以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置的制造方法
【专利摘要】本发明涉及一种以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，属于分析测试领域。以廉价且极易加工的聚二甲基硅氧烷即PDMS来制作艾滋病诊断用微流控芯片的基片存在技术障碍；该材料其表面强烈疏水，而针对性的表面改性或表面修饰，其效果难于持久，本案旨在解决该系列相关问题。本案要点是，基片选定具有原生态表面的PDMS，并在该微流控芯片的试样液流终端其近邻位置贴附装设微型超声波换能器，以超声波降低界面张力，同时利用PDMS对超声波的强吸收能力，达成超声波强度在短距离内快速递减，并由此在该芯片的两端形成界面张力差异，该界面张力差异导致该两端形成压力差，该压力差驱动试样液流沿毛细管通道向该终端方向流动。
【专利说明】
以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置
技术领域
[0001]本发明涉及一种以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，属于分析测试领域。
【背景技术】
[0002]相关多通道微流控艾滋病诊断技术背景，可以参见CN 200910151219.0等发明专利申请案。
[0003]仅就微流控技术其本身的整体概貌而言，可以参见著名微流控专家林炳承先生不久前出的专著“图解微流控芯片实验室”，该专著已经由科学出版社出版，该专著对微流控技术的过去、现在，以及，未来展望等等方面，都有着详尽的、深入到具体细节的长篇论述。
[0004]那么，下面要谈谈本案关注的重点问题。
[0005]微流控芯片的基本架构，包括刻蚀有微小液流通道的基片以及与之贴合在一起的盖片，所述基片上的微小液流通道，在装配上盖片之前，表观上看就是一些微槽道，要等到在其上覆盖了盖片之后，才真正闭合形成所述微小液流通道，该微槽道的槽道内表面连同包绕着该微槽道的那部分盖片一起构成所述的微小液流通道；那么，显然，装配完成了之后的该微小液流通道，它的内表面面积的主要部分是那个微槽道的内表面面积，换句话说，该微槽道内表面的状态或性质基本上决定了该微小液流通道的整体状态或性质；因此说，这个构建在基片上的微槽道的内表面状态或内表面性质是关键因素；原则上讲，任何的能够保持或基本保持其固体形态的材料，都能够用来制作基片及盖片，比如，能够用作基片及盖片的材料可以是单晶硅片、石英片、玻璃片、高聚物如聚二甲基硅氧烷、聚甲基丙烯酸甲酯、聚碳酸酯等等；当然，基片的选材和盖片的选材可以相同，也可以不相同；从材料耗费、制作难度以及应用普及前景等等方面来看，这些材料之间存在不小差异，尤其是那个基片的选材，影响较大。
[0006]在各种基片制作材料中，聚二甲基硅氧烷，即PDMS，相对而言十分容易成型，在这样的基片上制作微槽道极其简单，并且该材料成本低廉，以该聚二甲基硅氧烷材料制作基片，在其上压制或刻蚀微槽道，并与玻璃或聚丙烯或其它塑料片等廉价材料制作的盖片相配合，貌似是一种比较理想的选择；当然，盖片材料也可以选择使用廉价的聚二甲基硅氧烷材料:那么，这种基片选材为聚二甲基硅氧烷材料的方案，材料极便宜，制作极简易，看似也应当极易于普及、推广。
[0007]但是，事情并非如此简单。
[0008]其一，这个聚二甲基硅氧烷材料，即缩写字母PDMS所指代的材料，其本身是一种强烈疏水的材料，在这一材料上构建微槽道，如果不进行针对该微槽道表面的改性操作，那么，整体装配完成之后，即盖上盖片后，因结构中的所述微槽道其内表面占据了大部分的液流通道的内表面，那么，该PDMS微槽道内表面其强烈的疏水特性，是决定性因素，它会使得类似于水溶液的极性液体微细液流的通过变得十分困难，其流动阻力之大，甚至一般的微栗都难以推动，当然，如果盖片也选择使用该PDMS材料，那么，问题基本上一样，大同小异；因此，在现有技术之中，特别针对该PDMS材料上的微槽道内表面进行改性修饰，是必须的操作；那么，这个针对PDMS微槽道内表面的改性操作很麻烦吗？