CN107583680A - 基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，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来制作梅毒诊断用微流控芯片的基片，实际存在系列难题。本案要点是，基片材质是具有原生态表面的PDMS，芯片其管道内填充有经掺杂的微米级二氧化钛颗粒；该二氧化钛颗粒是能够经由预先的可见光照射诱导出其表面超亲水性质的二氧化钛颗粒；该二氧化钛颗粒填充物其颗粒间的超亲水的隙道的集合，代偿、超越了原本强疏水的管道，由此达成恒定的并且超亲水的改性效果；同时，以微小功率的超声波驱动与微泵驱动两者耦合运作的方式，引导试样液流沿芯片其管道向终端方向流动。

Description

基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置

技术领域

本发明涉及一种基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，该微流控芯片装置是基于抗原/抗体特异性反应来诊断梅毒抗原的专用装置，属于分析测试领域。

背景技术

相关多通道微流控梅毒诊断技术背景，可以参见CN 200910152141.4等发明专利申请案。

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。

那么，下面要谈谈本案关注的重点问题。

微流控芯片的基本架构，包括刻蚀有槽道的基片以及与之贴合在一起的盖片，所述基片上的液流通道，在装配上盖片之前，表观上看就是一些槽道，要等到在其上覆盖了盖片之后，才真正闭合形成所述液流通道，该槽道的槽道内表面连同包绕着该槽道的那部分盖片一起构成所述的液流通道；那么，显然，装配完成了之后的该液流通道，它的内表面面积的主要部分是那个槽道的内表面面积，换句话说，该槽道内表面的状态或性质基本上决定了该液流通道的整体状态或性质；因此说，这个构建在基片上的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。

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。

但是，事情并非如此简单。

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，在这一材料上构建槽道，如果不进行针对该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，甚至一般的微泵都难以推动，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材料上的槽道内表面进行改性修饰，是必须的操作；那么，这个针对PDMS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、迁移的特性，这种基片体相内部PDMS聚合物分子自动向表面扩散、迁移的特性，将使得经过表面改性修饰的那个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泵送通过，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。

据文献报道，有一种权宜的解决方案，是在待测试样溶液中加入少量的表面活性剂，以便在测试的过程中，在该PDMS槽道内表面临时构建动态的、暂时有效的表面亲水层；然而，由于表面活性剂的两亲性质，该方案所引入的表面活性剂必然同时也会与试样溶液中的被测成分发生结合作用，使得被测成分不能够被正常检出或其被检出比率可疑地降低；该表面活性剂甚至可能以胶束形式将被测成分完全包裹，使得被测成分无法被检出或识别；因此，该种向试样溶液中添加表面活性剂的方案，远不是一个理想的解决方案。

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。

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。

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、迁移运动所导致；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、迁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。

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。

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。

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、迁移的过程，会很快地将那个经过表面化学修饰改性的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基片其槽道内表面总是快速地向强烈疏水表面状态演变。

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。

其三，如上所述，该PDMS槽道内表面强烈疏水，而针对性的表面化学改性或表面化学修饰又难于持久，因此，实际只能在其表面改性或表面修饰之后的表面状态尚属有效的短期之内使用它；倘若已经过了那个比较短暂的有效期限，而仍然强行使用的话，由于表面状态已然重新靠近疏水的状态，使用惯常的微泵驱动试样液流则必然存在比较大的流动阻力，这样，就只能靠加大微泵泵送功率及泵送压力来迫使试样液流向目标方向流动，如上所述，这种PDMS材料比较柔软，以过高的、机械的泵送压力来泵送试样液流，将导致该基片其进样端包括进样端附近区域的所述槽道发生鼓泡、膨化、扭曲、变形，并且，这种高压情况下，处于该进样端及其附近区域的槽道及其周边也容易发生基片与盖片之间的剥离，此情形下，试样溶液将进入所述剥离之后形成的基片与盖片之间的出现的裂隙而四处横流，这实际导致该微流控芯片的毁损；当然，如果该表面改性或表面修饰原本就不到位，也会导致在短暂的惯常的有效期之内出现上述情形；在单纯采用外加微泵进行液流驱动的情况下，上述该问题始终存在。如上所述，如果完全没有做过任何所述表面改性或表面修饰等前置操作，那么，上述该问题将更为严重，即便没有发生进样端及其附近区域所述槽道鼓泡、膨化、扭曲、变形以及基片与盖片之间剥离等问题，仅仅因为该流动阻力过大，采用高压微泵也未必能够驱动试样液流朝终端方向前进。

