CN1993459A - 用于处理生物样品的方法和装置 - Google Patents

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Abstract

一种用于破碎样品组织和/或裂解细胞的装置，包括：压电材料；以及与该压电材料接触的至少第二材料，且其中该第二材料在与该压电材料接触侧的相对侧上具有粗糙表面。该装置可通过组装至少三个层以及用于阀和泵的隔膜而制成。压电材料由外部电压源，尤其是调制交流外部电压源致动以产生空化，该空化破碎组织和/或裂解细胞。本发明进一步提供了一种在装置内破碎组织和/或裂解细胞的方法，包括以下步骤：加载样品和试剂；致动压电材料；获得破碎的组织和/或裂解的细胞；以及回收洗出液。本发明还提供了一种包括压电材料的压电装置，该压电材料接触第二材料；且其中该第二材料在与该压电材料接触侧的相对侧上具有粗糙表面。

Description

用于处理生物样品的方法和装置
技术领域
本发明涉及用于处理生物样品的装置。具体而言，本发明涉及包括压电材料、用于处理生物组织和/或细胞的芯片卡盒(cartridge)和/或生物芯片装置。
背景技术
组织通常包含生物基质内部的细胞，该生物基质为组织提供机械强度。为了从组织分离细胞、核酸或蛋白，需要进行组织破碎和细胞裂解(细胞破裂，cell lysis)步骤。
传统的组织破碎和细胞裂解方法耗时且费力。这些方法采用具有类似搅拌器部件以产生剪切力的电动机械均浆器，其物理地破碎固态组织并释放组织内部的细胞。随后，对细胞进行化学、机械或热处理以使细胞裂解，以便提取细胞间和/或细胞内的成分。
对于适于微机械和/或自动化工艺的其他组织破碎方法，其采用酶解组织破碎方法(WO 2004/046305，结合于此作为参考)是可行的。
已经报导了通过超声处理破碎孢子和细胞(P.Belgrader et.al.，Ahal.Chem.，1999，71：4232-4236；Belgrader et.al.，Biosensors andBioelectronics，2000，14：849-852；Taylor et.al.，Anal.Chem.，2001，73：492-496)。然而，这适用于细胞裂解，而对于破碎组织是不可行的。此外，超声处理装置为外部装置，并且未整合(集成)于诸如μ-TAS或MEMS的自动化系统内。
已经采用压电材料作为外部致动装置以引发细胞裂解(P.Belgrader et.al.，Anal.Chem.，1999，71：4232-4236)。然而，通常需要高电压以致动压电材料，并且另外，由于材料的热传导，需要隔热材料以阻止温度上升使细胞退化。这使得难以将压电材料结合到微型装置内。
也已经报导了用于探测病原菌的全集成生物芯片(R Liu et.al.，Anal.Chem.，2004，76(7)：1824-1831)。生物芯片内的压电圆盘仅用来增大生物芯片内流体的混合效率。芯片内还包括电连接和印刷电路板。集成在该生物芯片中的电化学泵和电连接的存在使得该生物芯片用于一次性(可抛弃的)应用过于昂贵。
因此，本领域需要一种可用于处理生物样品，尤其是生物组织的便宜的一次性装置。
发明内容
本发明解决了上述问题，并提供了一种用于处理生物样品的容易使用、便宜且有效的装置。
根据第一方面，本发明提供了一种包括压电材料的用于破碎样品组织与/或裂解细胞的装置。
尤其是，压电材料由调频交流电压驱动。
本发明的压电装置包括：压电材料；以及与该压电材料接触的至少第二材料；且其中该第二材料在与压电材料接触的相对侧上具有粗糙表面。该粗糙表面改善了空化效应(cavitation effect)。
第二材料优选地被贴附至压电材料。尤其是，第二材料被胶粘或固定到压电材料上。粗糙表面可以根据任何标准方法制作，例如，粗糙表面可以通过硅珠层形成。例如，将硅珠层贴附到与压电材料接触侧的相对侧上的第二材料的表面上。硅珠的直径可以为100至400μm。
第二材料可以是任何合适的材料，尤其是，第二材料的杨氏模量为50至220Gpa。第二材料可以由金属或聚合物材料制成。例如，金属可以选自由钢、不锈钢、黄铜、铜和铝组成的组。聚合物材料可以选自由聚碳酸酯、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚乙烯、聚丙烯、聚苯乙烯和聚氯乙稀(PVC)组成的组。
压电材料可以为盘片、杆或棒的形式，或者具有至少3个侧面的平面形状。
该装置可以包括用来致动压电材料的装置，例如施加、贴附或连接至该压电材料的两个电极。
该装置尤其是一次性的。
根据另一方面，本发明的装置为芯片卡盒。该芯片卡盒可以进一步包括入口端口、出口端口、和至少一个室。该芯片卡盒可以单独使用，或可以结合或集成到诸如微全分析系统(μ-TAS)或芯片实验室系统(lab-on-a-chip system)内的生物芯片中。尤其是，本发明的芯片卡盒为一次性芯片卡盒。
根据另一方面，该装置为生物芯片装置并进一步包括：
-离解室(dissociation chamber)；
-试剂和缓冲液(缓冲剂)储存腔；
-一个或多个阀；
-一个或多个泵；以及
-连接所述室、储存腔和阀的通道。
该生物芯片装置可用于生物样品制备。
该装置可以进一步包括微型泵、结合与混合室和/或提取/洗脱/PCR室。该结合与混合室还可以包括压电材料和与该压电材料接触的第二材料。第二材料可包括在与压电材料接触侧的相对侧上的粗糙表面。粗糙表面可以通过硅珠层形成。该装置可以进一步包括阀，该阀为微型阀。该微型阀可以是聚二甲基硅氧烷(PDMS)隔膜微型阀。微型泵可以包括隔膜。隔膜可以是聚二甲基硅氧烷(PDMS)隔膜。
根据另一方面，该装置可以进一步包括注入孔。该装置还可以被调整使得可以进行自动泵浦。
根据一个方面，该生物芯片装置采用外部气动执行机构以致动集成于芯片内部的泵和阀。
提取/洗脱/PCR室可以沉积有磁性材料，例如沉积有坡莫合金，更具体地沉积有坡莫合金引脚(pin)。
结合与混合室可以包括涂敷有至少一种连接子(linker)的珠体，该连接子用于结合核酸分子。该珠体可以是磁性珠体。
