CN112534251A - 利用介电电泳的微电极生物传感器，以及利用其的生物材料检测方法 - Google Patents

Abstract

本发明的生物传感器包括：在基板上以梳形状交叉配置的第一微电极和第二微电极、被固定各微电极之间的空间且对目标生物材料产生特异反应的多个受体。尤其，各微电极之间的空间形成导电材料的微图案。据此，相比没有微图案的生物传感器，可以获得更强的电场，更加有效地实施利用介电电泳力的目标生物材料的浓缩。并且，可以降低用于介电电泳现象的电压的强度，防止生物分子受损，能够容易地将生物传感器用作诊断疾病的健康管理传感器而实现商业化。

Description

利用介电电泳的微电极生物传感器，以及利用其的生物材料 检测方法

技术领域

本发明涉及生物传感器，更详细地说，涉及一种利用介电电泳的微电极生物传感器及利用其的生物材料检测方法，根据该生物传感器，在微电极之间形成与目标生物材料产生特异反应的受体，利用基于介电电泳现象的浓缩效果，提高能够与目标生物材料产生特异反应的概率，从而能够提高传感器的灵敏度及检测宽度。

背景技术

近年来，已经开发出许多通过电学方法检测基因、蛋白质等多种生物材料的有无及其浓度的生物传感器。

其中一个例子是利用叉指电极(IDE：Interdigitated Electrode)，因为与生物材料特异性结合的受体固定的区域为之字形态，实质上非常宽，即使生物材料的浓度低，也能准确地完成测定。

参照图1，基本的IDE传感器为金属电极，具有梳(comb)向两侧重叠的形状，测定相邻的电极之间产生的阻抗变化来感测目标。

即，抗体被固定在电极之间且形成电场而决定阻抗成分，目标分子与抗体形成特异结合时，挤出生物缓冲溶液，目标分子上位，扰乱电极之间的电场，引发阻抗的变化。

这种阻抗的变化量取决于目标生物分子的量，因此可通过确认阻抗变化量来进行样品内目标生物分子的定量分析。

另外，为了改善所述的IDE传感器的灵敏度，授权专利10-1727107号“利用介电电泳的微电极生物传感器”公开了IDE传感器利用介电电泳现象的技术。

其中，介电电泳是指不均匀的交流电场上存在无极性的粒子时，粒子被诱导双极性(Dipole)而引发电场内净力的现象。可通过IDE传感器的电极间距离或被施加的电压强度的变更等调整不均匀的电场的大小而增加介电电泳力。

但是，如果生物传感器利用介电电泳现象，为了获得介电电泳效果而施加的电压强度增加的话，有可能造成生物分子的损伤。

并且，考虑到实现IDE传感器的商业化而将其用作诊断疾病的健康管理传感器或者制作成便携式等多个方面，为了获得介电电泳效果而增加电压强度将会引发另一种问题。

[现有技术文献]

[专利文献]

韩国注册专利第1727107号(2017.04.17.公告)

发明内容

(要解决的技术问题)

因此，本发明为了解决上述问题而提出，其目的在于提供一种利用介电电泳的微电极生物传感器，通过利用介电电泳的浓缩效果来提高与目标生物材料产生特异反应的概率，进一步提高传感器的灵敏度及检测宽度，并且能够降低用于利用介电电泳现象的电压的强度。

本发明的另一目的在于提供一种通过利用介电电泳现象的生物传感器检测生物材料的方法。

(解决问题的手段)

为了达成所述目的，本发明的利用介电电泳的微电极生物传感器包括：第一微电极，在基板上以梳(Comb)形状排列着多个第一突出电极；第二微电极，与形成在所述第一微电极的各个第一突出电极交叉配置，排列着具有梳形状的多个第二突出电极；导电材料的微图案，形成在所述第一微电极与第二微电极的之间的空间；以及多个受体，被固定在所述第一微电极与第二微电极之间的空间，对目标生物材料产生特异反应。

