微流装置和制备及使用方法

专利名称：微流装置和制备及使用方法
技术领域：
本发明领域主要涉及微流装置、微流装置的制作方法和微流装置在生物 学测定中的使用。
本申请要求于2005年7月14日在美国4是出的临时专利申请No. 60/699， 580的优先权，在这里通过参考引入其内容。
背景技术：
即时检验(Point of care tests ， POC),即在医护现场进行的检验，已经 在医院、医生办公腔、工作场所和可能存在有害物的环境中成为常用的诊断 工具。各种任务，例如工作场所药物滥用检测、针对污染物的环境检测和战 场上的生物战制剂检测等能够采用即时检验简单而轻松的进行。由于检验通 常是由几乎没有(即使有也极少)接受过临床诊断培训的人员进行，即时检 验需要简单、快捷、并易于使用。理想的即时检验需要最少量的设备。
大部分的即时检验依赖于利用了微孔隔膜的毛细作用的免疫层析法测 定。在免疫层析法测定中，流动相样本溶液中的分析物通过亲和结合与其它 成份分离，以获取固定于静止固相的分子。由硝酸纤维素或尼龙制成的隔膜 为亲和层析法的固态静止相和分配层析法的液相提供了基体，使免疫复合物 粒子通过毛细作用与其它液态溶质分离。
在1979年首次发现蛋白质能够透过隔膜转移时，由尼龙或硝酸纤维素 制成的隔膜就已经被用于抗原/抗体检测。硝酸纤维素已经在研究技术如蛋白 质印迹法(Western blotting)和侧流法免疫诊断学中被广泛用作固定蛋白质 的表面。微孔性和硝酸纤维素为快速免疫层析法测定提供了许多帮助，包括 比如高的结合能力；非共价蛋白质附着；稳定的长期固定环境；和有益于 一致结合的环境。
典型的现有技术的快速免疫测定套件(kit)包括具有附着了示踪物比如 荧光示踪物、金示踪物或其它示踪物的第一捕获抗体的试剂垫。第二捕获抗体被附着到硝酸纤维素或尼龙隔膜带。硝酸纤维素或尼龙隔膜带的一端被与 试剂垫直接接触放置。第二捕获抗体通常祐:接合至隔膜带以形成特殊的几何 图案，比如直线。当包括待分析的分析物的试样一皮施加到试剂垫时，分析物 与带示踪物的第 一捕获抗体结合以形成结合复合物，然后容纳结合复合物的 溶液被通过隔膜带汲取。在隔膜带中，复合物与接合于隔膜的第二捕获抗体 结合。第二次结合由于所述示踪物沿包括接合于隔膜的捕获抗体的几何图案 集中而可肉眼观察到，或者作为可选方案，结合可以通过其它方法检测，如 荧光一全测、或电化学纟企测。免疫层析法测定中控制信号强度的关键参数是隔膜的毛细流率和蛋白 质的结合容量。毛细流率和结合容量由隔膜的微孔尺寸、孔隙率和厚度确定 的。隔膜的蛋白质结合容量依赖于它的微孔尺寸和表面特性。硝酸纤维素隔 膜通常经过表面活化剂处理以有助于表面保持潮湿。使用表面活化剂所应注意的是表面活化剂改变了隔膜的毛细流动行为，并且改变的程度难以预测。隔膜的蛋白质结合能力和粒子穿过隔膜的移动速度依赖于隔膜的微孔 尺寸。不幸的是，由于制造过程的复杂和精密的特性，隔膜制造商不能在隔 膜的生产过程中保持一致的微孔尺寸和孔隙率。在不同生产批次之间、而且 甚至在同一生产批次中存在较高的微孔尺寸和孔隙率的变动性。在相同条件下生产的不同样品检测套件中，发现超过大约20%信号强度差异并不希奇。 可变性是致使基于隔膜的免疫测定不适用于定量检测的主要因素。高的可变 性限制了即时检验在定量分析中的使用。虽然进行了许多尝试以提高微孔隔 膜的行为，但仍存在保持一致的品质问题。为解决信号强度的可变性，人们已经提出和研究了许多解决方案，比如 改进检测器；改变微粒的示踪物；和优化试剂配方。然而，这些方案在性能 上只有微小的改进。考虑到前述的POC检验及其生产的缺点，需要提供更为精确的POC检 验和方法以生产出检验精度提高的POC检验套件，使得检验能够与用于定 性分析一样用于定量分析。一些POC检验使用微流测定装置。多种提供沟槽的物质已经被使用在 微流装置中，比如硅、玻璃和塑料。这些材料中的每一个都有缺点。硅和玻 璃成本高。硅在微沟槽的制造过程中需要大量的化学蚀刻处理，这破坏了生 物材料的活性，从而经常与生物材料不兼容。塑料通常是不亲水的，使得它需要主动输送系统以推动分析物在沟槽内流动，这与多孔渗水隔膜采用被动 毛细作用不同。膜型微流装置已经设计出来，但它使用冲切粘合带来制作沟槽(见比如，授予O'Coner等人的美国专利No. 6， 919， 046 to和授予Chow 等人的美国专利No.6， 857， 449)。作为可选方案，授予Madou等人的美 国专利No. 6, 790, 599描述了采用光刻工艺的微流沟槽制造方法，但这一 发明未提出设计以分析生化物质的大体可用的微流装置。大部分的免疫层析法测定看起来象是快捷、 一步式、免分离、和不需要 试样预处理的匀相测定。但是，不受限的配体与那些被限定到受体的配体的 分离是在检测过程中进行的，这称为伪匀相测定。所述分离在分析物溶液流 过固定的检测线时发生。电化学测定广泛用于小分子如葡萄糖、乳糖和无机 材料的定量测定，另外由于简单性和成本效益，该方法也用于大分子。所述技术在应用于采用一步测定方法如基于膜的免疫层析法来测定检 测大分子时是有问题的。电化学反应需要用于酶促反应的物质以产生信号。 与结合物质共轭的酶和物质应被分离布置并顺序提供，以避免在与分析物结 合之前酶和物质之间发生自反应。为进行这一过程，在测量结合程度之前， 需要先执行冲洗步骤，以将不受限的配体与被限定到受体的配体分离开。在 1995年，Ivnitski等人发明了一步式、免分离的安培计免疫传感器，改变了 以往的酶-沟槽免疫测定。尽管已经提供了上述改进，但基于多孔膜的免疫 层析测定并未实现一致的流动速度和迁移时间长度，因而很大程度上不适用 于定量测定。发明内容本发明的目的是提出新的和改进的微流装置和包括该装置的测定套件。 本发明的另 一 目的是提出针对当前测定技术的缺点的新的和改进的微流装置，快捷、不昂贵并易于使用，此外还可用于定量检测。本发明的又一 目的是提出新的和改进的生产或制造一次性即时检验品的方法，可提高测定精度并使本测定可以象用于定性分析一样用于定量分析。本发明的再一 目的是提出新的和改进的用于生产一次性即时检验品的 方法，可避免上面提到的先前制造技术的缺点。本发明的另 一 目的是提出能够提供一致的流速和迁移时间长度的微流装置。本发明的另一目的是提出新的和改进的使用微流装置的方法，本微流装 置被设计以解决与当前测定技术相关的问题，并提供快捷、不昂贵、易于使 用的定量测定系统。本发明的另一目的是提供新的和改进的电化学传感器装置。 