本发明涉及微流体芯片领域， 特别是涉及一种用于体液中物质实时检测的微 型生物 心片。 背景技术

在体液的临床检测中， 小型化的微透析系统可以克服传统的微透析系 统较大的死体 积， 较长的滞后时间缺点。 例如， Gaspar使用了流通型的多传感器芯片， 并结合微透析 系统， 连续监测体液中的葡萄糖： 实现更快的响应速度， 更小的死体积； 但是该微透析 系统中没有微流体控制部件， 动态响应范围很窄， 例如， 对于血液中的葡萄糖小于 5mM, 参见 S Gaspar, X. Wang, H. Suzukib, E. Csoregi, Amperometric biosensor-based flow- through microdetector for microdialysis applications, Analytica Chimica Acta 525 (2004) 75 - 82。

可穿戴血糖表设备采用反离子电渗技术， 可通过完整皮肤将葡萄糖标本收集到凝胶 盘上， 进行测定。 但是在这样的系统中只有生物传感器没有含微 流体生物芯片。

微型化侵入式 SpectRx的生物光子技术使用激光设备在皮肤的� �质层中产生微孔。 通过这些微孔和由泵在膜片中收集组织液， 进行测定。 在这样的系统中只有生物传感器 没有使用微流体生物芯片。

在美国专利 US6990849 B2 中描述了一种通过微通道及薄膜阀来控流的微 流体系 统， 结合一个位置传感器来增加测量采集体液体积 的准确度， 帮助准确测定阻抗来测定 分析物浓度。 这个体系要求精准地测定微流体体积， 这对微流体的体系而言， 是比较困 难的。 由于需要一个额外的位置传感器， 使该体系更加复杂。 该体系不适合用于体液的 连续监测。

Arkal医疗技术使用微针阵列将组织液被动取出� ��于静态测量， 没有连续流， 据称可 用于连续测量； 但不知采样频率， 不知在特定时间点， 测量血糖值与体内真实血糖值的 滞后时间。

在美国专利 US8050729 B2 中描述了一种使用复杂的取样技术和具有风险 的系统； 使用光学传感器测定体液中葡萄糖。 从其流体流路结构来看， 更适合于间歇式测量。 但 不知采样频率， 不知在特定时间点， 测量血糖值与体内真实血糖值的滞后时间。

另外的一些体外系统， 将从体内抽取的血液的一少部分通过多个泵送 到体外的葡萄 糖传感器， 进行血糖的测定； 同时， 将抽取的血液的绝大部分通过清洗装置清洗后 送回 体内。 这样一个复杂和危险的系统中只有生物传感器 没有使用微流体生物芯片。 生物传 感器置于体液的流通管中， 这会阻碍流体的正常流动， 也会影响传感器的性能。 另外， 在美国专利申请 2010/0137778 A1中公开了使用一次性的血糖试纸条的系统。

但是在现有技术中， 缺少可以方便地用于体液中物质实时连续分析 的微型生物芯 片。 发明内容

为了解决现有技术的上述不足， 本发明目的是提供一种用于体液中物质实时检 测的 微型生物芯片， 所述微型生物芯片的技术方案如下。

用于体液中物质实时检测的微型生物芯片， 它由流通型微流体芯片和薄膜生物传感 器组装而成， 其中：

流通型微流体芯片包括： 依次相互连通， 组成一个完整流体通路的流体入口， 微孔 和 /或微型通道， 检测室， 微通道， 流体出口； 例如， 流体入口可以与微孔或微型通道连 通， 或者流体入口也可以连通微孔再由微孔连通微 型通道， 微型通道例如可以是蛇形通 道；

薄膜生物传感器包括： 工作电极， 对电极， 参比电极， 用于将多个电极与微型生物 芯片外仪器连接的接触垫， 连接电极与接触垫的连线， 连接体液的穿透孔， 和具有与多 个电极匹配的绝缘层图案开孔的电极绝缘层；

在检测室中以串联和 /或并联形式， 嵌入一种或多种薄膜生物传感器， 使得嵌入的薄 膜生物传感器的表面总是与流经的体液接触， 连续监测体液中的物质。

在一种实施方式中， 在流通型微流体芯片和薄膜生物传感器之间， 放入具有与薄膜 生物传感器匹配的图案开孔的薄层双面胶进行 组装。

在一种实施方式中， 微导管分别固定在流体入口和流体出口中， 固定在流体入口的 微导管将流体入口与连续监测体液中物质的分 析系统中的体液采样器连接， 固定在流体 出口的微导管将流体出口与微流体泵连接， 使连接通道的死体积最小。