其四，该聚二甲基硅氧烷材料，也即PDMS材料，其中聚合物分子间的作用力很小，其体相内部的低聚合度的聚合物分子处于不断向表面迁移的动态过程中，因此，包含PDMS基片材料的芯片在其成型后，芯片其管道内壁面的表面形貌会因所述的低聚合度聚合物分子不断地迁移、涌向该表面而改变，其形貌的改变有点类似于流变变形、流淌变形或蠕变变形所可能造成的形貌改变；在某些低聚合度成分比例比较高的PDMS材料中，该种有点类似于流变变形、流淌变形或蠕变变形的现象会表现得比较显著；该种包含PDMS基片的芯片其成型后的管道内壁表面形貌的动态改变性质，也即所述的有点类似于流变变形的性质或流淌变形的性质或蠕变变形的性质，本案套用流变一词，统合地，也称之为流变性质或流变变形性质，相应的所述管道内壁面形貌的动态改变，本案也称其为流变；如上所述，因该种材料其自身具有的一定的如上所述的流变变形性质，其制成品实际上会慢慢地流变变形而致该制成品整个结构形态发生改变；其流变变形性质所造成的影响，从宏观角度看是不易觉察的，但是，对于其内部结构十分精细的微流控芯片来说，该流变性质却会造成比较大的影响，因此，预先制作时所形成的所述液流通道也即所述管道，因所述管道其管腔的壁面主要是PDMS材质的壁面，所以，该管道的横截面面积实际上会随着时间的推移因流变而逐渐变小，换句话说，由于所述流变的原因，用于试样液体流动通过的本来就比较微细的所述管道其管腔会越变越窄，在流变时间足够长的情况下，甚至该管道的管腔会部分地闭合或全部地闭合，进而使得试样液流通道被彻底阻断，即便是还没有达到所述管道其管腔部分地闭合或全部地闭合的程度，那个管道其所能提供的流体通道已经因流变而变窄，那么，在管道其内表面原本就是强烈疏水的情况下，含水试样液体就更加难以通过这样因流变而变得更窄的微细通道了，那么，如何抵制基片流变影响，长期维持该管道的基本架构不发生严重变形，并且，保持所述管道的长期通畅，就是一个亟需解决的问题。

发明内容

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，同时解决上文述及的一系列的难题，并且，将该解决方案应用于梅毒诊断用多通道微流控芯片领域，形成一种新型的梅毒诊断用多通道微流控芯片装置。