为了实现至少一个这些目的和其它目的， 一个依据本发明的能够进行快 速免疫测定的的微流装置实施例是多层叠层板，比如三层，即底支撑层、中 间光阻层和覆盖层。虽然任何形式的支撑、基底、衬底、材料或上述组合可以用作支撑层，但在一个优选实施例中，支撑层包括接合有结合剂的聚合 物膜。在这种情况下，支撑衬底被附着到支撑层以提供更高的强度。可选地， 聚合物膜可以与金属膜或其它涂层覆盖到一侧或一侧的一部分，结合物可以 被接合到合物膜、所述金属膜或其它涂层。金属膜可以是电极的一部分。一 种或多种结合物比如生物或免疫反应抗体或抗原能够被通过直接吸收或通 过与薄的层如多吡咯、磺酸四氟乙烯(NAFION⑧)、烷氧基硅烷或它们的混 合物结合而固定在聚合物膜、其它涂层或金属膜上。在金属膜或其它涂层的相同侧直接接合到聚合物膜的中间层包括其中 蚀刻有微流沟槽和腔的光阻膜。光阻膜可以包括聚亚胺光阻膜，比如DuPont 的RISTON⑧。蚀刻可以用本技术领域所熟知的各种方法进行，比如用照相 平版印刷法。覆盖层可以包括可以直接接合到光阻层的聚合物膜，以形成 根据本发明的多层物。在一个实施例中，光阻层包括至少三个微流区试样入口腔或区；试剂 或反应腔或区；和至少一个检测腔或区。 一个或多个混合区能够被提供在例 如入口腔和反应腔之间， 一个或多个吸收区能够被提供在例如最后一个检测 腔之后，并且排气区也能够被提供。这些腔或区，在配置有时，由微流沟槽 相互连接以形成试样流体的流动沟槽。在基本使用中，当试样入口腔接收到含有待测分析物的流体试样时，流 体试样由于毛细作用而^皮汲入试样入口腔，并向反应腔流动，在反应腔与结 合试剂如带示踪物的抗体混合。示踪物可包括荧光示踪物；或电化学示踪 物；或其它本领域已知的示踪物。试样流出试剂腔，然后流进4企测腔。混合 沟槽可以可选地放置在反应腔和第一检测腔之间。试样和试剂在混合沟槽中 的完全混合确保了试样分析物和试剂的反应。通常，在分析物和带示踪物的抗体之间形成免疫复合物。在检测腔中，分析物-抗体复合物与第二抗体结 合，所述第二抗体再直接接合于检测腔。分析物-抗体复合物从而被捕获并被固定在^r测腔中。捕获的复合物的量可以采用荧光检测器、光学检测器、或用电子检测器 进行测量。流体试样可以可选地流过才全测腔，并流向采用一组一个或多个吸 收沟槽形式的吸收区。流体试样连续流动直至吸收区充满液体。在^t流系统 中，空气被允许通过连接到检测腔或吸收区的一个或多个排气口排出。本发明的微流装置可以采用串式巻到巻(in-line roll-to-roll)过程进行生 产。在示例性的生产方法中，原材料为三巻底层聚乙烯对笨二酸盐(PET) 膜巻；中间层干光阻巻；和顶盖层如PET膜或粘性带巻。所述巻经过一系列 单元处理比如层压、UV曝光、44洗、干燥、添加金属层或其它层和添加 结合剂，然后三层膜被层压在一起。最后，层压板可以被切割以形成可用于 快速免疫测定或测定套件的单个层压片。依据本发明的微流装置具有许多优点。生产装置所用的材料是很容易取 得的、能承受的、易曲的、并与当前在POC免疫测定中使用的硝酸纤维素 隔膜一样薄。另外，本发明的微流装置还具有精确限定出的流动沟槽，能够 确保批到批流率的一致性并允许装置与用于定性测定一样用于定量测定。而且，通过分析一对结合物特别是生物或免疫反应成分之间的结合反应 和/或物质与活性酶之间的酶促反应，本发明的微流装置能够容易并快速的确 定试样溶液中的特定分析物的定性和定量特性。这些成分(半抗原、特定生 物报道分子、特定生物配体、抗原、抗体、核酸类)在含水的测定溶液中具 有特定的相互结合的能力或与其它分子(酶、物质、电介质或核酸类)反应 的能力，并且连结的或反应的成分的定量数值能够由电化学检测、焚光检测 或光学^r测确定。由此，本发明的重要特性是独特的形成一系列微流沟槽和腔，这些沟 槽和腔协作起动并确定分别在一对结合物之间或酶与物质之间的结合或酶 促反应。在结合测定系统中，反应腔或区包括干緩冲剂；生物化学试剂；金粒 子示踪的抗原或抗体；酶；或荧光着色剂。检测腔或区可以包括用以捕获 抗原-抗体复合物的固定的抗体或抗原涂层。作为可选方案，电化学测定系统可以包括试样入口腔；反应腔；至少或腔。每个检测腔可以包括能够与试样液体中的酶进行特定反应的特定的酶或物质的涂层。在本发明的一个方面中，含有待测分析物的流体试样将流过系统直至充 满吸收区或腔。在吸收区或腔被充满时，流动停止。因此，过载是不可能的。这种流动现象是典型的毛细流动并提供了相当有价值的特性对给定测定溶 液的精确取样。与基于隔膜的测定中的吸收垫的不可预测的行为相对照，微 流装置可以^C用于定量测定。本发明的另 一优点是当含有待测分析物的流体试样被放置进试样入口 腔，流体由于毛细作用而保持均匀并恒定的流率流入入口腔。试样到达反应 腔并使湿润其中的干燥试剂。混合物一起流过混合腔，由所设计的流动沟槽 进行充分混合。干试剂的主要成分可以包括带示踪的抗原或抗体或其它分 析物结合成分。当它们经过混合腔时，分析物和抗原形成强复合物。在检测腔或检测腔组中，当配置有超过一个检测腔时，包括分析复合物 的流体试样以层流外形流动。在每个检测腔中存在能够结合先前形成的复合 物的固定的抗体或抗原或其它分析物结合剂。在与复合物接触的基础上，产 生第二次结合，由此在检测腔的表面上捕获复合物。自由复合物和其它自由 物质被冲洗到吸收腔。当吸收区或腔充满时，流动停止，使能定量测定所需 要的精确取样。对于酶示踪的抗原或抗体或其它结合复合物的电化学;f企测可充分确定。 银/氯化银参考电极可以象金电极或碳电极一样使用。作为可选方案，对于来 自荧光着色剂中的荧光或粒子(铕粒子或量子粒子)示踪的抗原或抗体或其 它结合剂的荧光的光学检测是另外一种选择。因此，依据本发明的微流装置能够通过分析待分析物和一种或多种结合 物(比如生物或免疫反应物)的结合特性从而定性和定量的测量试样溶液中 的分析物。这些结合物，比如半抗原、特定的生物报道分子、特定的生物配 体、抗原和抗体，具有与含水试样溶液中的分析物特定结合的能力。在一些 实施例中，分析物包括一个或多个结合表位，在第一结合表位的结合并不阻 止其在第二结合表位结合。结合物和分析物组合，以形成可以被光学检测、 荧光检测或电化学检测检测到的复合物。