该装置可以由聚合物材料例如聚碳酸酯制成。
该装置还可以包括集成到芯片的生物传感器、RT-PCR和微阵列。
根据另一方面，该生物芯片装置由至少三个层、用于阀的一个或多个隔膜以及用于泵的一个或多个隔膜构成。第一层至少包括离解室、试剂和缓冲液储存腔，第二层至少包括压电材料，且其中阀和泵位于第二层与第三层之间的界面处，并且通道位于第一层与第二层以及第二层与第三层的界面处。
该生物芯片可以进一步包括罩(cover)，以置于所述第一层上。
根据另一方面，本发明提供了一种在装置内破碎组织和/或裂解细胞的方法，包括以下步骤：
-加载样品和试剂；
-致动压电材料，其中该压电材料与第二材料接触，并且其中第二材料在与压电材料接触侧的相对侧上具有粗糙表面，该粗糙表面接触样品；
-获得破碎的组织和/或裂解的细胞；以及
-回收洗出液。
粗糙表面可以根据任何标准方法形成，例如可以通过硅珠层形成粗糙表面。硅珠的直径可以为100至400μm。
根据本发明的方法，压电材料由外部电压源致动。该外部电压源可以供给正弦波电压。该正弦波电压可以是任何合适的波形电压，例如其可以具有-140V至+140V的峰-峰电压。然而，该峰-峰电压并不限于这些具体数值。该正弦波电压具有调制频率。该正弦波电压可以为例如1.0kHz至20kHz。尤其是，该外部电压源供应调频电压以致动压电材料。
生物样品可以是来自动物、人、植物、细菌或病毒和/或细胞样品的组织。样品可以是新鲜的或冷冻的组织和/或细胞样品。根据本具体实施方式的另一方面，样品为培养细胞、全血细胞、血清、尿、唾液或来自活组织检查的组织。
根据本发明的方法，压电材料的致动产生冲击和空化作用以引起组织破碎和/或细胞裂解。
根据另一方面，本发明的方法进一步包括以下步骤：分离、纯化和/或扩增从破碎的组织和裂解的细胞获得的核酸，以及回收核酸。通过加入涂敷有至少一种连接子的珠体，可以从破碎的组织和/或裂解的细胞回收核酸，并且其中通过致动第二压电材料以提高混合与结合效率进行该珠体上的连接子与核酸的结合，以及回收连接至珠体的核酸。
根据另一方面，本发明还提供了一种包括压电材料的压电装置，该压电材料与至少第二材料接触；且其中该第二材料在与该压电材料接触侧的相对侧上具有粗糙表面。该压电装置可用于本发明的芯片卡盒和/或生物芯片装置。
附图说明
图1A为芯片卡盒装置的分解视图。
图1B为芯片卡盒装置的横剖面视图。
图2(A)为芯片卡盒装置的原型照片。
图2(B)示出了用于本发明的芯片卡盒和生物芯片装置的驱动器电路底座(主体)。
图3为示出了扫描频率高压电源供应的工作原理的电路拓扑。
图4(A)和图4(B)为包含(a)来自大鼠肝脏组织、(b)来自大鼠心脏组织的细胞碎片的破碎溶液的光学图像。格栅距离为100μm。
图5示出了平均破碎时间(s)与组织样品重量(mg)之间的关系。破碎效率表示为通过所需时间破碎的最初组织尺寸，其中最初组织尺寸通过光学图像加以确定。
图6示出了破碎室温度随时间的变化。
图7示出了RNA的琼脂糖凝胶电泳结果。从左向右：M：标记物，1：由均浆器破碎的新鲜组织；2和3：由微型室破碎的新鲜组织；4和5：由微型室破碎的冷冻组织。18S和28S分别示出了18S和28S核糖体RNA的位置。
图8(A)示出了从新鲜组织和冷冻组织提取的TP53基因的RT-PCR产物的琼脂糖凝胶结果。测试中最长的mRNA为1176bps。图8(B)示出了具有360bps的β-微球蛋白的最短cDNA的相同结果。
图9示出了生物芯片装置的具体实施方式。
图10示出了该生物芯片装置的示意性结构。
图11A示出了包括三个层的生物芯片装置的结构。该图示出了储存腔、泵、阀、通道和室连接的纵向(横断)剖面视图。
图11B示出了包括三个层的生物芯片装置的结构。该图示出了离解室、泵、阀、通道和室连接的不同纵向(横断)剖面视图。
图12A示出了图11B的离解室的详细视图，其中该离解室内没有样品。
图12B示出了图11B的离解室的详细视图，其中该离解室内具有生物样品和溶液。
图13(A)、(B)示出了流速与驱动频率以及流速与压力特性的实验结果，(B)工作频率；(B)泵压头。
图14示出了当微型阀打开时流速与微型阀压力的关系。
具体实施方式
本发明提供了例如芯片卡盒和/或生物芯片装置的装置，用于有效处理生物样品，例如培养细胞、全血细胞、血清、尿、唾液、组织以及来自活组织检查的组织，该生物样品可以用作用于制备生物分子样品诸如纯化的DNA和RNA、用于基因相关测定的原始样品。
本发明的装置尤其适用于处理具有宽范围的尺寸、在提取感兴趣的基因之前需要被破碎的组织样品。尤其是，本发明的装置通过采用基于空化原理的技术(Liu R.H.，et al.，Anal.Chem.，2003，75：1911-1917；and Liu R.H.，et al.，Lab Chip，2002，2(3)，151-157)而利用压电装置破碎组织样品。本发明的装置允许同时破碎组织和裂解细胞。然而，本发明的装置还可以用于处理(裂解)培养细胞、全血细胞、血清、尿、唾液。
根据一个具体实施方式，本发明的装置是一次性的。因此，本发明的装置便宜并且尤其适用于一次性(可抛弃的)应用。
根据第一方面，本发明提供了一种用于样品组织破碎和/或细胞裂解的、包括压电装置的装置。
本发明的压电装置包括：压电材料；以及与该压电材料接触的至少第二材料，并且其中该第二材料在与该压电材料接触侧的相对侧上具有粗糙表面。该粗糙表面改善了空化效应。
根据另一方面，本发明的装置为芯片卡盒(也称为生物芯片芯片卡盒)，包括用于样品组织破碎和/或细胞裂解的压电装置。该芯片卡盒可以进一步包括入口端口、出口端口和至少一个室。该芯片卡盒进一步包括进行组织破碎和/或细胞裂解的室。该芯片卡盒可以单独使用，或可以结合或整合到例如微全分析系统(μ-TAS)或芯片实验室系统内的生物芯片中。尤其是，本发明的芯片卡盒为一次性的芯片卡盒。
根据另一方面，该装置为生物芯片装置。
因此，本发明的装置利用压电(PZT)材料作为致动器，以对新鲜或冷冻组织破碎和/或细胞裂解产生强大的冲击和空化作用。
