CN116125079A - 一种微流道高度自调节的微流控芯片 - Google Patents

Abstract

本发明属于体外诊断与免疫检测技术领域，特别涉及一种流道高度自调节的微流控芯片。包括基片、导液轨和顶压柱，基片上加置有可自调节高度的微流道，微流道由一条细长的导液轨放置在基片的上表面形成，导液轨为柔性薄膜导液轨，导液轨宽度方向两侧开放设置；导液轨一端上部压覆顶压柱为末端，另一端为始端用于添加样液；在靠近始端处设置标记区，在导液轨与基片之间中部处设置检测区；还包括卡接于基片周向的外壳。本发明可以采用塑料薄膜卷材制作导液轨、采用塑料板材制作基片，外壳采用普通注塑工艺制作，不需要精密的加工，成本低。本发明的微流道高度小，对样液量的需求小，且根据样液不同微流道高度会自动调节使样液顺利流过，适用性强。

Description

一种微流道高度自调节的微流控芯片

技术领域

本发明属于体外诊断与免疫检测技术领域，特别涉及一种流道高度自调节的微流控芯片。

背景技术

微流控技术属于快速发展的医学诊断领域，利用微尺度流体系统进行生物和化学测试。该技术可以精确控制微尺度空间中液体的运动，比传统诊断方法有显著的优势。在医学诊断中，微流控技术有广泛的应用，包括快速和准确地检测传染病，分析血液、尿液、唾液和其他体液样本，以及检测基因突变。该技术通过精确控制液体在受控环境中的流动和混合来实现高精度、高敏感性和特异性分析。微流控技术可以集成到便携式、低成本的设备中，使医疗专业人员能够现场获得结果，实时进行诊断。此外，微流控技术具有大大降低诊断测试成本和时间的潜力，因此在资源有限的环境中的应用具有广阔的前景。

在微米级的尺度范围内，流体的行为会与宏观尺度中的行为有很大的不同。微尺度系统中，表面积与体积的比率比在大尺度系统中要高得多，表面效应变得更加重要，惯性力与粘性力相比可以忽略不计。这会导致独特的流体现象，如毛细流、表面张力驱动的液流，液流表现为层流而不会形成涡流。

微流控免疫分析芯片使用微流道和腔室在微尺度上进行生化反应，用特定的抗体检测或定量测量生物样本中目标分析物，如某种蛋白质的存在或浓度。其基本原理是：在微流道或微腔表面指定位置处植入捕获抗体，此位置称作检测点；在微流道内入口附近区域放置带有标记物的标记抗体，此区域称作标记区；加入样本中的待测物流进标记区后与标记抗体混合并结合，待测物便被标记；样液在微流道里流过检测点时捕捉抗体选择性地与被标记的待测物结合使其滞留在检测点，其它分子成为废液被冲洗掉，标记物则在检测点位置产生可测信号；通过将标记物产生的信号与由已知浓度的目标分析物生成的校准曲线进行比较，确定样本中待测物的浓度。

如图1所示，现有技术中通常的微流道是两端开放中间密闭的细长管道，微流道通过密闭把样液限制在微小的空间内流动。微流道的截面可以是圆、方等不同的形状，微流道的某一维度必须在100微米以下，制造技术包括光刻、软印刷、微加工、精密模具注塑等，它们可以用玻璃、硅和高分子聚合物等材料制成。但是无论是哪种制造工艺，如图2所示的刻槽法、夹层法，都需要多层材料键合才能实现狭长的微流道。

用于免疫学检测芯片中，微流道截面的形状多为长方形，通道的高度为微米级维度，现有加工工艺加工难度较大，大批量生产成本较高，体现在：1.水分子只有0.28纳米大小，粘合界面哪怕只有0.1微米的缝隙都会造成微流道漏液，因为缝隙越小，毛细作用力越大，缝隙的毛细作用力远大于微流道本身的毛细作用力。2.微流道需要微米级精度，对材料的机械稳定性和热稳定性要求较高，粘合剂的厚度不同都会改变通道的高度，从哈根-泊肃叶方程可以得出微流道高度对样本量、样本流量和流速影响很大，直接影响反应时间和反应浓度。3.微米级精度的注塑模具制造成本很高。