所述第一微电极与第二微电极可被施加用于产生介电电泳力的交流电压。

所述微图案可以是正方形、矩形及线性中的其中一个形状。

用于产生所述介电电泳力的交流电压的大小为0.25V以上0.35V以下，频率为50MHz。

利用本发明的生物传感器的生物材料检测方法包括如下步骤：向利用所述介电电泳的微电极生物传感器的第一微电极和第二微电极施加电压；测定所述第一微电极与第二微电极之间的阻抗；以及以所述测定的阻抗值为基础，计算目标生物材料的存在与否和其浓度中的一个以上。

(发明的效果)

根据本发明，通过利用介电电泳的浓缩效果来提高与目标生物材料产生特异反应的概率，据此，可以提高生物传感器的灵敏度及检测宽度。

因聚拢样品内的目标生物材料，生物传感器的阻抗信号将增加，这会提高生物传感器的灵敏度，有效抑制样品内特异性结合，在血浆或血清等环境下，发挥更大的效果。

尤其，因在电极之间使用微图案，相比没有微图案的生物传感器，可以获得更强的电场，更加有效地使目标生物材料浓缩。并且，可以降低用于介电电泳现象地的电压的强度，能够防止生物分子受损，能够容易地将生物传感器用作诊断疾病的健康管理传感器而实现商业化或者制作成便携式等多个方面。

附图说明

图1是描述IDE传感器的基本原理的例子，

图2是本发明的生物传感器的一个实施例，

图3是微图案的一个实施例，

图4和5是描述基于正负电泳的粒子运动状态的例子，

图6是描述利用介电电泳之力的目标分子浓缩现象和IDE传感器的阻抗信号变化的例子，

图7是描述基于微图案的有/无的介电电泳现象的例子，

图8是利用本发明的生物传感器的生物材料检测方法的一个实施例，

图9是确立目标生物分子浓缩条件的模拟结果的例子，

图10是描述基于微电极被施加的电压的不均匀交流电场的大小的例子，

图11是描述用于实验的生物传感器的例子，

图12是关于生物传感器的制作工艺的例子，

图13是本发明的生物传感器的实物例子，

图14是关于利用传感器的表面处理方法和荧光检测方法确认的表面处理之后的照片的例子，

图15是基于生物分子大小的介电电泳电压条件的例子，

图16是描述基于施加电压的介电电泳效果的阻抗变化量的例子，

图17是关于β-淀粉样蛋白的定量分析而确认介电电泳效果的结果的例子，

图18是关于基于介电电泳效果的IDE传感器的灵敏度分析的例子，

图19是关于血浆内β-淀粉样蛋白定量分析的例子。

符号说明

100：生物传感器 110：第一微电极

120：第二微电极 130：微图案

具体实施方式

在下文中，将参考附图详细描述本申请的实施例，使得本申请所属领域的普通技术人员可以容易地实现。然而，本申请可以以各种不同的形式实现，并不限于在此描述的实施例。在附图中，与描述无关的部分被省略以清楚地描述本申请。

在本申请的整个说明书中，称为特定部分“包括”特定组件的，意味着可以另外包括其他组件，而不排除其他组件，除非有相反的明确说明。

在整个说明书中使用的表示程度的术语“大约”，“实质上”等所涉及的意思中包含固有的制造及材料公差时，表示等于或接近该数值，并且为了有助于理解本发明，使用准确或绝对的数字来防止不合理的侵权者不合理地使用本发明公开的内容。

诸如“第一”、“第二”之类的术语可用于描述各种组件，但是所述组件不应受这些术语的限制。所述术语仅用于区分一个组件和另一个组件。

图2是本发明的生物传感器100的一个实施例，图2b扩大示出图2a的虚线部分。

生物传感器100包括第一微电极110、第二微电极120、微图案130、多个受体。

如图2a所示，第一微电极110构成为在基板上以梳(Comb)形状排列着多个第一突出电极，第二微电极120也构成为在基板上排列着具有梳形状的多个第二突出电极。其中，形成在第一微电极110的各第一突出电极和形成在第二微电极120的各第二突出电极呈彼此交叉配置的结构。