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基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，该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，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交界区域，该管道的两端分别与该微流控芯片的进样端以及终端连接，该进样端是该微流控芯片试样溶液的注入端，该终端是该微流控芯片实际进样测试时其芯片内试样溶液流动的终端，该终端与该进样端相互远离，该终端与该进样端之间的距离介于3厘米与10厘米之间，在该管道内不同位置上依序装设有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梅毒特异性抗体的金胶敏感膜构成，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体分别是对梅毒抗原能特异性结合的四种梅毒抗体物质，该四种抗体物质分别是梅毒特异性抗体TP0684、TP0453、TP0821及TP0319，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；柔软并具弹性的该聚二甲基硅氧烷材质的基片其功能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；以及，微泵，该微泵与该进样端连接，该微泵是内置的微泵或外置的微泵；该微泵的功能是，以该微泵的机械性泵送力量来与该超声波诱导的所述两端之间的界面张力差异其所带来的驱动力量互相支持、互相调适、互相耦合，以协同运作的方式汇聚成一股驱动试样液流向所述终端方向流动的力量；所述盖片及基片其厚度均介于1.0毫米与5.0毫米之间；以及，许多的二氧化钛颗粒，该许多的二氧化钛颗粒填充在所述管道内，所述管道其管腔被该许多的二氧化钛颗粒所填满，该二氧化钛颗粒其粒径范围介于10微米与200微米之间，该二氧化钛颗粒是经过掺杂改性的二氧化钛颗粒，该二氧化钛颗粒是二氧化钛成分其所占重量百分比在80％以上的无机物颗粒，该二氧化钛颗粒是光致超亲水二氧化钛颗粒，该二氧化钛颗粒其功能包括它能够通过接受预先的可见光照射来形成具有超亲水性质的二氧化钛颗粒表面。

该二氧化钛颗粒其粒径可以是介于10微米与200微米之间的根据实际需要而任意指定的粒径，所述粒径例如10微米、30微米、70微米、100微米、150微米或200微米，等等。

进一步优选的该二氧化钛颗粒其粒径的范围是介于100微米与200微米之间。

该二氧化钛颗粒其形貌不限，该二氧化钛颗粒例如可以是球形颗粒、棒形颗粒、长方体形颗粒或任意无定形颗粒。

如上所述，该二氧化钛颗粒其所掺杂的成分可以是氧化钨(WO₃)、氧化锡(SnO₂)、五氧化二钒(V₂O₅)、氧化铁(Fe₂O₃)氧化锌(ZnO)、还原态的银(Ag)或两种以上的上述掺杂成分的组合物；该组合物可以是两种以上的上述掺杂成分的任何比例的组合物。

该二氧化钛颗粒材料其所掺杂的成分也可以包括二氧化硅(SiO₂)。

本案所述二氧化钛颗粒材料指的是可见光诱导光致超亲水二氧化钛颗粒材料。

仅就各种可见光诱导光致超亲水二氧化钛材料其本身而言，对于光致超亲水材料研究领域的专业人员来说是已知的。

仅就各种可见光诱导光致超亲水二氧化钛材料的制备技术其本身而言，对于光致超亲水材料研究领域的专业人员来说是已知的。

所述管道其内径的优选范围是介于500微米与1000微米之间；但是，相较于上述优选的管道内径范围，更细小的管道内径或更粗大的管道内径也是本案所允许的。

所述微泵一词其本身的技术含义对于微流控芯片领域的专业人员来说是公知的。

所述微泵既可以是外置形式的微泵；该微泵也可以是做进或曰嵌入该微流控芯片内部其进样端结构位置或该进样端近邻结构位置的内置形式的微泵。

所述微泵例如微型的压电泵、微型的蠕动泵或微型的气动泵。

所述金胶敏感膜是将壳聚糖金胶溶液与梅毒特异性抗体溶液充分混合均匀，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梅毒特异性抗体均为辣根过氧化物酶或者葡糖糖氧化酶标记的梅毒抗体，所述金胶敏感膜已包含为固定上述各梅毒特异性抗体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。

所述微流控芯片结构中的所述管道包括所述分支管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，所述管道包括所述分支管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。

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。

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。

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。

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。

仅就裸的PDMS基片其本身的槽道模压或刻蚀技术来说，是极简单的已知的技术。

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。

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。

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。

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100KHz与12MHz之间。

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。

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1微米至15000微米个之间。

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。

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、聚二甲基硅氧烷，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。