在一种实施方式中， 流通型微流体芯片包括两个以上的检测室， 在薄膜生物传感器 中具有与检测室数量相匹配的工作电极； 每个工作电极可以制备成不同的生物传感器， 用于连续实时地检测多种不同的分析物。

在一种实施方式中， 流通型微流体芯片的面积小于 5 c ² ， 高度小于 2 。

在一种实施方式中， 微孔小于 400 当流速小于 10 / min流速， 微孔小于 150 μτη。

在一种实施方式中， 蛇形通道宽度小于 600 m， 长度小于 10 。

在一种实施方式中， 体液中物质可以是血糖、 乳酸、 氧气、 pH值、 血细胞比容、 电 解质其中之一或任意组合。

在一种实施方式中， 微导管直径小于 600 m。 微导管由可用于医疗设备的材料制 成， 诸如， 塑料、 橡胶、 金属； 塑料可以是 PE、 PTFE、 PES、 PEEK、 PU、 或医疗级 PVC ; 橡胶可以是硅橡胶； 金属可以是不锈钢或钛合金。 微导管引导微流体导应去的地 方诸如检测室， 与芯片外部件诸如体液采样器和微流体泵连接 。 微导管可以是长方形或 圆形； 尺寸小于 3000 m。

在一种实施方式中， 流通型微流体芯片可由用于微机械加工和生物 兼容性的材料制 成， 例如， 塑料、 硅、 玻璃、 金属、 或陶瓷， 塑料可以是 PMMA、 PAA、 PS、 PC、 PE、 PP、 PET、 或 PDMS， 金属可以是不锈钢、 或钛合金。

在一种实施方式中， 流通型微流体芯片可以通过激光蚀刻、 化学蚀刻、 等离子刻 蚀、 模具制造等方法制备。 激光蚀刻适合于上述所有的材料。 可选用的激光： CO ₂ 激光 ( 10.6 μηι ) ， 红外激光 （1064nm) ， 绿激光 (532nm)， UV激光 （355nm) ； 不同材料及 不同的加工精度， 选用不同的激光器来加工。 化学蚀刻适合于金属、 硅、 和玻璃。 模具 制造适合于大量制造。

在一种实施方式中， 通过激光蚀刻的方法在塑料上加工制备用于测 量血糖的流通型 微流体芯片。 还可以通过注塑的方法在塑料上加工制备用于 测量血糖的流通型微流体芯 片。

在一种实施方式中， 薄膜生物传感器的电极材料可以是 Au、 Pt、 Pd、 Rh、 Ru、

Ag、 M、 C等等。 电极可以通过溅射法、 化学气相沉积、 等离子体气相沉积、 或丝网印 刷等方法进行制备。

薄膜生物传感器的载体材料可以是用塑料、 硅、 玻璃、 陶瓷。 塑料可以是 PI、 PEI、 PSE、 PES、 PVC、 PET、 或 PP。 薄膜生物传感器中绝缘层材料可以是 PMMA、 PI、 PEI、 SU8、 Si0 ₂ 或 & ₃ N ₄ 。

在一种实施方式中， 工作电极是直径小于 1.5 的圆形单电极， 或微电极阵列； 制 备工作电极的材料可以是 Pt、 Pd、 Rh、 或 Ru， 优选地是 Rh。 工作电极可以通过溅射 法、 化学气相沉积、 等离子体气相沉积或电镀的方法制备。

在一种实施方式中， 参比电极是尺寸小于 3 «™ ² 的任何几何图形， 优选地为环绕工 作电极的环形带。 制备参比电极的材料可以是 Ag或 Ag/AgCl。 参比电极可以通过溅射 法、 化学气相沉积、 等离子体气相沉积或电镀的方法制备。 当参比电极的材料为 Ag 时， 是通过氧化将 Ag转化成为 Ag/AgCl。 例如， 在 HC1中， 通过恒电流氧化 Ag成为 Ag/AgCL

在一种实施方式中， 对电极是尺寸小于 3 ² 的任何几何图形， 优选地为环绕工作 电极的环形带。 制备对电极的材料可以是 Au、 Pt、 Pd、 Rh、 Ru、 或〇。

