧‧絕緣基板
200‧‧‧帶通濾波器之集總式元件等效電路
300‧‧‧帶拒濾波器之集總式元件等效電路
第1a圖所示為該射頻生醫感測晶片之結構示意圖。
第1b圖所示為該射頻生醫感測晶片之側視圖。
第2a圖所示為帶通濾波器之集總式元件等效電路圖。
第2b圖所示為帶拒濾波器之集總式元件等效電路圖。
第3a圖所示為該射頻生醫感測晶片之最佳實施例之示意圖。
第3b圖所示為該射頻生醫感測晶片之等效電路圖。
第4a圖所示為複數個奈米結構之示意圖。
第4b圖所示為複數個奈米結構之側視圖。
第5圖所示為該射頻生醫感測晶片之頻率響應之示意圖。
雖然本發明可表現為不同形式之實施例，但附圖所示者及於下文中說明者係為本發明之較佳實施例，並請了解本文所揭示者係考量為本發明之一範例，且並非意圖用以將本發明限制於圖示與所描述之特定實施例中。
本發明在揭示以雙模態帶通濾波器(Dual-mode bandpass filter)為基底研發新型的射頻生醫感測晶片100，配合半導體製 程實現電路，用以偵測肝癌細胞(Human hepatoma cells,HepG2)之數量、尺寸與高頻生物反應性分析，包括肝癌細胞的等效電阻值、等效電感值、等效電導值、等效電容值、介電係數(Permittivity)、損失正切(Loss tangent,tan δ)、品質因素(Quality factor,Q)與特性阻抗(Characteristic impedance)等作為初步研發之基礎。該射頻生醫感測晶片100之細胞檢測區域130即具有等效電容效應，設計方法簡單，可有效降低製程成本，提高量測時的準確度與靈敏度。
請參照第1a圖並配合第1b圖，其所示為該射頻生醫感測晶片100之結構與側視圖。該射頻生醫感測晶片100，其包含一絕緣基板150、一接地面120、一濾波器電路110、至少一個細胞檢測區域130以及一保護層140。該接地面120以半導體製程沈積於該絕緣基板150之背面。該濾波器電路110以半導體製程沈積於該絕緣基板150之上，並具有一第一信號輸出入埠111與一第二信號輸出入埠112。該細胞檢測區域130配置於該濾波器電路110中並具有等效電容效應。該保護層140係披覆在該濾波器電路110上並在該細胞檢測區域130、該第一信號輸出入埠111與該第二信號輸出入埠112上方定義開口。其中該濾波器電路110係為背面導體共面波導線結構。該絕緣基板150係為玻璃基板。該接地面120之材料係為金(Au)或銀(Ag)。該濾波器電路110之材質係為金(Au)或銀(Ag)。該細胞檢測區域130係為指插式電極、低特性阻抗傳輸線或環形共振器。根據本發明之最佳實施例，該濾波器電路110與接地面120之材質皆為Au(2μm)/Ni(20nm)、該濾波器電路110之操作頻率位於10GHz以及該保護層140之材質係為SU8光阻。
請參照第2a圖與第2b圖，其所示為帶通濾波器與帶拒濾波器之集總式元件等效電路200、300。其中，L1、L2與L3為電感；C1、C2與C3為電容以及輸入/輸出端以50Ω阻抗表示之。在一階與複數階濾波器電路110中，以指插式電極、低特性阻抗傳輸線或環形共振器所構成之電路，皆具有等效電容(即C1、C2與C3)。其等效電容處可放置細胞並作為細胞檢測區域130。請參照第3a圖，其所示為該射頻生醫感測晶片100之最佳實施例。該射頻生醫感測晶片100係以雙模態濾波器為基底。該雙模態濾波器之長度為一個全導波長(Guided wavelength,λ g)。從輸入端到輸出端之間為90°電子長度(即a-b之距離)，具有一微擾結構(即細胞檢測區域130，具有等效電容)。輸入/輸出端到微擾點之間為135°的電子長度(即a-c與b-c之距離)。在無微擾結構的情況下，當輸入端共振頻率被激發時，其輸出端將不會產生共振。但是在該環形共振器加上微擾結構，所產生之兩個正交模態會達到耦合。該射頻生醫感測晶片100係以背面導體共面波導線為基礎，具有方便設計共振器與半導體高頻探針量測，接地-導體-接地(Ground-Signal-Ground,G-S-G)111、112之優點。一般雙模態環形濾波器需具有以下條件：
1.輸入端到輸出端之間必須分開90°的電子長度。
2.在環形共振器內具有一微擾結構(作為細胞檢測區域130，具有等效電容)，使電磁波的行進產生不連續現象，激發出共振頻率並產生通帶。