那倒也不是这个问题，构成严重技术困扰的，是另一个问题:这个PDMS材料基片其体相内部的PDMS聚合物分子具有自动向表面扩散、迀移的特性，这种基片体相内部PDMS聚合物分子自动向表面扩散、迀移的特性，将使得经过表面改性修饰的那个微槽道其内表面的改性之后的状态并不能维持足够长的时间，那个经表面改性之后的微槽道其内表面状态的维持时间大致仅够完成实验室内部测试实验的时间需要；换句话说，经过表面改性或表面修饰的该PDMS微槽道内表面，其改性之后或曰修饰之后所形成的表面状态并不能持久，而是很快地自动趋于或曰变回表面改性之前的表面状态，在较短的时间里就回到那种原本的强烈疏水的表面状态，那么，试想，这样的微流控芯片能够大量制作、大量储存、广泛推广吗，答案很明显，那就是，不可能。这个PDMS材料上的微槽道，不做表面修饰的话，类似于水溶液的极性溶液微细液流无法栗送通过，芯片也就没法使用；而如果做了表面修饰，又无法持久保持其修饰之后的状态，还是同样无法推广应用。
[0009]那么，如何做到既能够利用廉价的PDMS材料来制作基片，而又能够解除所述微槽道内表面修饰状态无法持久、芯片无法大量制作、大量储备进而广泛推广这样一个令本领域众多专业人员长期纠结的困扰，就是一个明摆着的其技术障碍不可小觑的高难度问题。
[0010]该高难度问题已经存在很多个年头了，迄今为止，尚未得到妥善解决。
[0011]其二，未经表面修饰的PDMS材料，上文已经述及，其表面强烈疏水，这种强烈疏水的材料表面并且还有另一个问题，那就是，这种强烈疏水的PDMS表面会吸附生物大分子，并且，这些被吸附的生物大分子还会进一步地在PDMS表面上更深一步的沉陷，渐陷渐深，直至沉陷入到PDMS基片的体相之内，其实，这种过程，部分地也是由于PDMS材料体相内部聚合物分子具有向表面扩散、迀移运动所导致；这种情况，也可以从另一个角度来解释，即，持续不断地由PDMS体相内部向其表面扩散、迀移的那些聚合物分子，其运动的结果，是逐渐地将那些已经被表面吸附的生物大分子卷入PDMS基片的体相之内，简单地说，这些被吸附的生物大分子就是被PDMS基片体相吞没了 ；那么，这种PDMS基片体相吞没生物大分子的现象，其所造成的影响，必然是导致涉及生物大分子的各类实验测试数据的严重偏差。
[0012]如上所述，PDMS基片的问题是，它不但表面吸附生物大分子，而且吞没生物大分子，这样一来，作为实验测试对象的生物大分子其消失不会因为表面饱和吸附而停止，而是，不断被吸附，还不断地被吞没。
[0013]关于PDMS基片在相关实验测试过程中其体相不断吞没测试相关生物大分子的现象，另一种解释是说，PDMS体相内存在大量的微小气孔，相关生物大分子被表面吸附之后，沉陷进入这些微小气孔，进而被吞没；然而，本案发明人认为，那些能够容许微小尺度的空气分子挤入其间的所述微小气孔，不等于说它们也能直接容许相对大尺度的生物大分子进入，两者在尺度上差别巨大，不可一概而论。撇开解释，无论怎样，作为相关测试分析对象的生物大分子被PDMS基片微槽道内表面吸附，进而不断被PDMS基片体相所吞没，这是已知客观存在的现象。
[0014]为了阻止这种PDMS基片体相对于生物大分子的吞没作用，可以从遏制PDMS表面对生物大分子的吸附来着手解决，办法就是针对该PDMS材料表面进行化学修饰改性，对于以PDMS为基片材料的情况来讲，就是对所述的微槽道部分的表面进行化学修饰改性，经过化学修饰改性的所述微槽道内表面，能够遏制其对生物大分子的吸附，进而避免生物大分子被PDMS基片体相所吞没；但是，还是那个老问题，那就是，PDMS材料表面上的化学修饰改性之后的表面状态无法持久保持，该PDMS基片体相内部的聚合物分子其自动向表面扩散、迀移的过程，会很快地将那个经过表面化学修饰改性的微槽道内表面状态变回原本的强烈疏水并且强烈吸附生物大分子的状态，换句话说，无论该领域专业人员们怎样折腾，该PDMS基片其微槽道内表面总是快速地向强烈疏水表面状态演变。
[0015]那么，如何既能够获得PDMS材料价格极其低廉、基片制作极其简易的好处，又能够达成长期遏制该PDMS基片微槽道内表面对生物大分子的吸附进程，进而阻止PDMS基片体相对生物大分子的吞没作用，使得相关芯片制成品能够维持一个足够长时间的、合理的保质期，就是一个十分棘手的难题。该难题如同上文述及的另一个难题一样，同样令本领域众多专业人员长期纠结、困扰，该难题同样是一个明摆着的其技术障碍不可小觑的高难度问题。该难题也已经存在很多个年头了，迄今为止，也尚未得到妥善解决。
