专利名称：微流体设备及方法
技术领域：
本发明涉及一种用于泵浦高电导率液体的微流体设备以及相应的方法。
背景技术：
例如用于照护点(point-of-care)测试的手持式医疗设备正得到越来越多的关 注。在这些设备中，必须分析诸如血液或唾液之类的高电导率液体样本的特定生物标记或 生物分子，从而表明个人的健康状况。液体样本的体积较小，并且在微流体通道和腔室内操 纵所述液体。所述操纵通常包括把液体从入口输送到测量位置以及混合几种液体。虽然在 某些情况下可以利用毛细力，但是许多应用对于输送或混合需要主动泵浦。主动泵浦机制通常可以分成机械和非机械泵浦。非机械泵浦的优点在于，其在所 述设备中不需要任何移动部件。在此类设备中，液体或者液体中的粒子(比如聚苯乙烯或 乳胶微球或者细胞)的移动通常是借助于在电极之间分别具有或没有相位差(行波)的静 态(DC)或者更高频率(AC)下的磁场和/或电场来实现的。使用电场的技术的例子有电 泳、介电泳、电渗以及电热流体流动；后三种原理通常用术语AC电动力学来表示，电热方法 有时也被称作电流体动力学泵浦或EHD。这些技术仅仅需要单一基板上的电极配置而不需 要外部组件，因此其非常简单并且易于集成。这些效应之间的一个重要区别在于，电泳和介电泳都是直接作用在位于液体内的 粒子上而不是作用在液体自身上，因此不构成液体泵浦。这是一个缺陷，这是因为泵浦效应 强烈取决于粒子和液体的属性。然而，电渗和电热泵浦则直接泵浦液体。在选择用于生物化验的泵浦效应时要考虑的一个重要参数是液体的电导率。血液 和唾液都是高电导率液体，因此使得电渗以及甚至电热流体流动极为困难或者甚至不可能 实现。因此当前没有一种能够泵浦高电导率液体的仅仅基于简单电极的良好技术。在过去的几年里，人们越来越关注磁流体动力学(MHD)流体流动在微流体设备中 的应用。相关的现有技术可以在 US 6，780，320B2、US 6，146，103,US 2007/0105239A1 和 US 6，733，172B2中找到。在这种技术中，使用电场与磁场的组合在液体中的离子核素(ionic species)上产生洛伦兹力，因此这些技术直接泵浦液体。为了在一个方向上产生连续的洛 伦兹力并且获得净泵浦效应，电场和磁场都必须在一个方向上是静态的(DC应用)，或者它 们必须同步反转(AC应用)。在DC MHD泵浦中，通常借助于外部永磁体来产生磁场。但是DC电场不容易穿透 具有高浓度带电核素的液体，而且只有当在电极处发生水解(电荷中和)时才会吸取电流。 水解会在流体中产生气泡并且在微流体中是一种不合期望的效应，这是因为气泡会干扰或 者甚至可能阻断液体流动。高频电场可以更加容易地穿透具有高离子含量的液体，这是因 为其可以绕过在电极表面处产生的双层电容。但是对于AC MHD泵浦来说，磁场必须以与电场相同的频率和相位来振荡。在这种 情况下不能使用永磁体，因此必须使用电磁体。这些电磁体的体积较大、消耗大量功率、无 法直接集成到基板上并且由于其高电感而不能很容易地在IOkHz以上振荡。
发明内容
本发明的一个目的是提供一种改进的微流体设备和方法，其特别具有更简单并且 更小的设计。在本发明的第一方面，提出一种用于泵浦高电导率液体的微流体设备，其包括用于容纳导电液体、特别是具有高电导率的液体的微流体通道；用于生成电场的至少两个电场电极；用于在基本上垂直于所述电场的方向上生成磁场的至少一个磁场电极；用于向所述至少两个电场电极提供电势以便生成所述电场的电压源；用于向所述至少一个磁场电极提供电流以便生成所述磁场的电流源，其中，所述电压源和所述电流源被适配成分别向所述电极同时提供所述电势和电 流，以便获得在所述微流体通道的方向上作用于高电导率液体的洛伦兹力。在本发明的另一方面，提出一种相应的方法。在从属权利要求中限定了本发明的各优选实施例。应当理解的是，所要求保护的 方法具有与在权利要求1的从属权利要求中所限定的类似和/或完全相同的优选实施例。本发明是基于以下想法通过仅仅使用简单的电极来实现对于诸如血液和唾液之 类的高电导率液体的泵浦。为了便于在单个基板上进行制造，本发明可以与AC动力学技术 相比较，但是其使用磁流体动力学效应而不需要外部磁体(永磁体或电磁体)。因此，本发 明对于将要使用的频率没有限制(至少可以使用的频率比利用电磁体所能达到的频率高 几个数量级)，并且不需要采取特殊的措施来使得电场与磁场的相位同步。