CN112195094A - 一种微流控芯片盒 - Google Patents

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CN112195094A CN202011065144.7A CN202011065144A CN112195094A CN 112195094 A CN112195094 A CN 112195094A CN 202011065144 A CN202011065144 A CN 202011065144A CN 112195094 A CN112195094 A CN 112195094A
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林柏均
苏妮塔·娜格拉斯
陈涛
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Abstract

本发明涉及医疗器械技术领域，公开了一种微流控芯片盒，包括：内盒体、微流控芯片和外盒体；所述内盒体为顶面开口的壳体，所述微流控芯片放置在所述内盒体内；所述外盒体为底面开口的壳体，所述外盒体罩盖在所述内盒体上；所述外盒体的顶面上设置有至少一个样本入口；所述微流控芯片内设置有至少一条微流控通道；所述微流控通道的起始端与所述样本入口通过输入管相连接；所述微流控通道的尾段包括多个分流通道，分流管将所述多个分流通道的末端与设置在所述内盒体上的至少两个分流液出连通。该微流控芯片盒结构简单，易于操作，利用物理原理实现对目标细胞的分离，并且能够达到高通量，高回收率和高样本纯度的分离效果。

Description

一种微流控芯片盒
技术领域
本发明涉及医疗器械技术领域，特别是涉及一种微流控芯片盒。
背景技术
癌症是导致人类死亡的最主要原因之一。研究表明，如果癌症患 者在转移性癌症发生前被诊断和治疗，至少有30％的死亡是可预防 的。当循环肿瘤细胞(CTC)从原发性或转移性肿瘤流入外周血液时， 肿瘤发生转移。因此，通过CTC检查分离出循环血液中的肿瘤细胞对 于癌症的判断以及癌症治疗过程中治疗效果的评价具有重要意义。
目前，常用的CTC分离方法大多是基于EpCAM抗体的免疫亲合 法，即通过抗体辨认CTCs表面的EpCAM抗原，并利用结合于抗体的 磁珠配合外源性磁场或者微流控芯片表面接合的方式来捕获CTC。免 疫亲合法在过去十几年间不断完善，已经能将EpCAM阳性的CTC捕获效率提升到90％以上。但随着技术的发展，近年来的研究表明，免 疫亲合法具有诸多不足，具体如下：
1、近年来的研究表明，近半数的CTC并不具有EpCAM表面抗原 存在，因此免疫亲合法在临床应用中实际能捕获的CTC数目都偏低。
2、由于抗体抗原反应需要一定的时间来使其之间的键结稳定形 成，因此样本流速需要控制在每小时一毫升左右，才能使CTC与外加 的EpCAM抗体间有高机率碰撞继而能被捕获，这也使得临床应用上 能处理的血液样本量相当受限，进而导致免疫亲合法的通量不足。
低捕获率以及低通量的两个致命缺陷，直接导致能提取被下游应 用的CTC数量极低。因此其发展始终受限。目前各厂商所采用的也多 属于免疫亲合法技术，并无太大突破空间。
基于细胞大小所存在的差别，近年来也逐渐有非标记性 (Label-free)的技术出现，利用除了抗体抗原反应之外的物理性质进 行CTC分离。由于CTC的细胞大小普遍直径在15微米以上，相较于白 细胞(7-12μm)与更小的红细胞(5-6μm)之间有至少3μm的差距。 除此之外，CTC的电场特性和其他血球细胞之间也有微小的区别。利 用细胞大小特性可以解决抗体亲合法中的细胞异质性问题，细胞不会 因为抗原表现不同而无法被捕捉。