3.整體電路結構必須是對稱(Symmetrical)的。
請參照第3b圖，其所示為該射頻生醫感測晶片100之等效電路。雙模態濾波器之偶模態(Even mode)和奇模態(Odd mode)等效電路。令Zr為環形傳輸線的特性阻抗及Zp為微擾結構的特性阻抗(特性阻抗較低，可等效為電容)，並且定義Kz(Kz=Zp/Zr)為兩種阻抗的比值。當環形共振器未附加微擾結構Zp時，其總電子長度相當於半波長(共振頻率fr)。設微擾結構Zp之電子長度為2 θ p，從d點位置到c點位置(微擾結構Zp)為θ1，從a點(或b點)到c點位置(微擾結構Zp)為θ2(θ2=θ1-45°)。偶模共振頻率f0e與奇模共振頻率f0d會滿足：偶模態共振頻率f0e：
其中f'0e=f0e/fr,f'0e為正規化後之偶模共振頻率。奇模態共振頻率f0d：
其中f'0d=f0d/fr,f'0d為正規化後之奇模共振頻率。調整微擾結構的電子長度2 θ p即可決定通帶的形成。典型的雙模態濾波器的頻率響應。雙模態濾波器具有設計簡單、尺寸小、通帶衰減率高的優點，相當適合作為射頻生醫感測晶片的基礎結構。
請參照第4圖，其所示為複數個奈米結構131。該奈米結構131係為柱體或錐體結構，以本發明之最佳實施例而言，該奈米結構131係為柱體。其材質係為金(gold)，高度(h)在100nm-5000nm之間，直徑(D)在10nm-500nm之間。在製程上，該基板 150經標準RCA程序清洗後，直接送進水平爐管內成長厚度在100nm-500nm之二氧化矽(SiO2)層132，以防止量測時經由該基板150產生漏電流導通現象。接著將此試片以酒精溶液做清洗、氮氣吹乾後，置入蒸鍍系統中抽真空約3-4小時，直至真空值達約5×10-6托(torr)以下，便開始進行蒸鍍沉積金薄膜，其沉積條件為：厚度100nm-5000nm；基板150溫度皆控制在約200℃以下；鍍率最高為1埃/秒。完成鍍膜後之試片，再以後段真空退火爐管進行各種不同條件的熱氧化處理以成長金奈米柱，溫度約為400℃、500℃與600℃；持溫時間約1、3與5小時；氧氣流量約為10、20與30sccm。利用掃描式電子顯微鏡(SEM)觀察金奈米柱之材料與電特性；並取得二氧化鈦奈米柱成長之最佳化條件，以作為後續分析及表面電漿改質處理之樣品。
在量測上，其儀器需使用含有G-S-G高頻探針座(Probe station)111、112之向量網路分析儀(Vector network analyzer,VNA)HP 8510C，量測範圍在0.045~50GHz之間。請參照第5圖，其所示為該射頻生醫感測晶片100之頻率響應。舉例來說，經由傳統細胞計數方法，可得知在培育過程中之細胞數量。再將細胞置入該射頻生醫感測晶片之檢測區域中，觀察在高頻量測下之頻率響應(包括通帶的中心頻率(Center frequency)、頻寬(Bandwidth)、植入損失(Insertion loss)與返回損失(Return loss)在有放置細胞(Loaded)與無放置細胞(Unloaded)時的變動量)，進而分析細胞之尺寸、數量與高頻介電特性(例如：肝癌細胞之等效電阻(R)、電感(L)、電導(G)與電容(C)值、介電係數與損失正切)。
使用網路分析儀時，需先實行誤差校正，其中，包括亂數誤差(Random errors)，系統誤差(Systematic errors)，以及飄移誤差(Drift errors)。亂數誤差主要來自系統本身的雜訊，以及儀器中元件的可靠性，此部分無法以校正的方式去除。系統誤差主要來自量測儀器本身的電路設計，可藉由校正來去除其誤差。而飄移誤差主要因為系統在不同時間不同狀況下性能並不相同，主要原因為環境溫度的改變，此類誤差可以重複校正的方式來去除。一般校正後盡量使系統誤差減少至-50dB以下，以減少量測上的錯誤。待該晶片偵測完畢後，將晶片浸入磷酸緩衝液(phosphate buffer saline,PBS)，利用超音波震盪器震盪30分鐘，去除殘留在晶片上的細胞，待震盪完後，該射頻生醫感測晶片100可再重複使用。另外，該奈米結構131可有效刺穿癌症細胞，將頻率位於10-50GHz之電磁波傳遞於癌症細胞之間，達到劣化癌症細胞之目的。