通过参考以示例说明方式提供的图示，将能更好地理解本发明的芯片卡盒和/或生物芯片装置的具体实施方式，这些具体实施方式并非为了限制本发明。此外，对于通过使用外部源致动PZT装置而处理生物样品的方法，该方法可以应用于本发明的芯片卡盒和生物芯片装置。
芯片卡盒
图1A为本发明的芯片卡盒的分解视图。该芯片卡盒的纵向(横断)剖面视图示于图1B。图2为图1的芯片卡盒的原型相片。该芯片卡盒具有25m×25mm×6mm的外部尺寸。然而，本发明的芯片卡盒并不限于这些尺寸。本领域的普通技术人员可以根据芯片卡盒的具体用途而选择该尺寸。
如图1、图2和图9所示，本发明的芯片卡盒和/或生物芯片装置是透明的，以便可以容易观察和检验破碎过程。
该芯片卡盒包括用于放入生物样品和试剂的入口端口。图1示出了制作在芯片卡盒的室侧壁上的入口。然而，普通技术人员将会理解，可以使用任何已知的入口制作方式。该芯片卡盒设置有在引入所需的生物样品和/或试剂之后，用于密封入口端口的密封部件。图1示出了用来密封入口端口的4mm的固定螺钉(密封螺母)。固定螺钉的尺寸根据入口端口的尺寸和直径选择。该芯片卡盒还包括在进行组织破碎和/或细胞裂解之后，用于取出样品溶液的出口端口。在图1A所示的具体实例中，将外径为1.5mm的玻璃管连接到室，以作为待抽取的破碎的样品溶液的出口管。该管连接至1ml的注射器，以便可以收集在裂解结束之后所获得的溶液。然而，对任何普通技术人员显而易见的是，可以根据本领域中任何已知的方法，将该出口端口制作和/或应用于芯片卡盒。
该芯片卡盒包括与第二材料接触的压电材料，其中该第二材料在与该压电材料接触侧的相对侧上具有粗糙表面。尤其是，该压电材料通过使用本领域中已知的任何合适手段贴附至第二材料。PZT被例如胶粘或固定到该第二材料。
该第二材料可以是任何合适的材料，例如金属、聚合物材料、玻璃等。该第二材料可以是任何金属，其例如选自由钢、不锈钢、黄铜、铜和铝组成的组。该第二材料可以是任何合适的聚合物，其例如选自由聚碳酸酯、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚乙烯、聚丙烯、聚苯乙烯和聚氯乙稀(PVC)组成的组。重要的是，该第二材料保持一定的刚性或者抗性，以便承受当压电材料被致动时该压电材料的弯曲。尤其是，该第二材料的杨氏模量(代表给定材料的丝、棒或者任意形状结构的应力与应变的比率的数目(量纲为磅每平方英寸或者达因每平方厘米))为50至220GPa。因此，根据特定方面，杨氏模量介于50至220GPa的任何材料可以用作芯片卡盒的第二材料。当该第二材料是金属时，PZT与第二材料可以通过导电胶胶粘在一起。该第二材料也可以通过本领域已知的合适方法固定至PZT材料。
该第二材料包括与生物样品接触的粗糙表面。根据第一种技术方法，加工与样品接触的第二材料表面以产生粗糙表面。根据另一种方法，由硅珠层产生粗糙表面。硅珠可以是用于水射流加工(使用来自喷嘴的高压喷水切割材料的工业工艺)中的那些硅珠。它们具有非常锋利的边缘。硅珠可以具有任何尺寸，例如直径为100至400μm。然而，根据本领域已知的任何方法如何制作和形成粗糙表面，这对普通技术人员来说是显而易见的。
在图1A中，首先使用薄层的胶覆盖厚度为0.2mm、直径为15mm的黄铜或棉盘片。然后将硅珠置于薄层胶上，并在70℃下在加热炉中固化1小时。随后将直径为10mm的PZT盘片(来自PHILIPSTM的PXE5)胶粘到黄铜盘的另一侧，以用作致动器。然而，普通技术人员将会明了，PZT不限于盘片的形状，还可以是杆、棒、或者具有至少3个侧面的平面形状的任何其他结构，例如具有三角形、方形、矩形等的平面形状。该芯片卡盒可以由任何合适的材料制成，例如聚碳酸酯。可以通过计算机数控(CNC)加工并使用聚碳酸酯来制作该芯片卡盒。该芯片卡盒还包括室，在该室中进行组织破碎和/或细胞裂解。图1和2所示的室具有14.5mm的直径和1mm的深度的尺寸。然而，可以根据具体要求调整该室的尺寸。图1和2所示的芯片卡盒的总容积约为165μl。
压电材料由外部电压源致动。因此，PZT材料提供致动装置，例如连接至外部电压源的两个电极。当第二材料为金属时，一个电极连接至PZT材料，而第二电极连接至第二材料。然而，当第二材料为非导电材料时，例如聚合物材料，则两个电极将连接至PZT材料。用于连接施加于PZT的电极的装置将优选地不集成到芯片卡盒。
一旦通过外部源致动PZT材料，PZT材料和第二材料在生物样品溶液内产生气泡。这种现象称为空化现象。第二材料具有粗糙表面，优选为硅珠层，该粗糙表面改善了气泡的产生以及组织的裂解。该气泡作用于生物样品，导致组织破碎和/或细胞裂解。因此，当生物样品为组织例如肿瘤时，则同时进行组织破碎和细胞裂解。取决于生物样品的类型，可以在5～40秒内进行破碎和裂解。
如上所述，Liu R.H.，et al.，Anal.Chem.，2004，76：1824-1831披露了一种全集成生物芯片，其包括PZT盘片以通过微流技术提高接种在血液内的目标细菌细胞与免疫磁性捕获珠体的混合和结合。相反，本发明的芯片卡盒和生物芯片装置的PZT材料用于完全不同的用途。在本发明中，用途为破碎组织和裂解细胞。
为了致动PZT材料以产生空化，本发明的发明人已经构建了一种能够产生正弦电压的驱动电路，该正弦电压具有连续变化的频率。该驱动电路的规格定义如下：
-可调整的峰-峰交流电压V0；
-可调整的基本平均频率fm；
-可调整的振荡频率分量Δf0。
该振荡频率分量被设计成在3.3Hz连续变化。这意味着瞬时驱动频率由下式给出：
f＝fm+Δf0sin(wst)，其中ws＝2π(3.3Hz)
基本频率f0通常选择为压电材料的固有频率。通过使用大范围的正弦输入(具有不同的频率)激励压电材料而进行实验，由此可以精确地导出该数值。在共振时，压电材料振动最剧烈。
电路拓扑示于图3。还示出了在不同阶段的输出波形及其符号。
图2(A)和2(B)分别示出了微型芯片卡盒的原型和驱动器电路底座。在优选的具体实施方式中，当使空化芯片卡盒驱动时，振荡频率分量首先设置为零。固有频率调整为6.1kHz，并通过FFT模式下的示波器检验。Δf0随后设置为600Hz。因此，在5.6KHz和6.6kHz之间的频率下驱动压电材料。