在上述方法中，最直接的方式当属过滤法，即利用孔径介于正常 细胞和癌细胞之间的薄膜孔洞或者类似结构进行细胞过滤，过滤法直 接但也有相当多的问题，诸如通道堵塞、细胞易受压力影响失去活性、 捕获的细胞不易取出、通量低等。国内外目前具有多种以过滤法实现 CTC应用的学术及商业技术，但该技术限制无法为下游应用所接受。 在过滤法中最成熟的技术当属来自美国的CelSee技术，该技术利用微 流控芯片精准控制细胞捕捉。由于受限于过滤法本身，病患样本中 CTC捕捉数目太少。
其他利用细胞大小特性进行分离的还有惯性大小分离法 (Inertial-Based SizeSeparation)。该技术利用螺旋形微流道分离大小 细胞，但其由于技术限制，CTC捕获率仅约80％，且最终CTC纯度偏 低(白细胞去除率过低)，导致该技术难以对接下游应用。
发明内容
(一)要解决的技术问题
本发明的目的在于针对上述现有技术的不足，提供一种利用物 理方法分离目标细胞，能够实现高通量、高回收率和高样本纯度的分 离效果的微流控芯片盒。
(二)技术方案
为了解决上述问题，本发明提供了一种微流控芯片盒，包括：内 盒体、微流控芯片和外盒体；所述内盒体为顶面开口的壳体，所述微 流控芯片放置在所述内盒体内；所述外盒体为底面开口的壳体，所述 外盒体罩盖在所述内盒体上；所述外盒体的顶面上设置有至少一个样 本入口；所述微流控芯片内设置有至少一条微流控通道；所述微流控 通道的起始端与所述样本入口通过输入管相连接；所述微流控通道的 尾段包括多个分流通道，分流管将所述多个分流通道的末端与设置在 所述内盒体上的至少两个分流液出口连通。
可选地，所述微流控通道包括多个段和多个转角，所述转角设置 在相邻的两个所述段的连接处。
可选地，所述段为直线段或具有设定半径的圆弧段。
可选地，所述微流控通道的横截面为矩形。
可选地，所述微流控通道的横截面的长度与宽度的比值为1至10。
可选地，所述转角的角度不小于90°。
可选地，所述微流控通道的起始段包括多个输入通道，所述输入 通道的起始端通过所述输入管与所述样本入口连通。
可选地，所述微流控芯片包括芯片底板和芯片本体，所述芯片底 板与在所述芯片本体底面上加工出的微流控凹槽形成所述微流控通 道。
可选地，所述芯片本体内设置有多个入口通道和多个出口通道； 所述入口通道的下端与所述输入通道的起始端连接，所述入口通道的 上端开口于所述芯片本体的外表面；所述入口通道的上端通过所述输 入管与所述样本入口相连接；所述出口通道的下端与所述分流通道的 末端连接，所述出口通道的上端开口于所述芯片本体的外表面；所述 出口通道的上端通过所述分流管与设置在所述内盒体上的至少两个 分流液出口连通。
可选地，所述内盒体的底部设置有限位槽，所述限位槽用于固定 所述分流管。
可选地，所述底板设置在所述内盒体的底部，所述底板上设置有 与所述分流液出口相对应的出口孔。
(三)有益效果
本发明提供的微流控芯片盒，通过放置于内盒体内的微流控芯片 以及罩在内盒体上的外盒体组成用于对样本中的细胞进行分离的微 流控芯片盒。利用微流控芯片中的微流控通道的物理结构特性，例如 微流控通道横截面的形状和尺寸，构成微流控通道的多个段的长度和 弯曲半径以及转角的角度、位置和数量实现对样本中不同尺寸的细胞 的分离。该微流控芯片盒结构简单，使用方便，可以同时分离多种细 胞，不需要预先对样本中的细胞进行标记，通量高，分离速度快，处 理的样本量大(可以一次处理50ml的样本)，分离后得的细胞活性不 受影响。本发明的微流控芯片对样本中的细胞分离效果好，癌细胞捕 获率达到95.9％，白细胞去除率达到99.99％；临床CTC检测灵敏度高， 乳腺癌和胰腺癌达到95％，肺癌达到100％，肝癌达到88.1％(I期75％， II-IV期96.2％)。
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为本发明实施例中的微流控芯片盒的爆炸图；
图2A和图2B为本发明实施例中的微流控芯片盒的内盒体的结构 示意图；
图3A和图3B为本发明实施例中的微流控芯片盒的外盒体的结构 示意图；
