CN209155881U - 一种生物芯片 - Google Patents

Abstract

本实用新型公开了一种生物芯片。所述生物芯片包括芯片基体，设置在芯片基体上的定量取样装置、多个试剂腔、以及反应器；每个所述试剂腔设有与所述反应器连通的管道，在每根管道中设有常闭微阀；所述定量取样装置具有样本出口，所述样本出口与所述反应器连通。本实用新型的生物芯片体积小，但结合了集成大型自动化分析仪器以及生物芯片的所有优点，不仅严格实现了传统自动化分析仪器的分析精度，甚至在有些功能方面超过了传统自动化分析仪器。

Description

一种生物芯片

技术领域

本实用新型涉及一种生物芯片，属于生物芯片领域。

背景技术

目前市场上现有技术分为两种：传统大型自动化分析仪器检测技术和串行生物芯片技术。

如图1和2所示，传统大型自动化分析仪器是采用并行式技术，这种技术优点是能做到高精度定量分析检测。而并行式技术的特点是每种试剂单独存储，根据检测反应需要，试剂依次通过独立的液路进入到同一个反应器，实现对样本的分析检测。

传统大型自动化分析仪器检测技术的优点是：

1、样本及试剂都可以采用样品针精确定量加入到反应器。2、独立管路避免了试剂间的交叉污染。3、各种试剂独立储存，便于处理有特殊要求的试剂。4、反应清洗彻底，清洗残余物可以控制在很小CV。5、因为是独立反应器，可以便于对反应器做各种检测处理。6、基于以上的优点，可以得出一个精确定量的分析结果。

传统检测分析仪器在实现精确定量分析结果的同时，也存在一些缺点：

1、结构复杂，维护不便。2、存在较多液路及废液排放。3、需要对样品针进行清洗等作业，消耗试剂量大。4、无法做到便携式及现场即时诊断。

由于存在上述缺陷，微加工技术及材料技术的发展使得生物芯片成为一种可能。而生物芯片是把生物、化学、医学等领域分析样品的过程，包括制备、反应、分离、检测等基本单元集成到一块几平方厘米甚至更小的芯片上，自动完成分析的全过程，其中比较典型的技术是串行微流控芯片技术。

如图3和4所示，串行微流控芯片技术比较典型的例如深圳华迈兴微的M2型分析芯片。其中串行式技术在加入样本后，样本每经过一种试剂存储管道或是存储腔的时候，把该管道或是存储腔当作反应器，进行反应。反应结束后，在驱动力作用下，反应后的混合液再流往下一种试剂继续下一步的生物反应，直到最终的结果检测。这种串行微流控芯片技术存在的优点是：芯片制备技术简单，设计制造成本低，操作简易，可以实现现场即时诊断等。

但因为这种串行微流控芯片技术基于上述固有特性，它无法达到大型自动化分析仪器的精度，存在以下缺点：

1、这种方法无法避免交叉污染。2、这种方法无法达到试剂量的精准加样。3、混匀过程不可逆，存在混匀程度不一致的风险。4、清洗过程不可逆，存在清洗不彻底的风险。

基于以上这些缺点，串行式生物芯片无法完成样本的高精度定量分析。

生物芯片技术在近20年得到了快速发展，尤其是微流控技术、新材料技术以及人工智能技术的快速发展，使得生物芯片技术逐渐走向产业化。但是，现在生物芯片中的微量定量取样是一个普遍性的难题。

微流控芯片技术是把生物、化学、医学分析过程的样品制备、反应、分离、检测等基本操作单元集成到一块微米尺度的芯片上，自动完成分析全过程。由于它在生物、化学、医学等领域的巨大潜力，已经发展成为一个生物、化学、医学、流体、电子、材料、机械等学科交叉的崭新研究领域。

现有的微量定量取样结构包括定量管，使用时，首先将定量管内的空气排除，再利用负压原理从某种容器中定量吸取微量的液体至定量管，然后将定量管移位（移动或是旋转）至指定位置，再利用空气将液体推出定量管，达到取样的目的。

现有的这种微量定量取样结构中，定量和取样为两个独立的环节，定量之后再取样需要移位，因而很难或无法集成在微小的生物芯片中。同时这种利用空气将液体推出的方式，难免会将空气混合在液体中推出，从而将空气带入生物芯片的反应器内，影响生物芯片对样本的检测结果。

此外，目前微流控芯片所用试剂多为外部注入加入，在外力驱动作用下，使试剂按照管道流动。现预先将微流控芯片检测试剂加入到芯片试剂腔中，使用过程中无需再外部注入试剂；且通过微流控芯片微阀的变化来控制预先注入试剂的流通性。

现在生物芯片中的微量定量取样是一个普遍性的难题。现有的微量定量取样结构包括定量管，使用时，首先将定量管内的空气排除，再利用负压原理从某种容器中定量吸取微量的液体至定量管，然后将定量管移位（移动或是旋转）至指定位置，再利用空气将液体推出定量管，达到取样的目的。

现有的这种微量定量取样结构中，定量和取样为两个独立的环节，定量之后再取样需要移位，因而很难或无法集成在微小的生物芯片中。同时这种利用空气将液体推出的方式，难免会将空气混合在液体中推出，从而将空气带入生物芯片的反应器内，影响生物芯片对样本的检测结果。

现有技术的缺点主要是检测试剂在使用时必须从外部注入，所花费时间较多且无法实现自动化，因此需要一种微阀与液体隔离的结构来满足液体在储存过程中不会流入微阀，且微阀在变化过程中不会对储存液体造成影响和液体流动通畅性影响。