本发明提供一种集成的MHD泵浦和泵浦方法，其所提供的优点在于非常适合泵浦 诸如血液或唾液之类的高电导率液体。此外，取代使用处于微流体设备外部的永磁体或电 磁体，本发明使用借助于通过电极发送的电流在基板自身上生成的磁场。一个很大的优点 是电极相对于外部电磁体的低电感，其允许达到更高频率，从而更容易穿透高电导率液体。根据优选实施例，提供至少两个磁场电极，其中所述至少两个电场电极和所述至 少两个磁场电极是相同的。该实施例使得制造所述设备(特别是在基板上制造所述电极) 的工艺更加容易。因此，电场和磁场是由相同的电极配置生成的。结果，电场与磁场自动同 步，也就是说在这两个场之间没有相位差，从而允许在无需使得磁场与电场同相的特殊电 子装置的情况下获得最大洛伦兹力。这是一个很大的优点，特别在高频(> IMHz)下尤其 是这样，这是因为在高频下由于电路中的乱真电感和电容可能很容易出现相位差。优选地，所述至少两个电场电极和所述至少一个磁场电极都被提供在单个基板的 相同表面上，这也使得制造更加容易。有利的是将所述电极设置成平行并且/或者共面。电场和磁场取决于距离。例如 如果增大电压载送电极之间的距离，则电场将变弱。因此，如果电极不平行而是在其间具有 变化的距离，则电场将沿着所述电极改变。这一点对于磁场同样成立。因此，平行的电极沿 着所述电极的长度提供恒定的条件(当然前提是电流和电势是恒定的)。优选地使用共面电极几何结构来替代平行板配置。共面几何结构只需要在基板的 一侧上处理电极，而不需要利用微机械加工来进行垂直壁处理，从而使得光刻工艺容易得 多并且允许基板的更大选择范围(比如PCB)。这种几何结构也不需要交叉(crossover)，
5因此可以利用一个金属掩模步骤来制造(如果使用光刻而不是PCB的话)。此外，所提出的共面电极几何结构自动生成在一定程度上彼此垂直地对准的电场 和磁场，从而不管通道的形状如何都允许较大的洛伦兹力。液体的流动由电极的形状限定。 借助于共面电极结构，例如可以很容易地在(尖锐的)角落周围引导流体。在一个优选实施例中，所述电压源和所述电流源是用于提供所述电势和所述电流 的共同电源。在这样的实施例中，不需要用于(单独的)电压源和电流源的控制及同步的 单独装置。此外，泵浦设备只需要两个电端子，从而使得该实施例非常简单，也就是说使用 共同的电极来生成电场和磁场。在特别具有单独的电压源和电流源的另一个实施例中，提供用于控制所述电压源 和所述电流源的控制单元，以便分别向所述电极同时提供所述电势和电流。这种控制单元 可以被使用在具有单独的磁场电极和电场电极的实施例中，但是也可以被使用在具有共同 电极的实施例中。优选地，所述电极的厚度大于1 μ m,特别是大于5 μ m,从而允许比其中电极通常 细得多的已知实施例大得多的洛伦兹力。此外，可以在至少两个电场电极的末端提供特别是电阻器的阻抗元件。这样就可 以使得对应的(多个)电极的长度更短。
参照下面描述的(多个)实施例，本发明的上述和其他方面将变得显而易见。在 下面的附图中图1示出了已知的MHD单元的透视图；图2示出了根据本发明的MHD单元的第一实施例的横截面；图3a和3b示出了用在已知的AC电动力学单元中的电极结构的顶视图；图4示出了用在根据本发明的MHD单元的各实施例中的电极结构的顶视图；图5示出了描绘洛伦兹力与几何因子厚度和长度的相关性的图示；图6示出了根据本发明的MHD单元的第二实施例的横截面；图7示出了根据本发明的MHD单元的第三实施例的横截面；图8示出了根据本发明的MHD单元的第四实施例的横截面；图9示出了根据本发明的MHD单元的第五实施例的横截面；图10示出了根据本发明的MHD单元的第六实施例的横截面；以及图11示出了根据本发明的MHD单元的第八实施例的横截面。
具体实施例方式图1示意性地示出了已知的MHD单元10的透视图，下面将利用该MHD单元10简 要地解释磁流体动力学效应。该MHD单元10包括用于生成电场E的两个平行电极板11、12 以及用于生成与通道方向垂直的均勻磁场B的外部磁体13、14，所述通道15由所述平行电 极板11、12以及与所述电极板11、12垂直设置的平行通道板16、17限定。这就需要在通道 15的全部两侧上处理电极，或者需要微机械加工(深沟蚀刻)与光刻的组合来产生平行板 配置。