【发明内容】
[0016]本发明所要解决的技术问题是，提供一个一揽子的解决方案，一揽子地解决上文述及的两个难题，并且，将该解决方案应用于艾滋病诊断用多通道微流控芯片领域，形成一种新型的艾滋病诊断用多通道微流控装置。
[0017]本发明通过如下方案解决所述技术问题，该方案提供的装置是一种以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，该微流控装置的结构包括多通道微流控芯片，该微流控芯片的结构包括相互贴合装设在一起的基片和盖片，所述基片和盖片均为板状物或片状物，该基片的面向该盖片的那个面含有经由模压工艺或刻蚀工艺形成的槽道结构，该基片还含有与该槽道结构相连并且洞穿该基片的经由模压工艺、刻蚀工艺或简单打孔工艺形成的窗口结构，相互贴合安装在一起的该基片与该盖片共同构建成了含有管道结构以及与之相连的液池结构的微流控芯片，该管道的结构位置位于该基片与该盖片相互贴合的界面区域，该窗口其一侧被该盖片封堵而另一侧开放，该窗口的结构位置就是所述液池的结构位置，所述液池的数量是三个，其中的两个液池其结构位置位于该微流控芯片的进样端，余下的一个液池其结构位置位于该微流控芯片实际进样测试时其芯片内液体流动的终端，该终端与该进样端相互远离，该管道的一端经由同样位于该相互贴合的界面区域的歧管状岔道分别与位于进样端的该两个液池联通，该管道的另一端与位于该微流控芯片的所述终端的该余下的一个液池联通，以及，依序分别装设在该管道内不同位置上的工作电极以及对电极以及参比电极，所述工作电极由导电性电极以及贴附在该导电性电极上的包埋了艾滋病特异性抗原的金胶敏感膜构成，该管道的构造呈并联构造，所述呈并联构造的管道由四条分支管道并联构成，所述工作电极的数量是四个，该四个工作电极的装设位置分别位于所述四条分支管道内，以及，该四个工作电极其表层金胶敏感膜结构中的特异性抗原分别是对艾滋病抗体能特异性结合的四种艾滋病抗原物质，该四种抗原物质分别是艾滋病特异性抗原p24、gp41、gpl20及gp36，所述工作电极其材质是黄金材质或热分解导电高分子材质，所述工作电极其形貌呈现片状或丝状，重点是，该基片其材质是聚二甲基硅氧烷材质，该基片其表面是原生形态的表面，该原生形态的表面其意思指的是没有经过任何表面化学修饰或任何表面化学改性的该材质的原生形态的表面，该微流控装置的结构还包括微型超声波换能器，以及，高频振荡电讯号传输电缆，该高频振荡电讯号传输电缆的一端与该微型超声波换能器连接在一起，该微型超声波换能器贴附地装设在该微流控芯片的盖片或基片的邻近所述终端的位置；该微型超声波换能器其主要功能是在微流控芯片实际进样测试时，利用其所发射的超声波来降低试样溶液与所述管道的内壁之间的界面张力，使其能够相容，并且，利用所述进样端以及所述终端与该微型超声波换能器装设位置之间的距离差异以及其所感受到的超声波强度上的差异，诱导形成所述进样端其界面张力与所述终端其界面张力之间的差异，该微流控芯片该两端之间的界面张力差异会在该微流控芯片的该两端之间形成压力差异，该压力差异会驱动试样溶液向所述终端流动；该微型超声波换能器其功能还包括以其所发射的超声波遏止试样中所含有的生物大分子其在所述管道内表面上的吸附，进而遏止该聚二甲基硅氧烷材质的基片其体相对该生物大分子的吞没作用；所述聚二甲基硅氧烷材质的基片其功能包括与盖片及工作电极及对电极及参比电极一同构建该微流控芯片，柔软并具弹性的该聚二甲基硅氧烷材质的基片其功能还包括以其对超声波强烈吸收的性质，对超声波进行强烈吸收，并藉此在该微流控芯片该终端到该进样端之间的有限的短距离之内实现超声波强度的快速递减。
[0018]所述金胶敏感膜是将壳聚糖金胶溶液与艾滋病特异性抗原溶液充分混合均匀，用点样仪点样或涂布于指定结构位置，并使其干燥成膜而成。所述金胶敏感膜中的艾滋病特异性抗原均为辣根过氧化物酶或者葡糖糖氧化酶标记的艾滋病抗原，所述金胶敏感膜已包含为固定上述各艾滋病特异性抗原而引入其中的辅助性介质，所述辅助性介质例如壳聚糖、醋酸纤维素、明胶其中的一种或它们的混合物。