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。

本案微流控芯片与一般微流控芯片其在使用方法上的最大区别，就是，本案微流控芯片其在实际应用到生物检测操作之前，需要提前用可见光照射该微流控芯片其管道内填充的二氧化钛颗粒；由于微流控芯片在多数情形下是透明的或半透明的状态，并且由于所述管道足够微细，其内部的二氧化钛颗粒填充物也是属于比较微细的形态，可见光也能够穿透地射入或部分穿透地射入该形态微细的二氧化钛颗粒填充物其实体，因此，在该可见光诱导光致超亲水的步骤中，直接以可见光照射该微流控芯片其整体，就可以达成针对其管道内部的二氧化钛颗粒填充物进行可见光照射的效果；该可见光诱导光致超亲水的步骤可以是在使用本案该微流控芯片进行生物检测之前的几分钟或几天或十几天或二十几天完成。

该可见光照射步骤的光照射时长可以是几分钟到十几个小时。

该可见光照射步骤的提前量，以及，该可见光照射步骤的照射时长，需要根据该微流控芯片内所填充的二氧化钛颗粒填充物的具体掺杂物质的种类、掺杂物质的量以及具体制备过程其各项参数以及其所形成的超亲水状态保留时长来决定。

在经过所述的预先的可见光照射步骤之后，该微流控芯片的其余的具体的检测使用步骤由下文简述；换句话说，下文谈及的使用步骤及方法指的是在经历了预先的所述的可见光照射之后的其余操作。

本案以所述双驱动耦合运作模式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梅毒诊断抗原加以检测。

本案微流控芯片的具体检测使用步骤如下：

1、在微管路中加入血清样品液，在所述双驱动耦合运作模式驱动下，各种梅毒抗原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梅毒特异性抗体捕获。

2、辣根过氧化物酶标记的梅毒特异性抗体与血清样品中的梅毒抗原形成免疫复合物。

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。

4、将结果进行综合分析，对梅毒抗原进行综合诊断。

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，以该微型超声波换能器发射低功率、高频频段的超声波，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，该种因超声波辐射而形成的压力差异其本身就是一股驱动试样溶液向所述终端流动的力量，同时它还和微泵所提供的驱动力量相互耦合、协同运作，上述两股力量一并合力驱动试样液流在所述管道内向所述终端方向流动。

本案其方案是将所述管道内除了电极安装所占空间之外的所有空余空间全部用所述二氧化钛颗粒填满。那些填充在管道内的二氧化钛颗粒，本案对其整体简称二氧化钛颗粒填充物，其功能包括支撑、顶住所述管道的管腔其内壁，使得该管道的管腔免于因所述流变而变窄，防止所述管道的管腔其横截面积缩小甚至闭合，从而长期维持该管道的基本架构不发生严重的变形。

在该管道内众多二氧化钛颗粒实体相互随机堆置在一起的本案架构下，该二氧化钛颗粒填充物的功能，当然还包括以其经受过预先的可见光照射的二氧化钛颗粒的具有超亲水性质的颗粒表面，利用各相邻二氧化钛颗粒相互之间的由超亲水表面相互靠在一起所形成的曲折绵延的并且其内表面具有超亲水性质的空隙，在所述管道内部构成网络形态的具有超亲水性质的微流道，这个虽然曲折但却能够绵延始终的具有超亲水性质的微流道，那么，在所述管道的管腔内部同时并存的多条的具有超亲水性质的所述微流道其综合的、集成的、累加的或者说是叠加的效果，相当于是管径比较细小的具有超亲水性的毛细管通道；该曲折绵延的超亲水的微流道其存在，其超亲水性在相当大的程度上或者说是在完全、彻底的程度上克服了、超越了、抵消了所述原生形态的PDMS基片其表面强烈疏水性质所造成的对于试样液体的流动阻力；换句话说，因试样液体其占最大比例的成分是水，试样液体实质上就是水溶液，因此，该二氧化钛颗粒填充物的存在，能够大幅度地或者说是完全、彻底的程度上克服了具有疏水性质并且表面未修饰的PDMS基片其对水溶液的不相容、排斥和阻挡作用，进而大幅度地降低了属于水溶液性质的试样液流其行进通过管道的阻力，其流动阻力甚至可能低于或远远低于水溶液在类同管径的以二氧化硅为主要成分的无机玻璃毛细管中的流动阻力。