如前所述，压电材料在受到致动时产生热量。P.Belgrader等人(Anal.Chem.，1999，71：4232-4236)在PZT盘片和细胞溶液之间使用隔热材料(连接物)，从而防止温度上升使细胞退化。此外，PZT盘片在装置外部。隔热材料对于防止热量容易地传导到溶液室是必须的。事实上，高温影响生物分子诸如RNA、DNA和/或蛋白质的质量。其对于RNA的质量尤其有害。
在本发明的芯片卡盒和/或生物芯片装置中，施加了比Belgrader等人所用的电压低的电压，使得不需要隔热材料(连接物)，并且另外使得PZT材料可以插入或集成到本发明的芯片卡盒和/或生物芯片装置。事实上，在本发明的芯片卡盒和/或生物芯片装置中，优选通过施加变化的(调制的)频率而致动PZT材料。使用变化频率驱动PZT材料，由于破碎时间较短而产生更少的热量，此外还改善了空化效率。因此，在本发明的优选方面中，本发明的方法包括通过施加变化频率而致动PZT。
图6示出了本发明的芯片卡盒和/或生物芯片装置的破碎温度(disruption temperature)上升，温度通过插入K型热偶测量并通过数字读出器读出。无需任何额外的冷却，室温度从约25℃的室温上升到66℃的最大值。由于在本发明的芯片卡盒和/或生物芯片装置中可以在5～40秒内进行组织破碎和/或细胞裂解，因此温度上升维持在25～45℃。
在组织破碎和/或细胞裂解的步骤之后，可以在本发明的芯片卡盒中执行另外的步骤，用于纯化、分离和检测感兴趣的分析物。该分析物可以是核酸、蛋白细菌、病毒、抗原等。可以采用本领域已知的方法进行分析物的纯化、分离和检测。例如，在纯化和分离核酸的情况下，可以使用免疫磁性捕获珠体或者涂敷有包括polyT-oligo的至少一种连接子或用于特定核酸的具体序列互补的连接子的珠体。核酸随后可以通过使用磁体捕获珠体、洗下、并最终回收结合至珠体的核酸而回收。为了将核酸结合至珠体-连接子或结合至免疫磁性捕获珠体，PZT材料可以如本领域所描述的被致动并用于改善混合与结合。另外，通过添加所需的试剂，可以在芯片卡盒的室内直接进行核酸扩增(如RT-PCR、PCR等)。
芯片卡盒优选为可抛弃(一次性使用)装置，其可以独立地用于处理例如生物组织的生物样品。
然而，本发明的芯片卡盒还可以插入到本领域中已知的现有生物芯片装置。对图1和2所示的芯片卡盒如何进行调整或修改，例如通过调整入口和出口端口，以使芯片卡盒更适于插入到生物芯片内，这对于所有普通技术人员来说将是显而易见的。例如，本发明的芯片卡盒可以被调整以插入到图9的装置中，更具体地插入到离解室内部。
该芯片卡盒例如可以插入或者集成到例如微全分析系统(μ-TAS)或芯片实验室系统的生物芯片中。优点在于，使用后，该芯片卡盒可以被废弃，并将新的一次性的芯片卡盒插入到生物芯片内。这使得整个过程受到污染的可能性降低。
因此，本发明还提供了在芯片卡盒或生物芯片内破碎组织和/或裂解细胞的方法，包括以下步骤：
-加载试剂和样品；
-致动压电材料，其中该压电材料与第二材料接触，并且其中该第二材料在与压电材料接触侧的相对侧上具有粗糙表面，该粗糙表面接触该样品；
-获得破碎的组织和/或裂解的细胞；以及
-回收洗出液。
由外部电压源致动该PZT材料。外部电压源供给峰-峰电压为例如50V至400V的正弦波电压。可以施加任何合适的正弦波电压，该电压也可以是几千伏特。本领域的普通技术人员明了如何选择合适的电压。尤其是，正弦波电压的峰-峰电压为-300V至+300V，更具体地为-180V至+180V，优选为-140V至+140V。该正弦波电压具有1.0kHz至20kHz的扫描频率。尤其是，该扫描频率为3.0kHz至8.0kHz。更具体地为5.6kHz至6.6kHz。甚至更具体地，该扫描频率为3.3kHz。
如前所述，优选由变化的(调制的)频率致动PZT材料。使用变化的(调制的)频率驱动PZT材料，空化效果强且所产生的热量低。因此，在本发明的优选方面中，本发明的方法包括通过施加变化的(调制的)频率而致动PZT材料。
生物样品可以是来自动物、人体、植物、细菌、病毒和/或细胞样品的组织。该样品可以是新鲜的或者冷冻的组织样品。该样品还可以是经培养的细胞、全血细胞、血清、尿、唾液或来自活组织检查的组织。破碎和/或细胞裂解发生在芯片卡盒的离解室内。
该方法进一步包括以下步骤：分离、纯化和/或扩增从破碎的组织和裂解的细胞获得的核酸，以及回收核酸。试剂可以进一步包括洗涤缓冲液、洗脱缓冲液和/或RT-PCR试剂。
核酸可以通过添加涂敷有至少一种连接子的珠体，并回收连接至珠体的核酸，而从破碎的组织和/或裂解的细胞回收。该珠体可以是磁性珠体。核酸可以通过外部电磁场或永久磁场而回收。可以通过致动压电材料以增大混合和结合效率，进行珠体上的连接子与核酸的结合。回收的核酸分子为DNA、RNA和/或mRNA。
载入本发明的芯片卡盒和/或生物芯片装置的组织样品的量为0.1mg至100mg。此外，离解室可预先载入缓冲液。
根据另一个具体实施方式，本发明提供了一种生物芯片，其包括：
-离解室；
-试剂和缓冲液储存腔；
-一个或多个阀；
-一个或多个泵；以及
-通道；
而且条件为电连接不集成到该生物芯片内。
该离解室也可以称为破碎室。
该生物芯片包括一个或多个泵，其中该泵为微型泵。
根据另一方面，该装置可以进一步包括注入孔。该装置还可以被调整使得可以实施自动泵浦。
根据本发明的生物芯片(也称为生物芯片装置)的实例示于图9。然而，图9的生物芯片装置已经包括PZT盘片。
本发明的生物芯片可以由适于一次性生物芯片装置的任何材料制成，例如聚合物材料。该聚合物材料可以是聚碳酸酯。该生物芯片装置方便地为透明的，从而能够观察和检验反应的各个步骤。
该生物芯片装置由至少三个层和用于阀及泵的一个或多个隔膜构成。然而，其也可以由四个或多个层构成。这些层可以组装在一起。方便地，这些层可以通过利用任何组装手段而结合在一起，或可以根据本领域中已知的标准方法融合在一起。然而，该覆盖层作为可除去的层而提供。第一层至少包括离解室、试剂和缓冲液储存腔、以及部分通道。第二层至少包括压电材料。另外，第二层包括与由第一层内的室和储存腔上升的通道连接的部分通道，且其中阀和泵形成于第二层与第三层之间的界面处。此外，有通道形成在第二层与第三层之间以及第一层与第二层之间的界面处。该生物芯片可以进一步包括罩层以覆盖第一层。该罩层有助于防止当PZT材料运动时装置内的液体溢出。