^^明及M进一^ g^^点T^i^^^^f 图的描述得以充分理解，其中，同样的参考序号代表同样的元件，其中 图1是依据本发明的微流装置的第一个实施例的分解视图。 图2A是图1中所示的微流装置的俯视图，其中移除了覆盖层以提供光阻层视图。图2B是依据本发明的微流装置的另一实例的俯视图。图2B-1是装入了 微流沟槽装置的盒的俯视图。图2B-2是装配好的微流沟槽装置。图2C是依据本发明的包括上部和下部盒部件的微流装置的盒部件的另 一实例的俯^L图。图3A-3C示出了光阻层的吸收区的多种可供选择的图案。 图3D-3F示出了光阻层的反应沟槽或检测腔的可供选择的一种图案。 图4是包括图1中所示的微流装置的快速测定套件的透视图。 图5是图4中所示的快速测定套件移除顶部盒部件之后的透视图。 图6是图4中所示的快速测定套件沿图4的线6-6的截面视图。 图7示出了图4中所示的快速测定套件使用的读取单元的实例。 图8是依据本发明的电化学传感器装置的视图。 图9是图8中所示的电化学传感器装置的分解透视图。 图10-图13示出了生产图8中所示的电化学传感器装置的各阶段。 图14是示出了光阻膜的刚度和在其中形成的沟槽的宽度的关系的曲线 图，所述沟槽的宽度是紫外辐射曝光时间的函数。 图15示出了试样流体流动速度的测量点。图16是示出了试样流体流动速度在不同微流沟槽中的结果的图表。
具体实施方式
参考附图，其中相同的序号指代同一或相似元件，依据本发明的微流装 置的实施例在图1中示出，在全文中标记为10。微流装置10包括支撑件 22;布置在支撑件22之上的光阻层14;布置在光阻层14之上的覆盖层16; 和布置成与支撑件22连接的电气互连单元18。支撑件22形成微流装置10的支撑结构或成为支撑结构的一部分，支撑 结构能够采用任何为光阻层14提供优选的刚性下部衬底的形式。支撑结构 能够包括基底；衬底；材料层；或是单独的层或是各层的各种组合。在图示的实施例中，支撑结构包括为微流装置10和支撑件22提供强度和刚度 的刚性背衬底20，支撑件22为第一PET膜22，其下表面直接接合或附着到 背衬底20的上表面。在本发明的一个优选方面，支撑件22是绝缘聚合物膜。 支撑件可以从包括聚对苯二曱酸乙酯(PET)、聚乙烯(PE)和聚碳酸脂的 组中选出，且不限于此。背衬底20可以用聚丙烯、聚碳酸脂或聚苯乙烯塑 料卡制成。本领域人员能够鉴别其它可用的提供强度和刚度的背衬底。光阻层14可以用聚酰亚胺制成，它的底部表面直接接合到或附着到第 一 PET膜22。光阻层14的顶部表面直接接合到或附着到覆盖层16。在优选 实施例中，光阻层14为干光阻膜，例如DuPont RISTON 、 Pyralux PC 1025 、 Pylalin PI2721或SU-8涂覆的薄膜。干聚酰亚胺光阻膜，比如来自DuPont 的RISTON ,被广泛应用于电子工业中的印制电^各板的生产。干光阻膜易 溶于弱碱性溶液。但是，在曝露于UV辐射后，光阻膜会经历聚合作用，并 且不会在碱性溶液中溶解。另外， 一旦光阻膜被聚合，则它在含水溶液中是 稳定的，并具有良好的可湿性。因此，这样的干光阻材料特别适用于形成下 方讨论的沟槽、腔和其它结构。覆盖层16可以是第二PET膜。覆盖层16可为聚合物膜或接合膜。覆盖 层16可是透明的或半透明的。透明的覆盖层16在釆用荧光检测法或光学检 测法时是有益的。覆盖层可以从包括PET、聚乙烯(PE)、聚碳酸酯、湿的 聚酰亚胺薄膜或接合膜的组中选取，且不限于此。覆盖层16,与其它这里公 开的微流装置的覆盖层一样，在这里也可以简单地被当作盖。在本发明的一些优选实施例中，电气互连单元18被设计以将光阻层14 的某区域(下方讨论的特定区域)电气连接到读取单元24，该单元24耦接 于封装着微流装置10 (见图7)的盒50。电气互连单元18包括电极30 和33。电气互连单元18还包括 一对例如大体上为L型的用导电材料制成 的连接销。电极30和33采用已知的生产过程，比如光刻法、丝网印刷或溅 射法形成在第一PET膜22上或与第一PET膜22连接。例如，部分电极30 和33包括金属膜的形状并引导从金属膜延伸至销28，所述金属膜绕光阻层 14的指定部分用光刻法构图。优选的是，电极30和33直接接合至第一PET 膜22的上表面。用在电气互连单元18中的导电或金属材料可以是金、氧化铟锡(ITO)、 银、柏、钯中单独某一种或是它们的混合物。当微流装置IO用于荧光或光学检测时，电气互连单元18是不必要的。在本发明的一个示例性结构中，电极30和33大体上为U型，并在一端 具有与各个连接销28直接接触的电极垫32。在与垫32相对的区域，电极 30和33的工作区在光阻层14的指定部分的下方。应能明白垫32和工作区 34和35的形状是一个实例，并不局限于图2A中的特定形状。覆盖层16具 有对准垫32的孔。优选地，光阻层14和覆盖层16中的孔允许电极30、 33 部分露出以便与连接销28接触，如图2A中所示。电极可以用任何的导电材料制成，包括但不局限于金、氧化铟锡(ITO )、 银、粕、钇和这些材料的组合。在连接销28的一个实例中，连接销28具有单独的凸缘，以便耦接于支 撑PET膜22和背衬底20的相对侧，从而将垫32压在背衬底20上，以提供 连接销28和垫32之间安全的电气连接。在不偏离本发明的范围和精神的情 况下，其它的形成从垫32至销的电气沟槽的电气耦接机制能够被用于本发 明。在微流装置IO的示例性结构中，覆盖层16和支撑PET膜22的厚度大 约是100pm厚。光阻层14的厚度是大约25pm到大约100|Lun，优选厚度大 约是50pm。如此， 一个优选的微流装置10在背衬底20之上具有大约为 250lum的厚度。电极30、 33的厚度优选地小于5(^m,并应该小于微流装置 10中的光阻层14的厚度。电极30、 33的厚度能够更为优选地为大约2jim 到20pm。当电极材料为ITO时，电极能够薄至2|am。图2B和2C图示了可供选择的微流装置的结构。参考图2B,微流装置210包括支撑件222;布置在支撑件222之上的 光阻层214;布置在光阻层214之上的覆盖层216;和布置成与支撑件222 连接的电气互连单元218。作为替代方案，盖216包括两层薄片，在两层薄片之间具有联接间隙 201。联接间隙201与图2A中用以在分析物检测中加入延迟或时延并有助于 流动稳定的延迟沟槽38类似。然而，4关接间隙不能太宽以至于试样流体泄 露。反应区240 ^皮;故置在连接试样入口 236和混合区242的一沟槽内。电气互连单元218包括电极230和233。在每个电极230和233的一 端，电极的工作部分234和235位于限定出^r测腔244的光阻层214的指定 部分的下方。覆盖层216的长度小于光阻层214的长度，因此，电极的一部分露出以 允许与连接销(本实施例中未示出，但可以与上面所描述的相同)接触。吸 收沟槽组的开口端形成排气口 。覆盖层216在电极垫处的长度优选地稍'J、于 光阻层214的长度，并有利于排气。