图4为本发明实施例中的微流控芯片盒的微流控芯片的结构示意 图；
图5为本发明实施例中的微流控芯片中的微流控通道的结构示意 图；
图6为本发明实施例中的微流控芯片中的微流控通道的一种样式 的示意图；
图7A至图7J为本发明实施例中的微流控芯片中的微流控通道的 各种样式的示意图；
图8为本发明实施例中的微流控通道的多个输入通道的示意图；
图9为本发明实施例中的微流控芯片盒的底板的结构示意图；
图10A和图10B为本发明实施例中的微流控芯片盒的整体结构示 意图；
图11为本发明实施例中的样本中的细胞在微流控通道中的受力 示意图；
图12A和图12B为本发明实施例中的样本中的细胞在微流控通道 中的平衡位置的示意图；
图13A和图13B为本发明实施例中的样本在微流控通道中不同半 径的转角中迪安流动的示意图；
图14A为本发明实施例中的一种微流控通道的示意图；
图14B至图14D为样本在图14A所示的微流控通道中流动的过程 中样本中的细胞分离的示意图。
附图中的附图标记依次为：
10、内盒体，11、分流液出口，12、限位槽，20、微流控芯片， 21、微流控通道，211、段，212、转角，22、分流通道，23、输入通 道，24、芯片底板，25、芯片本体，251、入口通道，252、出口通道， 30、外盒体，31、样本入口，32、注射器头，40、底板，41、出口孔， 42、定位凸起。
具体实施方式
下面结合实施例和附图，对本发明的具体实施方式做进一步详细 说明。在此，本发明的以下实施例用于说明本发明，但不用来限定本 发明的范围。
如图1至图4所示，本发明的实施例提供一种微流控芯片盒，包括： 内盒体10、微流控芯片20和外盒体30。内盒体10为顶面开口的壳体， 微流控芯片20放置在内盒体10内；外盒体30为底面开口的壳体，罩盖 在内盒体10上。本实施例中，内盒体10和外盒体30均为立方体(长方 体或者正方体)，外盒体30罩盖在内盒体10上，形成一个封闭的盒体。 在实际应用中可以根据需要设置内盒体1和外盒体30的形状，只要外 盒体30能够罩盖在内盒体10上形成封闭的盒体即可，本发明实施例对 其形状不作具体限定。
如图3a和图3b所示，外盒体30的顶面上设置有至少一个样本入口 31，用于将样本输入到微流控芯片盒中的微流控芯片20内。可以根据 需要设置样本入口31的数量，以及其位于外盒体30顶面上的位置，本 发明实施例对此不作具体限定。如图4所示，微流控芯片20内设置有 至少一条微流控通道21，微流控通道21的起始端与样本入口31通过输 入管(图中未示出)相连接。微流控通道21的尾段包括多个分流通道 22，分流通道22的末端与分流管的一端连通，分流管的另一端与设置 在内盒体10上的至少两个分流液出口11连通。本实施例中，微流控通 道21在其尾段分成四个分流通道22，每个分流通道22对应一种从样本中分离出来的细胞。每个分流通道22的末端分别与一根分流管(图中 未示出)连通，将分离出的各种细胞输送出微流控芯片盒。
如图4所示，微流控芯片20包括芯片底板24和芯片本体25，芯片 底板24与在芯片本体25底面上加工出的微流控凹槽形成微流控通道 21。微流控芯片20可以由金属、塑料、聚合物、无机化合物、玻璃、 硅(例如-Si-Si-)、硅树脂(例如-Si-O-Si-或PDMS)，环氧树脂、半导 体或者它们的组合制成；或者，由不同的硅氧烷聚合物，有机聚合物， 例如聚对苯二甲酸乙二酯(PET)、聚酰亚胺、聚醚醚酮(PEEK)和 /或其组合制成。可以使用本领域中现有的技术来制造微流控芯片20， 包括模制，光刻，电铸，机械加工，化学气相沉积等。本实施例中， 芯片底板24由玻璃制成；芯片本体25由聚二甲基硅氧烷(PDMS，polydimethylsiloxane)制成，并且利用软光刻技术在芯片本体25的底 面上蚀刻出微流控凹槽；再将芯片底板24与芯片本体25的底面通过表 面电浆处理固定连接，即，芯片底板24作为微流控通道21的底面，与 芯片本体25相结合形成微流控通道21。
