膜传感器的制造方法与流程

本发明涉及一种膜传感器的制造方法，更详细而言，涉及一种使用有机溶剂在膜上形成图案来制造生物传感器的方法。

背景技术：

近年来，得益于医学和医用工程的发展，除公开多种疾病的原因及治疗方法之外，还能更准确地诊断各种疾病，还开发出更有效安全的治疗方法，疾病治愈率呈上升趋势。

即使如此，这种疾病的诊断及治疗主要在医院等地进行，要接受诊断的诊断对象若不直接访问医院，则根本无法进行疾病的诊察及诊断，因此，从诊断对象或患者的立场上看，存在要全部负担昂贵的检查费及治疗费的困难。

近年来，因电子工业及有线通信网和无线通信网的发展，作为解决如上所述的问题和困难而做的努力，推出远程医疗(Telemedicin)系统。这种远程医疗系统是一种诊断对象或患者无需直接访问医院等而在远程以比较低廉的费用接受诊断的方式，但目前大部分仅实现对外形异常等的诊断，并且其诊断方法也非常有限，因此进行准确诊断存在很多困难。

尤其，严重到对生命产生威胁的疾病(例：各种癌症、AIDS等)大致是因病原菌等的抗原而受到感染及发病，这种疾病首先需要迅速地诊断，因此急需开发能够诊断包括各种抗原的生物物质的装置。因此，作为无需专业知识或复杂的步骤而使用简便、执行时间短的免疫分析装置使用采用膜的生物传感器。这种利用生物传感器的分析装置一般可适用以细孔性膜作为感应蛋白质的固定化母体的免疫层析法。从膜带下端吸收包含分析物质的样本，分析物质通过细孔的毛细管现象而被搬运到被固定的感应蛋白质层，在固体表面引发抗原与抗体间的附着反应，未结合的成分通过流体流动而分离。基于这种原理的膜带免疫层析技术利用流体的横向流动(lateral flow)来加速反应成分的物质传递，从而仅通过分析物质的测定迅速性及试片的添加就可完成诊断。

近年来，进行着在膜上用蜡、石蜡等印刷通道等来制作这种生物传感器的研究，但存在的问题是在膜上形成多重图案时，因温度和压力的影响及流体流动的影响而导致检测可靠性的降低。

国际公开号WO2008-049083号(2008年4月24日公开；以下简称“现有文献1”)的“基于图案化多孔介质的侧向流动和流水式生物测试，其制造方法及其使用方法(LATERAL FLOW AND FLOW-THROUGH BIOASSAY BASED ON PATTERNED POROUS MEDIA，METHODS OF MAKING SAME，AND METHODS OF USING SAME)”中公开了为了图案化而制作的印章(stamp)上沾聚合物(例，PDMS)并盖在纸上后使聚合物固化来形成疏水性屏障的图案化技术。但是，所述现有文献1需要先制作用于图案化的印章，需要按各图案制作多个印章，因此初期建立图案时耗费过多制作印章的时间和费用。并且，在保管由塑料和橡胶形成的印章时，若出现受冲击导致的破损或图案变形，则需要重新制作印章。并且，盖在纸上的步骤中，若按压的力度不一致，则聚合物沾得不均，因此需要按聚合物的粘度或性质来调整按压的力度。并且，会因聚合物的粘度或性质而出现纸上扩散的现象而影响通道的形成，难以通过形成均匀通道来提高检测可靠性。

美国公开专利US2012-0052250号(2012年3月1日公开；以下简称“现有文献2”)的“具有互联多孔网络的柔性微流体装置(Flexible Microfluidic Device with Interconnected Porous Network)”中公开了利用能够形成微多孔网络的聚合物片材(polymeric sheet)及溶剂的图案化技术。所述现有文献2中采用以双面黏合性塑料作为用于图案化的制版，使双面黏合性塑料与形成微多孔网络的聚合物片材(例：聚苯乙烯)黏合后将其浸入溶剂的方式。此时，所述聚合物片材中除了与双面黏合性塑料黏合的部位之外的部分与溶剂接触而产生反应，从而形成微多孔网络的同时膨胀，由此形成图案。但是，对于现有文献2，若无法正常实现双面黏合性塑料与聚合物片材的黏合，则将聚合物片材浸入溶剂的步骤中，双面黏合性塑料与聚合物片材之间产生裂缝且因溶剂流入裂缝而产生反应，因此存在无法正常地形成所需图案的问题。并且，进行图案化时，为了使微多孔网络仅形成于需要图案的面，需要在其他面上粘贴黏合性片材来防止其与溶剂进行反应的处理步骤。并且，形成微多孔网络后，因表面具有疏水性，为了利用亲水性试片而需要使表面变成亲水性的步骤，因此形成图案的步骤比较复杂且无法形成均匀的图案，从而存在难以提高检测可靠性的问题。