中国发明专利公开号CN1512095C公开了一种用于启、闭微/纳米流体通道的冰阀，其包括：一放置在流动有流体的微流道下端的半导体制冷器和一位于该半导体制冷器的制冷端或制热端的散热器，半导体制冷器与散热器之间设有低热阻高强度绝缘漆构成的导热绝缘层；一位于微流道上端面的用以加热微流道中流体的微型加热器；所述的微型加热器为通入蒸汽的蒸汽包、为带电源的微型电加热器，或为带激光加热源的微型激光加热器；半导体制冷器由多个半导体制冷模块并联组成；无任何运动部件，便于控制，是一种理想的易于集成化的微阀结构。然而该专利由于采用冰作为阀芯，因此，无法用于有试剂存储的，正常状态下是没有阀芯的；进一步地，冰容易与试剂发生反应，且冰作为阀芯尺寸过大（无法做到微米级），无法实现精确化控制，此外，如果该专利用于微流控芯片上，那么芯片中还需要植入电路，这将进一步增加芯片的制造难度，降低其可靠性。

实用新型内容

本实用新型旨在提供一种生物芯片，该生物芯片创造性地结合了集成大型自动化分析仪器以及生物芯片的所有优点，不仅严格实现了传统自动化分析仪器的分析精度，甚至在有些功能方面超过了传统自动化分析仪器。

为了实现上述目的，本实用新型所采用的技术方案是：

一种生物芯片，其包括芯片基体，设置在芯片基体上的定量取样装置、多个试剂腔、以及反应器；

每个所述试剂腔设有与所述反应器连通的管道，在每根管道中设有常闭微阀；

所述定量取样装置具有样本出口，所述样本出口与所述反应器连通。

根据本实用新型的实施例，还可以对本实用新型作进一步的优化，以下为优化后形成的技术方案：

根据本实用新型的优选实施例，所述管道的出液端均位于所述反应器的上方；所述样本出口位于所述反应器的上方。这样使用起来比较方便，而且方便加工制造。

优选地，所述定量取样装置和试剂腔均设置在芯片基体的上部，所述反应器设置在芯片基体的下部。这样，待加入的液体流出之后可以依靠重力进入反应器内。

根据本实用新型的优选实施例，所述定量取样装置包括定量管，所述样本出口设置在定量管的下部。所述定量管的底部为圆锥状，样本出口设于定量管底部最低点。此种形式便于样本自动进入定量管内腔并从底部样本出口排出空气，更有利于形成不含空气的样本液柱。同时，定量管底部为圆锥状有利于形成不含空气的样本液柱，起主要目的是减小截面面积，缩小出口管径，减小残余，提高精度。

优选地，所述定量管顶部设有密封所述定量管内腔的柱塞。

为了便于进行给样，所述柱塞与一驱动所述柱塞沿定量管轴向方向移动的驱动机构。所述定量管一侧设有摄像单元，所述定量管由透明材料制成且定量管位于摄像单元视场范围内，所述摄像单元与控制器电连接，该控制器与驱动机构电连接。摄像单元能够拍摄定量管内的样本图像，控制器通过拍摄的样本图像可以计算出样本的注入及推出情况，从而实现精确控制。

优选地，所述定量取样装置通过侧向过滤结构与进样口连通。更优选地，所述侧向过滤结构包括竖向布置的过滤膜，设置在过滤膜与进样口之间的第一腔体，设置在过滤膜与定量取样装置之间的第二腔体。过滤膜与水平面之间垂直，相对于现有技术中的过滤膜水平放置，本实用新型中的过滤膜竖直设置在第一腔体侧边。在滤血过程中，即使红细胞滞留在第一腔体内，由于过滤膜竖直设置，由于红细胞沉积在第一腔体底部，因而红细胞不易堵塞设置在第一腔体侧边的过滤膜，因而血浆通过过滤膜比较通畅，滤血充分，滤血时间短、效率高，同时在压力下发生溶血风险低。

所述第一腔体的底部设有压积腔，所述第一腔体、压积腔和第二腔体依次连通。所述压积腔的体积小于第一腔体的体积，所述压积腔的体积大于或等于待过滤全血中红细胞的总体积。由于第一腔体底部与压积腔相连通，第一腔体内的待过滤全血持续往压积腔内输送，然后血浆穿过过滤膜进入第二腔体，红细胞滞留在压积腔内，达到滤血目的。由于压积腔的体积大于或等于待过滤全血中红细胞的总体积，因而在滤血过程中，红细胞沉积在压积腔底部，压积腔上部空间留出用于接纳新注入的全血，过滤膜更加不易被红细胞堵塞，滤血更通畅。

所述第一腔体顶部开口，且在该顶部开口处安装有柱塞；所述进样口设置在第一腔体顶部一侧，且倾斜布置。滤血时，利用驱动机构对柱塞施加驱动力，从而柱塞对第一腔体密闭加压，促使全血往过滤膜方向流动，达到滤血目的。工作时，柱塞压不到压积腔中，因为多余的样本血浆从过滤膜过滤至第二腔体了，全血体积减小，所以压积腔处于无压力状态，在压力下发生溶血风险低。

为了保证封闭第一腔体可靠有效，所述柱塞伸入所述第一腔体时，该柱塞底端到第一腔体顶端的距离大于进样口的出液端下端点到第一腔体顶端的距离。这样柱塞压下之后，柱塞的底部封闭所述注液通道从而实现所述空腔的封闭。

