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专利名称：附着有多孔性薄膜的膜生物传感器及利用此膜生物传感器的免疫反应或者酶反应测定方法
技术领域：
本发明涉及一种膜传感器及利用此膜传感器的免疫反应或者酶反应測定方法，更详细地，涉及ー种迅速測定抗原-抗体反应的膜传感器及利用此膜传感器的免疫反应或者酶反应測定方法。
背景技术：
作为迅速测定抗体-抗原反应的方法多用侧向层析检测(LFA, lateral flowassay)系统。就侧向层析检测(LFA, lateral flow assay)而言,一般在液体试样通过毛细管现象流动的膜固定抗体，接合体垫片和试样垫片与膜的上流层相连接，吸收垫片与膜的下流层相连接。在上述接合体垫片干燥有固定化可与试样物质选择性地结合的抗体的金纳米粒子接合体。在上述膜的分别不同的位置上固定化有选择性地与试样物质进行反应的抗体及可与固定化在金纳米粒子的抗体相结合的物质。可与上述试样物质选择性地相结合的，且固定化在膜的抗体和固定化在金納米粒子的抗体构成为相对于试样物质能够以三明治形态相结合。上述吸收垫片由容易吸收液体试样的物质构成。在如此的侧向层析检测(LFA,LATERAL FLOW ASSAY)装置，如果将液体试样溶液滴入样品垫片，存在试样时，对试样具有选择性的抗体-金納米粒子和固定化在膜的抗体以三明治形态相结合，并在固定化上述抗体的膜位置形成可用肉眼确认的帯。但是，利用现有的侧向层析检测(LFA，LATERAL FLOW ASSAY)方法可以测定的灵敏度为约Ing/mL程度的抗原蛋白质，就要求更高的灵敏度的试样而言，具有难以测定的缺点。并且，为了更加简单地进行測定，有必要減少试样的体积且再缩短測定时间。作为膜型传感器已经公开了如现场诊断用膜帯状生物传感器系统(韩国授权专利599420);复合传感器膜(日本公开专利2006-507511);电化学膜带状生物传感器(韩国授权专利348351);单流体样品中多组分的浓度测定方法(Method for DeterminingConcentration of Multiple Analytes in a Single Fluid Sample)(美国授权专利7494818);具有膜的传感器及其制造方法(韩国授权专利591390);单ー样品中多分组的同步测量测试设备(Test Device for Simultaneous Measurement of Multiple Analytesin a Single Sample)(美国公开专利2005-214161)等的多种形态。但是,在上述公开的专利中没有提出利用多孔性薄膜来调节传感器的灵敏度，从而提高传感器的灵敏度，同时检测多成分的物质，能够借助试样的垂直注入減少试样使用量及分析对象物质检测时间的技术。因此，本发明者利用现有技术中未被体现的技术，为了制造高灵敏度的膜生物传感器而鋭意努力的结果，制造在固定有受体的膜结合多孔性薄膜的膜生物传感器后，确认到利用该膜生物传感器分析试样时，只以少量的试样在很快的时间内可以进行试样分析，并完成了本发明。
发明内容
技术问题本发明要提供ー种可同时检测许多种类的免疫反应或者酶反应的高灵敏度的膜生物传感器。本发明要提供ー种利用上述高灵敏度的膜生物传感器的免疫反应或者酶反应测定方法。技术解决方法为了解决上述问题，本发明提供ー种膜生物传感器，其特征在于，在膜上附着有具有多个孔的多孔性薄膜，在相对于各孔的位置的膜上固定有受体。并且，本发明提供ー种膜生物传感器，其特征在于，在膜上附着有具有多个孔的多 孔性薄膜，在相对于各孔位置的膜上固定有受体，在上述多孔性薄膜上形成有接合体垫片。并且，本发明提供ー种免疫反应测定方法，该免疫反应测定方法包括利用上述膜生物传感器，将试样垂直地注入到上述膜生物传感器的步骤。并且，本发明提供一种酶反应测定方法，该酶反应测定方法包括利用上述膜生物传感器，将试样垂直地注入到上述膜生物传感器的步骤。有利的效果根据本发明，可通过调节多孔性薄膜的孔的大小来调节膜生物传感器的灵敏度，仅利用少量的试样能够以高灵敏度測定分析对象物质，可以在膜生物传感器附着多种受体来同时测定多种分析对象物质。