技术实现要素：

(一)要解决的技术问题

本发明的目的在于提供一种膜传感器的制造方法，其用于解决国际公开号WO2008-049083号和美国公开专利US2012-0052250号等现有文献所具有的共同问题即因难以形成均匀的通道或图案而降低检测可靠性的问题，在制作使用膜的集成生物传感器时，不受温度和压力或流体流动的影响且以简便的方法在膜上准确并均匀地形成用户所需的多个图案，从而能够提高检测可靠性。

(二)技术方案

本发明的实施例涉及一种膜传感器的制造方法，其可包括：使用工艺印刷机制作纸上形成图案的制版的步骤；将所述制版用有机溶剂浸湿的步骤；使制版与水溶性样本能够流动的膜黏合而进行压印的步骤；从所述膜去除所述制版的步骤；以及将所述膜干燥既定时间的步骤。

所述有机溶剂可以是从二甲亚砜(DMSO：Dimethyl sulfoxide)、二甲基甲酰胺(DMF：Dimethylformamide)、1，4-二氧六环(Dioxan)中选择的任意一种，优选地，所述有机溶剂可以是浓度为100％的DMSO。

并且，使制版与水溶性样本能够流动的膜黏合而进行压印(Stamping)的步骤可包括：使所述制版的一面与第二固定板黏合的步骤；按压所述第一固定板和所述第二固定板来向所述膜和制版施加既定压力，从而使所述膜与制版接触的步骤。

并且，实施例中将所述膜干燥既定时间的步骤的特征在于，从所述膜去除所述制版后，在37℃的温度下干燥既定时间。

在实施例中，可包括：不去除所述膜上被所述有机溶剂融化的部分所存在的有机膜来形成生物传感器的步骤；及去除所述有机膜来形成生物传感器的步骤，从而能够制作利用度不同的膜传感器。

(三)有益效果

本发明的实施例利用在膜上压印用有机溶剂浸湿的纸制版的简便的方法，从而通过一个步骤就能在膜上形成多个不同样式的图案。

即，将纸作为用于图案化的制版，仅通过图案的印刷及切割步骤就可制作制版，通过一个步骤就能容易地制作按图案条件具有多种图案的制版并进行测试。并且，用具有既定溶剂吸收量的纸形成制版，仅使所需的部位接触到溶剂，从而能够防止因溶剂的过多供应导致被吸收溶剂产生扩散反应的现象。并且，利用构成制版的纸的材质或厚度来调整溶剂含量从而能够调整图案的厚度，还能准确并均匀地在膜上形成图案并使其与纸上形成的图案一致，能够大幅提高检测可靠性。

本发明的实施例可按照形成图案的样式区分流体的流动来使用，温度和压力及流体的流动不会对膜产生影响，因此能够提高检测可靠性。

本发明的实施例可固定抗体或抗原来制作及使用，能够用简单的方法制作集成生物传感器。

附图说明

图1是示出根据本发明实施例在膜上形成图案的步骤的图。

图2是示出使膜与多个制版以相异的间隔黏合而形成图案的图。

图3是对膜上形成的13个图案，比较实际制版的宽度和膜上形成的图案的宽度的图表。

图4是按纸的宽度比较制版宽度减去图案宽度的值的图表。

图5a是示出根据实施例在膜上形成多种样式的图案所需的制版的示例的图。

图5b是示出根据实施例形成图案的实际膜的图。

图6是利用已图案化的膜来进行生物感应的结果的图表。

图7是示出利用“去除(Tear off)”图案化来形成双通道的膜的图。

图8是在现有膜传感器中分析侧向流动的图，(a)为肌酸激酶同工酶(CK-MB)的情况，(b)为肌红蛋白(myoglobin)的情况的图。

图9是在适用实施例形成的双通道结构的膜传感器中测定对CK-MB的强度的图表。

图10是在适用实施例形成的双通道结构的膜传感器中测定对肌红蛋白的强度的图表。

图11是示出膜传感器的照片。

图12至14是利用图11的各膜传感器来测试流体流动的照片及结果的图表。

具体实施方式

下面参照附图来详细地说明本发明的实施例，但本发明并不受限或限定于本发明的实施例。在说明本发明时，为了明确本发明的要旨，可省略对公知的功能或构成的具体说明。

图1是示出根据本发明实施例在膜上形成图案的步骤的图。

膜10起到移送活体样本的通道功能的同时，可包括能够确认所需的化学、生物学反应结果的能够水平流动的膜形态的所有材质。更优选地，可使用从硝酸纤维素、尼龙、聚砜、聚醚砜及聚偏二氟乙烯(PVDF：Polyvinylidene fluoride)中选择的任意材质的膜，本实施例中推荐由硝酸纤维素构成的膜的图案形成方法。