所述定量取样装置一侧设有位于芯片基体外的吹气单元，该芯片基体上开有吹气通孔，所述吹气通孔的一端朝向所述吹气单元的吹气口，该吹气通孔的一端朝向所述样本出口。在每次定量管定量推出样本液体后，定量微量样本液滴粘附悬挂在样本出口处。此时，利用吹气单元依次通过吹气通孔和过气通道向样本出口方向吹气，从而可以将粘附在样本出口处的定量微量样本液滴吹落，既不污染样本，又保证了样本定量精度。

本实用新型的样本液体从样本注入口注入到定量管内腔，由于定量管上端密封、下端开口，样本自动进入定量管内腔，样本注入过程中，由于定量管的管径根据流体（血浆）的粘度设计，便于样本注入时空气排出，定量管内的空气被样本持续从样本出口推出，控制注入定量管内腔的样本量，最终在定量管内形成一段不含空气的样本液柱，为精准定量取样提供可能。随后，利用驱动机构驱动定量柱塞向下运动，控制定量柱塞的行程，即可按需将定量管内的样本定量推出。本实用新型由于不需要排出空气形成负压吸取样本，因而容易直接集成在微小的生物芯片中；由于能够在定量管内形成不含空气的液柱，因而避免将带有空气的样本加入生物芯片的反应器内，对样本的检测结果无任何不良影响；通过控制定量柱塞的行程，可在同一环节完成定量和取样过程，操作简单方便。

本实用新型中的微量定量指的是，每次从定量管样本出口中推出的取样样本量为3 ul到100ul。

为了尽可能地减少反应器倾倒排液后反应池内的残液余量，所述反应器的内壁涂覆有疏水材料层。优选疏水材料层为微纳米复合材料层或聚四氟乙烯层。

优选地，所述反应器具有倾倒口，该倾倒口外侧设有吸水材料，该吸水材料与倾倒口边沿接触。优选所述吸水材料为吸水纸。由此，所述反应器的杯体具有用于容置反应液体的反应池，通过在杯体内设计疏水材料层和在杯口设计吸水材料，这样一疏一吸，可以将杯体反应池内的残液余量降至占比一般在1%左右。

本实用新型使用吸水材料辅助排除废液，让废液排除的更干净，且液体在芯片中不会以流动状态存在。本实用新型通过在反应器的容器内表面增加疏水涂层达到排液干净的目的。

为了实现双向任一一侧排液，所述反应器有两个倾倒口，两个倾倒口对称设置，且每个倾倒口外侧均设有吸水材料。

优选地，所述反应器由聚丙烯材料、聚碳酸酯材料或亚克力材料一体成型而成。

为了将反应杯与芯片基座分离开来形成独立结构设计，所述芯片基体内设有用于安装反应器的第一安装腔，所述反应器悬挂安装在所述第一安装腔内。优选所述反应器通过转动件悬挂安装在所述第一安装腔内。更优选所述反应器的侧壁上设有两根转轴，两根转轴共轴心线，所述第一安装腔内壁上开设有与所述转轴配合的转孔，该反应器通过所述转轴枢接悬挂在所述第一安装腔内；或所述反应器的侧壁上设有两个转孔，两个转孔共轴心线，所述第一安装腔内壁上设有与所述转孔配合的转轴，该反应器通过所述转孔枢接悬挂在所述第一安装腔内。在倾倒的时候，反应池里面的液体在自身重力下流出反应器，同时在振动机构的振动下，反应器相对芯片基座振动，从而使得残余液体更容易流出，在液体到了反应池嘴口的时候，吸水材料能快速地将相应的液体吸收干净，并且液体在倾倒出杯体外时被吸水材料捆绑住，不会以流动液态存在。

转轴转孔配合可以更好地驱动所述反应器相对所述芯片基座振动，同时整个反应器在振动机构的驱动下形成荡秋千运动模式，从而使得反应器所需振动能量得到大幅降低，且更容易得到精确控制，从而达到更理想的混匀效果。

所述反应器的一侧设有驱动所述反应器相对所述芯片基体振动的振动机构；所述芯片基体设置在一个托盘上，所述振动机构安装在所述托盘上。优选所述振动机构包括安装在托盘上的振动片，以及安装在振动片上的驱动装置；所述振动片的顶端设置在反应器底部一侧。本实用新型所述的杯体一侧设有振动机构，不局限于整个振动机构整体安装在杯体一侧，而应当囊括振动机构设置在杯体下方，但振动机构的部件延伸至杯体一侧的情况，本质上是实现驱动反应器相对所述芯片基座振动。

由此，通过振动机构的振动带动反应器振动，可以在反应前实现反应器内反应液体的混匀，本实用新型的反应器能在狭小空间内方便控制，且结构简单、便于安装、振动混匀效果好，能适合对不同粘度、不同密度样本液体进行混匀。

振动片的顶端设置在反应器底部一侧，这样，在不需要振动混匀时，振动片与反应器不接触，需要振动混匀时，设置在反应器底部一侧的振动片的振动可以直接带动反应器本身振动。

为了方便观测杯内液体反应情况，所述杯体由透明的高分子聚合物材料材质制成。同时，为了实现轻量化和降低杯体壁厚的目的，所述杯体由聚丙烯材料（PP）、聚碳酸酯（PC）材料或亚克力（聚甲基丙烯酸甲酯，PMMA）材料一体成型而成。这种一体成型结构避免了现有键合设计带来的不良影响。