[0019]所述微流控芯片结构中的所述管道以及所述分支管道以及所述歧管状岔道，其内径尺寸均可以是任意选定的尺寸，但是，出于尽量少用待测液样以及降低试剂损耗等方面的考虑，所述管道以及所述分支管道以及所述歧管状岔道最好均选用毛细管级的通道，所述毛细管级的通道意即其内径与通常意义上的毛细管的内径相当的通道。所述毛细管其内部通道的横截面形状可以是任意的形状，所述横截面形状例如圆形、椭圆形、方形、矩形、条形，当然也可以是任意的存在弯曲的线形，并且，所述毛细管的内部形状随着管道的延伸，不同部位的横截面形状也可以允许是不同的形状。仅就毛细管一词而言，其技术含义是公知的。
[0020]结构中涉及的对电极以及参比电极均为微小尺寸的电极，其电极形状均可以是任意选定的形状，所述任意选定的形状例如方片形状、矩形片状、条状或圆形片状等等。所述对电极以及所述参比电极其本身的词汇的技术含义是公知的。
[0021]本案微流控芯片结构中涉及若干个液池，所述液池是用于过渡性储液的池形或囊形构造，其中的每一个液池的内腔其形状均可以是任意选定的形状，所述内腔形状例如圆柱形空腔状、方柱形空腔状、椭圆形空腔状或球形空腔状等等。所述液池的尺寸可以是任意选定的尺寸，但是，为了能够尽量少用待测液样以及降低试剂损耗，所述液池最好是能够与毛细管匹配的微小型的液池。
[0022]仅就超声波换能器一词其本身的技术含义对于超声波技术领域的专业人员来说，是公知的。
[0023]各种尺寸、各种形状的超声波换能器均有市售；市售的微型超声波换能器其尺寸可以小到仅以毫米计算的量级。
[0024]仅就微型超声波换能器其在一般工业应用对象固态物体表面上的固定技术其本身而言，对于超声波技术领域的专业人员来说，是已知的一般技术。本案不对此展开赘言。
[0025]仅就裸的PDMS基片其本身的微槽道模压或刻蚀技术来说，是极简单的已知的技术；同样地，在裸的PDMS基片上开孔洞的技术更是已知的简单技术。本案亦不对此展开赘言。
[0026]所涉高频振荡电讯号传输电缆其各种规格的工业产品市场均有售。
[0027]该微流控装置的结构还可以包括高频振荡电讯号发生器；所述高频振荡电讯号传输电缆其另一端可以与该高频振荡电讯号发生器连接。
[0028]所涉高频振荡电讯号发生器其本身的技术，对于超声波技术领域的专业人员来说，是简单的和公知的；所述高频振荡电讯号发生器可以向超声波仪器专业厂家定制。
[0029]该微型超声波换能器其额定超声波发射功率的优选范围是介于2毫瓦与2000毫瓦之间；该微型超声波换能器其在运行时所发射的超声波的频率的优选范围是介于10KHz 与 12MHz 之间。
[0030]本案装置当然还可以进一步包括一些附件，所述附件例如多道电化学工作站等等，所述多道电化学工作站的技术含义是公知的。本案微流控芯片结构中涉及的各个工作电极以及对电极以及参比电极等，可以分别经由相应的专用串线与所述多道电化学工作站的相应接口进行联接。所述专用串线是用来将各所述电极与所述多道电化学工作站的各相应接口进行相互联接的专用电缆。本案装置中的所述微流控芯片，其结构也可以包括微阀，所述微阀的数量不限，根据实际需要，所述微阀可以装设在该微流控芯片结构中的任何需要安装的部位；该微阀一词对于微流控芯片技术领域的专业人员来说，其本身的技术含义是公知的；该微阀其本身的制作技术及使用技术亦是公知的；该微阀不是必需的构件。
[0031]所述工作电极的直径可以允许是任意设定的便于安装使用的适宜的直径，但是，推荐的或曰优选的所述直径其范围介于0.1微米至2000微米之间；所述工作电极的长度可以允许是任意设定的便于安装使用的长度，但是，推荐的或曰优选的所述长度其范围是在I微米至15000微米个之间。
[0032]通过喷涂或点样仪点样或其它合适工艺涂布装设于所述工作电极表面层的所述金胶敏感膜，其膜层厚度可以允许是任意设定的可对待测样液发生电性信号响应的厚度，但是，推荐的厚度或者说是优选的厚度是介于10纳米与200纳米之间。