图I是本发明的膜生物传感器的一例。图2是本发明的膜生物传感器的再一例。图3是表示在本发明的膜生物传感器固定三种不同受体后，注入试样来进行分析的结果的照片。图4是表示利用本发明的膜生物传感器检测C-反应蛋白(CRP, C-Reactiveprotein)的结果的照片(控制抗_小鼠IgG固定,试验抗-CRP多克隆抗体固定)。图5是表示利用本发明的膜生物传感器測定根据CRP的浓度及时间的吸光度的结果的图表。图6是表示作为比较例利用侧向层析检测(LFA，LATERAL FLOW ASSAY)生物传感器来检测CRP的结果的照片。图7是表示利用本发明的膜生物传感器和侧向层析检测(LFA，LATERAL FLOWASSAY)生物传感器測定根据CRP的浓度的吸光度的比较结果的图表(FTH :本发明的膜生物传感器，LFA =LFA生物传感器)。图8是表示利用本发明的膜生物传感器通过酶-化学发光反应检测CRP的结果的照片(对照抗-小鼠IgG固定,试验抗-CRP多克隆抗体固定)。图9是表示利用本发明的膜生物传感器通过酶-化学发光反应测定根据CRP的浓度及时间的发光度的结果的图表。图10是表示利用本发明的膜生物传感器通过酶-化学发光反应检测D-葡萄糖的结果的照片(对照仅固定过氧化物酶，试验固定葡萄糖氧化酶及过氧化物酶)。
图11是表示利用本发明的膜生物传感器通过酶-化学发光反应测定根据D-葡萄糖的浓度的发光度的结果的图表。图12是表示利用本发明的膜生物传感器通过酶-发色反应测定对照血清(control serum)的总胆固醇的结果的照片。附图标记的说明I :膜/11 :多孔性薄膜21,31 :受体 /41 :试样51 :接合体垫片/61 :样品垫片T :作为受体固定cTnl抗体的部分C :作为受体固定杭-小鼠IgG的部分B :作为受体固定BSA的部分
具体实施例方式本发明在ー观点上，涉及ー种膜生物传感器，其特征在于，在固定有受体的膜上附着有多孔性薄膜(图I)。本发明在再ー观点上，涉及ー种膜生物传感器，其特征在于，在固定有受体的膜上附着有多孔性薄膜，在上述多孔性薄膜上形成有接合体垫片(图2)。本发明的特征在于，通过在膜上附着多孔性薄膜来制造生物传感器，从而可根据上述多孔性薄膜的孔的大小调节传感器的灵敏度，可根据上述多孔性薄膜的孔的个数測定多成分的分析对象物质。并且，本发明的膜生物传感器在測定免疫反应或者酶反应时，利用将试样垂直地滴入来测定的流通孔(FTH，Flow Through Hole)方式，因此可利用少量的试样在短时间内測定反应。在说明书中使用的术语“多孔性”意味着具有多个孔，“多孔性薄膜”意味着形成有多个孔的薄膜。在本说明书中使用的术语“孔”意味着具有可起到反应孔板(well)的作用的程度的大小的孔，以便在同一孔内试样与受体可进行反应。就本发明而言，上述膜可使用可吸收试样溶液的膜，具体的膜的种类可被本领域的技术人员而适当地选择。在本发明的一具体例中，其特征在于，上述膜可以是硝酸纤维素膜(Nitrocellulose membrane)。在上述硝酸纤维素膜滴下试样,例如,滴下蛋白质,蛋白质则不会在初期滴下的位置以大范围地进行扩散，而是固定。因此，如果在结合于上述硝酸纤维素膜上的多孔性薄膜的孔注入试样，则在各孔下方的膜使受体与试样选择性地进行反应，而测定信号。就本发明而言，将受体固定化在膜上的方法均可以使用物理吸附方法及化学方法，具体的固定化方法可被本领域的技术人员适当地选择。就本发明而言，其特征在于，上述多孔性薄膜的孔的大小为10 μ πΓ5000 μ m，但不局限于此，可以为 10 μ m 4000 μ m、10 μ m 3000 μ m、10 μ m 2000 μ m、10 μ m 1000 μ m、50 μ m 5000 μ m、50 μ m 4000 μ m、50 μ m 3000 μ m、50 μ m 2000 μ m、50 μ m 1000 μ m、100 μ m 5000 μ m、100 μ m 4000 μ m、100 μ m 3000 μ m、100 μ m 2000 μ m、100 μ m 1000 μ m、200μπι 5000μπι、200μπι 4000μπι、200μπι 3000μπι、200μπι 2000μπι 或者200 μ πΓ ΟΟΟ μ m。