一种液体存储控释装置以及生物检测芯片的制作方法

本发明涉及生物检测配套器材技术领域，特别涉及一种液体存储控释装置以及生物检测芯片。

背景技术：

随着体外诊断（invitrodiagnosis，ivd）行业的兴起，各类生化、免疫、分子诊断产品层出不穷，特别是基于微流控芯片技术的产品，都向着小型化、功能集成化、操作简便化的方向发展。在基于以上需求的基础上，微流控芯片的试剂存储是一项必须攻克的技术难题。芯片上的试剂存储方式大致可以分为固态存储和液态存储。其中，固态存储方法存在一定的局限性：其一，适用试剂的范围有限，不是所有试剂都可以实现固态存储；其二，生产效率低、成本高；其三，固态存储的试剂需要复溶并充分混匀才可实现其功能，而混匀过程在微流控芯片的微小尺度下并不容易，进而又会引出新的问题；其四，干燥试剂对芯片存储条件要求较高，一旦存储过程中受潮，整张芯片即便在效期内也将失效。由于固态存储存在以上局限性，因而，需要开发出适用于微流控芯片上的液态存储，来满足行业的发展需求。

目前，液态存储无法保证液体全部释放，即由于存在液体残留，无法实现定量释放，特别是在离心力驱动下的且需要多步骤液体释放的微流控芯片，液体存储单元内残留的试剂在后续的离心步骤中存在不可控的流出风险，而影响后续检测的准确性。例如，公开号为cn104884169a的中国专利公开的用于储存流体的薄膜袋和用于提供流体的装置中，该方案中将具有相对薄弱的预定断裂部的薄膜袋放置在密封腔室中，该薄膜袋内部盛装有满足一定的体积液体，通过驱动密封腔室顶部的压板作用于薄膜袋，使其受液体压力膨胀，并自预定断裂部破裂，随着压板持续下压，释放其中的液体。由于通过薄膜袋存储液体，无法实现液体的全部释放，即使压板挤压到极限，薄膜袋中间仍然会残留液体，从而无法做到定量释放。另外，该方案的液体释放开口即文中提到的预定断裂部也在封接面处，压板在压缩体积致液体释放过程中，必然会引起整体系统内气压的增加，因此，不适用于密闭条件特别是有加热的反应条件的生物检测芯片，如具有核酸裂解、核酸扩增等的生物检测芯片。

因此，如何实现液体存储后的定向、定量释放，且不存在影响后续实验流程的液体残留，是本领域技术人员目前需要解决的技术问题。

技术实现要素：

本发明的目的是提供一种液体存储控释装置以及生物检测芯片，以实现液体存储后的定向、定量释放，且无液体残留，降低由于无法定量释放对后续检测准确度的影响。

为实现上述目的，本发明提供了一种液体存储控释装置，能够设置于基片上，所述基片能够受离心力驱动旋转，所述液体存储控释装置包括：

液体存储囊，所述液体存储囊具有受压可变形的储液盖和密封所述储液盖的封口层，所述封口层与所述储液盖围成的空间用于盛放液体，所述封口层与所述储液盖二者之间的封接区域的连接强度大于所述封口层受力破裂所需强度；

位于所述液体存储囊正下方并与所述液体存储囊紧密相连的支撑台，所述支撑台的中部具有定向释放腔室，其中所述定向释放腔室具有收集液体的导引腔室和由所述导引腔室的远心端的侧壁顶端所形成的锋利的爆破诱导沿，所述导引腔室的深度大于所述储液盖受压时所述封口层破裂前的最大向下形变量；

当有外力施加在所述储液盖时，所述封口层受压向所述导引腔室内形变，并在所述爆破诱导沿的挤压下，随所述爆破诱导沿的形状产生断裂开口，并使得所述液体存储囊与所述导引腔室导通。