参考图2C,微流装置310包括支撑件322;布置在支撑件322之上的 光阻层314;布置在光阻层314之上的覆盖层316。微流装置310包括在覆 盖层316的两层薄片之间的联接间隙301。在本发明的一些优选方面中，微 流装置允许多个分析物被同时检测。这样的微流装置可以包括两个或多个检 测腔或区。在一个优选地示例性结构中，微流装置310包括三个检测腔或区 344 (见图2C)。三个检测腔中的一个可以是作为参考，其它的用于待分析 的分析物。每个检测腔344能够包括限定到金属膜或聚合物膜的不同物质。 物质和金属膜或聚合物膜之间的疏水性和静电相互作用足以防止物质被冲 洗掉并流向吸收沟槽。作为可选方案，物质可以被限定至涂覆着自组装单层 膜(self assembled monolayer )(比如多p比咯、石黄酸四氟乙烯聚合物 (NAFION⑧)、烷氧基硅烷或它们的混合物)的金属膜或聚合物膜。这些自组 装单层膜(SAM)强化了结合效率和强度。物质优选地被接合至涂覆于金属 膜、ITO或聚合物膜的自组装单层。为把抗体或捕获分子固定在检测腔中的 金属电极或聚合物膜上，金属电极或聚合物膜的表面可以用自组装单层膜 (SAM)或疏水性聚合物印刷法改性。SAM是形成在表面上的单向层，其 单向特性由形成SAM的分子的天然聚集特性产生。形成SAM的容纳疏醇的分乎是能够1好与金结合的分子中的一种。羧 基链烷硫醇化合物和琥珀酰重胺基烷烃二硫化物(琥珀酰重胺基酯端基烷烃二硫化物)被广泛用:悉;^袭面形成SAM以导入g基团或胺基反应部位。琥珀酰重胺基酯端基烷烃^硫化物是羧基烷烃二碌化物的胺化类似物。M 链烷硫醇的羧养基团被转牝为N-羟基二酰亚胺酯以与胺类抗体或捕获分子 结合。涂覆有SAM的表面不需要條將紫它的催联辨来固定抗体或捕:拔分于。 形成SAM的分子通过贼射和干燥处理被应用到金电极或聚合物膜的表面。在图2B和2C中示出的实施例中的覆盖层216、 316形成分别在反应腔 240、 340和混合腔242、 342之间设置时间延迟的联接间隙201 、 301。现在 15合起来实现快捷的分析物测试的独特图案的腔和沟槽，图2A示出了示例性 图案，其中，光阻层14包括位于一端的入口腔36;连接到入口腔36的延 迟沟槽38;与延迟沟槽38连接并容纳包括第一分析物结合物的试剂混合剂 的反应腔40;与反应腔40连接且还另外容纳第一分析物结合物的混合沟槽 42;与混合沟槽42连接的4企测腔44;和与4企测腔44连接的吸收沟槽组46。 尽管以线性型式示出，但各个腔和沟槽能够以其它方式排列布置，包括釆用 非线性布置。吸收沟槽组46可以只包括一个单独的沟槽或多个沟槽，关于 它的实例在下文描述，并另外在图2B和2C中示出。入口腔36是光阻层14的一部分，待测流体放置在里面。覆盖层16设 置有孔48，所述孔对准入口腔36以避免抑制流体流入流体腔(见图1)。延迟沟槽38用作将延迟或时延加入分析物测试，另外也有助于流动的 稳定性，即，稳定试样流体的流动。延迟沟槽38由一系列横向部分和与邻 近的横向部分连接的纵向部分形成，从而形成曲折路径。混合沟槽42由一系列横3,光阻层14的宽度的主要部分的横向部分和与 邻近的横向部分连接的纵向部分形成，从而形成曲折路径。电极34和35的工作部分布置在检测腔44内或至少形成4企测腔44的一 部分。因而，光阻层14与工作部分34和35对齐的部分是^r测腔44。吸收沟槽组46包括细长的纵向部^^和延伸过纵向部分的上端的^f黄向 分布部分。来自检测腔的流入部分通向横向分布沟槽上的中间区域。在图3A、 3B、 3C中示出吸收沟槽组46的各种变型。依据例如要进行 的特定测试，沟槽的宽度和长度及腔的容积可以被改变。在需要冲洗处理的 测试中，吸收沟槽容积应优选地大于其它沟槽和腔部分的总容积，优选地大 约是其它沟槽部分的容积的三倍。微流装置38、42和46的宽度可以从大约50微米到大约1000微米变化， 优选地从大约50微米到500微米变化，更优选地大约为300微米。沟槽高 度可以从大约25微米到大约300微米变化，优选地大约为50微米。沟槽 38、 42、 46与腔36、 40和44 一样#1支撑件22 (沟槽和腔的底部) 的部分、光阻层14 (沟槽和腔的壁)的部分、以及覆盖层16 (沟槽和腔的 顶部)的部分所限定。以例如下方描述的方式，层叠支撑件22、光阻层14 和覆盖层16,可实现具有良好轮廓的穿过微流装置10的流动路径。中间层14是干燥的光阻膜，实现了精确限定的微流沟槽结构。中间膜包括通常厚度为50微米的负性光阻材料，除去掩膜的薄膜在强UV光线下聚合，产生不溶解的聚合物膜。通过喷射碱性溶液，薄膜的掩膜区能够被轻 易地蚀刻掉。聚合后的、硬化的膜的表面是亲水的，这也是本装置的一个优点。在图3A、 3B和3C中，吸收沟槽组46、 246和346包括细长的纵向 部分；和延伸过纵向部分的上端的4黄向分布部分。来自4企测腔44的流入部 分通向横向分布沟槽。在图3D和E中，反应沟槽组包括单一沟槽，具有一系列细长的纵向部 分和短的横向连接部分，从而形成曲折路径。在图3G中，沟槽组包括一组用以调整试样溶液的流速的椭圆形部分。在图3F中，沟槽组具有一组纵向部分和对黄向连接部分，从而形成曲折 路径，其中在沟槽的中间形成扩大的腔。如图2A所示，反应腔40和检测腔44具有大体上为矩形的结构。作为 可选方案，这些腔可以如图3G那样的形成为直径逐渐增加的圆形区。空气 可以从光阻层14的腔和沟槽中通过连接至检测腔44和/或吸收沟槽组46的 排气区排出。 一个或多个吸收沟槽46的开口端可以形成或包括排气区。微流装置10将通常被安装在例如用塑料制成的盒中，从而形成完整的 牢固的测定套件。最少，盒必须允许待测流体注入到入口腔36,并且优选地 使检测腔44可肉眼观察到(以确保至少一部分检测的流体已经到达^r测腔 44)。这种盒能够釆取多种形式。一种这样的盒在图4-6中示出，其中，微流装置IO被放置在具有上盒 部分52和下盒部分54的盒50中。下盒部分54包括平面基板56;从基板 56向上延伸并限定出凹陷区60的外周壁58。形成在基板56的内表面上的 定位脊62，定位脊62相互间隔以在其间容纳背衬底20。下盒部分54另外 包括使它能够接合于上盒部分52上的配对接合结构(例如上盒部分52中的 孔)的接合结构64。下盒部分54另外还在基板56中形成了一对孔(未示出)，连接销28穿 过所述孔延伸到盒50的外部，以便能与读取单元24 (图7所示)上的电气 触点电气互连。