在本案架构下，在所述管道的管腔内部，原管道其管腔内壁壁面的面积，因所述二氧化钛颗粒填充物的硬性的挤占，管腔内壁壁面上依旧还能够裸露的那部分疏水性质的表面其面积已然大幅度地减小，其仍然裸露着的属于疏水性质的那部分表面的面积已经远远小于没有二氧化钛颗粒填充物存在的情况下的所述管腔内壁壁面的疏水性质的壁面面积；那么，在本案该架构下，该管道其腔管内，其剩余疏水表面与经过预先可见光照射后形成的超亲水的那部分新增表面，其叠加的、综合的、总和的、累加的技术效果，整体上是形成了趋于超亲水的表面；换句话说，在所述管道的管腔内部，剩余的疏水性质的那部分表面其与试样溶液之间的界面张力，加上经过预先可见光照射后形成的超亲水的那部分新增表面其与试样溶液之间的界面张力，其叠加的、综合的、总和的、累加的技术效果，是使得所述管道的管腔内部其固液界面张力的整合效果趋近于玻璃毛细管其管腔内表面与试样溶液之间的界面张力，甚至更低；换句话说，作为所述累加的技术效果的本案中的上述界面张力实际上是趋近于水溶液与具有超亲水性质的固体表面之间的那种界面的界面张力。

因此，在所述管道内存在有所述二氧化钛颗粒填充物的本案架构下，在预先对芯片其二氧化钛填充物进行了可见光照射的情况下，换句话说，也就是，由于微流控芯片一般来说整体呈现透明或半透明状态，因此，在预先对芯片进行了可见光照射的情况下，基于本案新型的液流驱动方案，就能够以极低的功率通过本案的耦合双驱动技术方案来达成对试样液流的驱动。

另一方面，由于作为基片材质的PDMS其所具有的流变性质，填充在所述管道内的所述二氧化钛颗粒填充物，会逐渐被不断地流变变形并向最近邻空闲空间推进的PDMS材质的管道壁面更严实地包裹，这过程最终会使得那些贴近所述管腔内壁壁面的那部分二氧化钛颗粒被卡在原处或嵌在原处，该部分的被卡在原处或嵌在原处的二氧化钛颗粒与其余的相互紧靠在一起地堆置着的二氧化钛颗粒彼此相互嵌顿在一起，由于这一原因，所述二氧化钛颗粒填充物便不会轻易地在所述管道内移动，其中的二氧化钛颗粒也基本上都被锁定在原处了，所述微流控芯片的流路架构因此能够得以长期保持。

本案二氧化钛颗粒填充物其颗粒的粒径范围介于10微米与200微米之间，相较于一般有机物分子、一般生物大分子而言，本案该二氧化钛颗粒填充物其颗粒的粒径堪称巨大，由于其巨大的粒径，并且其极性的表面与强疏水的PDMS材质的所述管道的内表面不能相容或曰相融，那么，该种粒径巨大的所述二氧化钛颗粒无法被PDMS材质的所述管道的内表面所吸附，更无法被PDMS材质的所述管道的内表面所吞没，该种粒径巨大的所述二氧化钛颗粒当然不会轻易地完全陷入或完全沉入PDMS材质其所固有的诸多微小气孔之中，并且因上文已经述及的所述流变的原因，所述二氧化钛颗粒填充物能够被卡在原处或者说是嵌在原处而不会轻易移动。