第一微电极110和第二微电极120之间的空间形成反应区域140(ReactionRegion)。

微图案130如图2b所示，形成在第一微电极110与第二微电极120之间的空间，由导电材料构成，可具有多种形状和形态。

微图案130如图3所示的例子，可以是正方形、矩形或线性，但并不受限于此。

图3a示出正方形形状的微图案131在第一微电极110和第二5微电极120之间的空间中，从中间部分沿着电极间歇形成的例子，图3b示出矩形形状的微图案132在第一微电极110与第二微电极120之间的空间中的中间部分，沿着电极间歇形成的例子。

并且，图3c示出线性的微图案133在第一微电极110与第二微电极120之间的空间中的中间部分，沿着电极连续形成的例子。

正方形形状的微图案131、矩形形状的微图案132、线性微图案133可形成为各种大小。

作为具体例，正方形形状的微图案131的各个边的长度可以是约2.5μm，但并不受限于此。例如，正方形微图案131的各个边可以是2.0μm以上3.0μm以下。

并且，矩形形状的微图案132一边的长度约为2.5μm，另一边的长度约为7.5μm，但并不受限于此。例如，矩形微图案132的一边的长度可以是2.0μm以上3.0μm以下，另一边的长度是7.0μm以上8.0μm以下。

线性微图案133的宽度可以是2.5μm，但并不受限于此。例如，线性微图案133的宽度可以是2.0μm以上3.0μm以下。

多个受体被固定到第一微电极110与第二微电极120之间的空间而起到使目标生物材料产生特异反应的作用。

受体和与该受体产生特异反应的目标生物材料可以是多种。举一个例子来说，用生物传感器100检测的目标生物材料可以是β-淀粉样蛋白，这时，受体可以由β-淀粉样蛋白抗体、适配体、肽等构成。

观察利用目标生物材料的反应的生物传感器的阻抗检测特性，第一微电极110与第二微电极120之间的阻抗如以下公式1。

[公式1]

Z＝R+jX＝R+j(XL-XC)＝R-jXC＝R-j(1/wC)

其中，Z是阻抗(Impedance)，R是电阻(Resistance)，X是电抗(Reactance)，C是电容(Capacitance)，w是角频率(Angular Frequency)。电抗X分为电感器成分XL和电容成分XC，第一微电极110和第二微电极120并不电气性地直接连接，因此可以视为不存在电感器成分(XL)，只存在电容成分(XC)。

若在第一微电极110与第二微电极120之间的空间固定配置多个受体，则以多个受体为中间，向配置第一微电极110和第二微电极120的水平方向，产生大部分的电场和阻抗变化。可通过确认这种电阻和电抗的变化量来检测目标生物材料的量。

即，在第一微电极110与第二微电极120之间的空间固定多个受体，当目标生物材料与受体产生反应时的第一微电极110和第二微电极120相对的空间的阻抗变化，即可实现目标生物材料的定量分析。

另外，第一微电极110与第二微电极120被施加用于产生介电电泳力的交流电压。

参照图4，与电场梯度均匀的时候相比，不均匀的电场内存在一定方向上的力。介电电泳(Dielectrophoresis)是指当不均匀的交流电场上存在无极性的粒子时，粒子被诱导双极性而在电场内产生净力(Net Forces)的现象。

其中，引发的净力可被定义为介电电泳力(Dielectrophoresis Forces，FDEF)。

即，若对生物传感器100施加交流电压，会形成电气性不均匀的交流电场，该电场内存在的无极性的粒子将具有双极性，向一定的方向受到介电电泳力的影响。

形成目标生物材料的各个粒子被诱导的介电电泳力的大小和方向因被施加的电场的电压、频率、粒子和介质(Medium)的传导率(Conductivity，σ)、介电常数(Permittivity，ε)等遗传特性(Dielectric Properties)而不同。

因此，球形粒子因介电电泳而受到的力可以用以下公式2表示。

[公式2]