[0033]芯片结构中的所述盖片，其材质可以允许是任何的电绝缘性材质，例如:聚丙烯、玻璃、聚甲基丙烯酸甲酯、聚二甲基硅氧烧，等等，为了做出更小尺寸的微流控芯片，比如做成长度仅2.0厘米到3.0厘米的超小尺寸的微流控芯片，并在该极短的距离内实现对超声波的极快速衰减，可以优选聚二甲基硅氧烷来作为盖片。当然，在大尺寸的微流控芯片上选择使用聚二甲基硅氧烷来作为所述盖片，也是本案技术方案所允许的。
[0034]位于该微流控芯片的该进样端的该两个液池其与位于该微流控芯片该终端的该余下的一个液池之间的直线距离根据需要可以是任意选定的合适的距离，但是，该距离的优选值是介于3厘米与7厘米之间。
[0035]所述盖片及基片其厚度可以允许是任意设定的便于装配的厚度，推荐的厚度或曰优选的厚度是介于1.0毫米与5.0毫米之间。较小的厚度有利于节省材料。
[0036]本案微流控芯片的使用方法:
[0037]基于本案首次提出并首次公开的该新型液流驱动原理，本案微流控芯片其应用运作之中，该新型液流驱动方法决定了完全不需要牵扯到任何外加的微栗。
[0038]本案以所述超声波所造成的该微流控芯片该两端之间所形成的该界面张力差异，驱动液流在该四通道微流控芯片的毛细管通道中流动，利用四通道电化学分析仪器分别对四种艾滋病抗体加以检测。
[0039]以四种艾滋病抗原来侦测相应的四种艾滋病抗体，与用四种艾滋病抗体来侦测相应的四种艾滋病抗原，同样地，都能够诊断艾滋病；其所依据的原理是，艾滋病病患体内必然是抗原、抗体并存，并相互可逆结合，形成可逆的结合物，因此，用抗原来侦测抗体并藉此诊断艾滋病，与用抗体去侦测抗原并诊断艾滋病，都可以达到诊断目的。当然，不同的手段其相应的电极敏感修饰层在技术上并不相同。
[0040]本案微流控芯片的具体检测使用步骤如下:
[0041]1、在微管路中加入血清样品液，在所述超声波驱动下，各种艾滋病抗体分子被各通道中电极表面上金胶敏感膜包埋的相应的辣根过氧化物酶标记的艾滋病特异性抗原捕获。
[0042]2、辣根过氧化物酶标记的艾滋病特异性抗原与血清样品中的艾滋病抗体形成免疫复合物。
[0043]3、采用多通道电化学分析仪，加入邻苯二酚等电子媒介体，采用安培法检测上述反应引起的电流变化，由此获得各种分析物的种类和含量。
[0044]4、将结果进行综合分析，对艾滋病抗体进行综合诊断。
[0045]本发明的优点是，在所述微流控芯片的所述终端其邻近位置贴附地装设微型超声波换能器，利用该微型超声波换能器其所发射的低功率、高频频段的超声波，使得未经过表面化学改性的强烈疏水的该微流控芯片内部管道其管壁与测试对象水溶液之间的相容性大幅增加，这为试样液流的通过提供了一个现实可能性；同时，利用聚二甲基硅氧烷基片其对超声波的强烈吸收能力，在比较短的距离内，也就是，从所述终端到所述进样端之间的仅数厘米尺度的很短的距离内，达成超声波强度的快速递减，藉此在该微流控芯片的所述两端造成所述界面张力的差异，进而，利用该两端之间的界面张力的差异其所形成的该两端之间的压力差异，驱动试样液流在这样一种原本强烈疏水的毛细管通道内向所述终端方向流动。藉由本案液流驱动方案，完全无须对该聚二甲基硅氧烷材质的基片及其内部管道进行任何的表面化学修饰或化学改性，完全免除了该表面化学修饰或化学改性的麻烦程序；并且完全免除了传统意义上的微栗之类的设备；另一方面，该低功率、高频频段的超声波，还能够遏制试样中的生物大分子在该无修饰的裸的聚二甲基硅氧烷基片其管道内表面上的吸附，进而遏制该聚二甲基硅氧烷基片其体相对所述生物大分子的吞没作用；所述抗原、抗体以及抗原与抗体的可逆结合物当然都是属于所述的生物大分子的类型；由于所述的吸附作用以及所述的吞没作用被有效地遏制，因此，相关测试结果将更加能够客观地反映实际情况；该低功率、高频频段超声波的作用，当然还包括促成抗原、抗体之间的可逆结合反应的快速达成，这使得相关测试操作能够以比较快的速度完成。
[0046]由于不需要进行针对该聚二甲基硅氧烷基片其相关表面的表面化学修饰或化学改性操作，因此，这个表面化学修饰层或化学改性层根本就不需要存在，那么，该聚二甲基硅氧烷基片其体相内部聚合物分子不断自动向表面扩散、迀移其所导致的对所述表面化学修饰层或化学改性层的破坏性影响也就不存在了。
[0047]本案的技术方案一揽子地化解了上文述及的与聚二甲基硅氧烷基片其应用相关的一系列技术难题。基于本案方案，该种十分廉价的聚二甲基硅氧烷材料便有可能在该微流控芯片制备、生产、应用等等领域发挥更大的作用。