在所述管道的管腔内部，原管道其管腔内壁壁面原本全部是疏水性质的表面，如上所述，在本案架构下，因所述二氧化钛颗粒填充物的硬性的挤占，管腔内壁壁面上依旧还能够裸露的那部分疏水性质的表面其面积已然大幅度地减小，其仍然裸露着的属于疏水性质的那部分表面的面积已经远远小于没有二氧化钛颗粒填充物存在的情况下的所述管腔内壁壁面的疏水性质的壁面面积；因着所述流变的原因，紧贴着管腔内壁壁面的那些二氧化钛颗粒，逐渐地部分地嵌入或部分地陷入该管腔内壁壁面之中，处于该状态之中的二氧化钛颗粒其朝向管腔内壁壁面的那部分表面与已经发生匹配性变形的该管腔内壁壁面紧密贴合，那么，管腔内壁壁面中的已经发生所述匹配性变形并与二氧化钛颗粒表面紧密贴合的那部分壁面实际上已经无法与流经管道的试样溶液接触，也就是说，这部分的壁面基本上已经不能够对流经管道的试样溶液其中的生物大分子及有机分子产生吸附作用了。基于上述机制，那么，因为填满所述管道的所述二氧化钛颗粒填充物其存在，所述管道其管腔内壁壁面的绝大部分已经被严密遮盖，这些已经被严密遮盖的所述壁面基本上已经无法与流经所述管道的试样溶液接触，仅仅是余下的小部分的未被二氧化钛颗粒其表面所紧密贴合、严密遮盖的疏水表面可能与试样溶液接触，换句话说，在本案架构下，试样溶液中的生物大分子及有机分子其与疏水PDMS壁面的直接接触机会大幅度地减少，由此，PDMS材质的管腔内壁面其对生物大分子及有机分子的吸附干扰以及吞没干扰被大幅度地降低；如上所述，本案方案有利于排除所述吸附干扰及吞没干扰，有利于提升相关分析测试数据的可靠性。

如上所述，本案该二氧化钛颗粒填充物，其功能实际上包括类似于针对PDMS材质的管道内表面进行化学改性的作用，其这方面的作用相当于是将该PDMS材质的管道内表面由疏水性质的表面改变成超亲水性质的表面，但是，与一般的、惯常的PDMS表面化学修饰其亲水化学修饰层保持时间短、亲水效果无法保持足够长时间的情况不同，本案所述颗粒粒径巨大的二氧化钛颗粒填充物，其因流变而被卡住的颗粒既无法被轻易移动，其巨大粒径的颗粒更无法被PDMS材质的管道内壁所轻易吞没，因此，从这方面的其类似于表面化学改性的技术效果上看，本案其技术效果，是形成了恒久的、不可抹除、不可消耗、不被腐蚀、不被吞没的、不被溶解的具有超亲水性质的表面改性层，它在效果上就是相当于一种在PDMS基材其相关表面上构建的恒久的具有超亲水性质的改性表面层。

微流控芯片其结构中与微型超声波换能器同时存在的所述微泵，其功能是，以该微泵的机械性泵送力量来与该超声波诱导的所述两端之间的界面张力差异其所带来的驱动力量互相支持、互相调适、互相耦合，以协同运作的方式汇聚成一股驱动试样液流向所述终端方向流动的力量；该微泵的存在，使得该微型超声波换能器其超声波发射强度能够被允许适度降低，这对于检测对象中含有超声波敏感成分的情形尤其适宜；而由于该微型超声波换能器及其所辐射超声波的存在，能够诱导出该微流控芯片其两端界面张力出现差异并藉此带来特别的针对试样溶液的驱动力量，同时，还由于本案该微流控芯片其管道中填充了经预先的可见光照射而具有超亲水性质的二氧化钛颗粒，那么，在上述情形下，试样液流其在该管道内的流动阻力大幅降低，相应地，该微泵其运行阻力大幅降低，这样，该微泵就能够以比较低的泵送压力来进行针对所述试样溶液的泵送工作，由于机械性的泵送压力大幅降低，因此，在这样一种情形下，就不易发生因进样端微泵其机械性泵送压力过大而导致的所述进样端及其附近区域的所述槽道鼓泡、膨胀、变形、扭曲以及该区域基片与盖片之间剥离等等问题；本案该双驱动耦合运作的方案并且增加了针对该试样液流流动动作的操控性，能够允许使用超声波强度、超声波频率、微泵泵送功率、微泵泵送压强等等多个指标来针对该流动的流动速率、流动动作包括向前流动或暂停流动或加速流动等等流动动作进行多参数精确操控；如上所述，该微泵的存在，使得该微型超声波换能器其超声波发射强度能够被允许适度降低，那么，该特点还有助于保护所述工作电极其敏感覆层，使之免受超声损伤。