发明内容

针对上述现有技术的不足，本发明提出一种微流道高度自调节的微流控芯片，如下：

包括基片、导液轨和顶压柱，所述基片上加置有可自调节高度的微流道，每个微流道由一条细长的导液轨放置在基片的上表面形成，所述导液轨为柔性薄膜导液轨，所述导液轨宽度方向两侧开放设置；所述导液轨一端上部压覆顶压柱为末端，另一端为始端用于添加样液；在靠近始端处设置标记区，在导液轨与基片之间中部处设置检测区。

优选的，所述基片为硬性扁平高分子材料基片，所述导液轨选用PET(聚对苯二甲酸乙二醇酯)或PC(聚碳酸酯)薄膜。

优选的，所述柔性薄膜导液轨厚0.02-0.1mm，宽2-5mm，长度大于宽度的5倍。

当检测对象为普通样液(非全血)时：

优选的，在柔性薄膜中部切出两条相同的、间隔的、沿长度方向延伸的细长孔，两条细长孔之间形成导液轨，所述细长孔不贯通柔性薄膜整个长度。

其中，所述导液轨沿样液流动方向依次分为AB、BC、CD、DE段，BC、DE段和基片表面平行，AB段形成平直上坡，CD段形成弧形下坡；所述AB段上设置有进液口，所述BC段形成标记区，所述DE段形成检测区，所述柔性薄膜其他区域和DE段相同平铺于基片之上，所述柔性薄膜位于DE段前后以及远离标记区的区域形成废液区。

优选的，切出独立的长条状的柔性薄膜导液轨，所述导液轨沿样液流动方向依次分为AB、BC、CD、DE段，BC、DE段和基片表面平行，AB段形成平直上坡，CD段形成弧形下坡；所述AB段上设置有进液口，所述BC段形成标记区，所述DE段前部形成检测区，后部形成废液区。

其中，所述柔性薄膜导液轨末端的废液区下铺纤维素膜，膜厚小于微流道高度h，纤维素膜延伸到柔性薄膜导液轨之外，柔性薄膜导液轨末端和露出的纤维素膜上压覆吸水棉，吸水棉的密度大于纤维素膜。

优选的，所述BC段高度介于0.2毫米至0.5毫米之间。

优选的，AB段的宽度大以利于加工直径足够的进液口，所述BC段的宽度两端小，两端的两侧皆加工成向内凹的弧形。

优选的，还包括外壳，所述外壳以端盖形式卡接于基片周向，所述外壳的截面成U形。

优选的，所述外壳内部顶面向下凸出形成限位骨和顶压柱，所述限位骨位于BC段正上方，所述顶压柱位于外壳内部顶面末端端部，下部直接压覆在柔性薄膜导液轨末端或吸水棉上。

优选的，在AB段正上方的外壳上设置有漏斗形加样孔，在所述检测区正上方的外壳上设置有透视窗。

优选的，所述漏斗形加样孔底部与限位骨底部平齐，所述限位骨底部尽量贴近导液轨BC段，并沿着柔性薄膜导液轨导流方向间隔设置。

优选的，所述外壳为采用注塑工艺加工的塑料外壳。

当检测对象为全血样液时：

优选的，在柔性薄膜中部切出两条相同的、间隔的、沿长度方向延伸的细长孔，两条细长孔之间形成导液轨，所述细长孔不贯通柔性薄膜整个长度。

其中，所述柔性薄膜导液轨平铺设置，在所述导液轨始端设置抗凝滤血棉，所述抗凝滤血棉下部设置标记抗体，所述柔性薄膜导液轨始段位于抗凝滤血棉下部、标记抗体侧部；所述柔性薄膜导液轨沿样液流动方向还设置有检测区与废液区，所述柔性薄膜其他区域也平铺于基片之上同样形成废液区。