所述反应器的底部具有向下延伸的片状凸起。这样通过振动所述片状凸起即可实现带动整个反应器振动的目的，不用直接去振动反应器本身。

对于本实用新型而言，倾倒排液不仅仅只是将液体倒出来，最重要的指标是反应器内的残余量要非常少。而在本领域中，常规技术没有去研究，一般倾倒排液后的残余量都是以毫升为单位，换句话说，常规的倾倒排液都不关注残余量。所以基于这种考虑，常规技术没有动机去研究一种倾倒排液结构来应对本实用新型对要求残余量非常少的使用环境。

本实用新型采用旋转倾倒的方式来排废液，将反应池与芯片基片拆分为两个相对独立零部件，二者采用活动装配方式组合一起。进一步地，本实用新型采用的倾倒排液结构不需要额外的驱动结构，共用芯片微泵的驱动结构即可。

通过本实用新型的倾倒排液结构排液后，反应器内的残余量一般以微升为单位计，残余量占比一般在1%左右。

所述管道包括第一管路和第二管路；所述试剂腔的出液端与第一管路的一端连通，该第一管路的另一端与第二管路的一端通过常闭微阀隔开，该第二管路的另一端与所述反应器连通；所述第一管路内具有空气柱，该空气柱的一端接触常闭微阀，该空气柱的另一端接触试剂腔内的液体，所述第一管路与第二管路在常闭微阀打开时连通。优选所述空气柱的长度大于5mm。本实用新型由于隔离空气柱的存在，微阀变化时产生的能量通过空气柱后对液体的形态不会产生影响。此外，试剂腔到激光阀管道结构利于试剂流动，液体温度和液体流动通畅性好。本实用新型的常闭微阀在常规状态常闭，需要打开时，通过加热装置（优选为激光加热）使阀芯熔化或气化，从而保证第一管路与第二管路连通。

为了方便实现精确化定量控制，所述第一管路和第二管路管径为100μm-1000μm，所述常闭微阀的阀芯直径为100μm-1000μm；和/或所述常闭微阀的阀芯沿着第一管路或第二管路长度方向的尺寸为100μm-1000μm。

优选地，所述常闭微阀的阀芯为高分子聚合物制成。所述高分子聚合物指由键重复连接而成的高分子量（通常可达10～106）化合物。

为了解决微阀和芯片集成的问题，所述常闭微阀的阀芯、第一管路的管壁和第二管路的管壁均为同种材质制成；优选所述芯片基体的一侧设有激光光源。这样可以降低了工艺难度和加工成本，且具有更好的密封性。

本实施例所述的常闭微阀是微流控系统的关键执行部件，在激光的作用下实现微阀的流体通道从常闭到常开的切换。

本实施例所述的激光是一种人造光，能实现定向发光，且光源稳定，波长单一，能量极大。

优选地，所述激光的光源为蓝紫激光光源。优选所述激光的波长范围为400nm-980nm。

为了保证阀芯熔化后的液体流入溢流池内，避免了影响管道的流量，从而保证管道畅通，所述常闭微阀的上游侧设有位于第一管路上的溢流池和/或所述常闭微阀的阀芯的下游侧设有位于第二管路上的溢流池。更优选地，所述溢流池的深度为相对第一管路或第二管路内壁面下凹0.5mm-1mm；和/或所述溢流池沿着第一管路或第二管路长度方向的尺寸为0.5mm-1mm。溢流池的这种设计保证了熔化后的阀芯不影响管道的流量。

优选地，所述常闭微阀的熔点为40℃-170℃，该常闭微阀的气化温度是80℃-300℃。这样需要开启常闭微阀时，通过激光定点照射阀芯，这样阀芯熔化或气化，第一管路和第二管路连通。所述常闭微阀的阀芯、第一管路的管壁和第二管路的管壁均为同种材质制成的好处在于加工成本更低，而通过激光定点熔化或气化阀芯，可以保证在阀芯熔化或气化的同时，第一管路的管壁和第二管路的管壁不会被熔化或气化。

优选地，所述芯片基座由盖板和底座组合而成，所述盖板和底座之间形成所述管道；优选所述常闭微阀、盖板和底座为一体化结构。

上述生物芯片在实际使用时包括如下步骤：

1)、血浆经定量取样装置的样本出口定量流入反应器内；

2)、根据需要依次打开与储存有试剂的试剂腔相连的管道内的常闭微阀，储存在相应试剂腔内的试剂流入反应器内进行反应。

步骤1中，将全血送入定量取样装置中进行过滤获得血浆，血浆再定量流入反应器内。

步骤2)中，常闭微阀通过设置在芯片基座一侧的激光光源定点照射后熔化开启。

一种优选的方案是，本实用新型在生物芯片使用前预先向试剂腔中注入所需量的液体后封堵注入口，注入液体时液体末端到常闭微阀之间通过空气柱隔绝；需要将液体输送至反应腔时，通过设置在常闭微阀外侧的激光光源照射在所述常闭微阀的阀芯上并将阀芯熔化或气化，常闭微阀打开，第一管路与第二管路连通，液体从试剂腔内流入反应腔内。

当常闭微阀打开，液体从试剂腔内流入反应腔内时，由于第一管路和第二管路的管径较小，都是微米级的，因此，可以通过外力下压试剂腔的顶部的兼作活塞的柱塞，这样可以保证试剂腔内的液体尽快流入反应腔内。