在一个可选的实施例中，微流控芯片20可以是透明的，或者近似 透明的，使得能够从顶部和/或底部和/或侧面观察到样本在微流控通 道21内的状态。
如图5所示，微流控通道21包括多个段211和多个转角212。段211 可以是直线段，也可以是具有设定半径的圆弧段。转角212设置在相 邻的两个段211的连接处。转角212的角度不小于90°。微流控通道21 的横截面为矩形；优选地，横截面为长方形，并且横边外长边，竖边 为短边。可以根据需要确定微流控通道21的横截面的形状和尺寸，微 流控通道21中各个段211的形状和长度，微流控通道21中转角212的数 量和位置以及每个转角212的角度，以及多个段211和多个转角212所 构成的微流控通道21的样式等，这些因素都会影响微流控通道21对样 本中不同种类的细胞的分离效果。微流控通道21可以是由直线段和圆 弧段组成的迷宫样式，如图5所示；也可以是全部由直线段组成的样 式，如图6所示。图7A至图7J展示了各种样式的微流控通道21的示意 图，但微流控通道21并不限于这些。本发明实施例对微流控通道21 的样式不作具体限定。
如图4所示，芯片本体25内设置有多个入口通道251和多个出口通 道252。入口通道251的下端与微流控通道21的起始端连接，入口通道 251的上端开口于所述芯片本体25的外表面，例如，开口在芯片本体 25的顶面上；由此，通过将输入管的一端与样本入口31连接，另一端 插入入口通道251内与微流控通道21的起始端连接，使得样本注入微 流控通道21。出口通道252的下端与分流通道22的末端连接，出口通 道252的上端开口于芯片本体25的外表面，例如，开口在芯片本体25 的顶面上；由此，通过将分流管的一端插入出口通道252内与分流通 道22的末端连接，使得可以将该分流通道22内分离出的细胞输送至微 流控芯片盒外。每一条分流通道22的末端都设置有一个出口通道252， 并且对应着一根分流管。如图4所示，本实施例中，微流控通道21的 尾段分成四条分流通道22；在芯片本体25内设置四个出口通道252； 四根分流管分别插入四个出口通道252中，与四条分流通道22相连， 将四条分流通道22内分离出的相应的细胞输送出微流控芯片盒。
在一个可选的实施例中，微流控通道21的起始段包括多个输入通 道23，如图8所示。当微流控通道21的起始段包括多个输入通道23时， 每个输入通道23的起始端都设置有一个与其连接的入口通道251，以 及相应的输入管和设置在外盒体30顶面上的样本入口31。
如图4至图8所述，对于不同样式的微流控通道21，以及在微流控 通道21的起始段和尾段分别设置了不同数量的输入通道23和分流通 道22这种情况，每条输入通道23的起始端都设置有一个入口通道251， 以及对应的一根输入管和一个样本入口31；每条分流通道22的末端都 设置有一个出口通道252，以及对应的一根分流管。可以根据需要确 定样本入口31的数量以及在外盒体30顶面上的位置。这对于在微流控 芯片20中设置有多条微流控通道21的情况同样适用。
在一个可选的实施例中，内盒体10的底部设置有限位槽12，如图 2a和图2b所示，限位槽12的一端与设置在内盒体10底部的分流液出口 11相连通，用于将分流管的管体固定在在限位槽12内。分流管的一端 与分流通道22的末端相连通，另一端可以穿过内盒体10的底部，然后 将分流管放置于内盒体10的底部上的限位槽12内，并沿着限位槽12 到达设置在内盒体10的底部的分流液出口11，将从样本中分离出的细 胞输送出微流控芯片盒。可以根据需要设置限位槽12的数量、长度和 排布方式，本发明实施例对此不作具体限定。可以根据需要确定设置 在内盒体10底部的分流液出口11的数量和位置。例如，要从血液样本中分离出一种CTC细胞，则需要设置至少两个分流液出口11，用于输 送CTC细胞的分流管放置在与输出CTC细胞的分流液出口11相连的 限位槽12内；其余的分流管放置在与另一个分流液出口相连11的限位 槽12内。