其中，ε_m是介质的介电常数，r是粒子的半径、Re[k(ω)]是ClausiusMossottifactor的实数部分，Ersm是电场的均方根(Root-Mean Square)。其中，k(ω)的值根据粒子的相对介电常数(ε^* _p)及介质的相对介电常数(ε^* _m)而由以下公式3决定，根据该值决定粒子的极性。

[公式3]

当k(ω)值大于0时，粒子受到电场的梯度大的方向上的力量而移动。

与此相反，此时若k(ω)值小于0，粒子根据电场形成形态而受到电场的梯度小的方向上的力量而移动。将这种现象分别称为正(Positive)和负(Negative)的介电电泳。

因此，利用介电电泳施加电压而使得第一微电极110与第二微电极120之间因电场而产生介电电泳力，根据第一及第二微电极之间形成的形态，使得粒子向电场的梯度大或小的方向移动。

图5示出基于微电极的正/负电泳的粒子运动状态，第一及第二微电极之间被施加电压时，第一及第二微电极之间将形成如图5a所示的不均匀的电场，从而引发介电电泳力。

图5b示出通过被诱导的正(+)的介电电泳力而粒子按照电场的形成形态而向电场的梯度大的地方(电极的表面部分)移动的现象，将其称为粒子的聚集(Focusing)。

与此相反，图5c示出通过负(-)的介电电泳力，粒子按照电场的形成形态而向电场的梯度小的地方(电极之间的部分)移动的现象，将其称为粒子的捕获(Trapping)。

如上所述，第一及第二微电极被施加电压而因第一及第二微电极之间的不均匀的电场形态和其梯度而产生负的介电电泳，通过介电电泳力而使粒子移动及浓缩。

尤其，基于负的介电电泳力，根据电场的形成形态而使目标生物材料向电场的梯度小的地方(电极之间的部分)移动，从而使目标生物材料浓缩而使其产生反应。

即，在第一微电极110与第二微电极120之间，为了检测移动的生物材料，固定与目标生物材料(Target Bio Molecules)特异性结合(Specific Binding)的受体，通过目标生物材料与受体产生反应时的阻抗变化而实现目标生物材料的定量分析。

图6示出利用介电电泳力诱导使目标生物材料聚集在形成受体的地方的生物分子浓缩效果(负的K(ω)值)，从而使生物传感器的阻抗变化量增加的现象。

因样品内的目标生物分子聚集，相比没有介电电泳力的情况，阻抗信号将增加，这会导致生物传感器100的灵敏度的增加。并且，产生有效抑制样品内非特异性结合的效果，在血浆或血清等环境下，会产生更大的效果。

图7a示出第一微电极110与第二微电极120之间没有微图案的生物传感器的例子，图7b示出第一微电极110与第二微电极120之间存在微图案130的生物传感器的例子。

如图7b所示，除了生物传感器100的表面之外，在微图案的表面130也形成不均匀的交流电场，从而产生更大的介电电泳力。

可通过改变生物传感器内的电极间距离、被施加的电压的强度来调整形成的不均匀电场的大小，从而增加介电电泳力。

尤其，使生物分子浓缩而降低所需的电压不仅防止生物分子因为了介电电泳效果而施加的电压而受损，日后进行生物传感器的商业化而将其用作疾病诊断健康管理传感器时，也能更加容易地实现与电池或通信元件等的结合。

参照图8描述利用本发明的生物传感器的生物材料检测方法。

首先，向生物传感器的各个微电极施加用于产生介电电泳力的电压(S210)。其中，生物传感器是指如上述的各个实施例中，在第一微电极与第二微电极之间形成微图案的生物传感器100。

步骤S210中被施加的电压是用于产生介电电泳力的交流电压，约为0.3V，频率约为50MHz左右，但并不受限于此。例如，可以设定为用于产生介电电泳力的交流电压为0.25V以上0.35以下。

