直径约为150μπι。其后，选择 可实现此液压直径的宽度和高度范围。之后，可首先根据各种考虑因素选择曲率半径(步骤 704 )，所述考虑因素包括，但不限于：
[0065] 1.通道圆心处用于容纳输入液的部件；
[0066] 2.制造能力；
[0067] 3.所需微通道长度(2jtRc)
[0068] 在此之后，可利用式(8)确定上述施力比是否大于2(步骤706)。然后，根据式(2)选 择速率(步骤708)，并根据式(4)选择微通道长度(步骤710)。其后，便可根据通道尺寸(w， h)、曲率半径(RC)、以及长度(Lc)，设计所述微通道(步骤712)。
[0069]可以理解的是，上述具有曲线形微通道502的图5a微流体装置以及具有螺旋形微 通道602的图6a微流体装置，可分别实施为适于在相关细胞/颗粒(如CTC)分离检测专用诊 断系统(未图示）内可更换使用的外形构件(如一次性卡盒）内的生物芯片。具体而言，根据 待分离细胞/颗粒的类型，可设置各种不同生物芯片。此外，生物芯片在使用过一次后便可 丢弃及更换，以防止后续分析中发生样本污染。上述丢弃后，即可换入新的生物芯片，此操 作对于技术人员而言是容易理解的。此外，所述诊断系统包括根据所检测出的由生物芯片 分离的循环肿瘤细胞数量生成诊断读数的处理器，而且还包括对流经所述微流体装置的样 本流速进行调节(根据式(8)，以实现循环肿瘤细胞的惯性聚集）的液流调节器。此外，可以 理解的是，根据待分离和待检测细胞/颗粒的类型，还可对所述诊断系统的其他不同控制属 性进行适当调整(例如，确定样本流速），以达到所需目的。
[0070] 图9为所述诊断体系900的示意图。其主要控制属性为发送至样本栗902和稀释液 栗904的两个控制信号。所述流速为稀释液和样本的混合物在曲线形微通道502或螺旋形微 通道602中的流动速率。该速率通过设定上述两栗处流量的方式进行控制。一旦按图7所示 方式确定了所述曲率半径，则可通过调节流量，以在给定通道长度内获得迪恩周期。反之亦 然，也可将所述流量设为固定值，然后根据上述各式选择通道半径和长度。压力传感器906， 908用于检测所述微通道是否发生堵塞，从而可能影响分离质量。当压力值增加至设定阈值 以上时，将被检测为故障。此时，分离停止，且需要用户对机器执行操作。当发生大堵塞时， 系统内的压力将增至安全限以上，从而可能导致生物危害性溢溅以及操作人员受伤。压力 传感器906,908用于防止此类事故。由于大部分压力传感器在低压等级上灵敏度不高，因此 还使用流量传感器910作为冗余机构，用于验证各栗所栗送的流量是否正确，以及所述通道 和流体线路内是否发生了堵塞。
[0071] 根据另一方面，图8a为本发明生物芯片800的俯视图，该生物芯片设有微通道802， 该微通道具有两个(第一和第二)相对并联设置的曲线形部分804a，804b(即圆弧部分）。本 发明生物芯片800同样设置为用于上述诊断系统内，且同样可在使用若干次（例如一次）后 更换。微通道802具有起始端和收集端，分别用于导入样本和收集废液。所述两个曲线形部 分804a，804b位于微通道802的起始端。具体而言，所述两个曲线形部分804a，804b设置为相 互为镜像反射。可以理解的是，这实际上说明，当以俯视角度观察时，生物芯片800具有左右 两个部分。此外，生物芯片800包括连接至相应(第一和第二）阻尼腔室807a，807b的鞘液入 口 806，所述两个阻尼腔室分为两个大致相同的部分，阻尼腔室807a，807b分别位于生物芯 片800的左右两部分内。鞘液入口806也直接连接至微通道802。此外，生物芯片800还包括两 个(第一和第二)样本入口 808a，808b(连接至相应阻尼腔室），该入口设置为具有预设长度 和宽度的曲线形部分，该曲线形部分分别位于生物芯片800的左右两个部分内。
[0072]在此例中，第一样本入口 808a的曲线形部分设置为大致呈半圆形，而第二样本入 口 808b设置为大致呈C形。第二样本入口 808b直接连接于微通道802的起始端，而第一样本 入口 808a通过高流动阻力通道部分810间接连接于微通道802的起始端。高流动阻力通道部 分810包括一系列绕设的半圆形微通道。此外，微通道802还具有自微通道802的收集端分支 而出的内侧出口 812和外侧出口 814。如此，在生物芯片800的左侧部分，第一曲线形部分 804a围绕第一样本入口 808a和高流动阻力通道部分810，而第一阻尼腔室807a围绕第一曲 线形部分804a。另一方面，在生物芯片800的右侧部分，第二样本入口 808b围绕内侧出口 812,此两者均由第二曲线形部分804b围绕，而且第二阻尼腔室807b围绕第二曲线形部分 804b。外侧出口 814位于生物芯片800左右两部分之间形成的相隔间隙内。