根据实施例的膜传感器的制造方法可包括：使用工艺(craft)印刷机制作纸上形成图案的制版的步骤；将所述制版用有机溶剂浸湿的步骤；使制版与水溶性样本能够流动的膜黏合而进行压印(Stamping)的步骤；从所述膜去除所述制版的步骤；及将所述膜干燥既定时间的步骤，并且下面说明各步骤的具体方法。

图1的(a)示出膜和固定板及用有机溶剂浸湿的制版的准备步骤。

实施例中，可首先制作放在膜10上的制版20。所述制版20可使用纸，但并不限定于此，可使用具有能够吸收一定程度液状溶剂的材质的部件。

所述纸被切割成具有既定规格后，可通过印刷机形成用户所需样式的图案。所述印刷机可以是工艺(Craft)印刷机，用户将需在膜上形成的图案的相关数据传送到所述Craft印刷机，通过对应所述数据的图案加工所述纸从而制备形成所需图案的制版20。

实施例中，当形成如上所述设计的制版20时，可执行将纸从工艺印刷机撕下并用有机溶剂30浸湿的步骤。此时，作为所述有机溶剂30，可使用二甲亚砜(DMSO：Dimethyl sulfoxide)、1，4-二氧六环(Dioxane)、二甲基甲酰胺(DMF)中的任意一种，实施例中为了在膜上形成所需的图案而使用DMSO作为有机溶剂，作为优选例示，使用具有100％浓度的DMSO。

有机溶剂具有融化所述膜的性质，实施例中使用的有机溶剂即DMSO因具有选择性地仅融化与膜接触的部分的性质，如本实施例可用于在膜上形成图案。被DMSO浸湿的制版20粘附到膜10时，仅融化与膜接触的面，因此能够在膜上形成与Craft印刷机中设计的形状相同的图案。

然后，所述膜10和制版20的上下部具备第一固定板11和第二固定板12，膜10以粘附到第一固定板11上表面的形态被固定，吸收有机溶剂30的制版20可与第二固定板12的下表面黏合。此时，所述制版20与所述第二固定板12的下表面黏合时，应与所述膜10的位置相对应。

当有机溶剂完全浸湿到制版20后，取出制版并用玻璃板吸附固定，然后向NC膜的上方向按压玻璃板来使制版与膜相接触，从而进行压印的步骤。

图1的(b)示出如上所述对用有机溶剂即DMSO浸湿的制版和膜进行压印(Stamping)的步骤及从膜上去除制版的步骤。

使膜与制版黏合来进行压印的步骤可包括：使所述膜的一面与第一固定板11黏合的步骤；使所述制版20的一面与第二固定板12黏合的步骤；按压所述第一固定板和第二固定板来向所述膜和制版施加既定压力，从而使所述膜与制版接触的步骤。

与制版20黏合的第二固定板被按压而接触与膜10黏合的第一固定板11的上表面，可通过向所述第一固定板11和第二固定板12之间具备的膜10施加既定压力来进行压印(Stamping)步骤。

执行如上所述的压印步骤后，可执行去除第二固定板12并使膜20干燥(Drying)既定时间的步骤。

经过既定时间后，可执行去除黏合于所述膜10上的制版20的步骤，膜上形成被沾在制版的有机溶剂融化的部分，形成用户所需样式的图案。在37℃的温度下使其干燥一定时间后，就可使用为集成生物传感器，注入样本并通过免疫反应等来测定分析对象物质。

另外，在(b)的步骤中去除制版20的膜上的融化部分上因有机溶剂而形成有机膜21，如(c)的步骤，利用镊子去除已形成于膜的融化部分的有机膜21后，可执行在37℃的温度下使其干燥既定时间的步骤。实施例可制作去除或未去除所述有机膜21的生物传感器，从而可制作利用度不同的生物传感器。

图2是示出使膜与多个制版以相异的间隔黏合而形成图案的图。

参照图2，各个制版形成为相互隔开0.5、0.7、1、1.5、2、3、4、5、6、7、8、9、10mm的间隔且共具有13种样式。如上所述，使得以不同宽度形成的制版与膜接触而形成膜图案时，可通过比较原先设计的制版的宽度和以实施例的方法形成的膜图案的宽度来获得优选的图案宽度。

具体而言，如图2的下面的图，对13个具有不同宽度样式的膜图案，用显微镜(OLYMPUS uplan 10X 10.30)，以100μm单位的PSI-Stage MIC 10mm/0.1mm DIV分别确认了宽度。

图3是对膜上形成的13个图案，比较实际制版的宽度和膜上形成的图案的宽度的图表，图4是根据制版的宽度比较制版宽度减去图案宽度的值的图表。

参照图3，可确认被制作成在0.5～10mm之间具有不同值的制版的宽度始终大于已形成的NC图案的宽度。可将此解释为，沾在制版的有机溶剂与NC图案接触时，会一定程度上渗透到膜内部而使其融化。