上述多孔性薄膜的孔的大小越�。�试样则在窄的区域与受体进行反应，从而传感器表现出高的灵敏度，但是小于IOym吋，孔的大小再变小时可能会产生试样流动的障碍，如果大于5000 μ m则存在传感器的灵敏度显著下降的问题。因此，优选为将多孔性薄膜的孔的大小设为10 μ πΓ5000 μ m，来调节传感器的灵敏度。就本发明而言，上述多孔性薄膜可由容易进行孔加工的材质构成，例如，可以由聚合物、玻璃、弾性体、硅等的材质构成，但是不局限于此。具体地，可以由聚酰亚胺、铝、聚丙烯酸、聚ニ甲娃氧烧(PDMS, polydimethylsiloxane)、聚こ烯(PE, polyethylene)、聚丙烯(PP, polypropylene)、聚苯こ烯(PS, polystyrene)、聚碳酸酯(PC, polycarbonate)、聚氯こ烯(PVC, polyvinyl chloride)及聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA, polymethyl methacrylate)等，但不局限于此。就本发明而言，上述多孔性薄膜的厚度可以为0. Olmm至Imm,也可以为0. Olmm至0. 8mm、0. Olmm 至 0. 6mm、0. Olmm 至 0. 4mm、0. Olmm 至 0. 2mm、0. 05mm 至 lmm、0. 05mm 至 0. 8mm、 0.05mm 至 0. 6mm、0. 05mm 至 0. 4mm 或者 0. 05mm 至 0. 2mm,但不局限于此。就本发明而言，上述多孔性薄膜可以是在与膜接触的一面涂敷有粘结剂的粘结薄膜。此时将多孔性薄膜剪成适当大小后，遮盖在上述膜之上，从而可简单地附着多孔性薄膜。但不局限于此，附着多孔性薄膜与膜的多种方法在本发明所属的技术领域中已公知，因此可被本领域的技术人员而适当地选择。就本发明而言，上述受体优选为选择性地与分析对象物质进行反应，具体地，其特征在于，可以选自包含抗体、抗原、酶、肽、蛋白质、DNA、RNA、肽核酸(PNA, peptide nucleicacids)及适配体(aptamer)的群中。本说明书中的术语“选择性”意味着特定的两个物质想要相互特异地进行结合的性质，有可能与术语“特异地”混用。就本发明而言，其特征在于，使用于上述膜生物传感器的试样还包括选择性地与分析对象物质结合的物质和信号产生物质的接合体。S卩，使用于本发明的膜生物传感器的试样可以是，例如包括或者不包括分析对象物质的任意的试样，在包括或者不包括这样的分析对象物质的试样混合与分析对象物质选择性地结合的物质和信号产生物质的接合体的试样。就前者而言，选择性地与分析对象物质相结合的物质和信号产生物质的接合体与试样分开地可在试样注入后注入到膜生物传感器，并可涂敷于接合体垫片或者样品垫片后进行干燥来利用。就后者而言，可适用于没有额外的接合体垫片或者样品垫片地仅由膜及多孔性薄膜构成的生物传感器，生成在试样内预先选择性地与分析对象物质-分析对象物质相结合的物质-信号产生物质的接合体并与固定在膜上的受体选择性地相结合，从而可检测分析对象物质。上述“选择性地与分析对象物质相结合的物质”为与分析对象物质进行特异性结合反应的物质，例如，可选自包含抗体、抗原、酶、肽、蛋白质、DNA、RNA、肽核酸(PNA, peptidenucleic acids)及适配体(aptamer)的群中。上述“选择性地与分析对象物质相结合的物质”可以是与固定在生物传感器的膜的受体相同的物质，但也可以是与受体相异的物质。就本发明而言，其特征在于，上述信号产生物质可以为金属纳米粒子、量子点(quantum dot)纳米粒子、磁纳米粒子、酶、酶基质、酶反应产物、吸光物质、突光物质或者发光物质。