基于本案方案，完全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表面化学改性操作，因此，这个表面化学修饰层或表面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、迁移其所导致的对所述表面化学修饰层或表面化学改性层的破坏性影响也就不存在了。

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，该种十分廉价并且极易加工制作的聚二甲基硅氧烷材料便有可能在该微流控芯片其制备、生产、应用等等领域发挥更大的作用。

附图说明

图1是本案该装置其大略的外观侧视图。

图中，1是聚二甲基硅氧烷材质的基片，2是盖片，3是高频振荡电讯号传输电缆，4是微型超声波换能器，5是该微流控芯片的所述进样端，6是该微流控芯片的所述终端，7是微泵，8是输液软管；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

在图1所展示的本案该实施例中，该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1和盖片2，所述基片1和盖片2均为板状物或片状物，该基片1的面向该盖片2的那个面含有经由模压工艺或刻蚀工艺形成的槽道结构，相互贴合安装在一起的该基片1与该盖片2共同构建成了含有管道结构的微流控芯片，该管道的结构位置位于该基片1与该盖片2相互贴合的交界区域，该管道的两端分别与该微流控芯片的进样端5以及终端6连接，该进样端5是该微流控芯片试样溶液的注入端，该终端6是该微流控芯片实际进样测试时其芯片内试样溶液流动的终端，该终端6与该进样端5相互远离，该终端6与该进样端5之间的距离介于3厘米与10厘米之间，在该管道内不同位置上依序装设有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梅毒特异性抗体的金胶敏感膜构成，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体分别是对梅毒抗原能特异性结合的四种梅毒抗体物质，该四种抗体物质分别是梅毒特异性抗体TP0684、TP0453、TP0821及TP0319，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1其材质是聚二甲基硅氧烷材质，该基片1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，该装置的结构还包括微型超声波换能器4，以及，高频振荡电讯号传输电缆3，该高频振荡电讯号传输电缆3的一端与该微型超声波换能器4连接在一起，该微型超声波换能器4贴附地装设在该微流控芯片的盖片2或基片1的邻近所述终端6的位置；该微型超声波换能器4其主要功能是在微流控芯片实际进样测试时，利用所述进样端5以及所述终端6与该微型超声波换能器4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5其界面张力与所述终端6其界面张力之间的差异，该微流控芯片该两端5、6之间的界面张力差异会在该微流控芯片的该两端5、6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6方向流动；柔软并具弹性的该聚二甲基硅氧烷材质的基片1其功能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6到该进样端5之间的有限的短距离之内实现超声波强度的快速递减；以及，微泵7，该微泵7与该进样端5连接；该微泵7的功能是，以该微泵7的机械性泵送力量来与该超声波诱导的所述两端5、6之间的界面张力差异其所带来的驱动力量互相支持、互相调适、互相耦合，以协同运作的方式汇聚成一股驱动试样液流向所述终端6方向流动的力量；所述盖片2及基片1其厚度均介于1.0毫米与5.0毫米之间；以及，许多的二氧化钛颗粒，该许多的二氧化钛颗粒填充在所述管道内，所述管道其管腔被该许多的二氧化钛颗粒所填满，该二氧化钛颗粒其粒径范围介于10微米与200微米之间，该二氧化钛颗粒是经过掺杂改性的二氧化钛颗粒，该二氧化钛颗粒是二氧化钛成分其所占重量百分比在80％以上的无机物颗粒，该二氧化钛颗粒是光致超亲水二氧化钛颗粒，该二氧化钛颗粒其功能包括它能够通过接受预先的可见光照射来形成具有超亲水性质的二氧化钛颗粒表面。