本发明其中一个实施例中，所述爆破诱导沿包括自所述支撑台的端面向所述导引腔室的中部延伸的第一沿面和自所述第一沿面向所述导引腔室的底部延伸的第二沿面，所述第一沿面和所述第二沿面的衔接处用于爆破所述封口层，所述断裂开口与所述第二沿面相吻合，所述第二沿面为向所述导引腔室的外部凸出的弧形结构，或向所述导引腔室的内部凸出的半圆结构或三角结构。

本发明其中一个实施例中，所述储液盖包括呈半球状或半椭球状的塑料热成型膜或者冷冲压成型药用复合膜。

本发明其中一个实施例中，所述塑料热成型膜为pvc塑料热成型膜、pp塑料热成型膜、pe塑料热成型膜或pet塑料热成型膜，所述冷冲压成型药用复合膜为opa/al/pvc复合膜、opa/al/pp复合膜。

本发明其中一个实施例中，所述塑料热成型膜或者冷冲压成型药用复合膜的厚度在50μm~150μm。

本发明其中一个实施例中，所述冷冲压成型药用复合膜内覆有第一铝箔层。

本发明其中一个实施例中，所述封口层通过超声焊接、热压或胶粘封装在所述液体存储囊上。

本发明其中一个实施例中，所述封口层的形状与所述储液盖在所述封口层的投影形状重合。

本发明其中一个实施例中，所述封口层包括第二铝箔层。

本发明其中一个实施例中，所述第二铝箔层的厚度在10~100μm。

本发明其中一个实施例中，所述封口层包括涂覆在所述第二铝箔层的热熔胶层。

本发明其中一个实施例中，所述液体存储囊存储液体的体积为所述储液盖凹陷体积的40%-100%。

本发明其中一个实施例中，所述液体存储囊存储液体的体积为所述储液盖凹陷体积的60%-90%。

本发明其中一个实施例中，所述导引腔室为设置在基片上向下凹的导引槽，所述导引槽周边的部位为所述支撑台，所述导引槽与下游的微通道连通，所述支撑台被所述封口层全部严密覆盖。

本发明其中一个实施例中，所述导引槽的容积大于、小于或等于所述液体存储囊的容积。

本发明其中一个实施例中，所述爆破诱导沿自所述导引槽的槽壁向所述导引槽的槽腔延伸，且所述爆破诱导沿的远心端与所述封口层的封接区域所围成的区域相对应。

本发明其中一个实施例中，所述爆破诱导沿的最高点与所述封口层之间的距离不大于所述基片的上表面与所述封口层之间的距离。

本发明其中一个实施例中，所述导引槽的近心端所对应的槽壁为向所述导引槽的中部凸出的圆角结构。

本发明其中一个实施例中，所述液体存储囊与所述支撑台通过连接层、焊接或夹具进行紧密连接。

本发明其中一个实施例中，当所述液体存储囊与所述支撑台通过连接层连接时，所述连接层的一侧与所述支撑台固定粘结，所述连接层的另一侧与所述封口层固定粘接。

本发明其中一个实施例中，所述连接层为双面胶、紫外固化胶或环氧胶。

本发明其中一个实施例中，所述连接层的形状与所述封口层形状相同。

本发明其中一个实施例中，所述连接层与所述导引槽相对应的部位设置有材料缺失区。

本发明其中一个实施例中，所述材料缺失区为圆形、半圆形或椭圆形。

本发明其中一个实施例中，当所述连接层与所述封口层完全重合时，所述材料缺失区在所述连接层的径向最外端与所述封口层的封接区域相切或部分重合。

本发明其中一个实施例中，所述储液盖配合平面压头实现释放。

本发明其中一个实施例中，所述平面压头通过手动或者仪器进行驱动。

本发明其中一个实施例中，所述压头的面积大于或等于所述储液盖的俯视投影面积。

本发明还公开了一种生物检测芯片，包括基片和设置在所述基片上的如上述任一项所述的液体存储控释装置。

本发明其中一个实施例中，所述基片上可以设置一个或者多个所述液体存储控释装置，且分别与下游微通道连通。

本发明其中一个实施例中，当所述基片上设置多个液体存储控释装置时，多个所述液体存储控释装置排列在一条直线上或者多个所述液体存储控释装置共圆、或者根据需求分散式排布。