除了L型销28，销28能够采用无垂直弯曲的结构，从而将 直接从微流装置10中伸出，这种情况下，用以使这些销伸至盒50的外部的 孔将#皮_没置在下盒和/或上盒部分52、 54中的一个或两个中。在不偏离本发明的范围和精神的前提下，本领域技术人员将明白其它读取单元24上的电 气触点能够用于本发明的套件24中。在上盒部分52和下盒部分54接合在一起形成盒50之前，过虑器66被 放置在入口腔36之上以过滤检测的流体(见图5 )，过滤部66(和过滤部266、 366)被构造以去除任何可以干扰结合信号的产生或阻塞光阻层14中的微流 沟槽的微粒。上盒部分52包括基本上为平面的基底68,所述基底具有对准覆盖层16 中的孔48并因而对准入口腔36的试样井70。基底68可以包括定位成与检 测腔44对准的检测腔窗口 74。基底68还可以包括定位成与反应腔40对准 的反应腔窗口 72。为使反应腔40和检测腔44能够通过窗口 72、 74被看到， 覆盖层16能够用透明材料制成。在本发明的一些优选方面中，透明盖16和 检测腔窗口 74有利于使用荧光或光检测法。干燥试剂的湿润可以在反应腔 窗口 72处监测到，对于检测腔44的目视检查可以通过检测腔窗口 74进行。在配置有超过一个的检测腔的实施例中，例如图2C,其中设置了 3个 才企测腔344。基底68优选地包括为每个4企测腔344设置一个4企测腔窗口，如 图2C所示。现在将描述使用套件26对具有一种或多种表位(epitope)的分析物进 行测试，结合物质可以与所述表位结合，并且物质与第一表位结合并不阻碍 物质与第二表位的结合。待测流体试样被获得并放入试样井70中，即过滤 部66上，使得它经过过滤部66流进入口腔40并与反应腔40中的第一分析 物结合物相互作用。第一结合物放置于反应腔40内或之上。当流体试样浸 湿反应腔40中的试剂混合剂时，分析物与第一分析物结合物反应，形成第 一分析物-结合物复合物，即第一分析物结合物与分析物的第一表位结合。 然后，流体试样从反应腔40流入混合沟槽42，在此未反应的分析物与第一 分析物结合物接触。流出混合沟槽42后，流体试样进入检测腔44。在检测 腔44中的工作电极的工作部分上的第二分析物结合物与分析物的第二表位 结合，从而捕获第一分析物结合物和分析物的复合物。随着流体试样连续流动，试样从;险测腔44流出并进入吸收沟槽组46。 自由蛋白质、复合物、试剂和其它流体试样成分经过^r测腔44流进吸收沟 槽组46。 一旦吸收沟槽组46 #皮充满，流体试样的流动停止。第一分析物结合物-分析物复合物与第二分析物结合物的结合能够捕获复合物。复合物与第二分析物结合物的结合改变了电极30的电容、阻抗、 电阻和电流及(电气状态变化)。电极上的电气状态变化涉及到结合度，并 从而涉及到流体试样中出现的分析物的量。由于电极30和33与垫32电气 接触，垫32又与连接销28电气接触，因此可以通过连接电容、阻抗或安培 计至连接销28来测量工作电极和参考电极之间的电气状态的大小的差值变 化。这种电气检测读取器在读取单元24中，其包括用以电气连接至连接 销28的一对电气触点；和连接这些触点至^r测读取器的电气互连结构。本 领域技术人员将理解套件26可以包括标定电极。套件26的更为特殊的使用将是计划用作免疫电化学测定装置，以显示 一步式免疫测定装置用于急性心M4目梗死测定的有效性。胸痛可以是由许多种原因所引起的，例如心肌问题。当小的血凝块在心 脏血管中形成时，胸痛可以发生。如果凝块被溶解，疼痛就会消失。如果凝 块持续存在，血管可以被堵塞并且一部分心肌可以缺氧和缺少营养素。濒于 死亡的心肌细胞释放肌4丐蛋白I,从而升高的肌钓蛋白I水平通常表明了心 肌问题。因此，检测抱怨胸痛的患者的肌钓蛋白I水平能够有助于本问题的 诊断。本发明的微流装置能够被用做构成肌4丐蛋白I的检测套件。对于选择肌钙蛋白I作为分析物的检测套件，在反应腔40中存放了干 燥的用指示分子示踪的抗肌钙蛋白I抗体，并混合有0.01%的吐温20 (tween20 )去污剂、10mM的pH7.2的磷酸钠緩冲剂以及0.5%的海藻糖、 0.5%的BSA和0.5%的PEG稳定剂。在检测腔44中，第二抗肌4丐蛋白I抗 体被共价键或非共价键结合固定在电极表面上，并将与抗肌4丐蛋白I的不同 表位结合。第二抗肌钩蛋白I在容纳有0.5%BSA的lOmM磷酸盐緩冲液中 被稀释至30吗/ml- 3mg/ml的浓度。第二抗肌4丐蛋白I抗体溶液以 50pl-100^il/平方厘米的量被喷溅在电极表面上，并在25。C、 40%湿度的环境 下干燥l小时。在使用期间，当大约5-10微升的含有肌4丐蛋白I的全血试样流体被放置 在试样井70中，血浆试样流过血液分离过滤部66进入入口腔36，并流过延 迟沟槽38流向反应腔40。当血浆浸湿了在反应腔40中的干燥的试剂时，肌 钙蛋白I抗体和抗月几钙蛋白I形成抗原-抗体复合物并流进混合沟槽42。自由 抗体在混合沟槽42的混合作用的协助下被连结到肌钩蛋白I分子。在检测 腔44中，第二肌钩蛋白I抗体被固定在电极的表面并将与肌钓蛋白I的不同的表位结合。当流体通过检测腔44时，试剂-抗体复合物与其中的第二抗体结合。未被结合的复合物和其它物质被连续的试样流体流动冲洗掉。试样流体进入吸收沟槽组46直到吸收沟槽组46充满血浆。然后，试样流体流动 停止，免疫化学反应在检测腔44中稳定下来。在电极表面上捕获的抗原-抗体复合物的数量与工作电极30的电容或电 压变化关联。当试剂-抗体复合物被捕获时，它会引起电极30的电容的微小 变化。电容改变可以在快速测定套件26 #:插入读取单元24时用电容计测量 到。读取单元24被设计以转换电气状态变化为指示存在的肌钙蛋白I试剂 的数量的仪器示数。前述的只是包括依据本发明的微流装置10的套件26的使用的一个实 例。其它能够使用带有微流装置10的套件26的检测方法包括荧光、光学 着色、安培计、阻抗/电位计和粒子测定。对于荧光检测，放置在反应腔40中的试剂为结合物质，即，与荧光着 色剂或粒子如量子或铕偶合的抗体或抗原。固定在4企测腔44中的结合物捕 获抗体或抗原。对于光学着色检测，放置在反应腔40中的试剂是与氧化酶 或还原酶偶合的抗体或抗原。对于安培计检测，在反应腔40中放置的试剂 是与辣根过氧化物酶(HRP)和作为物质的葡萄糖偶合的抗体或抗原。固定 在检测腔44中的物质为电极30上的捕获抗体或抗原和葡萄糖氧化酶。与碱 性磷酸(酯)酶(APase)偶合的抗体或抗原能够放置在反应腔40中。以上的 其它变化可以由本领域技术人员考虑并很好地理解。对于阻抗/电位计的使用，在反应腔40中不放置试剂。固定在电极30 上的结合物是捕获抗体或抗原。