参照图4，可根据制版的宽度确认制版宽度减去图案宽度的值的趋势。即，以1～4号样本即0.5～1.3mm的范围形成制版时，制版宽度和NC图案宽度的差距相对较大，但形成2mm以上的制版时，可知制版宽度和NC图案宽度的差距会显著减少。

因此，本发明的实施例在形成所需图案时，从设计目标的图案来看，优选将制版的宽度至少形成为2mm左右来形成NC膜的图案。但并不限定于此，实施例可根据生物传感器的设计，在膜上形成至少具有0.5mm以上大小的图案。

图5a是示出根据实施例在膜上形成多种样式的图案所需的制版的示例的图，图5b是示出根据实施例形成图案的实际膜的图。

参照图5a和图5b，如实施例，通过使用Craft印刷机的制版的样式，能够在膜上容易地形成用户所需样式的多种图案。实施例如图示，可容易地设定各图案的大小及间隔距离，可根据需测定的样本来设计图案的模样，制作能够执行对多种抗原及抗体的测定的膜传感器。

图6是利用已图案化的膜来进行生物感应的结果的图表。参照图6，其呈现通过图案化使膜上形成两个通道来制作膜传感器并向各个通道添加互不相同的抗原来执行生物感应的结果。

图7是示出利用“去除(Tear off)”图案化来形成双通道的膜的图。参照图7，利用本发明的图案化技术形成双通道(Dual-channel)，左侧的通道确认对肌红蛋白(Myoglobin)的反应，右侧的通道确认对肌酸激酶同工酶(CK-MB)的反应。如图示，通道互不相同时，不会对显色产生影响。

肌红蛋白(Myoglobin)和CK-MB是表示心力衰竭、心肌梗塞等心脏异常现象的指标，为了能够在应急状态下使用，可制作成膜传感器。

图8是在现有膜传感器中分析侧向流动的图，(a)为CK-MB的情况，(b)为肌红蛋白的情况的图。

图9是在适用实施例形成的双通道结构的膜传感器中测定对CK-MB的强度的图表，图10是在适用实施例形成的双通道结构的膜传感器中测定对肌红蛋白的强度的图表。

如图9和图10所示，若利用实施例的膜的图案化方法制作双通道结构的膜传感器，当与图8公开的现有的膜传感器的侧向流动相比较时，能够确认双通道中的强度(intensity)增加。

这是因为在双通道中流体的流动相对缓慢而反应活性度较高。

即，如上所述，本发明的实施例通过利用在膜上压印用有机溶剂浸湿的制版的简单方法，能够在膜上形成多个不同样式的图案，可根据图案的样式区分流体的流动来使用，温度和压力及流体的流动不会对膜产生影响，因此能够提高检测可靠性。

并且，本发明的实施例可固定抗体或抗原来制作和使用，可通过简单的方法制作集成生物传感器。

<实验例>

测定已执行本发明的图案形成步骤的膜传感器相比现有膜传感器是否存在流体流动及时间上的变化。

图11是示出膜传感器的照片。膜使用硝酸纤维素膜即NC180sec。(A)是用现有的侧流测定(LFA：Lateral flow assay)方式切割来制作成4mm的宽度，(B)是在执行本发明的图案形成步骤且用镊子去除因干燥后与制版接触产生性质变化而形成的有机膜的膜传感器，(C)是表示未去除有机膜的膜传感器的照片。

为了确认流动状态及时间，使用包括1％(v/v)表面活性剂(产品名称：菲基拉得(fitzgerald)公司的表面活性剂(surfactant)10G)的1X磷酸盐缓冲盐水(PBS：phosphate buffered saline)和人血清(Human serum；产品名称：Sigma H4522)，将此表示在图12至图14。此时，为了易于掌握所述“1XPBS”中流体流动程度，另外添加占整体重量0.1～0.5重量％的食用色素。

参照图12和图14，使用所述“1X PBS”的溶液测定流动时间的结果，A、B、C都是101～103秒左右，时间上无差距，A、B、C在流动的状态上也没有太大的差距，可知即使执行本发明的图案化，流体流动也几乎未产生变化。

同时，参照图13和图14，使用所述“Human serum”的溶液测定流动时间的结果，A、B、C都是180～185秒左右，可知即使执行本发明的图案化，流体流动也几乎未产生变化，因此可知分析性能未降低。并且，可知有机膜的去除与否对流体流动不产生影响。

以上以优选实施例为主说明了本发明，但这仅是例示，并不在于限定本发明，本发明所属技术领域的普通技术人员能够理解在不脱离本发明的本质特性的范围内可进行以上未例示的各种变形和应用。例如，本发明的实施例中具体示出的各构成要素是可变形实施的。并且，应解释为与这种变形及应用相关的差异包括在权利要求书所规定的本发明的范围内。