本发明具有以下有益效果：

采用本发明中的液体存储控释装置时，液体被定量封装在液体存储囊中，利用外力挤压储液盖，液体存储囊中的液体受力膨胀，并使得封口层逐步接近爆破诱导沿，当爆破诱导沿与封口层接触后，封口层随爆破诱导沿的形状产生断裂开口，被液体存储囊与导引腔室导通，封装在液体存储囊中的液体从位于远心端的断裂开口流出，在离心力的驱动下，液体存储囊中的液体全部涌向断裂开口而不会存在死角，从而实现液体的全部释放。可见，上述过程中，液体被存储在储液盖与封口层所围成的空间中，采用封装的方式进行存储对于技术要求比较低，液体的存储能够实现通用化，而采用定向爆破封口层释放液体的方式，与现有技术相比，其液体释放开口并未在封接区域上，对于封装的技术要求较低，且由于液体释放开口在封口层的远心端上，在离心力的驱动下能够保证液体全部释放，从而实现了液体存储后的定量释放，降低了由于无法定量释放对后续检测准确度的影响。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述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发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，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他的附图。

图1为本发明提供的一种液体存储控释装置的爆炸示意图；

图2为本发明提供的一种液体存储囊剖视结构示意图；

图3为本发明提供的又一种液体存储控释装置的剖视结构示意图；

图4为本发明提供的又一种液体存储控释装置的剖视结构示意图；

图5为本发明提供的又一种液体存储控释装置的剖视结构示意图；

图6为本发明提供的当封口层被爆破诱导沿打开后，液体存储装置中的液体流出示意图；

图7为本发明提供的一种定向释放腔室和连接层的俯视结构示意图；

图8为本发明提供的又一种定向释放腔室和连接层的俯视结构示意图；

图9为本发明提供的又一种定向释放腔室和连接层的俯视结构示意图；

图10为本发明提供的一种生物检测芯片的液体存储控释装置分部示意图；

图11为本发明提供的又一种生物检测芯片的液体存储控释装置分部示意图；

图12为本发明提供的又一种生物检测芯片的液体存储控释装置分部示意图；

图中：100为基片、101为微通道、200为液体存储控释装置、210为液体存储囊、211为储液盖、212为封口层、213为液体、214为封接区域、220为定向释放腔室、221为导引腔室、222为爆破诱导沿、2221为第一沿面、2222为第二沿面、230为连接层、231为材料缺失区、240为支撑台。

具体实施方式

本发明的核心是提供一种液体存储控释装置以及生物检测芯片，以实现液体存储后的定向、定量释放，降低由于无法定量释放对后续检测准确度的影响。

为了使本技术领域的人员更好地理解本发明方案，下面结合附图和具体实施方式对本发明作进一步的详细说明。

请参考图1至图9，本发明实施例公开的液体存储控释装置200能够设置于基片100上，其中，基片100能够受离心力驱动旋转，液体存储控释装置200包括液体存储囊210和位于液体存储囊210正下方并与液体存储囊210紧密相连的支撑台240，支撑台240的中部具有定向释放腔室220，其中：

液体存储囊210具有受压可变形的储液盖211和密封储液盖211的封口层212，封口层212与储液盖211围成的空间用于盛放液体213，封口层212与储液盖211二者之间的封接区域214的连接强度大于封口层212受力破裂所需强度；

定向释放腔室220具有收集液体213的导引腔室221和由导引腔室221的远心端的侧壁顶端所形成的锋利的爆破诱导沿222，导引腔室221的深度大于储液盖211受压时封口层212破裂前的最大向下形变量；

当有外力施加在储液盖211时，封口层212受压向导引腔室221内形变，并在爆破诱导沿222的挤压下，随爆破诱导沿222的形状产生断裂开口，并使得液体存储囊210与导引腔室221导通。