在这种情况中，延迟沟槽38和反应腔40能 够被省略。本领域技术人员将理解反应腔40和检测腔44中的结合物能够为 可以形成复合物的一个或多种生物或免疫反应物，比如抗体/抗原、抗体/半 抗原、酶/物质、指示器(reporter) /激素、核苷酸/核苷酸。当依据本发明的微流装置10被用于光学着色法或安培计检测法时，用 于HRP酶的活性物质过氧化氢由带有捕获抗体的电极30的导电表面上共固 定化(coimmobilized)葡萄糖氧化酶生成。葡萄糖和HRP的共辄(conjugated) 抗体以干燥状态放置在发生结合反应的反应腔40的前部。试样溶液将溶解 干燥试剂，并把它们移动到反应腔40。为提高结合的敏感性，链霉亲和素 (streptavidine )或抗生物素蛋白可以代替抗体被固定在电极上。在这种情况中，HRP-共轭的抗体和偶合于维生素H (biotin)的第二捕获抗体被放置在 反应腔40中。上面所讨论的检测法仅是示例性的检测法，提到它们并不是为了限定本 发明的范围，只是提供本发明的当前优选实施例的实例。如图7中所示，读取单元24被设计以在测定套件26插入读取单元24 的槽时读取信号。读取单元24包括限定出槽的盒76;显示屏78;按4丑80; 和布置在盒76中的处理器或微控制器。读取单元24另外包括电气触点，所 述触点接合于销28并连接至微控制器以形成包括电极30和33的电路。将 测定套件26插入盒76限定的槽，按4建80被按下以指令微控制器形成包括 电极30和33的电路，并检测电气状态改变。电气状态改变与显示屏78上 显示的测定结果相互关联。更具体来讲，在读取单元24中的微控制器在套 件26与读取单元24的触点接触放置和按钮80被用户按下时产生数字信号。 读取单元24可以被标定，以产生对系统用户有意义的显示结果。根据布置在反应腔40 (如果配置有)和斗企测腔44中的物质(如果有)以 及读取单元24的结构，依据本发明的套件26中的微流装置10可以被用在 以下形式的测定中1、 用于分析物的药物滥用测定，比如海洛因；吗啡；可卡因；LSD; 苯异丙胺；PCP; THC;巴比土酸盐类；和其它镇静药、麻醉药、和致幻剂。2、 传染性疾病测定，比如链球菌A; HIV;甲型肝炎、乙型肝炎和丙 型肝炎病毒；消化性溃疡幽门螺杆菌；单核细胞增多症；衣原体；淋病；和 其它STD。3、 治疗药物监测。4、 生育相关的测试，包括hCG; FSB;和LH。5、 糖尿病测试，比如监测血液中的葡萄糖、HblAc水平。6、 心脏标志物，比如CKMB;向宁蛋白；月几红蛋白；BNP;前BNP; hCRP; D-二聚体；高半胱氨酸。7、 胆固醇监测，比如HDL; LDL;和载脂蛋白。8、 血液凝结剂纟企测。9、 癌症示踪物，比如CEA; AFP; PSA;膀胱癌。10、 骨质疏松症监测，比如骨吸收4企测。11、 精神紊乱，比如检测异前列烷和神经丝蛋白的阿尔茨海默病测试。12、 使用孩i基体和PCR装置进行的用于基因测试的DNA诊断。13、 变应性测试14、 尿液分析15、 血液毒剂/电解质16、 动物健康测试^t流装置10能够用不同的方式生产。 一种非限制的生产方法是首先 选择支撑件22,比如PET膜；然后在PET膜上印刷电极30、 33;用聚合物 光阻膜比如DuPont RISTON⑧覆盖印刷有电极30、 33的PET膜以形成光阻 层24;然后用带有光掩膜的保护性覆盖层覆盖光阻膜，所述光掩膜具有沟槽 和腔构成的图案轮廓；通过曝光于UV光以聚合光阻材料；除去保护性覆盖 层；用碱性溶液冲洗掉未曝光的、被掩膜遮蔽的光阻膜；添加必须的试剂； 并用覆盖层16覆盖光阻层14。覆盖层16为绝缘性聚合物膜。粘合膜能够被 用作覆盖层16以保护光阻层14。覆盖层16可以是具有除去保护覆盖层的第二光阻膜，并被与第一光阻 层直接接触放置。第二光阻层被通过例如加热接合到第一光阻层。在层叠处 理中，可以使用的温度在大约45。C到大约110°C的范围内，优选地为大约 90°C。热露出时间可以依据热压辊的尺寸在大约5秒到大约500秒的范围内 变化，优选时间小于大约30秒，最优选地只大约7秒。在光阻层接合后， 组件进一步曝露于UV辐射以确保完成聚酰亚胺光阻聚合物的聚合作用。用 于生产微流装置10的层叠处理在本领域是所熟知的。此后，微流装置10的剩余部分被附着到支撑件22。微流装置10然后能 够被安装进盒50以形成快速测定套件26。现在参考图8-14,图8和图9示出了依据本发明的可选择的电化学传感 器装置100的示例性设计，本设计使得能够进行安培计或电位计电化学检测。电化学传感器装置100并不需要通过冲洗把分析物与其它自由试剂分离开。 所述装置执行免分离的化学反应或酶促反应测定。电化学传感器100包括底支撑层102，在其上布置参考电极104和工 作电极106;限定出与参考电极104和工作电极106对齐的入口沟槽110和 检测腔的中间光阻层108;限定出排气孔114的覆盖层112。进气沟槽110被连接到在参考电极和工作电极104、 106之上对齐布置的检测腔，使得分析物的化学反应或酶促反应的产物在出现在检测腔中时会影响到电极104 、 106之间的电流传输。参考电极104和工作电极106可以用导电金属和/或碳制成，并连接到接 合于读取装置24 (未示出)的连接销的预印刷的ITO、碳、或导电金属电路 116和118。通常，参考电极104包括Ag/AgCl，工作电极106包括金、ITO 或碳。为了使金属电路116、 118的一部分被露出以允许接触到读取单元24 的连接销，中间光阻层108和覆盖层112的长度稍小于底支撑层102的长度。图10-13示出了生产上述的电化学传感器装置100的方法，这也可以用 于生产微流装置IO。生产过程中的各个阶段包括丝网印刷；溅射以沉积电 子传感器；光刻法；以及化学刻蚀和热压法层压，以进行微流体制造。第一 步是在支撑层102上印刷或溅射参考电极104和/或工作电极106。图10示出了使用具有电极掩膜的丝网的电极印刷法的实例。糊状或液 态导电材料120，比如金、银、碳或类似物被放置在丝网122上。丝网122 比光阻膜108薄。丝网122的厚度小于大约50(am，优选/人大约5|im到大约 20pm,更为优选地/人大约8|im到大约20jam。在印刷电极后，印刷了金电极的PET膜板被浸泡在改良的皮拉尼溶液 (Piranha solution)中10-15分钟，并用纯净水冲洗。由于初始的皮拉尼溶 液是强氧化剂，并可以腐蚀聚合物膜，所以使用改良的皮拉尼溶液。改良的 皮拉尼溶液包括比率为1:1的IN浓碌u酸溶液和20%的双氧水。