尤其是，第二层和第三层之间的界面包括用于阀和泵的凹部。然而，本领域普通技术人员能够进行调整，尤其是调整该凹部在装置内的位置，该调整使装置能执行相同的功能。
第三层可以进一步包括致动该阀和泵的装置。尤其是，第三层可包括连接至气动源以致动阀的通孔。
可以在图11A和11B中看到该生物芯片装置的结构的实例。图11A示出了储存腔、泵、阀、通道和室连接的纵向(横断)剖面视图，而图11B示出了离解室、泵、阀、通道和室连接的不同纵向(横断)剖面视图。
第一层包括离解室和试剂储存腔。第一层进一步包括穿过第一层和第二层的界面，分别从储存腔和室路由的通道。该通道进一步路由穿过第二层而进入第三层，通向存在于第二层和第三层界面处的泵单元和阀单元。
该生物芯片可以进一步包括结合与混合室。该生物芯片还可以包括提取/洗脱/PCR室。
图11A示出了生物芯片包括第一层内的储存腔和室，而图11B示出了包括离解室和室的生物芯片。图11A和11B中涉及的室为提取/洗脱/PCR室。在这两个图示中，未示出结合与混合室。另外，应该注意，图11A和11B是指相同的生物芯片。然而，第一层内的部件的差异是由于各个图示中涉及的不同纵向(横断)剖面视图所引起的。另外，图12A和12B示出了图11的生物芯片内的离解室的放大视图。
生物芯片装置还可以包括第二室，该第二室为结合与混合室(也称为“储存腔”)，如图9和图10所示。因此，本发明的生物芯片装置还可以包括结合与混合室内的第二PZT材料(总是与第二材料接触)。
该至少三个层、阀和微型泵隔膜以及罩层可以分别制造或者购买，它们均在本发明的范围之内。根据另一方面，本发明提供了一种试剂盒(kit)，其包括至少三个层、罩和可选地用于阀和泵的隔膜、以及另外的一种或多种PZT材料。该试剂盒还包括罩层。这些层、隔膜、以及PZT材料在使用之前可以接合或者组装在一起。可以通过使用本领域中已知的可拆卸紧固装置进行接合或组装。可替换的，根据已知方法或技术可以将这些层胶粘在一起或者熔合在一起。
如上所述，第二材料可以是为PZT材料提供支撑的任何合适材料，从而防止其在致动过程中弯曲。因此，第二材料的杨氏模量为50至220GPa。第二材料可以是金属、聚合物、玻璃等。该金属可以选自由钢、不锈钢、黄铜、铜和铝组成的组。然而，也可以使用其他金属。聚合物材料可以选自由聚碳酸酯、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚乙烯、聚丙烯、聚苯乙烯和聚氯乙烯(PVC)组成的组。然而，也可以使用其他已知的聚合物。
该第二材料可以具有粗糙表面，该粗糙表面与样品和/或细胞接触。尤其是，由硅珠层形成该粗糙表面。硅珠的直径可以为100至400μm。然而，与离解室内的生物样品接触的第二材料的表面也可以具有平滑表面。
该PZT材料可以为任何合适的形式，例如盘片、杆或棒的形式，或者具有至少3个侧面的平面形状的结构。
该PZT材料需要由外部电压源来致动。因此，该PZT材料和第二材料包括用于致动PZT材料的装置，例如两个电极。当第二材料为金属时，一个电极连接至PZT材料，而第二电极连接至第二材料。然而，当第二材料为非导电材料例如聚合物材料时，则两个电极将连接至PZT材料。用于连接或施加于PZT材料的电极的装置将优选地不集成到芯片卡盒内。例如，用于连接的两个可移除的引脚或其他部件可插入到该生物芯片装置内，以连接外部电压源和PZT材料。该用于连接的部件是可拆除的。
该生物芯片的阀是微型阀。将由本领域中已知的任何合适材料制成的隔膜置于阀开口中。微型阀的隔膜优选由聚二甲基硅氧烷(PDMS)制成。微型阀由外部气动源加以致动。外部气动源提供真空和/或压缩空气以致动微型阀。
本发明的生物芯片进一步包括用于微型泵的隔膜。该微型泵隔膜可以由聚二甲基硅氧烷(PDMS)制成。微型阀由外部气动源致动。外部气动源提供真空和/或压缩空气以致动该微型阀。
如图9和图10所示，该生物芯片可以进一步包括提取/洗脱/PCR室。该提取/洗脱/PCR室可以沉积有坡莫合金引脚。外部电磁体可贴附到室下方，以便吸引连接或结合分析物(例如核酸)的磁性珠体。
结合与混合室可以包括与第二材料接触的另外PZT材料以增强混合与结合。另外，结合与混合室可以包括涂敷有用于结合核酸分子的至少一种连接子的珠体，或者免疫磁性捕获珠体。涂敷有用于结合核酸分子的至少一种连接子的珠体可以是磁性珠体。
该生物芯片可以进一步包括可集成到该生物芯片内的其他部件，例如生物传感器、RT-PCR和微阵列。图10示出了该装置的工作过程。微型泵为大容量的微流控装置。根据本发明的生物芯片的设计，所使用的微型泵的数目减少，并使用微型阀替代微型泵以引导试剂。图10所示生物芯片装置包括：九个阀和一个微型泵以用于流体操纵；用于组织离解的PZT致动的室和用于珠体-mRNA结合的PZT致动的储存腔；以及四个储存腔，用于存储洗涤缓冲液A、洗涤缓冲液B、洗脱/RT-PCR试剂和产物(RNA、mRNA或cDNA，取决于要求)。在微室内部进行mRNA提取和PCR，其中该微室沉积有磁性材料，例如沉积有坡莫合金，更具体地沉积有坡莫合金引脚。电磁体可以设置在室下方。
图9为原型装置的照片。用于操纵流体的泵和阀由外部气动源致动。