若在步骤S210施加交流电压，基于介电电泳力而目标生物材料根据电场的形成形态向电场的梯度小的地方(各电极之间的部分)移动，使目标生物材料在电极之间浓缩。

然后，测定各电极之间的阻抗(S220)。

并且，基于步骤S220中测定的阻抗值，计算目标生物材料的存在与否或其浓度(S230)。

基于步骤S230中测定的阻抗值计算目标生物材料的存在与否或其浓度等的方法可以有多种。

本发明中要检测的目标生物材料可以是多种，尤其，其重量可以是约为4.5kDa左右的生物材料，但并不受限于此。例如，本发明中要检测的目标生物材料的重量可以是4.0kDa以上5.0kDa以下。其中，其重量约为4.5kDa的生物材料的例子是β-淀粉样蛋白。

另外，在各个电极之间聚集β-淀粉样蛋白的位置条件取决于施加的电压。

图9是各个电极之间不存在微图案的IDE传感器的例子，与β-淀粉样蛋白的大小相似的约4.5kDa的生物材料被施加具有50MHz、0.5V的交流信号时，将位于电极之间的正中央。

本发明的生物传感器可适用于检测比所述β-淀粉样蛋白更重的蛋白质或更轻的蛋白质，根据要检测的蛋白质的重量，可以改变电压条件来进行调整。

图10示出根据微图案的存在与否而基于被施加电压而形成的不均匀交流电场的大小。

如图9，在没有微图案的生物传感器中，各电极被施加的电压大小为0.5V时，目标生物材料(例：β-淀粉样蛋白)将位于电极之间的正中央，示出此时的电场强度。

但是，存在微图案的生物传感器中，即使电极间间隔变宽而增加到10μm，在施加电压相同时，相比具有5μm的电极宽度的没有微图案的生物传感器，会形成更大的电场。

现在描述与本发明的生物传感器100相关的实验例。本实验为了检测血清内存在的β-淀粉样蛋白而实施定量分析来确认生物传感器的性能提高的可能性。

为此，确定了使淀粉样蛋白在具有微图案的生物传感器100内浓缩的最佳电压条件。

可以实施分批工艺(Batch Process)的MEMS(Micro Electro MechanicalSystem)工艺方法来制作生物传感器，进行用于固定抗体的传感器的表面活化。利用具有多种微图案结构的生物传感器，在1x PBS缓冲器内，通过β-淀粉样蛋白的定量分析比较生物传感器的灵敏度之后，利用最优化的生物传感器对血清内存在的β-淀粉样蛋白进行定量分析。

(1)有微图案的IDE微电极传感器的制作

如图11所示的例子，为了确认基于微图案结构的生物传感器的性能，设计了三种结构的微图案。

图11示出没有微图案的生物传感器(用Original Device表示)和有微图案的生物传感器(Type#1～3)的结构的模式图、电极的厚度宽度长度和电极的个数。

微图案130分别被制作成一个边为2.5μm的正方形结构、一个边为2.5μm且另一边为7.5μm的矩形结构、宽度为2.5μm的线性结构。Type#1示出微图案为正方形的生物传感器，Type#2示出微图案为矩形的生物传感器，Type#3示出微图案为线性的生物传感器。

如图12所示的例子，生物传感器利用MEM工艺制作，在蒸镀氧化硅膜(SiO₂)的硅(Si)晶圆上，用溅射法蒸镀具有9150nm的厚度的Pt(Platinum)膜(a)(b)。并且，在蒸镀白金薄膜之后，利用经过光刻过程制作的掩模形成图案(c)，然后用干式蚀刻法完成图案(d)。

图13是制作完成的生物传感器的实物例子，单位芯片(Unit Chip)上形成六个生物传感器，这是为了使分析相同样品时可能产生的错误最小化。

从MEMS工艺的特性上看，通过制作掩模而在一个芯片上形成多个IDE传感器的集成化比较容易，也可以实现在一个芯片上分析多个蛋白质的多重分析。

(2)基于抗体固定的传感器表面活化

图14示出基于抗体固定化的表面处理方法的模式图和表面处理之后抗体被固定的生物传感器的表面，为了在各微电极之间'-OH'结合基被激活的SiO₂表面上形成自组装层，利用Vapour Phase的APMEMS，形成自组装层之后，作为固定抗体的连结器(Linker)，使用'EDC/NHs'。