优选的，切出独立的长条状的柔性薄膜导液轨，所述柔性薄膜导液轨平铺设置，在所述导液轨始端设置抗凝滤血棉，所述抗凝滤血棉下部设置标记抗体，所述柔性薄膜导液轨始段位于抗凝滤血棉下部、标记抗体侧部；所述柔性薄膜导液轨沿样液流动方向还设置有检测区与废液区。

其中，所述柔性薄膜导液轨末端的废液区下铺纤维素膜，膜厚小于微流道高度h，纤维素膜延伸到柔性薄膜导液轨之外，柔性薄膜导液轨末端和露出的纤维素膜上压覆吸水棉，吸水棉的密度大于纤维素膜。

优选的，所述抗凝滤血棉为密度较低的纤维棉，纤维棉中加抗凝剂和血红蛋白抗体。

优选的，还包括外壳，所述外壳以端盖形式卡接于基片周向，所述外壳的截面成U形。

优选的，所述外壳内部顶面向下凸出形成限位骨和顶压柱，所述顶压柱位于外壳内部顶面末端端部，下部直接压覆在柔性薄膜导液轨末端或吸水棉上。

优选的，在抗凝滤血棉正上方的外壳上设置有漏斗形加样孔，在所述检测区正上方的外壳上设置有透视窗。

优选的，所述漏斗形加样孔底部与滤血棉上部贴紧，所述限位骨底部低于漏斗形加样孔底部且高于所述抗凝滤血棉底部，所述漏斗形加样孔与限位骨沿着柔性薄膜导液轨导流方向间隔设置。

优选的，所述外壳为采用注塑工艺加工的塑料外壳。

通过上述技术方案得到的一种微流道高度自调节的微流控芯片，其有益效果是：

1.本发明的微通道采用开放性的柔性薄膜导液轨加置在基片上形成，微流道高度可自调节，微流道高度h的一致性只取决于柔性薄膜导液轨厚度的一致性和基片的平整度，而厚度一致性好的薄膜和平整度好的塑料板材在市场上有大量的供应，价格很低。

本发明的微流控芯片可采用现成的塑料薄膜卷材制作导液轨、采用塑料板材制作基片，不需要精密的加工，外壳采用普通注塑工艺即可制作，因此制造成本会比现有刻槽法、夹层法制作的微流控芯片低，制作精度要求低。

2.根据实验，当膜片采用0.05mm厚的PET，以水作为样液，微流道的高度为18微米左右，现有工艺制作的微流控芯片其微流道很难达到这个尺度，而微流道高度小对样液量的需求就小，因此本发明的微流控芯片在微量样品检测方面有很大的优势。

3.本发明的微流道高度可以自调节，如果样液是分子较大、粘度较高的液体，如血液，根据流体力学原理，微流道高度也会自动调高使样液顺利流过，这个在固定高度微通道的芯片中是无法实现的。

附图说明

图1是现有技术中通常的微流道结构剖视图与正视图；

图2是现有技术中采用刻槽法、夹层法制作的微流道剖视图；

图3是本发明实施例一中的微流控芯片俯视图；

图4是图3的沿导液轨长度方向剖视图；

图5是图3的沿导液轨宽度方向剖视图；

图6是本发明实施例一中的微流控芯片工作原理示意图(长度方向剖视图)；

图7是本发明实施例一中的微流控芯片工作原理示意图(宽度方向剖视图)；

图8是本发明实施例一中微流控芯片工作时受力平衡示意图；

图9是本发明实施例二中的微流控芯片沿长度方向剖视图；

图10是本发明实施例二中的膜片俯视图；

图11是本发明实施例二中的基片和柔性薄膜导液轨沿长度方向剖视图之一；

图12是本发明实施例二中的外壳俯视图；

图13是本发明实施例二中的基片和柔性薄膜导液轨沿长度方向剖视图之二；

图14是本发明实施例二中的基片和柔性薄膜导液轨沿长度方向俯视图之二；

图15是本发明实施例三中的微流控芯片沿长度方向剖视图；

图中：基片1、柔性薄膜导液轨2、顶压柱3、样液4；标记区5、检测区6、废液区7、进液口8、外壳9、限位骨10、透视窗11、加样孔12、标记抗体13、捕获抗体14、纤维素膜15、吸水棉16、抗凝滤血棉17。