由于空气柱的存在，液体存储在试剂腔中不会流入常闭微阀处，这样微阀变化时产生的能量不会对储存液体产生大的影响。

由此，本实施例将常闭微阀和致动力源分离开来，简化了常闭微阀整体的制作工艺，使微流控系统上更容易集成微阀，大幅度降低了微流控系统的生成成本。

与现有技术相比，本实用新型的有益效果是：

通过对微泵，微阀及独立微反应器的技术突破，我们研发出了并行式生物芯片。具有如下特点：

1、通过微量定量结构的开发设计，实现了比传统大型分析仪器更精准的样本定量加样。

2、通过微阀技术实现了芯片中的独立管路设计，避免了交叉污染，并且不需要对管路经行清洗。

3、自主开发的液滴加样技术，实现了试剂的精准加样。

4、通过成型技术设计独立的反应器，使得清洗混匀能实现闭环控制，确保100%混匀。

5、独立的反应器设计，通过表面处理技术，使得排废液排除干净。

6、通过吸水材料的研究，使得排放的废液不会以流动的液体形式储存在废液池中，废液对外零排放。

7、采用独立反应器，所有的反应环境可以做到高度的一致性，环境对反应结果的干扰也降至最低，而且便于仪器异常的自诊断分析。

8、在实现传统自动化分析仪器的精准度外，并行生物芯片结构简单，操作简便，可以实现废液对外零排放。

9、并行生物芯片的试剂消耗量极小。

10、并行生物芯片具有便携式及现场即时诊断等优点。

11、本实用新型的定量取样装置将定量和取样在同一个环节完成，不需要排出空气形成负压吸取样本，微量定量取样结构直接集成在微小的生物芯片中；在取样时能够在定量管内形成不含空气的液柱，避免将带有空气的样本加入生物芯片的反应器内，对样本的检测结果无任何不良影响；同时，使用非接触液滴的方式将粘附悬挂在定量管末端样本出口的定量微量样本液滴吹落入生物芯片反应器内，不会污染样本，样本定量精度高；同时结构简单、成本低廉，恒定性好。

12、与CN1512095C相比，本实用新型不需要制冷部件，且可以将阀芯做到0.3mm-1mm的水平，便于实现精确化控制。此外，本实用新型的微阀是常闭微阀，只需要在特定的时候打开，而不需要再次关闭。最后，本实用新型的阀芯不会与试剂发生反应，避免了污染试剂。

13、本实用新型的生物芯片具有检测分析时间短、不存在交叉污染的风险、极小的试剂消耗量、可以实现即时精确检测、容易实现自动化、设备一次性采购成本低、操作简易等优点。

附图说明

图1是传统自动化分析仪器的结构示意图；

图2是传统自动化分析仪器的原理图；

图3是现有串行式生物芯片的结构示意图；

图4 是现有串行式生物芯片的原理图；

图5是本实用新型一个实施例的立面示意图；

图6是本实用新型的芯片基体的正面部分的示意图；

图7是本实用新型的芯片基体的背面部分的示意图；

图8是液体加入试剂腔后的效果图；

图9是常闭微阀熔化前的局部示意图；

图10是常闭微阀熔化中的局部示意图；

图11是图5的前剖面立体图；

图12是图5的后剖面立体图；

图13为本实用新型所述的定量取样装置进行定量取样的结构原理图；

图14为图13的侧剖视图；

图15为定量取样装置工作的电路模块图；

图16为定量取样装置的工作流程图；

图17为定量取样装置的软件动作时序图；

图18是图13的工作状态图；

图19是图13的外形图；

图20是本实用新型所述反应杯处的局部示意图；

图21是本实用新型的生物芯片安装在芯片放置托盘上的示意图；

图22是图21的纵剖面示意图；

图23是本实用新型一种实施例的芯片基座示意图；

在图中

1-外壳，101-第一腔体，102-第二腔体，103-压积腔，105-安装通孔，106-吹气通孔，2-过滤膜，3-柱塞，4-定量管，401-样本注入口，402-样本出口，5-柱塞，6-吹气单元，7-过气通道，8-摄像单元，9-控制器，10-反应器，11-驱动机构，12-芯片基体，13-第一刻线，14-第二刻线，15-进样口；16-试剂腔；17-管道；171-第一管路；172-第二管路18-常闭微阀；19-空气柱；20-定量取样装置；21-柱塞；22-液体；23-激光光源；24-吸水材料；25-疏水材料层；26-振动片；27-振动电机；28-片状凸起；29-托盘；30-阀芯；31-盖板；32-底座；33-溢流池。

具体实施方式

一种生物芯片，如图5,11,12所示，其包括芯片基体12，设置在芯片基体12上的定量取样装置20、多个试剂腔16、以及反应器10；每个所述试剂腔16设有与所述反应器10连通的管道17，在每根管道17中设有常闭微阀18；所述定量取样装置具有样本出口402，所述样本出口402与所述反应器10连通。所述管道17的进液端与所述试剂腔16的出液端连通，所述管道17的出液端均位于所述反应器10的上方；所述样本出口402位于所述反应器10的上方。

如图5-7,11,12所示，管道17内常闭微阀分隔为第一管路171和第二管路172。所述试剂腔16用于储存液体22，该试剂腔16的底端与第一管路171的一端连通，该第一管路171的另一端通过常闭微阀18与第二管路172的一端隔开，该第二管路172的另一端与反应器10连通；所述第一管路171内具有长度大于5mm的空气柱19，该空气柱19的一端接触常闭微阀18，该空气柱19的另一端接触液体22，所述第一管路171与第二管路172在常闭微阀18打开时连通。在本实施例中，常闭微阀18打开的方式最好是采用激光定点加热常闭微阀18的阀芯，这样常闭微阀18的阀芯熔化，从而使得第一管路171与第二管路172形成通路。