形成自组装 单分子层的分子溶液以大约ImM到20mM的浓度在乙醇中制备。印刷了金 电极的PET膜板的被浸泡在这溶液中，浸泡时间依据形成SAM的分子的浓 度和处理表面的尺寸而变化。当使用2mMN-琥珀酸单胞菌己二醛硫化物溶 液时，时间在大约45分钟到2小时之间。在处理后，如果需要，覆盖了 SAM 的板用乙醇冲洗，然后用水沖洗，并在氮环境下干燥，在图IO和11中，当在底支撑层102上印刷了电极和金属电路104、106、 116、 118之后，干燥光阻层108被用以覆盖带有电极和电路104、 106、 116、 118的支撑层102,并用热压辊126层压(见图11 )。印刷电极和电路的方法 在本领域为众人所熟知，例如，采用丝网印刷。层压温度依赖于各种因素， 例如，膜材料的特性，并在大约45。C到大约ll(TC的范围内。如图12中所示，在聚合光阻膜108之前，包括^鼓流沟槽设计(黑色部 分)的光掩膜128被与层压的光阻膜108和底支撑层102组件直接接触放置。光掩膜128应定位在电极和电路104、 106、 116、 118之上，覆盖它的一部 分。层压在支撑层102上的干燥光阻膜108被UV照射聚合。光阻膜108的 聚合作用由曝露于例如1KW的UV照射源产生的UV照射大约5秒到大约 120秒引起。时间和辐射强度依赖于各种因素，比如基体厚度、将在光阻膜 108中形成的沟槽的几何形状和UV光源。当使用1KW的UV照射源时， 照射的持续时间优选地是从大约20秒到大约80秒。经UV光线照射的聚合 区形成在光阻膜108中的沟槽或沟槽与腔的壁。由光掩膜128覆盖的未经 UV光照射的区域130保持柔软和易变性。如图13中所示，下一步是使光阻膜108与碱性溶液(例如，O.IM无水 碳酸钠緩冲液，pH9.2)接触以洗去光阻膜108的不稳定的、非照射区域130， 从而在层压组件中形成空腔或小区域132。然后由此形成的组件由覆盖层112 覆盖。作为沟槽的壁的、位于覆盖的和被暴露的电极和电路104、 106、 116、 118之间的联接区131在电化学传感器装置IOO的生产过程中形成。然后由 此形成的组件被覆盖层112覆盖。聚合的湿光阻层能够被用作覆盖层112， 它紧密封装联接区并阻止试样液体在出现在入口腔IIO和检测腔时渗透进入 联接区间隙。电化学传感器装置IOO然后组装完成，实现如图9中所示的结 构。光阻层和覆盖层108、 112的长度小于底支撑层102的长度，从而，每 个电极104 、 106的 一部分被露出以允许与连接销连接。为制作电化学传感器装置100，应在用上覆盖层112覆盖入口腔110之 前，使酶和/或结合物对准检测腔布置在电极104、 106的表面上。共价结合 或者非共价结合能够用于在电极上淀积酶和/或结合物。非共价结合包括在电 极上淀积抗体或酶。这一步骤是直接賊射纳升-微升量级体积的分子溶液在 电极104、 106上。相互作用的强度足以保持分子不受^r测腔中的冲洗流影 响。为提高结合效率和强度，电极104、 106可以优选地用自组装单分子材 料覆盖，比如多吡咯、NAFION⑧或烷氧基硅烷。蛋白质分子可以由化学或 光激活而通被过功能团共价连结于电极。图14是显示用以制造具有大约500pm宽和大约50pm深的沟槽的UV 辐射时间的图表。具体的说，这一数据来自微流装置的生产，在生产中，50pm 厚的光阻膜被层压在具有100nm厚度的PET膜上，然后用包括具有大约 500jim宽度的沟槽的光掩膜覆盖并曝露于UV光大约20秒到大约55秒。在指定时刻移去试样，并用碳酸盐緩沖剂冲洗。测量沟槽的生产结果。使用在大约600nm的光谱计以膜对蓝色光线的吸收性为原理对聚合作用的程度进行测量，沟槽宽度^f吏用测径器测量。聚合物膜在大约600nm对于光的吸收增力口，但是沟槽宽度随着曝光时间增加而缓慢减小。聚合光阻膜的颜色根据聚 合作用水平从浅蓝色变化至深蓝色。流动速度是决定色谱测定法中分析物分离解析度的最重要参数之一。与 基于膜的测定不同，流动速度和毛细作用力在微流沟槽系统中可以被控制。 如图3A-3F中所示的腔和沟槽的不同宽度和长度的组合允许生产许多种类 型的装置。当使用具有较大横截面的沟槽时，流过其中的流量要大于流过具 有较小横截面的沟槽的流量。从而，光阻层14中的沟槽，即延迟沟槽38和 混合沟槽42的宽度和深度能被控制，以确保流过足够的流量以分别流至反 应腔40和检测腔44。为使微流装置用于免疫色谱测定，试样流动速度应恒 定并足够慢，以允许结合物发生反应。在图15和16中，测试了十五个微流装置。10ul的彩墨被装载到试样入 口，然后在每个指定点P1-P3测试到达时间。测试时间用辐射图示出。到达 时间与沟槽长度成比例。图16显示，在15个测试的装置中微流装置实现了 恒定的流动速度和迁移长度。精确确定在光阻层中的沟槽的深度和宽度的能力使依据本发明的微流 装置从而能够象用于定性测定一样用于定量测定，这是因为依据本发明的微 流装置能够被设计以提供恒定的流动速度和迁移时间长度。当依据本发明的电化学传感器装置IOO被用于检测小分子比如氧、尿 素、药品和葡萄糖时，电化学传感器装置IOO可以不需要分离步骤(如微流 装置IO的要求)。检测传感器因而非常简单和易于使用。氧化酶和还原酶可 以被用在电化学传感器装置100中。电化学传感器装置100的一个优选地实 例是葡萄糖计。待分析的包括葡萄糖的试样流体被放置在试样入口 110中， 并流进斥企测区，在那儿试样流体中的葡萄糖与固定在检测腔中的萄糖氧化酶 (GOD )接触。葡萄糖氧化酶产生与试样流体中的葡萄糖水平成比例的过氧 化氢。产生的过氧化氢影响到电流，并且电流的变化通过电极104、 106被 传输到读取单元24。
权利要求
1、微流装置，包括光阻层，所述光阻层限定出适用于接收待测的试样流体的入口腔、与所述入口腔流体连通的反应腔、以及与所述反应腔流体连通的至少一个检测腔；支撑结构，布置在所述光阻层之下，用于为所述光阻层提供刚性支撑；和盖，布置在所述光阻层之上，用于覆盖所述反应腔和所述至少一个检测腔。
2、 如权利要求1所述的装置，其中，所述光阻层还包括沿所述试样 流体的流动方向位于所述至少一个检测腔下游的吸收沟槽组。
3、 如权利要求2所述的装置，其中，所述吸收沟槽组限定出单个曲折 的沟槽。
4、 如权利要求2所述的装置，其中，所述吸收沟槽组限定出多个平行 的吸收沟槽，所述吸收沟槽在入口端处与所述至少一个#企测腔中的最后一个 才企测腔连通。
5、 如权利要求1所述的装置，其中，所述光阻层还包括插入到所述入 口腔和所述反应腔之间的延迟沟槽。