[0073]与图5a和图6a所示设计相比，此例中本发明生物芯片800的上述简单通道设计的 优点在于，可简单地实现并行处理，从而使处理能力加倍，与现有微流体系统相比，其处理 能力在同类设备已展现处理能力中为最高。使用本发明生物芯片800从个人血液中分离（以 及富集)CTC的方法与上述针对图5a和图6a中实施方式所描述的图7中方法700类似，因此， 为了简单起见，此处不再重复描述。另一优点在于，连接于鞘液和样本入口 806，808a，808b 的相应阻尼腔室、样本入口 808a，808b的曲线形部分以及高流动阻力通道部分810所形成的 设置方式在功能上类似于1C设计中的RC-JI滤波器，并且可起到稳定流量的作用，以有利地 实现蠕动栗等大脉动栗在样本和鞘液输送中的应用。由此可见，上述设置方式提供一种流 量调节功能，该功能通过合理设计(鞘液入口 806的）阻尼腔室807a，807b的体积以及高流动 阻力通道部分810所提供的流动阻力，使得流动脉动可控制于1 %至5%之内。
[0074]可以理解的是，此实施方式提供上述流量调节功能的原因在于现有系统所存在的 问题。目前，存在着多种微流体样本输送方法，例如使用注射栗、活塞栗、齿轮栗、蠕动栗、微 型压电栗，或使用可控压力调节器。然而，对于生物学样本而言，需要对样本的复杂性加以 考虑。举例而言，齿轮栗和压电栗在栗送过程中可对样本中的细胞产生不利影响。在样本流 仅由压力差驱动的情况下，流量取决于流体系统结构，如此，当发生血液凝块等微小波动 时，发生流量偏离预定值的概率非常大。另一方面，注射栗的连续输送体积有限，而活塞栗 在许多情况下性价比不高。考虑到样本污染问题，系统简单性，以及流动可控性、一致性和 连贯性，使用蠕动栗最为合适。蠕动栗使用中的一个问题在于，样本流在周期性脉动的作用 下不稳定。具体而言，橡胶管的间歇性释放所引起的流动脉动将显著改变流动状态，从而对 本发明生物芯片800的分离质量造成影响。因此，此问题的解决方法在于引入过滤/阻尼功 能，以对懦动栗的流量进行调节。
[0075]图8a所示装置的通道尺寸范围与图5所示装置类似。该通道的高度可处于约ΙΟμπι 和约200μηι之间的范围，例如约1 ΟΟμπι、140μηι、160μηι和约175μηι。该通道的宽度可处于约100μ m和约700μηι之间的范围。该通道的长度可处于约1 cm和约100 cm之间的范围。
[0076]在图8a中生物芯片800的另一实施方式中，为了结构的简单性，微通道802可仅具 有一个曲线形部分，其余部分与针对图8a所述相同。例如，图8b所示为具有阻尼器822的单 个圆弧部分820。
[0077]综上所述，上述实施方式描述了本发明微流体装置，该装置具有至少一个曲线形/ 螺旋形微通道502,602(具有两个入口和两个出口），该通道专门设计为用于根据细胞大小 和惯性实现细胞/微粒的分离。可以理解的是，一个入口用于引入带细胞/颗粒的样本溶液， 而另一入口用于引入无细胞/颗粒的缓冲液(即缓冲鞘液）；一个出口用于收集目标细胞/颗 粒，而另一出口用于收集含非目标细胞/颗粒的废液。
[0078]曲线形/螺旋形微通道502,602的曲率半径Rc和液压直径Dh使得:在流体流量UF的 条件下，直径较小的细胞/颗粒在较大迪恩拖曳力的作用下被驱动至通道截面一侧，而相对 较大的细胞/颗粒在较小迪恩拖曳力及较大惯性升力的作用下，仍旧保留于曲线形/螺旋形 微通道502，602的一定长度U处的另一侧。
[0079] 通过使用上述本发明设计，业已证明，作为所述微流体装置的一个可能例示应用， 其可用于以高处理量从血液细胞中分离循环肿瘤细胞(CTC)。从患者血液样本中分离循环 肿瘤细胞(CTC)对于癌症的诊断和治疗非常重要。上述证明过程中已发现，本发明微流体装 置可将流速为0.25mL/min的1.5倍浓缩RBC已滤除血液溶液中的99.999 %的血液白细胞与 目标CTC分离。此外，通过简单添加在同一生物芯片内集成两个曲线形部分的并行设计(参 考图8)，上述处理量还可加倍，从而实现在约10分钟内对8mL血液样本的处理。由此可见，本 发明装置和方法适于以高处理量从混合物中分离罕量目标细胞，而且其分离纯度极高，从 而允许在其下游联合单细胞测定或其他分子测定。可设想的其他应用例如包括，从混合物 中分离细胞用于疾病诊断、水的过滤以及快速溶剂交换等。
[0080] 需要注意的是，在图5a的设计中，样本入口设置于曲线形微通道502的内侧，以使 较小细胞在半个迪恩周期内从通道内侧壁迀移至通道外侧壁。然而，作为图5a设计的一种 变体，还提出图6a所示的另一设计，其中，样本入口设置于螺旋形微通道602的外侧。具体 地，在此设计中，较大细胞和较小细胞在螺旋形微通道602的第一半部分同时从外侧壁迀移 至内侧壁(即耗费半个迪恩周期的时间）。但是，较大细胞随后惯性聚集于所述内侧壁（由于 所生成的大的惯性升力），从而使得其可在大细胞出口608b(即内侧出口）处收集，而与此同 时，较小细胞则继续随迪恩流迀移，并在另一半个迪恩周期后，再次返回所述外侧壁处，从 而使得其可在小细胞出口608a(即外侧出口）处收集。
[0081] 与现有基于尺寸的微流体细胞/颗粒分离系统相比，本发明微流体装置包括以下 优点：
[0082] (1)处理量一每分钟分离的细胞/颗粒总数
[0083]由于规模较小，现有微流体细胞/颗粒分离系统普遍因其特征性的低流量而受限 于低的处理量。在本发明微流体装置中，由于需要高的流量才