具体实施方式

需要说明的是，在不冲突的情况下，本发明中的实施例及实施例中的特征可以相互组合。除有定义外，以下实施例中所用的技术术语具有与本发明所属领域技术人员普遍理解的相同含义。以下实施例中所用的试验试剂，如无特殊说明，均为常规生化试剂；所述实验方法，如无特殊说明，均为常规方法。

下面结合实施例和附图对本发明作进一步的解释说明，可以理解的是，本发明并不限于描述的具体实施方式。

实施例一

如图3-5所示，本发明的微流道高度自调节的微流控芯片，包括基片1、柔性薄膜导液轨2和顶压柱3，所述基片1为硬性扁平高分子材料基片(如亚克力板)；所述基片1上加置有开放性、可自调节高度的微流道，每个微流道由一条细长的导液轨2放置在基片1的上表面形成；所述导液轨2为柔性薄膜，具体选用高分子材料薄膜，优选PET或PC薄膜，柔性薄膜导液轨2的厚度不超过0.1mm(可以是0.02-0.1mm)，宽度在2-5mm之间，长度大于宽度的5倍；放置在基片1上表面的柔性薄膜导液轨2与基片1上表面之间存在高度为h的间隙形成高度为h的微流道，所述高度h为微米级；所述导液轨2一端上部压覆顶压柱3，为末端，另一端在重力的作用下自然平放，为始端，所述始端为添加样液端；在柔性薄膜导液轨2与基片1之间，在靠近始端处设置标记抗体13，在中部处设置捕获抗体14。

作为该实施例的进一步优化，所述导液轨2在长度方向可以是直线也可以是弯曲的，弯曲的导液轨可以增加流道有效长度，减低流速，有益于混合。

作为该实施例的进一步优化，所述顶压柱3使得所述柔性薄膜导液轨2一端与基片1压紧。

本发明的导液轨2是柔性薄膜材料，在重力的作用下会平铺在基片1上，但看似平整的基片1和柔性薄膜导液轨2在纳米和微米尺度并不平整，两者之间会存在一个1微米到数微米的间隙h(微流道高度h)，即在重力作用下平铺在基片1上的柔性薄膜导液轨2与基片1之间不是绝对密贴的。

当样液4接触到柔性薄膜导液轨2的始端，在毛细作用下样液4会被吸入到间隙h里面，由于导液轨2是柔性薄膜这一柔性材料，在毛细效应产生的压力作用下(毛细作用会使狭缝里面的水产生压力)，有样液4的部分会被略微顶起，而柔性薄膜导液轨2的末端被顶压柱3压紧，末端的间隙会保持最小。根据杨-拉普拉斯方程(Yung-Laplace Equation)，液体界面内外压差ΔP与间隙h成反比(见下式(1))，因此样液4会在毛细作用的拉动下不断流向末端(见图6)。且由于样液4受到柔性薄膜导液轨2下表面粘附力的吸引(薄膜表面是亲水的，当接触到液体时会对液体中的水分子产生分子间引力，液体分子之间也有吸引力，所以会让液体聚集在薄膜下面)，样液4在流动时会沿着柔性薄膜导液轨2下表面形成一条细长的微流道，而不会向两边扩散(见图7)。

式中，γ为表面张力系数，θ为液面与管壁的接触角。

稳定的微流道高度h必须使样液4和大气的压力差与柔性薄膜导液轨2重力和应力达到平衡(即水压力-气压力＝重力+弯曲应力，见图8)，假定柔性薄膜导液轨2韧性和厚度成正比，结合杨-拉普拉斯方程和胡克定律(Hook’s Law)可推导出微流道高度