上述信号产生物质为金属纳米粒子时，可以通过基于受体和分析对象物质的选择性的反应的金属纳米粒子的色变化检测分析对象物质，并測定在膜上选择性地与受体相结合的分析对象物质和金属纳米粒子的结合体的吸光度及导电率等，从而可以定量地对分析对象物质进行分析。这样的金属纳米粒子，例如，可以是金纳米粒子、银纳米粒子、铜纳米粒子等，但不局限于此。上述信号产生物质为量子点纳米粒子时，可以通过基于受体与分析对象物质的选择性的反应的量子点纳米粒子的荧光检测分析对象物质。上述信号产生物质为磁纳米粒子时，可以通过基于受体与分析对象物质的选择性的反应的磁场的变化检测分析对象物质。上述信号产生物质为酶、酶基质或者酶反应产物时，借助受体与分析对象物质的选择性的反应，分析对象物质或者受体与上述酶、酶基质或者酶反应产物进行反应引发如、氧化还原反应等的酶反应，此时，測定基于上述酶反应的产物的吸光、荧光、发光等，从而可检测出分析对象物质。这样的酶，例如可以是葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、碱性磷酸酶及过氧化物酶等，但不局限于此，酶基质例如可以是葡萄糖、过氧化氢等，但不局限于此。此外，作为上述信号产生物质可以使用本发明所属的技术领域中公知的吸光物质、荧光物质或者发光物质，具体的种类可以被本领域的技术人员适当地选择。根据本发明的ー实施例，可以使用鲁米诺(Iuminol),但不局限于此。在本发明中分析对象物质为蛋白质抗原时，作为受体，与上述蛋白质选择性的抗体固定在膜上，试样可使用上述蛋白质抗原和与上述蛋白质抗原选择性的抗体-金納米粒子接合体的混合物。上述接合体的抗体和固定在膜上的抗体分别选择性地与作为分析对象物质的蛋白质抗原相结合，在固定在膜上的抗体位置以三明治形态(固定在膜上的抗体-蛋白质抗原-接合体的抗体-接合体的金纳米粒子)结合金纳米粒子，并可以通过上述金納米粒子的色变化检测出分析对象物质。此时，如果在多孔性薄膜的各孔固定相异的受体，则可以在各孔检测出相异的分析对象物质，因此可以根据孔的个数測定多成分的分析对象物质。就本发明而言，其特征在于，在上述多孔性薄膜上形成有接合体垫片，在上述接合体垫片涂敷信号产生物质，或者涂敷选择性地与分析对象物质相结合的物质与信号产生物质的接合体后进行干燥。在上述接合体垫片涂敷信号产生物质后干燥时，例如，上述信号产生物质为酶、酶基质或者化学发光物质时，在膜上与受体一起预先注入或者吸附与上述信号产生物质进行反应的酶基质或酶等后，注入试样，从而可利用基于酶反应的信号产生物质的信号測定分析对象物质。在上述接合体垫片涂敷选择性地与分析对象物质相结合的物质与信号产生物质的接合体后进行干燥吋，如果在膜生物传感器仅垂直地滴下分析对象物质，则以“选择性地与涂敷于受体-分析对象物质-接合体垫片而干燥的分析对象物质相结合的物质与信号产生物质的接合体”的顺序结合，由此可利用基于受体与分析对象物质的选择性反应的信号产生物质的信号測定分析对象物质。就本发明而言，作为上述接合体垫片，涂敷接合体进行干燥后，上述接合体垫片被液体润湿时，接合体只要是容易地从接合体垫片脱离的物质都可使用，只要是在LFA系统中一般使用的接合体垫片都可以使用。
就本发明而言，其特征在于，在上述接合体垫片上形成有样品垫片。样品垫片起到过滤分析对象物质的异物的作用，能够相比传感器更正确地进行測定。例如，分析对象物质为血液时,样品垫片起到过滤包含于血液的血球或者血小板的作用(图2)。就本发明而言，作为样品垫片都可使用在LFA系统中使用的样品垫片。就本发明而言，其特征在于，在上述样品垫片涂敷信号产生物质，或者涂敷选择性地与分析对象物质相结合的物质与信号产生物质的接合体后进行干燥。就本发明而言，其特征在于，膜生物传感器在上述接合体垫片与多孔性薄膜之间插入使流体的流动变得流畅的膜。根据本发明的ー实施例，例如，可以使用筛目(杜邦Zonyl FSN 100,赛发:SEFAR)、活跃(vivid)膜(颇尔Pall,活跃的血衆分离Vivid PlasmaSeparation-GR)等,但不局限于此,可被本领域的技术人员而适当地选择。