在一个可选的实施例中，微流控芯片盒还包括底板40，如图9所 示，底板40设置在内盒体10的底部。底板40上设置有与内盒体10底部 的分流液出口11相对应的出口孔41。这里的对应是指，出口孔41与分 流液出口11的数量相同，位置相对，使得分离出的细胞以及其他细胞 从微流控芯片盒输出。底板40的四个角上设置有定位凸起42，用于底 板40与内盒体10连接时，对内盒体10起定位作用。底板10可以通过可 拆卸的结构与内盒体10固定连接，例如，卡扣结构。同样地，内盒体 10与外盒体30也可以通过可拆卸的结构固定连接。本发明实施例对此 不作具体限定。底板40、内盒体10、微流控芯片20与外盒体30组装在 一起，成为微流控芯片盒，如图10A和10B所示。
在一个可选的实施例中，如图1和图10A所示，微流控芯片盒还 包括一个注射器头32，其放置在外盒体30上的样本入口31内，并且其 输出端与输入管相连。每一个入口通道251对应一条输入管，一个样 本入口31和放置在该样本入口31内的一个注射器头32。
在使用本发明实施例的微流控芯片盒分离样本中的细胞时，例 如，分离样本中的稀有细胞，将注射器头32从外盒体30上的样本入口 31内取出，将注射器头32的末端与装有样本的容器，例如，试管，相 连接，通过注射器头32及输入管，将样本注入，并经由入口通道251 进入微流控通道21的起始端。然后，样本以一定速度流过微流控通道 21，使得样本中相同大小的细胞(不同种类的细胞大小不同)汇聚成 流，并且不同大小的细胞的流彼此分离。最后，在微流控通道21的尾 段，不同大小的细胞的流从相应分流通道22流出，并经由出口通道252 进入分流管，并通过分流管输送到内盒体30底部的分流液出口11，从 设置在底板40上的出口孔41排出微流控芯片盒。本发明实施例中的样 本可以是血液样品、体液样品等各种液体。本发明实施例对样本的种 类不作具体限定。
当样本进入微流控通道21，并以一定的流速在包含多个段211和 多个转角212的微流控通道21中流动时，样本中的细胞既受到惯性升 力FZ的作用，也受到迪安(Dean)力FD的作用。在这两种力的作用下， 相同尺寸的细胞在微流控通道21内的某个平衡位置汇聚成流，并且不 同尺寸的细胞汇聚成的流彼此分开地处于微流控通道21中不同的平 衡位置，由此，可以将样本中的目标细胞与其他细胞分离开，例如， 将血液样本的稀有细胞与其他细胞分离。
具体地，当样本在微流控通道21中的直线段中流动时，会受到由 剪切梯度升力(Shear Gradient)和壁升力作用(Wall Effect)相结合 而生成的惯性升力FZ；其中，剪切梯度升力将样本中的细胞推向微流 控通道21的侧壁，壁升力作用将细胞推向微流控通道21的中心，如图 11所示，惯性升力FZ结合了将流体中的细胞推向微流控通道壁的和将 细胞推向微流控通道中心的壁升力效应，两种力的作用使得样本中的 细胞可以保持在微流控通道内特定的平衡位置，如图12A和图12B所 示。在图12A中，横截面为正方形的微流控通道21中有四个平衡位置 (E1、E2、E3、E4)；在图12B中，横截面为矩形的微流控通道21中 有两个平衡位置(E5、E6)。惯性升力FZ趋向于将直通道中的细胞限 制在几个平衡位置上，平衡位置的数量与微流控通道21的横截面的几 何形状和尺寸有关。虽然细胞的大小并不影响细胞单独受到惯性升力 FZ作用时的平衡位置，但是会影响在特定流体条件下不同大小的细胞 是否会汇聚于平衡位置。细胞所受到的惯性升力FZ在超过临界值时， 细胞才会汇聚在平衡位置，而惯性升力FZ与细胞的大小成二次相关， 即，越大的细胞越容易满足超过惯性升力FZ临界值的物理条件。例如， 在一个直线形的段211中，在满足一定微流控通道横截面几何形状及 流速、流体粘度、流体密度等物理條件情況下，所有大小的细胞都会 出现在相同的平衡位置；但同时较大的細胞可能已经满足了到达平衡 位置的条件而较小的细胞还不满足该条件，所以较大的细胞被汇聚在 平衡位置，而较小的细胞还随机地散步在微流控通道的横截面中的各 处。