在一种实施方式中， 可以将多种生物敏感膜和其它不同功能膜固定 在薄膜生物传感 器工作电极上。 在薄膜生物传感器上可以有敏感膜、 消除干扰的膜、 扩散控制的膜或生 物兼容性的膜。

在一种实施方式中， 敏感膜中可以含有用于血糖检测的葡萄糖氧化 酶或葡萄糖脱氢 酶， 或用于乳酸检测的乳酸氧化酶或乳酸脱氢酶， 牛血清白蛋白， 全氟磺酸， 纤维素； 或包含介质， 例如用于血糖检测的二甲基二茂铁。 优选地是在工作电极上固定葡萄糖氧 化酶， 制成检测血糖的薄膜生物传感器。

在一种实施方式中， 消除干扰的膜可以是纤维素、 全氟磺酸、 聚碳酸酯、 聚氨酯、 或电聚合苯二胺。

在一种实施方式中， 扩散控制的膜可以是全氟磺酸、 聚碳酸酯、 聚氨酯、 或聚四氟 乙烯。

在一种实施方式中， 生物兼容性的膜可以是全氟磺酸、 聚碳酸酯、 聚氨酯、 聚四氟 乙烯、 聚乙二醇、 聚环氧乙烷、 或肝素。

在一种实施方式中， 全氟磺酸、 聚碳酸酯、 聚氨酯、 或聚四氟乙烯可以具有多重功 能。

在一种实施方式中， 可以用温敏式分配器将一定体积例如小于 1 的膜溶液精准地 放置在所需的位置并覆盖所需的区域， 例如， 只覆盖工作电极的表面， 形成很薄的膜； 或用电聚合方法插入所需的生物酶例如 GOx; 或用浸涂方法固定非敏感膜的其它膜。 在一种实施方式中， 在组装流通型微流体芯片和生物薄膜传感器中 ， 使用双面胶， 双面胶可以是很薄的压敏胶， 例如小于 350 m。 在双面胶上加工有图案的开孔， 让有 些地方不要被胶覆盖； 将有图案的双面胶按设计精确地置于在流通型 微流体芯片和生物 薄膜传感器之间。 例如， 让检测室 /传感器、 流通口不会被胶遮挡； 并且， 检测室 /传感 器、 流通口定位放置； 另外， 可在流通型微流体芯片和生物薄膜传感器上加 其它设置， 帮助定位组装。 组装时， 在流通型微流体芯片和生物薄膜传感器之间加 一定的压力或温 度， 固定。

在一种实施方式中， 在组装流通型微流体芯片和生物薄膜传感器中 ， 使用适当粘度 的 UV胶， 采用盖印 （stamping) 方法， 将很薄有图案的 UV胶精确地转移到流通型微 流体芯片上设定的位置。 将生物薄膜传感器按设计精确地盖在流通型微 流体芯片上； 例 如， 让检测室 /传感器、 流通口定位放置， 可在流通型微流体芯片和生物薄膜传感器加 其它设置， 帮助定位组装。 组装时， 加压、 UV光照固化 UV胶， 固定。

在一种实施方式中， 在组装流通型微流体芯片和生物薄膜传感器中 ， 使用超声波焊 接或激光焊接， 该方法较适合于至少焊接的一面是塑料。 将和生物薄膜传感器按设计精 确地盖在流通型微流体芯片上。 例如， 让检测室 /传感器、 流通口定位放置， 可在生物 芯片和生物传感器加其它设置， 帮助定位组装。 组装时， 加压， 施加适合的超声波频 率， 固定。

在本发明的微型生物芯片中， 检测室不同的尺寸和几何形状、 位置及布局， 可以用 于并联或串联地嵌入各种尺寸和几何形状的薄 膜生物传感器； 检测室不同的尺寸和几何 形状确保嵌入的生物传感器的表面总是与流经 的体液接触。 嵌入在微生物芯片中检测室 的薄膜生物传感器能够同时连续 /间歇地监测体液中的单种或多种分析物。

本发明的流通型微流体芯片的各种几何形状和 表面， 允许体液在微流体生物芯片中 流通顺利并且死体积最小， 无气泡。 微流体线路的各种尺寸和几何形状， 允许系统以不 同的速率采取不同量的体液， 调整到适当的速率， 就避免了采取大量的体液而将采取的 体液送回体内的非常危险的情况。