就本发明而言，其特征在于，膜生物传感器将上述膜划分为包括多孔性薄膜的各孔的区域。即，为了相互不妨碍朝向多孔性薄膜的各孔下方的试样的流动，将膜划分成ー个膜区域包括一个孔。因这样的区域划分，使在多孔性薄膜的各孔下方的膜的区域相互分离，使朝向各孔下方流动的试样不相互影响，可以提高測定的再现性。作为划分上述膜的区域的方法使用本发明所属的技术领域中公知的任何ー种方法也无妨，可被本领域的技术人员而适当地选择。根据本发明的ー实施例，为了划分上述膜的区域可使用激光加工器。本发明在另ー观点上，涉及ー种免疫反应测定方法，该免疫反应测定方法包括利用上述膜生物传感器，将试样垂直地注入到上述膜生物传感器的步骤。本发明在又ー观点上，涉及ー种酶反应测定方法，该利用上述膜生物传感器，将试样垂直地注入到上述膜生物传感器的步骤。例如，为了测定葡萄糖，在多孔性薄膜下方的膜固定作为受体的葡萄糖氧化酶和过氧化物酶，将涂敷过氧化物酶的发色基质(例如，鲁米诺)而干燥的接合体垫片形成在上述多孔性薄膜上之后，如果垂直地滴入包含葡萄糖的试样，则借助葡萄糖氧化酶而生成的过氧化氢水和上述发色基质借助过氧化物酶引起发光，由此可以測定葡萄糖。就本发明的膜生物传感器而言，将试样垂直地注入到上述膜生物传感器，从而不仅可以仅利用少量的试样以高灵敏度測定分析对象物质，并且可以在短时间内检测分析对象物质。就本发明而言，其特征在于，上述膜生物传感器在各孔固定有相互不同种类的受体。如果将试样垂直地滴入到上述膜生物传感器，则可以同时检测到选择性地与固定在各孔的相互不同种类的受体分别相结合的多种分析对象物质。下面，通过实施例对本发明进行更详细的说明。这些实施例仅用于例示本发明，而不被解释为本发明的范围局限于这些实施例，这对本发明所属技术领域的普通技术人员来说是显而易见的。实施例I :膜牛物传感器制造及利用该膜牛物传感器的cTnl分析1-1.金纳米粒子-抗体接合体合成在ImL的金纳米粒子胶体溶液(20nm,英国国际生物细胞公司BBInternational,英国GB)中放入O. IM的硼酸盐缓冲剂(pH 8. 5)0. ImL,并加入lmg/mL的抗-cTnl抗体(海逸测试Hytest，FIN)10y I进行30分钟反应。经过上述反应后添加将1% (w/v)的牛血清白蛋白(BSA,Bovine serum albumin,西格玛Sigma,德国DE)溶解在磷酸盐缓冲液(PBS,Phosphate Buffered Saline,奇客公司Gibco,美国USA)而制备的溶液O. ImL,并在常温下反应了 15分钟。上述反应后,在10000rpm、4°C下进行20分钟的离心分离,分三次加入溶解在IOmM的磷酸盐缓冲液(PBS)中的lmg/mL的牛血清白蛋白(BSA)溶液ImL进行纯化 回收，由此合成了金纳米粒子-抗体接合体。1-2.膜生物传感器制造将硝酸纤维素膜(美国密理博公司(Millipore)，180sec硝酸纤维素(Nitrocellulose))切断成横、竖约为2. 5cm大小的正四角形。之后,将O. Imm厚度的聚丙烯酸双面胶切断成横、竖约为Icm大小的正四角形，贯通直径约为O. 4mm大小的三个孔并形成孔，制造多孔性薄膜后，附着于上述膜上。通过与上述膜相结合的多孔性薄膜的三个孔，作为受体将O. lmg/mL的cTnl抗体(抗-肌I丐蛋白I多克隆抗体，海逸测试Hytest,FIN)、0. lmg/mL的杭-小鼠IgG (西格玛Sigma,德国DE)及I. Omg/mL的牛血清白蛋白(BSA)分别注入0. 5 μ I并进行干燥。利用