试剂腔16上端未用柱塞21封口时，加入液体22时液体22基本不会流入微管路4中，预压入柱塞21后液流尾端位置受柱塞21压力作用会下移一些到如图6位置，预压柱塞21位置确定后，液流尾端与常闭微阀18之间的保留空气柱19起到了常闭微阀18与液体22的隔离作用。在密封环境下液流尾端与常闭微阀18之间保留的空气达到一个平衡状态，在柱塞不下压且管路不通的情况下，隔离空气柱的位置不会发生改变会。如图9所示，芯片经过了颠倒摇晃，由于液流尾端与微阀间有空气柱的存在，液流尾端与微阀间的距离保持不变。

所述试剂腔16的顶部装有兼作活塞的柱塞21。所述第一管路171和第二管路172管径为100μm-1000μm，最好是300um-500um。所述常闭微阀18的阀芯直径为100μm-1000μm，最好是300um-500um。所述常闭微阀18的阀芯沿着第一管路171或第二管路172长度方向的尺寸为100μm-1000μm，最好是300um-500um。

所述常闭微阀18的阀芯、第一管路171的管壁和第二管路172的管壁均为同种材质制成，该芯片基体12的一侧设有激光光源23。所述阀芯的上游侧设有位于第一管路171上的溢流池和/或所述阀芯的下游侧设有位于第二管路172上的溢流池。这样，阀芯熔化时，可以自动流向溢流池内，从而避免影响第一管路171和第二管路172的管径，影响流量。

所述溢流池的深度为相对第一管路171或第二管路172内壁面下凹0.5mm-1mm。所述溢流池沿着第一管路171或第二管路172长度方向的尺寸为0.5mm-1mm。

向试剂腔加入液体时，本实施例的微阀与液体隔离的结构通过管道内保留的空气柱将液体微流与微阀隔离，隔离空气柱的产生是因为在密封环境下液流尾端与微阀之间保留的空气达到一个平衡状态，再柱塞不下压且管路不通的情况下，隔离空气柱的位置不会发生改变，起到微阀与液体的隔离作用，因而加入的液体不会影响微阀的变化且微阀变化所产生的能量也不会对加入液体产生影响。

此外，如图7所示，柱塞装在试剂腔上端，液体23与柱塞21的间隙很小，一般为0-3mm，这样，生物芯片在颠倒摇晃过程中，液体中的活动空间很小，液体中的磁珠会始终处于液体浸泡中，不会暴露在空气中。

一种生物芯片，如图5-7,11,12所示，包括芯片基体12，所述芯片基体12内设有多个所述的微阀与液体之间的隔离系统，所述试剂腔16、第一管路171、第二管路172和反应器10均开设在芯片基体12内。各微阀与液体之间的隔离系统共用一个反应腔。

一种利用所述的微阀与液体之间的隔离系统控制液体的方法，如图8所示，其包括如下步骤：

S1、预先向试剂腔16中注入所需量的液体22后通过柱塞21封堵注入口，如图8和9所示，注入液体22时液体末端到常闭微阀18之间通过空气柱19隔绝；由于试剂腔到微阀管道有一定弯曲结构，且微阀未破坏时管道结构是封闭的，注入液体时液体末端到微阀会有一段空气柱隔绝，液体不会流入微阀处。

S2、需要将液体输送至反应器10时，如图10所示，通过设置在常闭微阀18外侧的激光光源23定点照射在所述常闭微阀18的阀芯上并将阀芯熔化或气化，常闭微阀18打开，第一管路171与第二管路172连通，液体23从试剂腔16内流入反应器10内。由此，通过微阀变化使管道变得流通，由于预注入液体与微阀的隔离结构使得微阀变化时产生的能量不会对储存液体产生影响。

为了保证试剂腔内的液体尽快流入反应器10内，根据需要可以压下柱塞21，从而将液体23通过第一管路171与第二管路172从试剂腔16中压出至反应器10。

由此，本实施例预先在芯片的试剂腔内注入溶液，试剂注入试剂腔中时，试剂腔到微阀管道中有一段空气柱隔绝，液体在储存过程中不会流入常闭微阀18，且常闭微阀18在变化过程中产生的能量不会对储存液体造成影响，试剂腔到微阀管道有一定弯曲结构，不会对液体流动通畅性产生不利影响。

本实施例的常闭微阀的阀芯封堵第一管路171和第二管路172之间。所述常闭微阀18的阀芯、第一管路171的管壁和第二管路172的管壁均为同种材质制成。所述阀芯的熔点为40℃-170℃，最好是100℃-120℃。所述阀芯的沸点是80℃-300℃。所述常闭微阀18的阀芯为高分子聚合物制成。所述阀芯的直径为0.5mm。所述第一管路171和第二管路172的内径为0.5mm。为了提高吸光效率，所述阀芯外表面设有深色涂层。优选为黑色涂层，或是优选阀芯为黑色材料制成。这样可以缩短熔化或气化阀芯的时间。所述激光光源为蓝紫激光光源。所述激光的波长范围为400nm-980nm。

由此，常规状态下阀芯不熔化或气化，微阀常闭，需要打开时，通过加热装置（优选为激光加热）使阀芯熔化或气化，从而保证管道畅通。

微阀启动过程如下：先利用激光的穿透性，使激光穿透芯片基体12，将激光焦距对准微阀阀芯位置。由于激光的高能量，阀芯在吸收激光光子能量后，常闭微阀18会迅速受热变形熔化或气化，沿着管壁平摊开（如图10所示），原本堵塞的管路就被打通，实现了微阀的开启，激光照射时间为0.1s-30s。