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5、6压力差驱动，其试样液流的流动方向。

图1没有绘出所述高频振荡电讯号发生器等附属件。

所涉微型超声波换能器4市场有售；也可以向超声波换能器厂家定制。

所涉高频振荡电讯号传输电缆3市场有售；也可以向超声波换能器厂家定制。

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。

图例所涉微泵7可以向专业厂家定制。

各型微泵其与各型微流控芯片的连接方式是公知的。

所述微泵既可以是外置形式的微泵；该微泵也可以是做进或曰嵌入该微流控芯片内部其进样端结构位置或该进样端近邻结构位置的内置形式的微泵，其基本结构要素与外置形式的微泵相同。图例中的微泵是外置形式的微泵。

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。

Claims (10)

1.基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，该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，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交界区域，该管道的两端分别与该微流控芯片的进样端以及终端连接，该进样端是该微流控芯片试样溶液的注入端，该终端是该微流控芯片实际进样测试时其芯片内试样溶液流动的终端，该终端与该进样端相互远离，该终端与该进样端之间的距离介于3厘米与10厘米之间，在该管道内不同位置上依序装设有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梅毒特异性抗体的金胶敏感膜构成，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体分别是对梅毒抗原能特异性结合的四种梅毒抗体物质，该四种抗体物质分别是梅毒特异性抗体TP0684、TP0453、TP0821及TP0319，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；柔软并具弹性的该聚二甲基硅氧烷材质的基片其功能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；以及，微泵，该微泵与该进样端连接，该微泵是内置的微泵或外置的微泵；该微泵的功能是，在该试样溶液与该微流控芯片其内部通道的内壁之间的界面张力受该超声波作用而降低、相间相容性增加的前提条件下，以该微泵的机械性泵送力量来与该超声波诱导的所述两端之间的界面张力差异其所带来的驱动力量互相支持、互相调适、互相耦合，以协同运作的方式汇聚成一股驱动试样液流向所述终端方向流动的力量；所述盖片及基片其厚度均介于1.0毫米与5.0毫米之间；以及，许多的二氧化钛颗粒，该许多的二氧化钛颗粒填充在所述管道内，所述管道其管腔被该许多的二氧化钛颗粒所填满，该二氧化钛颗粒其粒径范围介于10微米与200微米之间，该二氧化钛颗粒是经过掺杂改性的二氧化钛颗粒，该二氧化钛颗粒是二氧化钛成分其所占重量百分比在80％以上的无机物颗粒，该二氧化钛颗粒是光致超亲水二氧化钛颗粒，该二氧化钛颗粒其功能包括它能够通过接受预先的可见光照射来形成具有超亲水性质的二氧化钛颗粒表面。

2.根据权利要求1所述的基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，其特征在于，所述管道包括所述分支管道是毛细管通道。

3.根据权利要求1所述的基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，其特征在于，该二氧化钛颗粒其所掺杂的成分是氧化钨(WO₃)、氧化锡(SnO₂)、五氧化二钒(V₂O₅)、氧化铁(Fe₂O₃)氧化锌(ZnO)、还原态的银(Ag)或两种以上的上述掺杂成分的组合物。

4.根据权利要求1所述的基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，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1微米至15000微米个之间。

5.根据权利要求1所述的基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，其特征在于，所述金胶敏感膜的厚度介于10纳米与200纳米之间。

6.根据权利要求1所述的基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，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所述的基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，其特征在于，所述微泵是微型的压电泵、微型的蠕动泵或微型的气动泵。

8.根据权利要求1所述的基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，其特征在于，该二氧化钛颗粒其粒径范围介于100微米与200微米之间，所述管道其内径范围介于500微米与1000微米之间。

9.根据权利要求1所述的基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，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所述的基于双驱动耦合运作原理的梅毒诊断用微流控芯片装置，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100KHz与12MHz之间。