·I.0mg/mL浓度的牛血清白蛋白(BSA)润湿结合有上述多孔性薄膜的膜并再次进行干燥，从而制造了包括多孔性薄膜的膜生物传感器。1-3. cTnl 分析将以0ng/mL、0. Ing/mL、Ing/mL 及 10ng/mL 的浓度溶解 cTnl 的 15 μ I 的虚拟血衆(IOmM 憐酸盐缓冲液(PBS)、lmg/mL 人血清白蛋白(HAS, Human Serum Albumin)、IOmM こニ胺四こ酸ニ钠(EDTA-2Na))与在上述1_1中制备的金纳米粒子-抗体接合体溶液10 μ I进行混合，并放置10分钟制备了试样溶液。将上述试样溶液垂直地注入到在1-2中制备的膜生物传感器的多孔性薄膜。通过上述多孔性薄膜的孔注入了试样溶液，经过三分钟左右，几乎所有的试样溶液通过孔而注入。图3是注入试样经过3分钟后測定的试样注入面(一)、试样注入相反面(ニ)及试样注入相反面的放大图像(三)，由此可知，B (作为受体固定牛血清白蛋白(BSA)的部分)、C(作为受体固定抗-小鼠IgG的部分)恒定，与此相反，T (作为受体固定cTnl抗体多克隆抗体的部分)随着cTn浓度增加而变浓。对此，如下执行了吸光度分析。反应结束后，得出图像并利用多用凸度仪(Multigauge,日本富士胶片株式会社Fuji Photo Film Co.，Ltd)对结果值进行了分析。信号分析求出反应部(信号Signal)和反应部周围(背景back ground)的像素明暗度(pixelintensity)的平均值，并将两个值之差作为最终结果值来使用。吸光度分析结果如表I所
/Jn ο表I根据cTnl浓度的吸光度分析
权利要求
1.ー种膜生物传感器，其特征在于，在膜上附着有具有多个孔的多孔性薄膜，相对于各孔的位置的膜上固定有受体。
2.根据权利要求I所述的膜生物传感器，其特征在于，在上述多孔性薄膜上还形成有接合体垫片。
3.根据权利要求I或2所述的膜生物传感器，其特征在于，上述受体选自包含抗体、抗原、酶、肽、蛋白质、DNA、RNA、PNA及适配体的群中。
4.根据权利要求I或2所述的膜生物传感器，其特征在于，上述多孔性薄膜的孔的大小为 10 μ m 至 5000 μ m。
5.根据权利要求I或2所述的膜生物传感器，其特征在于，上述膜为硝酸纤维素膜。
6.根据权利要求I或2所述的膜生物传感器，其特征在于，使用于上述膜生物传感器的试样还包括选择性地与分析对象物质相结合的物质和信号产生物质的接合体。
7.根据权利要求6所述的膜生物传感器，其特征在于，上述信号产生物质为金属纳米粒子、量子点纳米粒子、磁纳米粒子、酶、酶基质、酶反应产物、吸光物质、荧光物质或者发光物质。
8.根据权利要求2所述的膜生物传感器，其特征在干，在上述接合体垫片涂敷有信号产生物质，或者涂敷有选择性地与分析对象物质相结合的物质与信号产生物质的接合体。
9.根据权利要求I或2所述的膜生物传感器，其特征在于，在上述接合体垫片上形成有样品塾片。
10.根据权利要求I或2所述的膜生物传感器，其特征在于，在上述接合体垫片与多孔性薄膜之间插入使流体的流动变得流畅的膜。
11.根据权利要求I或2所述的膜生物传感器，其特征在于，将上述膜划分为包括多孔性薄膜的各孔的区域。
12.ー种免疫反应测定方法，其特征在于，包括利用权利要求I或2的膜生物传感器，将试样垂直地注入到上述膜生物传感器的步骤。
13.根据权利要求12所述的免疫反应测定方法，其特征在于，在上述膜生物传感器的每个孔固定有相互不同种类的受体。
14.一种酶反应测定方法，其特征在于，包括利用权利要求I或2的膜生物传感器，将试样垂直地注入到上述膜生物传感器的步骤。
15.根据权利要求14所述的酶反应测定方法，其特征在于，在上述膜生物传感器的每个孔固定有相互不同种类的受体。
全文摘要
本发明涉及一种附着有多孔性薄膜的膜传感器及利用该膜传感器的免疫反应或者酶反应测定方法，更详细地，涉及一种在固定有受体的膜上结合有多孔性薄膜的膜传感器及利用该膜传感器的免疫反应或者酶反应测定方法。根据本发明，可以通过调节多孔性薄膜的孔的大小来调节膜生物传感器的灵敏度，据此仅利用少量的试样，能够以高灵敏度来测定分析对象物质，可以在膜传感器附着多种受体来同时测定多种分析对象物质。
文档编号G01N33/53GK102667479SQ201080053328
公开日2012年9月12日 申请日期2010年11月24日 优先权日2009年11月24日
发明者吴迎庆, 慎容范, 郑晓庵, 金珉坤 申请人:因福皮亚有限公司, 韩国生命工学研究院