可通过圆的里面部分和外面部分的亮度差来确认抗体是否被固定。并且，通过圆外面的亮度整体是否均匀来确认抗体是否均匀地固定在整个表面处理区域。

(3)具有微图案的生物传感器的生物分子浓缩可能性的确认

为了评估具有微图案的生物传感器的性能，应首先实施适用表面活化条件并确认介电电泳力的效果，确立实现介电电泳效果的最佳条件，并基于此进行定量分析的顺序进行了实验。

为此，确认具有约4.5kDa的重量的β-淀粉样蛋白的特性，进行模拟以确认用于产生介电电泳效果的电压条件。

图15示出按照生物分子的大小，在各微电极之间聚集生物材料的介电电泳电压条件。如图所示，存在微图案的生物传感器的情况为，为了使β-淀粉样蛋白在电极之间浓缩，预估介电电泳力在约0.2V附近起作用。

因此，以其周边电压为0.1、0.2、0.3、0.5、1.0V的5个条件确认β-淀粉样蛋白的浓缩与否，确认实验是在生物传感器上用相同的协议固定抗体，用10pg/mL的β-淀粉样蛋白进行反应，施加对应各个条件的介电电泳电压及频率条件而确认其效果，频率都相同地施加50MHz。

如图16所示，被施加0.3V的电压时，阻抗变化最大，将该条件应用为定量分析时的施加信号条件。经过确认，最佳介电电泳电压的大小为比具有5μm的电极间距离的IDE传感器(没有微图案的生物传感器)中使用的0.5V减少约50％的值。

(4)基于生物分子定量分析的传感器结构灵敏度的评估

利用确立的介电电泳电压条件，对β-淀粉样蛋白进行定量分析，用1xPBS，使从100fg/mL到100pg/mL浓度按10倍递增的淀粉样蛋白样品融化。

分析程序按缓冲器内信号稳定化、施加用于反应及介电电泳的信号、清洗及信号稳定化三个步骤进行。

如图7所示，利用介电电泳效果，在各电极之间聚集β-淀粉样蛋白时，在没有微图案的IDE传感器中，阻抗根据β-淀粉样蛋白的浓度而出现约3～5％的变化。

相反，有微图案的生物传感器的情况是与微图案的结构无关地，整体阻抗的变化值增加了0.5％以上。即，根据β-淀粉样蛋白的浓度而阻抗出现约3.5～5.5％的变化。

图18示出基于介电电泳效果的生物传感器的灵敏度(定量分析的倾斜度，dZ/Conc.)，按各生物传感器的类型，利用介电电泳现象来比较灵敏度。

对于没有微图案的生物传感器(IDT)，因介电电泳效果而灵敏度从0.146±0.005增加到0.545±0.049。

相反，对于形成微图案的生物传感器，根据微图案的结构，在Type#1(正方形图案)中，从0.337±0.043增加到0.724±0.027，在Type#2(矩形图案)中，从0.281±0.083增加到0.731±0.033，在Type#3(线性图案)中，从0.337±0.031增加到0.757±0.051。

据此，相比没有微图案的IDE传感器，形成微图案的IDE传感器因介电电泳效果而显示更高的灵敏度。

本实验的各结果是在PBS缓冲器内的环境下测定的，最优化的生物传感器结构是具有线性微图案的Type#3，该生物传感器的灵敏度为0.757±0.051，检测极限是100fg/mL，检测区间(Dynamic Range)是100fg/mL到100pg/mL。

(5)标准血浆环境下的生物分子定量分析评估

利用基于最优化介电电泳效果的β-淀粉样蛋白定量分析传感器，实施血浆内β-淀粉样蛋白定量分析，其中，使用的生物传感器的类型是Type#3(利用线性微图案的传感器)。

为了血浆内的β-淀粉样蛋白定量分析，使从100fg/mL到100pg/mL浓度按10倍递增的淀粉样蛋白样品融化到血浆。

分析法直接使用上述的1x PBS内的β-淀粉样蛋白分析程序。分析结果，如图19所示，利用最优化生物传感器对血浆内β-淀粉样蛋白进行定量分析时，出现约5.5～7.5％的β-淀粉样蛋白所引起的阻抗变化。