6、 如权利要求1所述的装置，其中，所述光阻层还包括插入到所述反 应腔和所述至少一个4企测腔之间的混合沟槽。
7、 如权利要求1所述的装置，其中，所述至少一个检测腔包括单个检 测腔。
8、 如权利要求1所述的装置，其中，所述至少一个检测腔包括彼此分 离的多个4全测腔。
9、 如权利要求l所述的装置，其中，所述支撑结构包括膜层。
10、 如权利要求1所述的装置，其中，所述支撑还包括布置在所述膜 层下方的刚性背衬底。
11、 如权利要求l所述的装置，其中，所述盖是透明的。
12、 如权利要求6所述的装置，其中，所述盖包括插入在所述反应腔和 所述混合沟槽之间的联接间隙。
13、 如权利要求l所述的装置，其中还包括布置在所述反应腔内的一 种或多种第一生物或免疫反应性物质、和布置在所述至少一个检测腔中每个 检测腔内的一种或多种第二生物或免疫反应性物质。
14、 如权利要求l所述的装置，其中还包括在所述至少一个检测腔的至 少部分内或限定出所述至少一个检测腔的至少部分的导电表面。
15、 如权利要求14所述的装置，其中，所述导电表面为电极。
16、 如权利要求14所述的装置，其中还包括布置在所述反应腔内的 一种或多种第一生物或免疫反应性物质、和布置成与在所述至少一个^^测腔 中的每一个^r测腔的至少部分内或限定出所述至少一个4企测腔中的每一个 检测腔的至少部分的所述导电表面连接的一种或多种第二生物或免疫反应 性物质。
17、 如权利要求14所述的装置，其中还包括具有在所述至少一个检 测腔的至少部分内或限定出所述至少一个检测腔的至少部分的所述导电表 面的电气互连单元；和在导电表面相对侧上的连接销，由此试样流体中的粒 子与所述导电表面产生反应并引起通过导电表面的电流的变化，所述变化通 过与所述连接销形成电路而检测到。
18、 如权利要求16所述的装置，其中，所述一种或多种第二生物或免 疫反应性物质被附接到所述导电表面。
19、 微流装置，包括光阻层，所述光阻层限定出适用于接收待测的试样流体的入口腔、与所述入口腔流体连通的反应腔、与所述反应腔流体连通的混合沟槽、与所述反应腔流体连通的至少 一个4企测腔、和沿所述试样流体的流动方向位于所述至 少一个4全测腔下游的吸收沟槽组；支撑结构，布置在所述光阻层之下，用于为所述光阻层提供刚性支撑；和盖，布置在所述光阻层之上用于覆盖所述反应腔和所述至少一个检测腔。
20、 如权利要求19所述的装置，其中还包括布置在所述反应腔内的 一种或多种第一生物或免疫反应性物质、和布置在所述至少一个检测腔中每 个才全测腔内的一种或多种第二生物或免疫反应性物质。
21、 微流装置，包括光阻层，所述光阻层限定出适用于接收待测试样流体的入口腔、与所述 入口腔流体连通的反应腔、与所述反应腔流体连通的混合沟槽、与所述反应 腔流体连通的至少一个检测腔、和沿所述试样流体的流动方向位于所述至少一个^r测腔下游的吸收沟槽组，其中，所述至少一个^r测腔还包括在所述至 少一个才企测腔的至少部分内或限定出所述至少一个才企测腔的至少部分的导 电表面；支撑结构，布置在所述光阻层之下，用于为所述光阻层提供刚性支撑；和盖，布置在所述光阻层之上，用于覆盖所述反应腔和所述至少一个检测腔。
22、 如权利要求21所述的装置，其中还包括布置在所述反应腔内的 一种或多种第一生物或免疫反应性物质、和布置成与在所述至少一个^r测腔 中的每一个检测腔的至少部分内或限定出所述至少一个才企测腔中的每一个 检测腔的至少部分的所述导电表面连接的一种或多种第二生物或免疫反应 性物质。
23、 快速^r测套件，包括 限定出试样井的盒；如权利要求l所述的装置，所述入口腔对准所述试样井；和 布置在所述试样井和所述入口腔之间的过滤部。
24、 如权利要求23所述的套件，其中，所述盒还包括对准所述反应腔 以能够确认反应腔中存在试样流体的第一窗口 。
25、 如权利要求23所述的套件，其中，所述盒还包括至少一个窗口 ， 每个窗口分别对准所述至少一个才全测腔中的一个。
26、 快速检测套件，包括 限定出试样井并包括孔的盒；和如权利要求17所述的装置，所述入口腔对准试样井，所述电气互连单 元穿过所述孔延伸，以使快速化验套件连接至读取单元。
27、 测试试样流体中存在一种或多种特定物质的方法，包括 在盒中布置权利要求17所述的装置，所述盒限定出试样井并包括孔，所述入口腔对准所述试样井，并且所述电气互连单元穿过所述孔延伸； 放置一定量的试样流体在所述试样井中，试样流体流过所述光阻层；将所述盒插入读取单元，直到在所述读取单元中接触到所述电气互连单元。起动所述读取单元中的微控制器以通过所述互连单元形成电路，并通过所述电气互连单元^r测电容或电压变化；和
28、 测试试样流体中存在一种或多种特定物质的方法，包括 在盒中布置权利要求1所述的装置，所述盒限定出试样井和至少一个窗口，所述入口腔对准所述试样井，并且所述至少一个窗口中的每一个分别对准所述至少 一个4企测腔中的 一个；放置一定量的试样流体在所述试样井中，试样流体流过所述光阻层； 监控所述至少一个窗口中的最后一个，以确定试样流体到达所述至少一个检测腔中的最后一个的时间；测量所述至少一个检测腔的焚光或光强；和 使检测到的荧光或光强与存在或缺少所述物质相关联。
29、 电化学传感器装置，包括光阻层，限定出适用于接收待测的试样流体的入口腔和与所述入口腔流体连通的至少 一个检测腔；支撑结构，布置在所述光阻层之下，用于为所述光阻层提供刚性支撑； 盖，布置在所述光阻层之上，用于覆盖所述至少一个检测腔；和 导电表面，在所述至少一个检测腔的至少部分内或限定出所述至少一个-险测腔的至少部分。
30、 如权利要求29所述的电化学传感器装置，其中还包括'.具有在所述至少 一个检测腔的至少部分内或限定出所述至少 一个检测 腔的至少部分的所述导电表面的电气互连单元；和在所述导电表面相对侧上表面的电流的变化，所述变化通过与所述连接销形成电路而检测到。
全文摘要
一种微流装置，包括光阻层，其中入口腔、可选地反应腔和至少一个检测腔之间进行流体接触；布置在光阻层下方的支撑件；和布置在光阻层之上的盖。所述装置还包括在最后一个检测腔下游的吸收沟槽组。生物和免疫反应性物质被放置在反应腔和检测腔。当流体试样滴入入口腔，试样流体由于毛细作用而被吸入装置。检测方法包括电化学检测方法；色度法检测方法；和荧光检测方法。
文档编号B01L3/02GK101258397SQ200680032958
公开日2008年9月3日 申请日期2006年7月14日 优先权日2005年7月14日
发明者孙文铎, 金英勋 申请人:毫微创新科技公司