【附图说明】
[0048]图1是本案该微流控装置其实施例芯片部分构造的示意图，所展示的是该例结构的俯视角度下的芯片内部管道及各电极及各相关液池的结构形态，该图中没有描绘出所述微型超声波换能器以及其它所述附件。
[0049]图2是本案该微流控装置其大略的外观侧视图。
[0050]图中，1、2、10分别是三个装设位置不同的液池，3是歧管状岔道，4、7、11、14分别是装设位置不同但相互并联形成并联联通结构的四条分支管道，5是装设在分支管道4内的其表层金胶敏感膜结构中的特异性抗原物质为艾滋病特异性抗原P24的工作电极，6是装设在分支管道7内的其表层金胶敏感膜结构中的特异性抗原物质为艾滋病特异性抗原gp41的工作电极，12是装设在分支管道11内的其表层金胶敏感膜结构中的特异性抗原物质为艾滋病特异性抗原gpl20的工作电极，13是装设在分支管道14内的其表层金胶敏感膜结构中的特异性抗原物质为艾滋病特异性抗原gp36的工作电极，8是对电极，9是参比电极，15是聚二甲基硅氧烷材质的基片，16是盖片，17是高频振荡电讯号传输电缆，18是微型超声波换能器，19是该微流控芯片的所述进样端，20是该微流控芯片的所述终端；图例中的箭头符号标示该微流控芯片其在实际运行时，受两端压力差驱动，其试样液流的流动方向。
【具体实施方式】
[0051]在图1及图2所展示的本案该实施例中，该微流控装置的结构包括多通道微流控芯片，该微流控芯片的结构包括相互贴合装设在一起的基片15和盖片16，所述基片15和盖片16均为板状物或片状物，该基片15的面向该盖片16的那个面含有经由模压工艺或刻蚀工艺形成的槽道结构，该基片15还含有与该槽道结构相连并且洞穿该基片的经由模压工艺、刻蚀工艺或简单打孔工艺形成的窗口结构，相互贴合安装在一起的该基片15与该盖片16共同构建成了含有管道结构以及与之相连的液池结构的微流控芯片，所述液池是液池1、液池2、液池10，该管道的结构位置位于该基片15与该盖片16相互贴合的界面区域，该窗口其一侧被该盖片16封堵而另一侧开放，该窗口的结构位置就是所述液池1、液池2、液池10的结构位置，所述液池的数量是三个，其中的两个液池即液池I和液池2其结构位置位于该微流控芯片的进样端19，余下的一个液池即液池10其结构位置位于该微流控芯片实际进样测试时其芯片内液体流动的终端20，该终端20与该进样端19相互远离，该管道的一端经由同样位于该相互贴合的界面区域的歧管状岔道3分别与位于进样端19的该液池I及该液池2联通，该管道的另一端与位于该微流控芯片的所述终端20的该余下的一个液池即液池10联通，以及，依序分别装设在该管道内不同位置上的工作电极以及对电极8以及参比电极9，所述工作电极由导电性电极以及贴附在该导电性电极上的包埋了艾滋病特异性抗原的金胶敏感膜构成，该管道的构造呈并联构造，所述呈并联构造的管道由四条分支管道并联构成，所述工作电极的数量是四个，该四个工作电极的装设位置分别位于所述四条分支管道内，该四个工作电极分别是工作电极5、工作电极6、工作电极12、工作电极13，以及，该四个工作电极其表层金胶敏感膜结构中的特异性抗原分别是对艾滋病抗体能特异性结合的四种艾滋病抗原物质，该四种抗原物质分别是艾滋病特异性抗原p24、gp41、gpl20及gP36，具体地展开来讲，5是装设在分支管道4内的其表层金胶敏感膜结构中的特异性抗原物质为艾滋病特异性抗原P24的工作电极，6是装设在分支管道7内的其表层金胶敏感膜结构中的特异性抗原物质为艾滋病特异性抗原gp41的工作电极，12是装设在分支管道11内的其表层金胶敏感膜结构中的特异性抗原物质为艾滋病特异性抗原gpl20的工作电极，13是装设在分支管道14内的其表层金胶敏感膜结构中的特异性抗原物质为艾滋病特异性抗原gp36的工作电极，所述工作电极5、工作电极6、工作电极12、工作电极13其材质是黄金材质或热分解导电高分子材质，所述工作电极5、工作电极6、工作电极12、工作电极13其形貌呈现片状或丝状，重点是，该基片15其材质是聚二甲基硅氧烷材质，该基片15其表面是原生形态的表面，该原生形态的表面其意思指的是没有经过任何表面化学修饰或任何表面化