采用本发明中的液体存储控释装置200时，液体213被定量封装在液体存储囊210中，利用外力挤压储液盖211，储液盖211受力形变，液体存储囊210体积变小，液体存储囊210中的液体213受力使封口层212膨胀，并使得封口层212逐步接近爆破诱导沿222，当爆破诱导沿222与封口层212接触后，封口层212随爆破诱导沿222的形状产生断裂开口，液体存储囊210与导引腔室221导通，封装在液体存储囊210中的液体从位于远心端的断裂开口流出，在离心力的驱动下，液体存储囊210中的液体全部涌向断裂开口而不会存在死角，从而实现液体的全部释放。

可见，上述过程中液体213被存储在储液盖211与封口层212所围成的空间中，而采用定向爆破封口层212释放液体213的方式，与现有技术相比，其定向爆破的开口并未在封接区域214上，对于封装的技术要求较低，且由于定向爆破的开口在封口层212的远心端上，在离心力的驱动下能够保证液体213全部释放，从而实现了液体213存储后的定量释放，降低了由于无法定量释放或者释放后存在残留液体，对后续检测准确度的影响。

该液体存储控释装置200释放方式简单，通过按压液体存储囊210就能够实现将液体213在特定位置准确打开，并在离心力的驱动下完全地释放到下游，不会有液体213残留，可实现定量释放，特别是对多种液体依次释放的应用，提高应用的稳定性和可靠性。

由于该液体直接封装在液体存储囊210中，且该液体存储囊210的封口层212处于密闭环境中，液体存储控释装置200密封效果好、挥发量小，可实现试剂的长效存储。

采用封装的方式进行存储对于技术要求比较低，液体213的存储能够实现通用化，与现有技术相比，该液体存储控释装置200存储液体213和释放液体213的方式通用性强。另外，在通用化的基础上，该液体存储控释装置200生产工艺一致性好，便于大规模生产制造。

该液体存储控释装置200轻便、小巧，便于集成，对生物检测芯片产生重量负载小、产生的体积负担小。因此，该液体存储控释装置200能够大量应用于生物检测芯片中。

由于该液体存储控释装置200在覆盖液体存储囊210上方直接下压至爆破诱导沿222附近的封口层212定向打开即可，仅垂直方向移动就能够完成定量释放，因此，对于向液体存储控释装置200施加外力的仪器操控精度要求低。

需要说明的是，本发明实施例中储液盖211受压可变形可理解为可逆形变或轻微不可逆形变，即在外力消失后该液体存储囊210的容积几乎不发生改变。当驱动外力按压储液盖211时，封口层212被爆破诱导沿222定向爆破后，该驱动外力就撤去，在液体存储囊210中的液体释放过程中不受外力挤压。

支撑台240用于围成导引腔室221，并实现液体存储囊210与支撑台240的有效连接。该支撑台240的一部分与液体存储囊210的封接区域214相对应，另外一部分与封接区域214所围成的封口层212的一部分相对应，其中，与封口层212相对应的一部分占据整个封口层212的一半。

基片100在使用时采用离心力驱动，以使得基片100能够旋转，在旋转过程中基片100存在旋转中心，而布置在基片100上结构就会有靠近旋转中心的近心端和远离旋转中心的远心端。以导引腔室221为例，导引腔室221靠近旋转中心的部位为近心端，导引腔室221远离旋转中心的部分为远心端，而爆破诱导沿222设置在导引腔室221的远心端。具体的爆破诱导沿222为由导引腔室221的侧壁顶端延伸而形成的相对锋利的结构。具体的，爆破诱导沿222包括自支撑台240的端面向导引腔室221的中部延伸的第一沿面2221和自第一沿面2221向导引腔室221的底部延伸的第二沿面2222，第一沿面2221和第二沿面2222的衔接处用于爆破封口层212，断裂开口与第二沿面2222相吻合，第二沿面2222为向导引腔室221的外部凸出的弧形结构，如图7所示，或第二沿面2222为向导引腔室221的内部凸出的半圆结构或三角结构，如图8和图9所示。为了保证爆破诱导沿222的爆破效果，第二沿面2222与导引腔室221的底部垂直设置，或者第二沿面2222倾斜设置，且沿着导引腔室221的开口至导引腔室221底部方向，第二沿面2222与导引腔室221的中心间的距离逐渐变大。