根据本实施例的设计溢流池的实施例，当阀芯相变成液体，在重力及表面张力的作用下，变成液体的阀芯流向溢流池位置，从而实现第一管路171和第二管路172的畅通。

作为致动力的激光光源位于芯片外部，不需与芯片集成安装，性能稳定，可多次重复使用，有利于微流控芯片的商业化应用。

本实施例的微阀相比于普通微阀，拥有结构简单、加工简便，不需集成，成本低廉，容易大批量生产等优点。

对于不易吸光的阀芯，可以在其表面涂抹深色颜料，以提高其吸光效率，从而实现微阀的控制功能。

如图13所示，本实施例的芯片基片12内设有反应器10，芯片基片12内还设有定量管4，定量管4的底部开设样本出口402；所述样本出口402位于反应器10上方；所述定量管4顶部设有对定量管4内腔密封封口的定量柱塞5，所述定量管4侧壁上部开设与定量管4内腔相通的样本注入口401，还包括控制器9、可驱动定量柱塞5沿定量管4轴向移动的驱动机构11，控制器9与驱动机构11电连接，驱动机构11与定量柱塞5驱动相连。定量柱塞5可根据需要选用不同的材料及厚度。

微量定量取样结构可以与反应器10联通为一个整体，也可以为两个不互联的独立部件。

定量管4外侧壁上设有第一刻线13与第二刻线14，第一刻线13位于第二刻线14上方。

定量管4的底部为圆锥状，样本出口402设于定量管4底部最低点。此种形式便于样本自动进入定量管4内腔并从底部样本出口402排出空气，更有利于形成不含空气的样本液柱。同时，定量管底部为圆锥状有利于形成不含空气的样本液柱，起主要目的是减小截面面积，缩小出口管径，减小残余，提高精度。

在初始进样状态下，定量柱塞5底面与样本注入口401最高点共面；或者定量柱塞5底面位于样本注入口401最高点与最低点之间。当定量柱塞5底面位于样本注入口401最高点与最低点之间时，更有利于形成不含空气的样本液柱。

样本注入口401开口高度为1mm~2.5mm，定量管4的中段和上段的管径为0.5mm~3.5mm。定量管4的管径根据流体（血浆）的粘度设计，便于样本注入时空气排出。除实施例中所述的结构外，定量管5还可以采用其它结构，如长方体结构。

所述定量管4由疏水材料制作而成，或者定量管4内壁具有疏水涂层。

所述定量管4的内表面为光滑面。

生物芯片还包括摄像单元8，定量管4由透明材料制成且定量管4位于摄像单元8视场范围内，摄像单元8与控制器9电连接。摄像单元8能够拍摄定量管4内的样本图像，控制器9通过接收到的样本图像可以计算出样本在定量管4内的注入及推出情况，从而实现精确控制。

生物芯片还包括吹气单元6，芯片基片12内设有外壳1，外壳1上设有安装通孔105，定量管4下段伸入该安装通孔105内，外壳1侧壁上开设连通吹气单元6出气口与定量管4下段的吹气通孔106，定量管4下段与安装通孔105之间形成连通吹气通孔106与样本出口402外壁的过气通道7。

在图14中，吹气单元6的出气口设置于吹气通孔106侧面，实际上，吹气单元6的出气口可以根据实际情况设定，即，可以根据实际情况调节吹气单元6出气口与外壳1之间的距离，可以根据实际情况设定吹气单元6的出气口是否需要伸入外壳1内部。同时，吹气单元6出气口的吹气方向也可以根据需要设置，吹气方向可以为吹气通孔上下左右的各个方向，可以横向吹气，也可以竖向吹气，也可以倾斜吹气。

在每次定量管4定量推出样本液体后，定量微量样本液滴粘附悬挂在样本出口402处。此时，利用吹气单元6依次通过吹气通孔106和过气通道7向样本出口402方向吹气，从而可以将粘附在样本出口402处的定量微量样本液滴吹落，既不污染样本，又保证了样本定量精度。

液滴被吹落后，会有一小部分残留在定量管4的末端（空气不能完全吹走所有的液体），但是这一部分残留每次都是稳定的，在定量管4定量排出样本的时候包含了这一部分残留，从而不影响定量精度。

所述安装通孔105为上大下小的圆锥孔。

上述结构形成的过气通道7能够改变空气的流动方向，有效地收拢气流，使得空气集中气流吹向样本出口402处粘附的液滴上部，使得液滴能够垂直落至样本出口402下方指定区域内，不会被吹散，进一步保证样本定量精度。

定量管4外侧壁中段与外壳1相贴合。一方面能够防止空气向上方流动，另一方面还能够保证定量管4在外壳1内的定位。

所述吹气单元6包括气泵、与气泵出气口相连的气管，气泵的控制端与控制器9的输出端电连接，气管的出气口与吹气通孔106相对。

非接触式吹气辅助结构还包括摄像单元8和控制器9，样本出口402位于摄像单元8视场范围内，摄像单元8与吹气单元6均与控制器9电连接。

在每次定量管4定量推出样本液体后，定量微量样本液滴粘附悬挂在样本出口402处。此时，利用吹气单元6依次通过吹气通孔106和过气通道7向样本出口402方向吹气，从而可以将粘附在样本出口402处的定量样本液滴吹落，既不污染样本，又保证了样本定量精度。