磁流体动力学效应是基于对应于洛伦兹力的公知公式F = evxB其表明当带有电荷e的粒子以速度ν在感应为B的磁场中移动时施加在该粒子上 的力。所述力的方向既垂直于速度的方向又垂直于磁感应的方向，正如右手定则所给出的 那样。带电粒子通常由于库仑吸引而在电场中获得速度。因此速度的方向由电场的方向决 定。为了产生洛伦兹力，必须具有相交的电场和磁场。此外，为了在微流体通道内实现流体 输送，必须沿着通道方向定向所述洛伦兹力。这在图1中所示的MHD单元10中是通过施加 垂直于通道方向18的磁场B而实现的，而相交的电场E是由两个平行电极板11、12生成的。图2示出了使用共面电极几何结构的根据本发明的MHD单元20的一个实施例的 横截面。在基板25的面对具有通道方向27的微流体通道26的内侧的表面上提供具有一定 厚度d的全部两个电极21、22。在通道26内提供将要泵浦的具有高电导率(例如>0. IS/ m)的流体(例如用于化验的血液、唾液、尿液、汗液、脑脊髓液或缓冲溶液)。人类体液通常 具有相对较高的电导率血液1. 1-1. 7S/m、唾液0. 45-0. 55S/m或者脑脊髓液2S/m。电极21、22连接到AC电源23，该AC电源23作为一个例子向所述电极21、22提供 功率信号，特别是具有小于20V(峰峰值)的电压幅度的电势+V、-V(即电压差)以及具有 小于500mA(峰峰值)的电流幅度的电流+1、_1。仅仅针对电源23的一种极性绘制出电场 E和磁场B。但是可以很容易看出，所述极性的反转将导致磁场以及电场的方向改变，从而 把洛伦兹力&保持在相同的方向上，所述洛伦兹力&的方向对应于通道方向27。主要的泵浦效应发生在电极21、22的边缘附近的间隙24中，磁场B和电场E在该 处最高并且优选地彼此垂直。这不仅在电极21、22之间的间隙24中导致最大流体速度，而 且在电极上方该流体速度也仍然相当可观。应当注意到，如图2中概述的横截面配置与通常用在AC电动力学中的横截面配置 基本上相同，也就是其间有AC电压源的两个电极。很重要的是应当理解这一点虽然横截 面视图可能是相同的，但是AC电动力学和所提出的用于泵浦的集成MHD单元的平面设计是 不同的，正如下面将要示出的那样。对应于AC电动力学的结构通过电压驱动来工作，并且 其平面设计使得流经电极的电流最小化，以避免电极上的电压降。但是对于所提出的集成 MHD设计则不是避免这些电流，而是将其用来生成磁场以便利用洛伦兹力。在采用AC电动力学的AC电动力学单元30、40中所使用的典型平面配置(顶视 图)使用如图3a中所示的城堡状电极31、32或者如图3b中所示的交叉指状电极41、42。 运行在“指”33、43中的电流较低。主驱动分量是电场(或场梯度)。该场在电极之间并且 靠近电极边缘是最强的。因此，所观测到的液体或粒子流动总是垂直于所述电极(如图3b 中的箭头44所示)。如果需要沿着具有这种电极配置的流体通道流动，则必须垂直于通道 45放置所述电极。因此所述“指”33、43的长度主要取决于通常小于几mm的流体通道44的 宽度。在所提出的集成MHD效应的情况下，洛伦兹力是沿着电极的长度方向，也就是说 流体运动53、63是沿着电极51、52、61、62的长度方向，正如在图4中对于根据本发明的电 极配置的两个实施例50、60所示出的那样。这意味着流体运动53、63垂直于在AC电动力 学中所观测到的运动，这一点可以很容易地观测到。为了获得流体通道的方向上的流动，电 极51、52、61、62被平行于所述通道的长度方向放置，这一点也可以很容易的观测到。因此，虽然如图2中所示的横截面中的电极配置与对应于AC电动力学的情况相同，但是电极关于 流体通道的平面几何结构以及所观测到的流动方向是不同的。该布局激发流经电极的电流。为了避免功率耗散以及发热，电极51、52、61、62的 厚度被选择成比AC电动力学的情况厚得多。此外，更厚的电极将减小几何结构的阻抗，从 而在一定驱动电压下允许更大的电流，下面将示出并解释这一点。假设如图4a中所示的具有宽度W和长度L的两个平行电极51、52的配置。假设电 极51、52之间的间隙54较小(例如小于或等于W)以易于描述所述电场。当使得电极51、 52与液体接触时，电流将流经电极51、52的金属并且流经所述液体。此外还假设其频率使 得网络可以被视为纯电阻性(这一点对于低频和高频的有效性将会降低)。可以通过下面 的微分方程来计算金属电极51、52中的电流和电压分布