利用外力挤压储液盖211时，储液盖211受力形变，液体存储囊210体积变小，液体存储囊210中的液体213受力使封口层212膨胀，并使得封口层212逐步接近爆破诱导沿222，当封口层212与爆破诱导沿222第一沿面2221和第二沿面2222的衔接处接触后，封口层212随第二沿面2222的形状产生断裂开口，液体存储囊210与导引腔室221导通，封装在液体存储囊210中的液体从位于远心端的断裂开口流出，在离心力的驱动下，液体存储囊210中的液体全部涌向断裂开口而不会存在死角，从而实现液体的全部释放。

储液盖211包括呈半球状或半椭球状的塑料热成型膜或者冷冲压成型药用复合膜，其中，塑料热成型膜为pvc（polyvinylchloride，聚氯乙烯）塑料热成型膜、pp（polypropylene，聚丙烯）塑料热成型膜、pe（polyethylene聚乙烯）塑料热成型膜或pet（polyethyleneterephthalate，聚对苯二甲酸类塑料）塑料热成型膜；冷冲压成型药用复合膜为opa（1,2-phthalicdicarboxaldehyde，邻苯二甲醛）/al（aluminum，铝）/pvc（polyvinylchloride，聚氯乙烯）复合膜、opa（1,2-phthalicdicarboxaldehyde，邻苯二甲醛）/al（aluminum，铝）/pp（polypropylene，聚丙烯）复合膜。为了使得该储液盖211保持良好的可变形性能，塑料热成型膜或者冷冲压成型药用复合膜的厚度在50μm~150μm。进一步的，为了保证该储液盖211具有良好的密闭性能和避光性能，该冷冲压成型药用复合膜内覆有第一铝箔层。由于本发明实施例中液体213在释放过程中液体存储囊210不可逆形变极小，基本不会影响密闭系统内气压平衡。

该封口层212通过超声焊接、热压或胶粘封装在液体存储囊210上。通过采用上述工艺实现将液体213定量封装在液体存储囊210中。本发明并不仅仅局限于以上封装形式，只要能够实现将封口层212封装在储液盖211上的形式均在本发明的保护范围内。

其封口层212的形状与储液盖211在封口层212的投影形状重合，本发明实施例并不局限于重合的结构，该封口层212尺寸还可以大于储液盖211在封口层212的投影，该封口层212尺寸还可以略小于储液盖211在封口层212的投影。

封口层212为可受力致破损的脆性材料，封口层212与储液盖211之间的封接区域214之间的强度大于封口层212受力破裂的强度，如此，封口层212受力时仅封口层212会破裂，而封接区域214不会破裂，从而保证液体213仅从封口层212破裂处流出。优选地，封口层212包括第二铝箔层，而第二铝箔层的厚度优选为10~100μm。

由于第二铝箔层为脆性材料，第二铝箔层的表面可以涂覆粘接辅助材料，为此，该封口层212还包括涂覆在第二铝箔层的热熔胶层。

为了达到较好的释放效果，本发明中液体存储囊存储液体的体积为储液盖211凹陷体积的40%-100%。优选的，液体存储囊210存储液体的体积为储液盖211凹陷体积的60%-90%。

本发明实施例中，导引腔室221的作用是收集从液体存储囊210中流出的液体213，并将其导引至下游的微通道101。该导引腔室221通常加工在待承载液体存储囊210的基片100上，该基片100用于加工生物检测芯片。具体的，导引腔室221为设置在基片100上向下凹的导引槽，导引槽周边的部位为支撑台240，导引槽与下游的微通道101连通，支撑台240被封口层212全部严密覆盖，以保证整个液体存储控释装置200的内部通道与外界隔离。