以肝癌細胞為例，當該奈米結構131穿刺進細胞時，濾波器通帶之頻率響應會有偏移。根據偏移量的多寡，可進一步計算細胞之等效RLGC值、介電係數與損失正切。由偏移量可得4組散射參數(S-parameters)，分別為S11、S12、S21與S22，代入γ(3)式，可得傳播常數γ(f)：
其中
可將複數傳播常數改寫成：γ(f)=α t (f)+jβ(f) (4)
其中，αt(f)為衰減常數且β(f)為相位常數，分別為
經由(6)式，可得有效介電常數εeff(f)。特性阻抗(Characteristic impedance,Z0)為
根據下式，可得細胞之等效電阻(R)、電感(L)、電導(G)與電容值(C)γ(f)×Z 0(f)=R+jωL (8)
γ(f)/Z 0(f)=G+jωC (9)
藉由下式，可得細胞之介電常數ε eff =(1-q)+qε r (10)
其中，q為該微帶線之結構因子。其損耗正切可表示如下：
雖然本發明已以前述較佳實施例揭示，然其並非用以限定本發明 ，任何熟習此技藝者，在不脫離本發明之精神和範圍內，當可作各種之更動與修改。如上述的解釋，都可以作各型式的修正與變化，而不會破壞此發明的精神。因此本發明之保護範圍當視後附之申請專利範圍所界定者為準。
100‧‧‧射頻生醫感測晶片
110‧‧‧濾波器電路
111‧‧‧第一信號輸出入埠
112‧‧‧第二信號輸出入埠
120‧‧‧接地面
130‧‧‧細胞檢測區域
140‧‧‧保護層
150‧‧‧絕緣基板

Claims (10)

  1. 一種具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其包含：一絕緣基板；一接地面，以半導體製程沈積於該絕緣基板之背面；一濾波器電路，以半導體製程沈積於該絕緣基板之上，具有一第一信號輸出入埠、一第二信號輸出入埠與及一濾波器通帶；至少一個細胞檢測區域，係配置於該濾波器電路中，該細胞檢測區域具有等效電容效應；複數個奈米結構，係配置於該細胞檢測區域內，以及一保護層，係披覆在該濾波器電路上並在該細胞檢測區域、該第一信號輸出入埠與該第二信號輸出入埠上方定義開口；其中，當該複數個奈米結構穿刺細胞時，該濾波器通帶之頻率響應係產生一偏移量，進而依據該偏移量計算細胞等效電阻值、等效電感值、等效電導值、等效電容值、介電係數及損失正切，且該複數個奈米結構係傳遞電磁波傳遞至細胞，藉以劣化細胞。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該濾波器電路係為背面導體共面波導線結構。
  3. 如申請專利範圍第1項所述之具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該奈米結構之材料係為金(gold)。
  4. 如申請專利範圍第1項所述之具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該奈米結構係為柱體或錐體結構。
  5. 如申請專利範圍第1項所述之具有奈米結構之射頻生醫感測晶片， 其中該奈米結構之高度在100nm-5000nm之間，直徑在10nm-500nm之間。
  6. 如申請專利範圍第1項所述之具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該濾波器電路之操作頻率位於10GHz-50GHz之間。
  7. 如申請專利範圍第1項所述之具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該絕緣基板係為玻璃基板。
  8. 如申請專利範圍第1項所述之具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該細胞檢測區域係為指插式電極、低特性阻抗傳輸線或環形共振器。
  9. 如申請專利範圍第1項所述之具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該濾波器電路之材質係為Au(2μm)/Ni(20nm)。
  10. 如申請專利範圍第1項所述之具有奈米結構之射頻生醫感測晶片，其中該接地面之材質係為Au(2μm)/Ni(20nm)。
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