从图10可以看出，在使用该装置之前，试剂被预加载入其各自的储存腔和室。重量为0.1mg至100mg的组织样品被置入预加载了70μl至100μl的PBS缓冲液的离解室。致动涂敷有硅珠的PZT材料，以便对组织样品产生强大的空化和冲击力，这在60秒内碎裂样品。同时彻底裂解组织样品的细胞。打开阀V1-V2、V4-V5，且开启微型泵。包含生物分子的离解的生物溶液传送到已经预加载有结合缓冲液和磁性珠体的结合与混合储存腔内。该储存腔还具有内置的PZT材料用于提高混合效率。当将磁性珠体(涂敷有OligodT)与裂解物组织溶液混合时，mRNA被Oligo dT捕获并结合至磁性珠体的表面。打开阀V3、V4、V5，并同时进行微泵浦，从而将磁性珠体移动至用于洗脱的提取和PCR室。该电磁体此时起作用。使微型泵处于开启状态更长的时间，使得结合室内的试剂可以穿过提取/PCR室几次，以保证几乎所有珠体被回收到提取/PCR室内。当阀V3关闭时，结合储存腔被用于存储废弃材料和化学品。在珠体已经被捕获到提取/PCR室内之后，首先打开V6，接着打开V7，使得洗涤缓冲液A和洗涤缓冲液B可以流到用于mRNA纯化的室。在最后的步骤中，打开阀V8，而洗脱缓冲液或PCR试剂被泵浦到提取/PCR室以用于mRNA洗脱或PCR扩增。从组织加载到mRNA洗脱的工艺时间将耗费约15分钟(PCR热循环不包括在内)。大部分时间消耗在mRNA纯化过程。
用于试剂递送的集成聚合物微型泵
生物芯片装置中使用的微型泵必须产生足够的压力，以将流体从一个位置推进穿过微通道到达另一特定位置。最有希望的方法是隔膜泵的构思，其中通过两个单向阀或者两个喷嘴/扩散器构造连接室。近年来已经报导和开发了基于不同致动原理以及由不同技术制造的多种微型泵(Disier Maillefer，et al.，MEMS 1999，Orlando，Florida；R.Linnemann，et al.，The 11th annual international workshop onMEMS，1998，Heidelberg German，pp.532-5371)。
对于隔膜泵，重要的是获得最大的压缩比以用于高性能的过程例如自吸和气泡容差。该压缩比定义为：
ε＝(ΔV+V0)/V0
这里，ΔV为行程容积(搏出量，stroke volume)，V0为死体积(dead volume)。死体积必须最小化而行程容积必须最大化，以便实现更高的压缩比。
压电致动器、形状记忆合金、静电致动器以及其它的气动致动器已经被用作致动微型泵。这些泵需要复杂的制造工艺，但是仅产生有限的流速和相对低的压力，因为微致动器能够产生有限的力。泵的行程容积也是有限的。因此，难以实现良好的泵性能。此外，对于类似本发明的生物芯片装置的一次性应用，这些泵过于昂贵。
在本发明的生物芯片的设计中，致动器隔膜和入口/出口阀隔膜选用具有低的杨氏模量(20Mpa)、高的延展率、生物兼容性以及良好的密封性能的PDMS材料。相对高的压缩比能够使微型泵获得自吸和气泡容差。由于PDMS的良好密封性能，不存在回流。聚碳酸酯板具有多种功能，首先，用于构造该生物芯片装置，其次，用于形成泵壳和阀罩。
PDMS隔膜、上泵壳和下泵壳形成了气密的泵室。施加压缩空气和真空以致动微型泵。上泵壳和下泵壳中的微型泵室的深度可以为200μm。这限制了PDMS致动隔膜的变形；因此可以实现精确的行程容积。流速对泵浦介质粘度、出口和入口压力是不敏感的。
外部气动源连接至生物芯片装置的底部以致动泵。入口和出口孔形成于连接层中，且它们与位于储存腔层内的微通道连通。
PDMS无法由光限定，且不能通过光刻图案化。此外，PDMS无法被旋涂以获得均匀厚度。因此，本发明装置中的PDMS隔膜由微型模具加以模制。使用两个部分的PDMS溶液(Sylgardl84 SiliconElastomer，Dow Corning)浇铸隔膜。以10∶1的比例混合该溶液的A部分和B部分。将其缓慢地灌注到模具内，随后将其置于真空干燥器中约1小时，以释放被捕获在PDMS混合物内的气泡。一旦不存在可见的气泡，则使用平坦光滑的刀片横切该模具的上表面，同时保持与该表面接触。这是为了保证固化的PDMS隔膜具有与模具深度相同的厚度。整个装置随后在炉内于70℃下固化一小时。最后，获得均匀厚度的PDMS隔膜，并可以从模具取出PDMS隔膜。
制作并特征化单个泵，随后将泵集成到生物芯片装置内。图13(A，B)示出了实验结果。当使用水作为泵浦介质时，获得了2m的最大泵压头。流速与致动频率呈线性关系，且与输出压力(泵压头)无关。
用于引导流体的微型阀
生物芯片装置内的另一个关键部件为微型阀。已经报导了由硅材料和聚合物材料制成的微型单向阀和微型主动阀。尽管单向阀设计简单，其诸如单向流动的固有限制制约了其应用。此外，内置的微型致动器主动微型阀用于一次性生物芯片应用过于昂贵。
在本发明的生物芯片中，与本发明的微型泵结构相似，已经设计出用于引导流体的简单PDMS隔膜微型阀。使用与用于本发明的微型泵相似的外部气动源致动微型阀。
阀被构造在生物芯片装置的连接层内，用于容易地连通位于储存腔层内的微通道。PDMS隔膜的柔性使得阀在-0.1atm压力下可以起作用。当阀闭合时，其呈现非常良好的密封性。图14示出了其流速与入口压力的关系。
用于mRNA提取/PCR/洗脱的多功能室
在多种可利用的生物样品分离技术中，磁性生物分离技术已经被认为是一种非常有希望的技术。该技术的优点为，其容易操纵例如DNA、RNA和mRNA的生物分子。在该生物芯片装置中，在其表面上涂敷有Oligo(dT)的Dynal珠体被用于mRNA提取。珠体直径约为2.5μm。
mRNA提取、洗涤和PCR过程在体积为20μl的多功能室内完成。将涂敷有10μm聚酰亚胺(获自MicroChem的P12525)的金属板置于室的底部。将微型电磁体置于室下方以产生磁场。当DC电流(直流电流)驱动电磁体时，磁场将吸引该珠体并保证它们保留在室内。当电磁体由频率为22kHz的交流电流驱动时，在金属板中感应产生边缘电流，且该边缘电流产生热量用于PCR扩增。实现了16℃/s的加热速率和9.6℃/s的冷却速率。这种非接触加热方法将加热部件(电磁体)和传感器与生物芯片装置分离，因此使得生物芯片装置的成本效率更高。
本发明进一步提供了在芯片卡盒或生物芯片内破碎组织和/或裂解细胞的方法，包括步骤：
-加载试剂和样品；
-致动压电材料，其中该压电材料与第二材料接触；
-获得破碎的组织和/或裂解的细胞；以及
-回收洗出液。
通过外部电压源致动而致动PZT材料、破碎组织和/或裂解细胞的方法与上述使用芯片卡盒的方法相同。
该生物芯片装置包括用于致动PZT材料的装置，例如上述的两个电极。当存在两个PZT材料时，即一个位于离解室内而一个位于结合与混合室内，每个PZT材料具有两个电极。
压电材料的致动产生强大的冲击和空化以引起组织破碎。在离解室内发生破碎和/或细胞裂解。