上述基片100的材质可以为玻璃、硅片、金属或聚合物中的一种或几种的混合物，聚合物可以为pdms（polydimethylsiloxa聚二甲基硅氧烷），pmma（polymethylmethacrylate聚甲基丙烯酸甲酯）、pc工程塑料、coc（copolymersofcycloolefin环烯烃共聚物）、pet（polyethyleneterephthalate聚对苯二甲酸乙二醇酯）、日本瑞翁的cop、abs（acrylonitrilebutadienestyrenecopolymers丙烯腈-丁二烯-苯乙烯共聚物）中的一种或多种。

导引槽的容积小于、等于或大于液体存储囊210的容积，以使得该导引槽能够收纳液体存储囊210中的部分液体213或全部液体213。优选地，导引槽的容积等于液体存储囊210的容积。

爆破诱导沿222的作用是突破封口层212，该爆破诱导沿222直接设置在导引槽的槽壁上或导引槽的槽口上，该爆破诱导沿222与导引槽为一体式结构或者通过粘结等工艺固定在一体。优选地，本发明中该爆破诱导沿222与导引槽为一体式结构，该爆破诱导沿222自导引槽的槽壁向导引槽的槽腔延伸，且爆破诱导沿222的远心端与封口层212的封接区域214所围成的区域相对应。爆破诱导沿222的形状和尺寸可以是便于放置或一体加工的任意形式，只要保证压力经液体213容纳腔顶部向下传递到封口层212和封接区域214，使封口层212向下膨胀，与爆破诱导沿222接触时，爆破诱导沿222对封口层212的反作用力可以使封口层212破裂，而其他位置不发生漏液和破裂即可。爆破诱导沿222的最高点与封口层212之间的距离不大于基片100的上表面与封口层212之间的距离，从而保证了液体存储囊210在未受力时，该爆破诱导沿222不与封口层212接触。

为了保证导引槽上仅有一个可靠的爆破诱导沿222，导引槽的近心端所对应的槽壁为向导引槽的中部凸出的圆角结构，如图3和图4所示。

液体存储囊210与支撑台240紧密连接，该紧密连接通过连接层230、焊接或夹具实现，只要能够实现紧密连接的方式均在本发明的保护范围内。例如，当液体存储囊210与支撑台240通过连接层230连接时，连接层230的一侧与基片100固定粘结，连接层230的另一侧与封口层212固定粘接。上述连接层230为双面胶、紫外固化胶或环氧胶，只要能够实现双面固定的结构形式均在本发明的保护范围内。

本发明其中一个实施例中，连接层230的形状与封口层212形状相同。连接层230除了具有连接液体存储囊210和定向释放腔室220的功能外，还可以起到缓冲和保护封口层212的作用，连接层230完全覆盖封口层212时，液体存储囊210通过连接层230与定向释放腔室220连接，液体存储囊210受力时，爆破诱导沿222依次穿破连接层230和封口层212，实现液体定向释放，如图3所示。

或者，连接层230与导引槽相对应的部位设置有材料缺失区231。即连接层230与导引槽相对应的部位设置有通孔。该材料缺失区231为圆形、半圆形或椭圆形，如图4和图5所示。液体存储囊210通过连接层230与定向释放腔室220连接，连接层230上有材料缺失区231，连接层230对爆破诱导沿222以外的非爆破诱导沿区实现遮挡，当液体存储囊210受压时，爆破诱导沿222直接与封口层212接触，开启封口层212，其他区域受到连接层230的缓冲作用不破裂，实现液体定向释放。

连接层230形状与封口层212的形状一致，连接层230的面积小于、等于或大于封口层212的面积，当连接层230与封口层212完全重合时，即在形状一致的前提下，二者的面积相同，材料缺失区231在连接层230的径向最外端与封口层212的封接区域214相切或部分重合。

本发明实施例中是通过对液体存储囊210施加外力，使该外力经材料缺失区231，或直接突破连接层230作用在封口层212上，使液体存储囊210的封口层212与爆破诱导沿222接触而破裂，释放的液体213基于自身重力和驱动力，自封口层212与爆破诱导沿222的接触断裂开口流出，进入导引腔室221，并全部经微通道101进入下游密封或敞开的腔室，释放后不残留液体。