本发明的流通型微流体芯片具有不同的尺寸和 几何形状的入口和出口通道， 用于连 接与微型生物芯片连接的器件例如采样器和微 流体泵， 并让连接的死体积最小。 本发明 的流通型微流体芯片的总体积非常小， 例如， 小于 15微升， 这样允许在短的时间之内， 例如小于 5分钟， 以连续或间歇的速率， 例如缓慢速率， 更新所有在微型生物芯片内的 流体。 这样可以保证， 每隔几分钟， 每一次的测量数据都是来源于新鲜采取的体液 中的 检测分析物， 而不是旧体液中的该分析物。

在本发明的微型生物芯片中， 嵌入在流通型的微生物芯片中薄膜生物传感器 具有快 的响应。 薄膜生物传感器的电极是平面和毫米尺寸， 可允许负载更多的酶和蛋白质在生 物传感器表面， 产生具有较大信号的更稳定的生物传感器。 圆形的工作电极表面， 可更 精确和方便地将膜层固定在电极表面的限定范 围内。 用过氧化物催化剂例如铑做工作电 极材料， 可以增加检测信号密度和降低工作电位， 减少 /消除体液中共存的尿酸、 对乙酰 氨基酚、 抗坏血酸等对于检测的干扰。 使用不可浸出的过氧化物催化剂例如铑， 使得过 氧化氢的测定， 例如血糖、 乳酸经各自氧化酶作用产生的过氧化氢， 没有浸出物质， 导 致电极信号更稳定， 适合于同时连续监测体液中多种物质。 使用多层的生物传感器膜， 可将干扰降至最低， 延展检测的动态范围， 提高生物传感器的使用寿命和生物相容性， 适合于连续监测体液中的物质。

在本发明的微型生物芯片中， 薄膜生物传感器还可以包括： 用于插入仪器插口的凸 出块。

本发明的微型生物芯片是体外生物传感器， 一方面减少了传感器缺氧的问题， 扩大 了传感器动态响应范围； 另一方面， 无体内对植入传感器的响应， 极大地减少了传感器 性能衰减和信号漂移的问题， 因此只需较少的校准点。

本发明的微型生物芯片中， 以并联或串联方式， 在同一个电极基板上集成排列的多 种不同类型的工作电极， 可同时连续监测多种分析物， 例如血糖、 乳酸等； 以并联或串 联方式， 在同一个电极基板上集成排列的多个同类型的 工作电极， 可同时连续监测一种 分析物， 例如， 用二个葡萄糖工作电极检测葡萄糖， 以减少单个工作电极失效的风险， 并极大地增加测定的可靠性； 在薄膜生物传感器中几个工作电极共享相同的 参比电极和 对电极。 本发明的微型生物芯片中， 对电极和参比电极可以是同一个电极。 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中记载的一些 实施例， 对于本领域普通技术人员来说， 在不付出创造性劳动的前提下， 还可以根据这些附图获 得其它的附图。

图 1是本申请实施例中单个检测室的流通型微流� �芯片示意图；

图 2是本申请实施例中多个检测室的流通型微流� �芯片示意图； 图 3是本申请实施例中单个传感器的电极组及其� �开示意图；

图 4是本申请实施例中多个传感器的电极组及其� �开示意图；

图 5是本申请实施例中单检测室及单传感器的生� �芯片组装及展开示意图； 图 6是本申请实施例中多检测室及多传感器的生� �芯片组装及展开示意图。 具体实施方式

为了使本领域技术领域的人员更好地理解本申 请中的技术方案， 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 的实施例仅仅是本申请一部分实施例， 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前 提下所获得的所有其它实施例， 都应当属 于本申请保护的范围。 实施实例 1 : 具有单检测室和单传感器的微型生物芯片

参见图 1、 3和 5， 具有单检测室和单传感器的生物芯片 6用于连续监测体液中的各 种分析物， 例如血糖、 乳酸、 钠离子、 钙离子、 镁离子、 氯离子、 碳酸氢根离子以及体 液中各种蛋白质等等等。 它由流通型微流体芯片 3和薄膜生物传感器 4组装而成。 它可 以用于连续检测体液中的单个待分析物。 流通型微流体芯片