权利要求
用于泵浦高电导率液体的微流体设备，其包括用于容纳导电液体、特别是具有高电导率的液体的微流体通道(26；80；101)；用于生成电场的至少两个电场电极(21，22；71，72；91，92)；用于在基本上垂直于所述电场的方向上生成磁场的至少一个磁场电极(21，22；75，76；93，94)；用于向所述至少两个电场电极(21，22；71，72；91，92)提供电势以便生成所述电场的电压源(23；74；95)；用于向所述至少一个磁场电极(21，22；75，76；93，94)提供电流以便生成所述磁场的电流源(23；78，79；96，97)，其中，所述电压源(23；74；95)和所述电流源(23；78，79；96，97)被适配成分别向所述电极同时提供所述电势和电流，以便获得在所述微流体通道(26；80；101)的方向(27；81；99)上作用于高电导率液体的洛伦兹力。
2.如权利要求1所述的微流体设备，其包括至少两个磁场电极(21,22 ；75, 76 ；93，94)。
3.如权利要求2所述的微流体设备，其中，所述至少两个电场电极(21，22)和所述至少两个磁场电极(21，22)是相同的。
4.如权利要求1所述的微流体设备，其中，所述至少两个电场电极(21，22 ；91，92)和所述至少一个磁场电极(21，22 ；93， 94)都被提供在单个基板(25 ；98)的相同表面上。
5.如权利要求1所述的微流体设备，其中，所述电极(21,22 ；51,52)被平行设置。
6.如权利要求1所述的微流体设备，其中，所述电极(21,22 ；51,52)被共面设置。
7.如权利要求1所述的微流体设备，其还包括用于控制所述电压源(74 ；95)和所述电流源(78，79 ；96,97)的控制单元 (82； 100),以便分别向所述电极同时提供所述电势和电流。
8.如权利要求1所述的微流体设备，其中，所述电压源和所述电流源是用于提供所述电势和所述电流的共同电源(23)。
9.如权利要求1所述的微流体设备，其在所述至少两个电场电极(61，62)的末端处还包括阻抗元件(64)，特别是电阻器。
10.如权利要求1所述的微流体设备，其中，所述电极的厚度大于ι μ m,特别是大于5 μ m。
11.用于泵浦高电导率液体的方法，其包括以下步骤 在微流体通道内提供导电液体，特别是具有高电导率的液体； 通过至少两个电场电极(21，22 ;71，72 ;91，92)生成电场；通过至少一个磁场电极(21，22 ；75, 76 ；93,94)在基本上垂直于所述电场的方向上生 成磁场；向所述至少两个电场电极(21，22 ；71,72 ；91,92)提供电势以便生成所述电场； 向所述至少一个磁场电极(21，22 ；75,76 ；93,94)提供电流以便生成所述磁场，其中，向所述电极同时提供所述电势和所述电流，以便获得在所述微流体通道的方向 上作用于高电导率液体的洛伦兹力。
全文摘要
本发明涉及一种用于泵浦高电导率液体的微流体设备和相应的方法，其包括用于容纳导电液体、特别是具有高电导率的液体的微流体通道(26；80；101)；用于生成电场的至少两个电场电极(21，22；71，72；91，92)；用于在基本上垂直于所述电场的方向上生成磁场的至少一个磁场电极(21，22；75，76；93，94)；用于向所述至少两个电场电极(21，22；71，72；91，92)提供电势以便生成所述电场的电压源(23；74；95)；用于向所述至少两个磁场电极(21，22；75，76；93，94)提供电流以便生成所述磁场的电流源(23；78，79；96，97)，其中，所述电压源(23；74；95)和所述电流源(23；78，79；96，97)被适配成分别向所述电极同时提供所述电势和电流，以便获得在所述微流体通道(26；80；101)的方向(27；81；99)上作用于高电导率液体的洛伦兹力。
文档编号H02K44/04GK101981792SQ200980111246
公开日2011年2月23日 申请日期2009年3月25日 优先权日2008年3月28日
发明者C·B·克劳斯, H·范佐恩, M·F·吉利斯, S·卡塔内奥 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司