式中，l为柔性薄膜导液轨长度，t为柔性薄膜导液轨厚度，σ为柔性薄膜导液轨应力系数，ρ为柔性薄膜导液轨密度，g为重力加速度。

对上式(2)取偏微分可以导出：

且当l足够长时，

可以看出，微流道高度h与厚度t反向相关、与长度l正向相关，当l足够长时，长度不再影响微流道高度。对给定的样液4和柔性薄膜导液轨2的薄膜材料特性，微流道高度h完全由流体力学理论确定，对加工工艺的要求就没有这么高了。

实施例二

为了提高实施例一的微流控芯片工作稳定性，提出的本发明的实施例二的技术方案如下：

如图9-12所示，本发明的微流道高度自调节的微流控芯片，包括基片1、柔性薄膜和外壳9，所述基片1上放置有柔性薄膜，在柔性薄膜中部采用模切工艺切出两条相同的、间隔的、沿长度方向延伸的细长孔，所述细长孔的宽度不小于1mm，两条细长孔之间形成导液轨2，导液轨2与基片1之间形成开放性、可自调节高度的微流道；所述导液轨2沿样液4流动方向依次设置有三个拐点B、C、D，首尾分别为A、D，即所述导液轨2沿样液4流动方向依次分为AB、BC、CD、DE段，BC、DE段和基片1表面平行，AB段形成平直上坡、CD段形成弧形下坡段，所述弧形的中心点远离基片1，即所述BC段高于CD段；所述AB段上设置有进液口8，所述BC段形成标记区5，所述DE段形成检测区，所述柔性薄膜其他区域和DE段相同平铺于基片1之上，所述柔性薄膜位于DE段前后以及远离标记区5的区域形成废液区7；

所述外壳9以端盖形式卡接于基片周向，所述外壳9的截面大致成U形，沿着柔性薄膜导液轨2导流方向，所述外壳9内部顶面向下凸出形成限位骨10和顶压柱3，所述限位骨10位于BC段正上方，在AB段正上方的外壳9上设置有漏斗形加样孔12，所述漏斗形加样孔12底部与限位骨10底部平齐，并沿着柔性薄膜导液轨2导流方向间隔设置，即在漏斗形加样孔12底部与限位骨10之间设置有槽，所述槽可以防止限位骨10和柔性薄膜导液轨2之间的缝隙吸收来自加样孔12的样液；所述限位骨10底部尽量贴近导液轨BC段；在所述检测区6正上方的外壳9上设置有透视窗11，所述顶压柱3位于外壳9内部顶面末端端部，下部压覆在柔性薄膜导液轨2末端；

在所述标记区5下放置标记抗体13，在所述检测区6下放置若干捕获抗体14。

作为该实施例的进一步优化，所述外壳9采用塑料外壳，采用注塑工艺加工。

作为该实施例的进一步优化，AB段的宽度大以利于加工直径足够的进液口8，所述BC段的宽度两端小，两端的两侧皆加工成向内凹的弧形。

液体在高度小于100微米的流道中流动表现为层流，层流平稳，但不易于液体混合，因为标记抗体13需要与样液充分混合，所以标记区5不能是微流道，标记区5流道高度需要设计在200微米至0.5毫米之间，标记抗体13在微流道内也是一个障碍物，当样液流入碰到障碍物时会产生涡流，这样有助于样液与溶解了的标记抗体混合。

如图13-14所述，为了提高对废液的回收，提供一种新的废液区设置方式，首先制作一个独立的柔性薄膜导液轨2，导液轨2与基片1之间形成开放性、可自调节高度的微流道；所述导液轨2沿样液4流动方向依次设置有三个拐点B、C、D，首尾分别为A、D，即所述导液轨2沿样液4流动方向依次分为AB、BC、CD、DE段，BC、DE段和基片1表面平行，AB段形成平直上坡、CD段形成弧形下坡段，所述弧形的中心点远离基片1，即所述BC段高于CD段；所述AB段上设置有进液口8，所述BC段形成标记区5，所述DE段前部形成检测区，后部形成废液区；