参见图 1， 流通型微流体芯片 3 的微流体线路通常是由以下几个部分组成： 流体入 口 301， 微孔 302， 蛇形通道 303， 检测室 310， 微通道 306， 和流体出口 307。 流通型微 流体芯片 3 的各个部分依次相互连接贯通， 组成一个完整流体通路。 上述各个部分都嵌 入微流体芯片主体 3。

上述各个部分根据不同需要可以具有不同的尺 寸和形状， 微孔 302 的不同大小的尺 寸用于调节微流体的流动阻力和体外系统中的 背压或阻力； 蛇形通道 303 的不同的长度 和曲率用于调节微流体的流动阻力和体外系统 中的背压或阻力； 检测室 310不同的尺寸 和几何形状、 位置及布局， 与放置嵌入检测室 310的各种尺寸和几何形状的薄膜生物传 感器相匹配。 薄膜生物传感器

参见图 3， 薄膜生物传感器通常由以下几个部分组成： 圆形的工作电极 401， 环绕工 作电极 401的环带型对电极 405， 参比电极 406， 多个电极与仪器连接的接触垫 408， 多 条连接多个电极与多个接触垫的连线 407， 用于插入仪器插口的凸出块 409， 连接体液的 穿透孔 410， 电极的绝缘层 420， 及与多个电极匹配的绝缘层图案开孔 421。 所述组分都 负载于薄膜生物传感器的主体 4上。

检测室 310与嵌入的薄膜生物传感器的工作电极 401、 对电极 405、 参比电极 406匹 配， 并确保嵌入的工作电极 401、 对电极 405、 参比电极 406匹配的表面总是与流经的体 液接触， 确保连续监测体液中的各种物质。 微流体芯片 3 的微流体线路的各个部分的各 种几何形状和表面， 还必须允许体液在微流体芯片 3 中流通顺利并且死体积最小， 无气 泡。 微流体线路的各种尺寸和几何形状， 结合微流体泵， 使系统以不同的速率采集不同 量的体液； 调整到适当的速率， 可以避免了采取大量的体液， 因此不需要将采取的体液 送回体内， 避免了这种不利和非常危险的情况。

薄膜生物传感器的性能决定于传感器工作电极 上的膜。 固定多种不同的生物敏感膜 和其它不同功能膜在工作电极上， 制成多种不同的生物传感器。 例如， 在 Rh 电极上固 定葡萄糖氧化酶， 可制成检测血糖的生物传感器； 在电极上固定各种离子选择性膜， 可 以制成检测体液中离子浓度的离子电极； 在电极上固定各种抗体， 可以制成检测体液中 各种蛋白质浓度的电极。 通过控制固定膜的厚度， 制成薄膜生物传感器 4， 然后可与流 通型微流体芯片 3组装成生物芯片 6， 用于连续监测体液中的分析物。 组装生物芯片

参见图 5， 将刻有流体通路的流通型微流体芯片 3和固定了所需膜的薄膜生物传感 器 4按设计对齐， 并调整薄膜生物传感器 4， 使生物传感膜层朝下。 在流通型微流体芯 片 3和薄膜生物传感器 4之间， 放入带匹配的图案开孔的薄层双面胶 5， 对齐； 确保流 体孔 307、 501、 410对齐， 同时开孔 502正好位于检测室 310上面。 然后加压固定， 得 到组装的生物芯片 6。

选择与流体入口 301和出口 307通道在尺寸和几何形状上匹配的合适微导管 ， 用胶 将选好的微导管分别固定在入口 301和出口 307上， 然后与连续监测体液中物质的分析 系统中的体液采样器和微流体泵连接， 并使连接通道的死体积最小。 当生物芯片通过流 体入口 301与体液采样器， 和通过流体出口 307与微流体泵连接后， 启动微流体泵， 体 液就会从体内经体液采样器通过流体入口 301、 微孔 302、 蛇形通道 303、 检测室 310、 微通道 306、 和流体出口 307流过微流体芯片 3， 流经微流体泵， 进入废液收集器； 在检 测室 310中体液与与薄膜生物传感器中的工作电极 401、 对电极 405、 参比电极 406接 触。 实施例 2: 具有多检测室和多传感器的生物芯片