惯性升力FZ的计算公式如下：
Figure BDA0002713537280000111
其中，Rep为细胞雷诺数，Rec为微流控通道雷诺数，xc为细胞在 微流控通道21内的位置。
当样本流过微流控通道21中圆弧段211和转角212，会发生迪安流 动(DeanFlow)。样本在流经上述圆弧段211和转角212时，首先会受 到离心力的作用，而迪安流动通常是一种二次流动，主要表现为使得 样本出现反向旋转的涡流，从而使得样本中的细胞沿着涡流被动迁 移；其中，在圆弧段211或转角212中间处的流动是围绕着两者的轴线 向外引导的，而在圆弧段211或转角212的顶部和底部处的流动是围绕 着两者的轴线向内引导的。通常，靠近圆弧段211或转角212内壁的流 体被离心力向外壁方向甩，从而在靠近圆弧段211或转角212的顶部和 底部形成补偿流，相应地，在圆弧段211或转角212的顶部和底部出现 两个涡流。
迪安流动会产生对样本中的细胞的拖曳力FD，从而将样本中的细 胞向内(朝向转角弯曲半径的中心)推动，使其偏离之前受惯性升力 FZ的作用所处的平衡位置，并移动到新的平衡位置。图13A和13B所 示为不同半径的转角212中，迪安流动的情况。迪安流动所产生的对 样本中细胞的拖曳力(用FD表示)的大小与样本中细胞的大小，以及 圆弧段211的半径或转角212的半径相关，即，迪安流动的强弱随弧形 的段211的半径或转角212半径的变化而变化；半径越小，迪安流动越 强。所以，在半径越小的圆弧段211或转角212中，样本中的细胞偏离 微流控通道21的中心越远。
迪安流动产生的拖拽力FD与惯性升力共同作用在样本中的细胞 上，使得细胞在微流控通道21内处于一个新的平衡位置。由于作用在 样本中不同尺寸的细胞上的惯性升力FZ和拖曳力FD不同，使得不同尺 寸的细胞在微流控通道21内处于不同的平衡位置，因此，可以将流体 中不同尺寸的细胞分离开。即，利用惯性升力FZ和迪安流动生成的拖 曳力FD基于样本中不同细胞的尺寸，对细胞进行分离。
在将细胞保持在静止位置的惯性升力FZ的存在下，拖曳力FD的表 达式通常为FD～Um 2aDh 2r-1，其中，Um是最大通道速度，a是细胞的直 径，Dh是液压直径，r是圆弧段211或转角212的半径。惯性升力FZ趋 于使细胞稳定地位于微流控通道21的横截面中心线的位置上，而迪安 流动拖曳细胞使其在微流控通道21的横截面上循环。细胞的新平衡位 置与FZ和FD的比例有关，这是半径(δ)和细胞大小(a)的函数。因 此，可以用适当的半径来分离各种大小的细胞。然后，根据Fz与FD的比值可以估算出新的平衡位置，如下所示：
Figure BDA0002713537280000121
其中，δ是半径比。δ＝Dh/2r。
当样本以一定的流速流过包含有多个段211和转角212的微流控 通道21时，惯性升力FZ作为使样本中的细胞汇聚的驱动力，而迪安流 动生成的拖曳力FD作为使汇聚的细胞偏离微流控通道21的中心的力， 从而使得能够基于样本中不同细胞的大小将其分离。作用于细胞的惯 性升力FZ和拖曳力FD中，当拖曳力FD起主导作用时(FD>FZ)，由于惯 性升力Fz不足，细胞可能未被汇聚，或者由于强大的拖曳力FD，使得 不同大小的细胞可能被拖到相同的汇聚位置；在惯性升力Fz起主导作 用时(FZ>FD)，由于缺乏拖曳力FD，使得不同大小的细胞都保持在微 流控通道21中相同的平衡位置，无法分离。可以利用样本的流速和微 流控通道21中的圆弧段211和转角212的半径来调整惯性升力Fz与拖 曳力FD的比例，以达到预期的细胞分离的效果。