柔性薄膜导液轨2末端的废液区下铺纤维素膜15，膜厚小于微流道高度h，纤维素膜15延伸到柔性薄膜导液轨2之外，柔性薄膜导液轨2末端和露出的纤维素膜15上压覆吸水棉16，吸水棉的密度,大于纤维素膜的密度。所述吸水棉16位于顶压柱3下部，当吸水棉16厚度足够大时其自身也可以起到顶压柱的作用，或者说将吸水棉的厚度直接设置至外壳9内部顶面。这种方法多两道工序，但废液区吸水量大，芯片可做得更窄，适合需要加样量大的芯片。

实施例三

本实施例三特别适用于样液是全血的情况，样液是全血首先需要抗凝，还要过滤掉血红细胞。因此，需要对加样与标记方式进行调整，如图15所示，本实施例三的基片1和外壳9(除限位骨的底部高度外)的设置方式与实施例二相同，对柔性薄膜导液轨2设置方式进行调整，废液区以及检测区的设置方式与实施二相同(两种废液区设置方式皆可)，与实施例二的区别仅在于，所述柔性薄膜导液轨2沿样液4流动方向不在弯折而是平铺在基片1上，在漏斗形加样孔12底部设置抗凝滤血棉17，所述抗凝滤血棉17下部设置标记抗体13，所述抗凝滤血棉17与标记抗体13中心垂向共线且抗凝滤血棉17周向大小大于标记抗体13，所述抗凝滤血棉17周向范围小于限位骨10，不超过漏斗形加样孔12底部与限位骨10之间的槽；所述柔性薄膜导液轨2始段位于抗凝滤血棉17下部、标记抗体13侧部。所述漏斗形加样孔底部与滤血棉上部贴紧，所述限位骨底部低于漏斗形加样孔底部且高于所述抗凝滤血棉底部，限位骨底部与导液轨BC段保持0.1毫米左右的间距。其中，所述抗凝滤血棉为密度较低的纤维棉，纤维棉中加抗凝剂和血红蛋白抗体，加样到滤血棉过饱和后，血浆会从下侧析出，血浆和标记抗体混合后被柔性薄膜导液轨2的毛细作用力吸入。

上述技术方案仅体现了本发明技术方案的优选技术方案，本技术领域的技术人员对其中某些部分所可能做出的一些变动均体现了本发明的原理，属于本发明的保护范围之内。

Claims (18)

1.一种微流道高度自调节的微流控芯片，其特征在于，包括基片、导液轨和顶压柱，所述基片上加置有可自调节高度的微流道，所述微流道由一条细长的导液轨放置在基片的上表面形成，所述导液轨为柔性薄膜导液轨，所述导液轨宽度方向两侧开放设置；所述导液轨一端上部压覆顶压柱为末端，另一端为始端用于添加样液；在靠近始端处设置标记区，在导液轨与基片之间中部处设置检测区。

2.根据权利要求1所述的微流控芯片，其特征在于，所述柔性薄膜导液轨厚0.02-0.1mm，宽2-5mm，长度大于宽度的5倍。

3.根据权利要求1或2所述的微流控芯片，其特征在于，在柔性薄膜中部切出两条间隔的、沿长度方向延伸的细长孔，两条细长孔之间形成导液轨，所述细长孔不贯通柔性薄膜整个长度。

4.根据权利要求3所述的微流控芯片，其特征在于，所述导液轨沿样液流动方向依次分为AB、BC、CD、DE段，BC、DE段和基片表面平行，AB段形成平直上坡，CD段形成弧形下坡；所述AB段上设置有进液口，所述BC段形成标记区，所述DE段形成检测区，所述柔性薄膜其他区域和DE段相同平铺于基片之上，所述柔性薄膜位于DE段前后以及远离标记区的区域形成废液区。