学改性的该材质的原生形态的表面，该微流控装置的结构还包括微型超声波换能器18，以及，高频振荡电讯号传输电缆17，该高频振荡电讯号传输电缆17的一端与该微型超声波换能器18连接在一起，该微型超声波换能器18贴附地装设在该微流控芯片的盖片16或基片15的邻近所述终端20的位置；该微型超声波换能器18其主要功能是在微流控芯片实际进样测试时，利用其所发射的超声波来降低试样溶液与所述管道的内壁之间的界面张力，使其能够相容，并且，利用所述进样端19以及所述终端20与该微型超声波换能器18装设位置之间的距离差异以及其所感受到的超声波强度上的差异，诱导形成所述进样端19其界面张力与所述终端20其界面张力之间的差异，该微流控芯片该两端即进样端19与终端20之间的界面张力差异会在该微流控芯片的该两端即进样端19与终端20之间形成压力差异，该压力差异会驱动试样溶液向所述终端20方向流动；该微型超声波换能器18其功能还包括以其所发射的超声波遏止试样中所含有的生物大分子其在所述管道内表面上的吸附，进而遏止该聚二甲基硅氧烷材质的基片15其体相对该生物大分子的吞没作用；所述聚二甲基硅氧烷材质的基片15其功能包括与盖片16及工作电极5、工作电极6、工作电极12、工作电极13及对电极8及参比电极9 一同构建该微流控芯片，柔软并具弹性的该聚二甲基硅氧烷材质的基片其功能还包括以其对超声波强烈吸收的性质，对超声波进行强烈吸收，并藉此在该微流控芯片该终端到该进样端之间的有限的短距离之内实现超声波强度的快速递减。
[0052]图例中的箭头符号标示该微流控芯片其在实际运行时，受两端压力差驱动，其试样液流的流动方向。
[0053]图1中没有绘出微型超声波换能器18以及高频振荡电讯号传输电缆17 ;并且，图1及图2中均没有绘出所述高频振荡电讯号发生器及多道电化学工作站等附属件。
[0054]所涉微型超声波换能器18市场有售；也可以向超声波换能器厂家定制。
[0055]所涉高频振荡电讯号传输电缆17市场有售；也可以向超声波换能器厂家定制。
[0056]所涉高频振荡电讯号发生器市场有接近需要的产品可购；也可以向相关厂家定制。
[0057]本例结构中的各工作电极以及对电极以及参比电极可以分别经由各自专用的电缆或曰串线分别与作为附件的多道电化学工作站的对应电缆接口或曰串线接口联接。
[0058]本案装置是用多种艾滋病抗原来侦测多种相对应的艾滋病抗体，藉此诊断艾滋病。
【主权项】
1.以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，该微流控装置的结构包括多通道微流控芯片，该微流控芯片的结构包括相互贴合装设在一起的基片和盖片，所述基片和盖片均为板状物或片状物，该基片的面向该盖片的那个面含有经由模压工艺或刻蚀工艺形成的槽道结构，该基片还含有与该槽道结构相连并且洞穿该基片的经由模压工艺、刻蚀工艺或简单打孔工艺形成的窗口结构，相互贴合安装在一起的该基片与该盖片共同构建成了含有管道结构以及与之相连的液池结构的微流控芯片，该管道的结构位置位于该基片与该盖片相互贴合的界面区域，该窗口其一侧被该盖片封堵而另一侧开放，该窗口的结构位置就是所述液池的结构位置，所述液池的数量是三个，其中的两个液池其结构位置位于该微流控芯片的进样端，余下的一个液池其结构位置位于该微流控芯片实际进样测试时其芯片内液体流动的终端，该终端与该进样端相互远离，该管道的一端经由同样位于该相互贴合的界面区域的歧管状岔道分别与位于进样端的该两个液池联通，该管道的另一端与位于该微流控芯片的所述终端的该余下的一个液池联通，以及，依序分别装设在该管道内不同位置上的工作电极以及对电极以及参比电极，所述工作电极由导电性电极以及贴附在该导电性电极上的包埋了艾滋病特异性抗原的金胶敏感膜构成，该管道的构造呈并联构造，所述呈并联构造的管道由四条分支管道并联构成，所述工作电极的数量是四个，该四个工作电极的装设位置分别位于所述四条分支管道内，以及，该四个工作电极其表层金胶敏感膜结构中的特异性抗原分别是对艾滋病抗体能特异性结合的四种艾滋病抗原物质，该四种抗原物质分别是艾滋病特异性抗原p24、gp41、gpl20及gp36，所述工作电极其材质是黄金材质或热分解导电高分子材质，所述工