惯性升力Fz与拖曳力FD比例的值，优选地，为1到10。可以理解， 对于在微流控通道21中半径比较大的圆弧段211内流动的样本，其中， 尺寸较大的细胞和尺寸较小的细胞的惯性升力FZ和拖曳力FD的比值 (FZ/FD)都大于1，这意味着细胞的平衡位置由惯性升力FZ主导，这 与样本在直线的段211内流动时的情况类似，无论大小，细胞都倾向 于集中在更接近微流控通道21的中心处。对于在微流控通道21中半径 较小的圆弧段211或转角212内流动的样本，尺寸较大的细胞和尺寸较 小的细胞的惯性升力FZ和拖曳力FD的比值(FZ/FD)都接近于1，这意 味着细胞的平衡位置由迪安流动产生的拖曳力FD主导。在这种情况 下，细胞可能被强大的拖曳力FD推到微流控通道21的内壁，其中，尺 寸大的细胞和尺寸小的细胞通常汇聚在同一位置。因此，期望的状态 是样本中不同大小的细胞的位置介于两者之间，其中，尺寸较大的细 胞的FZ/FD比值大于尺寸小的细胞的FZ/FD比值，这样可以将不同大小 的细胞很好地分开。
在一个实施例中，微流控通道21中包括半径比较小的圆弧段，和 /或转角212的角度不小于90°，使得样本在流过该转角212和/或半径 比较小的圆弧段时的流动方向发生急转弯。样本流动方向的这种很大 的改变有利于迪安流动生成的拖曳力FD促进尺寸较小的细胞(例如， 红细胞(RBCs)和白细胞(WBCs))的汇聚。由于惯性升力Fz不够 强(至少部分原因是)，尺寸较小的细胞更难汇聚。当样本的流动方 向在某处发生很大的改变时，由此引起的强迪安流动使得尺寸较小的 细胞在转角212和/或半径比较小的圆弧段沿着迪安流动引起的涡旋 被动迁移。样本经过多次这种流向的改变，使得样本中尺寸较小的细 胞的位置不断改变，最终移动到平衡位置并汇聚成流。
微流控通道21的物理特性，例如，微流控通道21横截面的形状、 尺寸，微流控通道21中直线段211的长度和数量，圆弧段211的半径、 长度和数量，以及转角212的角度、数量和位置都会影响样本中细胞 的分离效果。
图14A所示为一个微流控通道的例子，图14B至图14D所示为血液 样本输入微流控通道21之后，血液样本中的细胞被分离的过程。在靠 近微流控通道21的入口的A处，血液样本中的各种细胞混合在一起， 如图14B所示。血液样本在微流控通道21内流动的过程中，受到惯性 升力FZ和拖曳力FD的作用，尺寸相同的细胞汇聚成流，并且不同尺寸 的细胞(稀有细胞、白细胞和细胞)的流彼此分离(处于各自的平衡 位置)，如图14C所示。最后，在微流控通道21的末端，分离出来的不 同种类的细胞分别通过相应的分流通道排出微流控通道21，如图14D 所示。稀有细胞，白细胞和红细胞的流之间的间隔50至150μm。
本发明提供的微流控芯片盒，通过放置于内盒体内的微流控芯片 以及罩在内盒体上的外盒体组成用于对样本中的细胞进行分离的微 流控芯片盒。利用微流控芯片中的微流控通道的物理结构特性，例如 微流控通道横截面的形状和尺寸，构成微流控通道的多个段的长度和 弯曲半径以及转角的角度、位置和数量实现对样本中不同尺寸的细胞 的分离。该微流控芯片盒结构简单，使用方便，可以同时分离多种细 胞，不需要预先对样本中的细胞进行标记，通量高，分离速度快，处 理的样本量大(可以一次处理50ml的样本)，分离后得的细胞活性不 受影响。本发明的微流控芯片对样本中的细胞分离效果好，癌细胞捕 获率达到95.9％，白细胞去除率达到99.99％；临床CTC检测灵敏度高， 乳腺癌和胰腺癌达到95％，肺癌达到100％，肝癌达到88.1％(I期75％， II-IV期96.2％)。
在本发明中，术语如“上”、“下”、“左”、“右”、“前”、 “后”、“竖直”、“水平”、“侧”、“底”等指示的方位或位置 关系为基于附图所示的方位或位置关系，只是为了便于叙述本发明各 部件或元件结构关系而确定的关系词，并非特指本发明中任一部件或 元件，不能理解为对本发明的限制。