5.根据权利要求1或2所述的微流控芯片，其特征在于，所述柔性薄膜导液轨为独立的长条状，所述导液轨沿样液流动方向依次分为AB、BC、CD、DE段，BC、DE段和基片表面平行，AB段形成平直上坡，CD段形成弧形下坡；所述AB段上设置有进液口，所述BC段形成标记区，所述DE段前部形成检测区，后部形成废液区。

6.根据权利要求5所述的微流控芯片，其特征在于，所述柔性薄膜导液轨末端的废液区下铺纤维素膜，膜厚小于微流道高度h，纤维素膜延伸到柔性薄膜导液轨之外，柔性薄膜导液轨末端和露出的纤维素膜上压覆吸水棉，吸水棉的密度大于纤维素膜。

7.根据权利要求1-2、4、6任意一项所述的微流控芯片，其特征在于，还包括外壳，所述外壳以端盖形式卡接于基片周向，所述外壳的截面成U形。

8.根据权利要求7所述的微流控芯片，其特征在于，所述外壳内部顶面向下凸出形成限位骨和顶压柱，所述限位骨位于BC段正上方，所述顶压柱位于外壳内部顶面末端端部，下部直接压覆在柔性薄膜导液轨末端或吸水棉上。

9.根据权利要求8所述的微流控芯片，其特征在于，在AB段正上方的外壳上设置有漏斗形加样孔，在所述检测区正上方的外壳上设置有透视窗。

10.根据权利要求9所述的微流控芯片，其特征在于，所述漏斗形加样孔底部与限位骨底部平齐，并沿着柔性薄膜导液轨导流方向间隔设置；所述限位骨底部贴近BC段。

11.根据权利要求3所述的微流控芯片，其特征在于，所述柔性薄膜导液轨平铺设置，在所述导液轨始端设置抗凝滤血棉，所述抗凝滤血棉下部设置标记抗体，所述柔性薄膜导液轨始段位于抗凝滤血棉下部、标记抗体侧部；所述柔性薄膜导液轨沿样液流动方向还设置有检测区与废液区，所述柔性薄膜其他区域也平铺于基片之上同样形成废液区。

12.根据权利要求1或2所述的微流控芯片，其特征在于，所述柔性薄膜导液轨为独立的长条状，所述柔性薄膜导液轨平铺设置，在所述导液轨始端设置抗凝滤血棉，所述抗凝滤血棉下部设置标记抗体，所述柔性薄膜导液轨始段位于抗凝滤血棉下部、标记抗体侧部；所述柔性薄膜导液轨沿样液流动方向还设置有检测区与废液区。

13.根据权利要求12所述的微流控芯片，其特征在于，所述柔性薄膜导液轨末端的废液区下铺纤维素膜，膜厚小于微流道高度h，纤维素膜延伸到柔性薄膜导液轨之外，柔性薄膜导液轨末端和露出的纤维素膜上压覆吸水棉，吸水棉的密度大于纤维素膜。

14.根据权利要求11或13所述的微流控芯片，其特征在于，所述抗凝滤血棉为密度较低的纤维棉，纤维棉中加抗凝剂和血红蛋白抗体。

15.根据权利要求11或13所述的微流控芯片，其特征在于，还包括外壳，所述外壳以端盖形式卡接于基片周向，所述外壳的截面成U形。

16.根据权利要求15所述的微流控芯片，其特征在于，所述外壳内部顶面向下凸出形成限位骨和顶压柱，所述顶压柱位于外壳内部顶面末端端部，下部直接压覆在柔性薄膜导液轨末端或吸水棉上。

17.根据权利要求16所述的微流控芯片，其特征在于，在抗凝滤血棉正上方的外壳上设置有漏斗形加样孔，在所述检测区正上方的外壳上设置有透视窗。

18.根据权利要求17所述的微流控芯片，其特征在于，所述漏斗形加样孔底部与滤血棉上部贴紧，所述限位骨底部低于漏斗形加样孔底部且高于所述抗凝滤血棉底部，所述漏斗形加样孔与限位骨沿着柔性薄膜导液轨导流方向间隔设置。

Images