加载的样品通常为0.1mg至100mg。该样品可以是来自动物、人体、植物、或者细菌和/或病毒样品的组织。该样品可以是新鲜或冷冻的组织样品。该样品可以是经培养的细胞、全血细胞、血清、尿、唾液或来自活组织检查的组织。
离解室可以预加载有缓冲液(缓冲剂)。
该方法进一步包括以下步骤：分离、纯化和/或扩增从破碎的组织和裂解的细胞获得的核酸，以及回收该核酸。试剂包括洗涤缓冲液和洗脱/RT PCR试剂。
通过加入涂敷有至少一种连接子的珠体，并回收连接至珠体的核酸，可以从破碎的组织和/或裂解的细胞回收核酸。该珠体可以是磁性珠体。可替换地，可以使用免疫磁性捕获珠体。通过致动第二压电材料以增大混合与结合效率，可以进行珠体上的连接子与核酸的结合或该连接子与免疫磁性捕获珠体的结合。
分离、纯化和/或扩增步骤可以在如图9和图10所示的室内进行。核酸通过外部电磁体回收。所回收的核酸分子为DNA、RNA和/或mRNA。
现在，已经一般性地描述了本发明，通过参照以下实施例将可以更容易地理解本发明，这些实施例是以举例说明方式提供，而并不为了非限制本发明。
实施例
在芯片卡盒(不包括图1、图2)上进行以下实施例1，然而，实施例1也适用于本发明的生物芯片装置(不包括图9)。
实施例1
芯片卡盒和/或生物芯片装置——实验配置
同时使用重量为1mg至50mg的新鲜和冷冻的大鼠肝脏组织样品进行实验。在将组织通过入口端口放入芯片卡盒的室之前，唯一的预处理过程为使用水洗涤组织。这是为了除去碎片例如血液。冷冻组织样品是来自在液氮(-180℃)中的刚切割的组织。该室证实能够破碎其他组织，例如心脏、肌肉和肾脏组织。
将预处理的组织与100μl磷酸盐缓冲盐水(PBS)一起置于微型芯片卡盒室内。在使用功率放大器驱动压电盘片之前，使用固定螺钉密封入口端口。由于芯片卡盒是透明的，因此可以容易地观察破碎过程。
新鲜样品直接从大鼠肝脏组织切割，重量为5mg至50mg。成功地将大鼠肝脏组织、心脏组织、肌肉组织和肾脏组织用于该实验。
通过将微型K型热电偶插入室以测量温度，由此研究芯片卡盒室温度对核酸的影响。
破碎时间和组织尺寸
图4(A)和(B)示出了使用100μl PBS溶液在20秒内破碎的10mg大鼠新鲜肝脏组织的组织化溶液。组织被完全破碎成直径小于7.8μm的颗粒。在溶液中未观察到细胞。这表明包含在组织内的细胞在破碎步骤已经被裂解。
记录时间以用于比较组织样品的破碎时间和尺寸。所施加的驱动电压和频率分别为250Vpp和6.2kHz。每个样品重量测量三次。图5示出了实验结果。对于重量范围为25mg至50mg的组织，完全破碎的时间几乎相同且该时间小于13秒。更少量的组织和细胞样品需要的处理时间更少。
冷冻组织样品给出相似的结果，但是破碎时间略微减少。冷冻组织比新鲜组织更硬，因此更容易被室破碎。
致动时间和室温度
压电盘片在受到致动时将产生热量。高温将影响生物分子的质量。这对于RNA质量尤其有害。为了检验热量是否容易传导到容纳未破碎的组织的破碎室以及本发明的芯片卡盒的室内组织化组织溶液混合物，通过插入K型热电偶测量并通过数字读出器读出该破碎温度上升。破碎室温度变化示于图6。未采用任何附加的冷却，室温度上升保持在最大值为66℃。
基因质量测试
使用传统的提取方法进行全部RNA和mRNA质量测试。大鼠肝脏新鲜组织和冷冻组织均采用。这些测试独立地使用均浆器破碎和微型室破碎。
基因质量检查
使用Agilent BioChem Workstation 84X设备进行纯化和产率OD测试。对于新鲜组织和冷冻组织，A280/A260的平均比率分别为1.98和1.99，非常接近由均浆器破碎的新鲜组织的比例2.00。
如图7所示，还使用上述设备进行全部RNA产率测试。破碎室对新鲜组织和冷冻组织的平均总RNA产率分别为5.50μg和5.45μg，与由均浆器破碎的新鲜组织的产率5.40μg相当。
用Dynal Oligo(dT)磁性珠体提取mRNA，并用洗涤缓冲液纯化mRNA。对于选定的乳房肿瘤相关基因和管家基因例如CD59、角蛋白19、TP53、β-肌动蛋白、GAPDH、亲环蛋白和β-微球蛋白，使用MJ Research PTC-200通过RT-PCR扩增30个周期。RT-PCR引物来自Sigmat HSRT-100 DuraScript RT-PCR试剂盒。
图8(A)示出了从新鲜组织和冷冻组织提取的TP53 mRNA的琼脂糖凝胶结果。随后从RT-PCR获得cDNA。测试中最长的全长cDNA为1176bps。图8(B)示出了具有360bps的最短的β-微球蛋白的相同结果。从图示，所提取的mRNA是完整无损的，且位于凝胶照片中的正确位置。mRNA的产率为0.155μg/mg组织。
结论
使用了用于快速和同时进行哺乳动物组织破碎和细胞裂解的本发明的原型微型芯片卡盒。通过扫描频率高压驱动方法，在30秒内进行组织破碎。对于每mg新鲜或冷冻组织，总RNA和mRNA产率分别为约5.45μg和0.155μg/mg。凝胶电泳显示获得了完好无损的RNA和mRNA。因此，如图1和2所示，本发明的一次性芯片卡盒证明是用于破碎组织和回收核酸分子的易于使用、高效、且快速的装置。因此，芯片卡盒可以作为用于检测基因的有效装置。尤其是，其中生物样品是来自活组织检查的组织，本发明的芯片卡盒代表了用于确定癌症生物标记和基因相关分析的有效诊断方法。
实施例2
生物芯片装置(图9和图10)
在本发明的生物芯片装置(图9、图10和图11)中，使用了用于同时哺乳动物组织破碎和细胞裂解的微型空化室。该室采用PZT盘片作为致动器，以产生强大的冲击和空化，用于新鲜或冷冻组织离解。在厚为0.2mm、直径为15mm的黄铜盘片的一个表面上涂敷有一层胶(Araldite-Rapid)，以便将硅珠粘附至其表面。在另一个表面上胶粘有直径为10mm的压电盘片(来自PHILIPSTM的PXE5)。具有非常锋利边缘的硅珠被胶粘到与压电盘片侧相对的盘表面上。所使用的珠体的直径变化范围为100μm至400μm。这种珠体常见于水射流机器中，其采用来自喷嘴的高压水以切割金属。这种特殊制作的PZT盘片被用来获得最大的离解效率。