在本发明的描述中，需要说明的是，除非另有明确的规定和限定， 术语“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固 定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接；可以是机械连接，也 可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可 以是两个元件内部的连通。对于本领域的普通技术人员而言，可以具 体情况理解上述术语在本发明中的具体含义，不能理解为对本发明的 限制。
需要注意的是，这里所使用的术语仅是为了描述具体实施方式， 而非意图限制根据本申请的示例性实施方式。如在这里所使用的，除 非上下文另外明确指出，否则单数形式也意图包括复数形式，此外， 还应当理解的是，当在本说明书中使用术语“包含”和/或“包括” 时，其指明存在特征、步骤、操作、器件、组件和/或它们的组合。
以上实施方式仅用于说明本发明，而非对本发明的限制。尽管参 照实施例对本发明进行了详细说明，本领域的普通技术人员应当理 解，对本发明的技术方案进行各种组合、修改或者等同替换，都不脱 离本发明技术方案的精神和范围，均应涵盖在本发明的权利要求范围 当中。

Claims (10)

1.一种微流控芯片盒，其特征在于，包括：内盒体(10)、微流控芯片(20)和外盒体(30)；
所述内盒体(10)为顶面开口的壳体，所述微流控芯片(20)放置在所述内盒体(10)内；所述外盒体(30)为底面开口的壳体，所述外盒体(30)罩盖在所述内盒体(10)上；
所述外盒体(30)的顶面上设置有至少一个样本入口(31)；
所述微流控芯片(20)内设置有至少一条微流控通道(21)；所述微流控通道(21)的起始端与所述样本入口(31)通过输入管相连接；所述微流控通道(21)的尾段包括多个分流通道(22)，分流管将所述多个分流通道(22)的末端与设置在所述内盒体(10)上的至少两个分流液出口(11)连通。
2.根据权利要求1所述的微流控芯片盒，其特征在于，所述微流控通道(21)包括多个段(211)和多个转角(212)，所述转角(212)设置在相邻的两个所述段(211)的连接处。
3.根据权利要求2所述的微流控芯片盒，其特征在于，所述段(211)为直线段或具有设定半径的圆弧段。
4.根据权利要求1所述的微流控芯片盒，其特征在于，所述微流控通道(21)的横截面为矩形。
5.根据权利要求4所述的微流控芯片盒，其特征在于，所述微流控通道(21)的横截面的长度与宽度的比值为1至10。
6.根据权利要求2所述的微流控芯片盒，其特征在于，所述转角(212)的角度不小于90°。
7.根据权利要求1所述的微流控芯片盒，其特征在于，所述微流控通道(21)的起始段包括多个输入通道(23)，所述输入通道(23)的起始端通过所述输入管与所述样本入口(31)连通。
8.根据权利要求7所述的微流控芯片盒，其特征在于，所述微流控芯片(20)包括芯片底板(24)和芯片本体(25)，所述芯片底板(24)与在所述芯片本体(25)底面上加工出的微流控凹槽形成所述微流控通道(21)。
9.根据权利要求8所述的微流控芯片盒，其特征在于，所述芯片本体(25)内设置有多个入口通道(251)和多个出口通道(252)；
所述入口通道(251)的下端与所述输入通道(23)的起始端连接，所述入口通道(251)的上端开口于所述芯片本体(25)的外表面；所述入口通道(251)的上端通过所述输入管与所述样本入口(31)相连接；
所述出口通道(252)的下端与所述分流通道(22)的末端连接，所述出口通道(252)的上端开口于所述芯片本体(25)的外表面；所述出口通道(252)的上端通过所述分流管与设置在所述内盒体(10)上的至少两个分流液出口(11)连通。
10.根据权利要求9所述的微流控芯片盒，其特征在于，所述内盒体(10)的底部设置有限位槽(12)，所述限位槽(12)用于固定所述分流管。
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