参见图 2、 4和 6， 具有多检测室以及多传感器的生物芯片 6用于连续监测体液中的 各种分析物， 例如血糖、 乳酸、 钠离子、 钙离子、 镁离子、 氯离子、 碳酸氢根离子以及 体液中各种蛋白质等等。 它由流通型微流体芯片 3和薄膜生物传感器 4组装而成。 它可 以用于同时连续地检测体液中的多个待分析物 。 流通型微流体芯片

参见图 2， 流通型微流体芯片 3的微流体线路由以下几个部分组成： 流体入口 301， 微孔 302， 蛇形通道 303， 检测室 310和 311， 微通道 304、 305和 306， 以及流体出口 307。 各个部分依次连接贯通。 组成一个完整流体通路。 上述各个部分都嵌入微流体芯片 主体 3。

薄膜生物传感器

参见图 4， 薄膜生物传感器 4通常是由以下几个部分组成： 4个圆形的工作电极 401、 402、 403、 404， 对电极 405， 参比电极 406， 多个电极与仪器连接的接触垫 408， 多条连接多个电极与多个接触垫的连线 407， 用于插入仪器插口的凸出块 409， 连接体液 的穿透孔 410， 电极的绝缘层 420， 以及与多个电极匹配的绝缘层图案开孔 421。 上述各 个部分都负载于主体 4上。

实施例 2的生物芯片与实施例 1的生物芯片不同之处： 有两个检测室 310、 311； 与 之匹配的薄膜生物工作电极组 401-406包括 4个工作电极 401、 402、 403、 和 404， 其中 工作电极 401、 402对应于检测室 310， 工作电极 403、 404对应于检测室 311。 2个微通 道 304将体液分流入检测室 310和 311； 2个微通道 305将分流入检测室 310和 311的体 液汇合在一起。

在这 4个不同的工作电极上可制备 4个不同的生物工作电极， 例如血糖、 乳酸、 氧 气、 pH值生物传感器。 工作电极 401、 402顺联地嵌入检测室 310， 工作电极 403、 404 顺联地嵌入检测室 311， 同时工作电极 401、 402与工作电极 403、 404并联地置于生物 芯片 6。 因此， 可同时接续地监测 4种不同的分析物。 并将可能有相互干扰的传感器并 联置于不同的检测室中， 避免了干扰。 组装生物芯片

参见图 6， 将刻好的流通型微流体芯片 3和固定了所需膜的薄膜生物传感器 4按设 计对齐， 并调整薄膜生物传感器 4， 使生物传感膜层朝上。 在流通型微流体芯片 3和薄 膜生物传感器 4之间， 放入带匹配的图案开孔的薄层双面胶 5， 对齐； 确保流体孔 307、 501、 410很好地对齐， 同时开孔 502正好位于检测室 310上面， 开孔 503正好位于检测 室 311上面。 然后加压固定， 就得到组装的生物芯片 6。

选择与流体入口 301和出口 307通道在尺寸和几何形状上匹配的适合的微导 管， 用 胶将选好的微导管分别固定在入口 301和出口 307上， 然后与连接连续监测体液中的分 析物系统中的体液采样器和微流体泵， 并使连接通道的死体积最小。 当生物芯片通过流 体入口 301与体液采样器， 及流体出口 307与微流体泵连接后， 启动微流体泵， 体液就 会从体内经体液采样器通过流体入口 301、 微孔 302、 蛇形通道 303、 分流微通道 304， 将体液分别导入检测室 310和 311， 在检测室中与薄膜生物工作电极 401-406接触； 然 后汇集入微通道 305、 微通道 306， 和经过流体出口 307， 流经微流体泵， 进入废液收集 器。

以上实施例示出了 2个检测室及相应的 4个工作电极的多检测室生物芯片结构； 本 领域技术人员将意识到到根据需要， 本发明的生物芯片可以具有更多个检测室的生 物芯 片， 用于检测体液中更多个物质。

应该理解到披露的本发明不仅仅限于描述的特 定的方法、 方案和物质， 因为这些均 可变化。 还应理解这里所用的术语仅仅是为了描述特定 的实施方式方案的目的， 而不是 意欲限制本发明的范围， 本发明的范围仅受限于所附的权利要求。

本领域的技术人员还将认识到， 或者能够确认使用不超过常规实验， 在本文中所述 的本发明具体的实施方案的许多等价物。 这些等价物意欲包含在所附的权利要求中。