作电极其形貌呈现片状或丝状，其特征在于，该基片其材质是聚二甲基硅氧烷材质，该基片其表面是原生形态的表面，该原生形态的表面其意思指的是没有经过任何表面化学修饰或任何表面化学改性的该材质的原生形态的表面，该微流控装置的结构还包括微型超声波换能器，以及，高频振荡电讯号传输电缆，该高频振荡电讯号传输电缆的一端与该微型超声波换能器连接在一起，该微型超声波换能器贴附地装设在该微流控芯片的盖片或基片的邻近所述终端的位置；该微型超声波换能器其主要功能是在微流控芯片实际进样测试时，利用其所发射的超声波来降低试样溶液与所述管道的内壁之间的界面张力，使其能够相容，并且，利用所述进样端以及所述终端与该微型超声波换能器装设位置之间的距离差异以及其所感受到的超声波强度上的差异，诱导形成所述进样端其界面张力与所述终端其界面张力之间的差异，该微流控芯片该两端之间的界面张力差异会在该微流控芯片的该两端之间形成压力差异，该压力差异会驱动试样溶液向所述终端流动；该微型超声波换能器其功能还包括以其所发射的超声波遏止试样中所含有的生物大分子其在所述管道内表面上的吸附，进而遏止该聚二甲基硅氧烷材质的基片其体相对该生物大分子的吞没作用；所述聚二甲基硅氧烷材质的基片其功能包括与盖片及工作电极及对电极及参比电极一同构建该微流控芯片，柔软并具弹性的该聚二甲基硅氧烷材质的基片其功能还包括以其对超声波强烈吸收的性质，对超声波进行强烈吸收，并藉此在该微流控芯片该终端到该进样端之间的有限的短距离之内实现超声波强度的快速递减。2.根据权利要求1所述的以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，其特征在于，所述管道以及所述分支管道以及所述歧管状岔道均为毛细管通道。3.根据权利要求1所述的以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，其特征在于，所述热分解导电高分子是由聚酰亚胺或聚丙烯腈经绝氧热处理后形成的导电性材料。4.根据权利要求1所述的以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，其特征在于，所述工作电极的宽度或直径介于0.1微米至2000微米之间，以及，所述工作电极的长度在I微米至15000微米个之间。5.根据权利要求1所述的以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，其特征在于，所述金胶敏感膜的厚度介于10纳米与200内米之间。6.根据权利要求1所述的以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，其特征在于，结构中的所述盖片其材质为聚二甲基硅氧烷材质。7.根据权利要求1所述的以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，其特征在于，位于该微流控芯片的该进样端的该两个液池其与位于该微流控芯片该终端的该余下的一个液池之间的直线距离介于3厘米与7厘米之间。8.根据权利要求1所述的以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，其特征在于，结构中的所述盖片及基片其厚度均介于1.0毫米与5.0毫米之间。9.根据权利要求1所述的以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，其特征在于，该微流控装置的结构还包括高频振荡电讯号发生器，所述高频振荡电讯号传输电缆其另一端与该高频振荡电讯号发生器连接。10.根据权利要求1所述的以新方式传输液流的艾滋病诊断用廉价微流控装置，其特征在于，该微型超声波换能器其额定超声波发射功率介于2毫瓦与2000毫瓦之间，该微型超声波换能器其在运行时所发射的超声波的频率是介于10KHz与12MHz之间。
【文档编号】G01N35/00GK105891523SQ201510035312
【公开日】2016年8月24日
【申请日】2015年1月18日
【发明人】李天华, 干宁, 张佳斌, 冯小彬, 潘慕云, 崔焕 , 严清, 李榕生
【申请人】宁波大学