上述外力配合平面压头实现释放在液体存储控释装置的储液盖211。通过手动或者仪器进行驱动平面压头，该外力使封口层212与爆破诱导沿222接触而破裂即可撤去，不需要持续施加。该外力使液体存储囊210发生可逆形变或轻微不可逆形变，即在外力消失后，该存储装置的容积几乎不发生改变。为了达到最佳的施加外力的效果，平面压头的面积大于或等于储液盖211的俯视投影面积。

上述驱动力为体外诊断类产品常用的驱动力，包括离心、层析、毛细、亲水修饰等方式。当该驱动力为离心驱动力时，其优势在于，外力作用在液体存储囊210后，使封口层212被爆破诱导沿222突破，配合离心旋转，液体存储囊210内的液体213可以被完全释放，无残留。当液体213流经的下游的微通道101流体阻力较大时，特别是当下游的微通道101是密封环境时，导引腔室221以及微通道101内原本存在的气体受到进入液体213的挤压，经气液交换后反向进入液体存储囊210内，由于导引腔室221与破裂释放的液体存储囊210连通后，整个芯片系统所增加的容纳空间永远大于等于导引腔室221以及微通道101内进入的液体体积，因此，整个芯片系统内的气压不会随着液体213的转移过程而增大。

在此基础上，更进一步，在产品需要被加热时（病原微生物及其核酸的检测中常用），温度增加会导致密封管路内气压的增加，由于液体存储囊210材料的可形变性与韧性，其可以在一定程度上抵消增大的气压，从而增加整个盘片或芯片系统的使用稳定性。

请参阅图10至图12，本发明还公开了一种生物检测芯片，包括基片100和设置在基片100上的如上述任一项的液体存储控释装置200。由于上述液体存储控释装置200具有以上有益效果，包括该液体存储控释装置200的生物检测芯片也具有相应的效果，此处不再赘述。

请参阅图10，一个液体存储控释装置200与基片100上的一个微通道101相对应；请参阅图11，多个液体存储控释装置200与基片100上的一个或多个微通道101相对应。通过在基片100上设置一个或多个液体存储控释装置200以实现不同的液体的释放或不同液体的顺序释放，或者同种液体的顺序释放等等。液体存储控释装置200的数量并不仅仅局限于图示中的四个，还可以为两个、三个、五个、六个等等，液体存储控释装置200的数量与具体的生物检测流程有关。

当基片100上包含多个液体存储控释装置200时，多个液体存储控释装置200排列在一条直线上，如图11所示，或者多个液体存储控释装置200共圆，如图12所示。当然本发明中多个液体存储控释装置200的排列顺序并不仅仅局限于以上两种布置形式，还可以为其他布置形式，例如曲线、圆弧、或者分散布局等，根据具体液路设计而定。通过布置成不同的结构形式能够实现多个液体存储控释装置200按照特定的顺序进行液体释放。

以下将结合分子生物学常见试验流程进行介绍，如图11所示，图中四个液体存储控释装置200从左到右液依次存储有裂解液、清洗液、清洗液和洗脱液四种试剂。具体检测时，先将待检测样本加入到生物检测芯片上，首先挤压存储有裂解液的液体存储囊210，裂解液释放至下游的微通道101与待检测样本结合完成裂解反应；然后挤压存储有清洗液的液体存储囊210，清洗液释放至下游的微通道101，对裂解后捕获的核酸进行第一轮清洗；挤压存储有清洗液的液体存储囊210，清洗液释放至下游的微通道101，对裂解后捕获的核酸进行第二轮清洗；挤压存储有洗脱液的液体存储囊210，洗脱液释放至下游的微通道101，对捕获的核酸进行洗脱，随后，洗脱下来的核酸流向下游的微通道101，并进一步完成后续的扩增检测。

以上对本发明所提供的生物检测芯片进行了详细介绍。本文中应用了具体个例对本发明的原理及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只是用于帮助理解本发明的方法及其核心思想。应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以对本发明进行若干改进和修饰，这些改进和修饰也落入本发明权利要求的保护范围内。