通过本实验，分析血浆内β-淀粉样蛋白时，最优化生物传感器的灵敏度为0.628±0.032，检测极限是100fg/mL，检测区间是从100fg/mL到100pg/mL。

分析血浆内β-淀粉样蛋白时，传感器的灵敏度是PBS内分析时灵敏度的约83％，这可以推测为血浆内存在的多种生物材料所引起的灵敏度的降低，但相比现有检测技术，呈现非常优异的性能，因此可以应用到实际样品的生物标记检测。

本申请的前述描述仅出于说明目的，并且本申请所属领域的普通技术人员将能够理解，可以在不改变本申请的技术精神或基本特征的情况下，容易地将其转换为其他特定形式。

因此，应该理解，上述实施例在所有方面都是示例性的，而不是限制性的。例如，描述为单一型的各个组件可以以分散形式呈现，类似地，描述为分散的组件也可以以组合形式呈现。

本申请的范围由后述的专利权利要求书呈现而不是上述详细的描述，并且从权利要求书的含义和范围及其等同概念得出的所有改变或修改形式应解释为包括在本申请的范围中。

Claims (12)

1.一种利用介电电泳的微电极生物传感器，包括：

第一微电极，在基板上以梳(Comb)形状排列着多个第一突出电极；

第二微电极，与形成在所述第一微电极的各个第一突出电极交叉配置，排列着具有梳形状的多个第二突出电极；

导电材料的微图案，形成在所述第一微电极与第二微电极的之间的空间；以及

多个受体，被固定在所述第一微电极与第二微电极之间的空间，对目标生物材料产生特异反应。

2.根据权利要求1所述的利用介电电泳的微电极生物传感器，其特征在于，

所述第一微电极与第二微电极被施加用于产生介电电泳力的交流电压。

3.根据权利要求1所述的利用介电电泳的微电极生物传感器，其特征在于，

所述微图案是正方形、矩形及线性中的其中一个形状。

4.根据权利要求3所述的利用介电电泳的微电极生物传感器，其特征在于，

所述正方形的大小为各个边的长度是2.0μm以上3.0μm以下。

5.根据权利要求3所述的利用介电电泳的微电极生物传感器，其特征在于，

所述矩形的大小为一个边的长度是2.0μm以上3.0μm以下，另一边的长度是7.0μm以上8.0μm以下。

6.根据权利要求3所述的利用介电电泳的微电极生物传感器，其特征在于，

所述线性微图案的宽度是2.0μm以上3.0μm以下。

7.根据权利要求1所述的利用介电电泳的微电极生物传感器，其特征在于，

用于产生所述介电电泳力的交流电压的大小是0.25V以上0.35V以下，频率为50MHz。

8.根据权利要求1所述的利用介电电泳的微电极生物传感器，其特征在于，

所述目标生物材料包括β-淀粉样蛋白，所述受体包括β-淀粉样蛋白抗体。

9.根据权利要求1至8任一所述的利用介电电泳的微电极生物传感器，其特征在于，包括如下步骤：

向微电极生物传感器的第一微电极和第二微电极施加电压；

测定所述第一微电极与第二微电极之间的阻抗；以及

以所述测定的阻抗值为基础，计算目标生物材料的存在与否和其浓度中的一个以上。

10.根据权利要求9所述的利用介电电泳的微电极生物传感器，其特征在于，

所述第一微电极和第二微电极被施加的电压是用于产生介电电泳力的交流电压，电压的大小是0.25V以上0.35V以下，频率是50MHz。

11.根据权利要求9所述的利用介电电泳的微电极生物传感器，其特征在于，

所述目标生物材料的重量是4.0kDa以上5.0kDa以下。

12.根据权利要求9所述的利用介电电泳的微电极生物传感器，其特征在于，

所述目标生物材料包括β-淀粉样蛋白。

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