组织离解室的尺寸为14.5mm×0.7mm，容积为115μl。通过位于室侧壁的入口，将组织和试剂加载入该室。
尽管压电致动器具有例如尺寸紧凑且能量密度高的优点，但是压电盘片需要相对高的致动电压(Madou，Marc J.，CRC press，1997，416-419)。使用实验室制造的功率放大器致动PZT盘片，其中该功率放大器输出峰-峰电压为280V的正弦波且扫描频率为3Hz(然而，可以使用5.4kHz至6.6kHz的扫描频率)。实验表明，采用扫描频率，在组织离解室内获得了更强的空化，因此改善了组织离解性能。进行了与实施例1中所述相同的实验，示出了完全离解不同组织尺寸的大鼠肝脏组织所需的时间。结果示于图4(A)和图(B)以及图5。

Claims (36)

1.一种用于破碎样品组织和/或裂解细胞的装置，包括：压电材料；以及与所述压电材料接触的至少第二材料；且其中所述第二材料在与所述压电材料接触侧的相对侧上具有粗糙表面。
2.根据权利要求1所述的装置，其中，所述第二材料被胶粘或固定到所述压电材料上。
3.根据权利要求1至2中任一项所述的装置，其中，所述粗糙表面由硅珠层形成。
4.根据权利要求3的装置，其中，所述硅珠的直径为100至400μm。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的装置，其中，所述第二材料的杨氏模量为50至220GPa。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的装置，其中，所述压电材料为盘片、杆或棒的形式，或者为具有至少3个侧面的平面形状。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的装置，其中，所述装置是一次性的。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的装置，其中，所述装置是芯片卡盒。
9.根据权利要求8所述的装置，其中，所述芯片卡盒进一步包括入口端口、出口端口和至少一个室。
10.根据权利要求8至9中任一项所述的装置，其中，所述芯片卡盒被集成到生物芯片。
11.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中，所述装置为生物芯片装置并且进一步包括：
-离解室；
-试剂和缓冲液储存腔；
-一个或多个阀；
-一个或多个泵；以及
-连接所述室、储存腔和阀的通道。
12.根据权利要求11所述的装置，其中，所述装置进一步包括结合与混合室和/或提取/洗脱/PCR室。
13.根据权利要求12所述的装置，其中，所述结合与混合室包括压电材料以及与所述压电材料接触的第二材料。
14.根据权利要求11至13中任一项所述的装置，其中，所述阀为微型阀。
15.根据权利要求所述14的装置，其中，所述微型阀包括由包含聚二甲基硅氧烷(PDMS)的材料制成的隔膜微型阀。
16.根据权利要求11至15中任一项所述的装置，其中，所述泵为微型泵并包括隔膜。
17.根据权利要求16所述的装置，其中，所述隔膜由包含聚二甲基硅氧烷(PDMS)的材料制成。
18.根据权利要求12所述的装置，其中，所述提取/洗脱/PCR室沉积有磁性材料。
19.根据权利要求12所述的装置，其中，所述结合与混合室包括涂敷有至少一种连接子的珠体，所述连接子用于结合核酸分子。
20.根据权利要求19所述的装置，其中，所述珠体是磁性珠体。
21.根据权利要求11至20中任一项所述的装置，其中，所述生物芯片装置由至少三个层、用于所述阀的一个或多个隔膜以及用于所述泵的一个或多个隔膜构成，且其中第一层至少包括所述离解室、试剂和缓冲液储存腔，第二层至少包括压电材料，且其中所述阀和泵位于所述第二层与第三层之间的界面处，而所述通道位于所述第一层与第二层以及所述第二层与第三层的界面处。
22.根据权利要求21所述的装置，进一步包括罩，以置于所述第一层上。
23.一种在装置内破碎组织和/或裂解细胞的方法，包括以下步骤：
-加载样品和试剂；
-致动压电材料，其中所述压电材料与第二材料接触，且其中所述第二材料在与所述压电材料接触侧的相对侧上具有粗糙表面，所述粗糙表面接触所述样品；
-获得破碎的组织和/或裂解的细胞；以及
-回收洗出液。
24.根据权利要求23所述的方法，其中，所述粗糙表面由硅珠层形成。
25.根据权利要求24所述的方法，其中，所述硅珠的直径为100至400μm。
26.根据权利要求23至25中任一项所述的方法，其中，由外部电压源致动所述压电材料。
27.根据权利要求26所述的方法，其中，所述外部电压源供给变频电压以致动所述压电材料。
28.根据权利要求23至27中任一项所述的方法，其中，所述样品是动物、人体、植物、或来自脂肪的组织和/或细胞样品。
29.根据权利要求23至28中任一项所述的方法，其中，所述样品是新鲜的或冷冻的组织和/或细胞样品。
30.根据权利要求23至29中任一项所述的方法，进一步包括以下步骤：分离、纯化和/或扩增从所述破碎的组织和裂解的细胞获得的核酸，以及回收所述核酸。
31.根据权利要求30所述的方法，其中，通过加入涂敷有至少一种连接子的珠体从所述破碎的组织和/或裂解的细胞回收核酸，且其中所述珠体上的连接子与核酸的结合通过致动第二压电材料以提高混合与结合效率而进行，以及回收连接至所述珠体的核酸。
32.一种包括压电材料的压电装置，所述压电材料接触至少第二材料；且其中所述第二材料在与所述压电材料接触侧的相对侧上具有粗糙表面。
33.根据权利要求32所述的压电装置，其中，所述粗糙表面由硅珠层形成。
34.根据权利要求33所述的压电装置，所述，所述硅珠的直径为100至400μm。
35.根据权利要求32至34中任一项所述的压电装置，其中，所述第二材料的杨氏模量为50至220GPa。
36.根据权利要求32至35中任一项所述的压电装置，其中，所述压电材料为盘片、杆或棒的形式，或者为具有至少3个侧面的平面形状。
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