摄像单元8能够拍摄样本出口402处的液滴图像，同时摄像单元8将采集的数据发送至控制器9，控制器9根据图像处理方法计算出液滴的体积，控制器9根据液滴的体积控制吹气单元6的输出量，可以保证不同大小的样本液滴均能被精准竖直吹落。液滴体积大，则吹气单元6吹气量大、气压大、时间长；液滴体积小，则吹气单元6吹气量小、气压小、时间短。

外壳1内设有滤血结构，滤血结构包括设于外壳1内的过滤膜2，外壳1顶部设有开口朝上的第一腔体101，外壳1内设有第二腔体102，第一腔体101与第二腔体102之间通过过滤膜2连通，其特征在于，过滤膜2与水平面之间垂直；第二腔体102与样本注入口401相连通。

优选地，外壳1内还设有压积腔103，压积腔103与第一腔体101底部相连通，压积腔103通过过滤膜2与第二腔体102相连通。第一腔体101、压积腔103、过滤膜2、第二腔体102依次连通。压积腔103的体积小于第一腔体101的体积，压积腔103的体积大于或等于待过滤全血中红细胞的总体积。

压积腔103上与过滤膜2相接侧面的最高点相对水平面的高程为a，压积腔103上与过滤膜2相对侧面的最高点相对水平面的高程为b，在本实施例中，a=b。

a还可以大于b，此种情况在附图中未示出，但并不影响本领域的技术人员对本实用新型的理解和实现。在a＞b时，过滤膜2更不易被堵塞。

所述外壳1上开设用于插装所述过滤膜2的插入口。所述插入口开设于外壳1侧壁，插入口还可以开设于外壳1顶部或底部。过滤膜2周边用软胶包边处理，安装的时候，过滤膜2与插入口侧壁过盈配合，起到密封作用，防止样本侧漏外溢。

滤血结构还包括可对第一腔体101顶部开口密封封口的柱塞3。驱动机构11与柱塞3驱动相连。

滤血结构将全血过滤得到血浆样本后，血浆样本从滤血结构的血浆出口通过样本注入口401注入到定量管4内腔，由于定量管4上端密封、下端开口，样本自动进入定量管4内腔，样本注入过程中，定量管4内的空气被样本持续从样本出口402推出，控制注入定量管4内腔的样本量，最终在定量管4内形成一段不含空气的样本液柱，为精准定量取样提供可能。随后，利用驱动机构11驱动定量柱塞5向下运动，控制定量柱塞5的行程，即可按需将定量管4内的样本定量推出。本实用新型由于不需要排出空气形成负压吸取样本，因而容易直接集成在微小的生物芯片中；由于能够在定量管4内形成不含空气的液柱，因而避免将带有空气的样本加入生物芯片的反应器10内，对样本的检测结果无任何不良影响；通过控制定量柱塞5的行程，可在同一环节完成定量和取样过程，操作简单方便。

通过对过滤得到血浆量的需求，可以计算待过滤全血的体积，进而得到全血中红细胞的总体积。例如：若需要20微升的血浆，由于人的全血中大概只有40~50%的血浆，那么至少需要50微升的全血，50微升的全血中有25~30微升的红细胞，因而压积腔103的体积为25~30微升或稍大于此值。

压积腔103可以为正方体、长方体等规则形状，也可以为不规则形体。

过滤膜2竖直设置，滤血效果最好、效率最高。

由于过滤膜2与水平面之间垂直，相对于现有技术中的过滤膜2水平放置，本实用新型中的过滤膜2竖直设置在压积腔103侧边。第一腔体101底部与压积腔103相连通，第一腔体101内的待过滤全血持续往压积腔103内输送，然后血浆穿过过滤膜2进入第二腔体102，红细胞滞留在压积腔103内，达到滤血目的。

由于压积腔103的体积大于或等于待过滤全血中红细胞的总体积，因而在滤血过程中，红细胞沉积在压积腔103底部，压积腔103上部空间留出用于接纳新注入的全血，由于过滤膜2竖直设置在压积腔103侧边，过滤膜2不易被红细胞堵塞，滤血更通畅，滤血充分，滤血时间短、效率高，同时在压力下发生溶血风险低。

驱动机构11为移动式电机。驱动机构11与柱塞3、定量柱塞5的连接关系并未在附图中示出，但并不影响本领域的技术人员对本实用新型的理解和实现。

滤血时，利用驱动机构7对柱塞3施加驱动力，从而柱塞3对第一腔体101密闭加压，促使全血往过滤膜2方向流动，达到滤血目的。工作时，柱塞3压不到压积腔103中，因为多余的样本血浆从过滤膜2过滤至第二腔体102了，全血体积减小，所以压积腔103处于无压力状态，在压力下发生溶血风险低。

上述生物芯片的控制方法包括如下步骤：

1)、在各试剂腔16内充入试剂；

2)、将全血送入定量取样装置20中进行过滤获得血浆，血浆经定量取样装置20的样本出口402定量流入反应器10内；

3)、根据需要依次开启各管道17内的常闭微阀18，试剂17流入反应器10内进行反应。

具体而言，步骤2）分为如下步骤：

步骤A.将血浆样本从样本注入口401注入定量管4内腔；

步骤B.血浆样本达到定量管4底部；

步骤C.定量柱塞5沿定量管4轴向向下移动，将一定量的血浆样本从定量管4内推出；

步骤D.血浆样本进入反应器10。

所述步骤B中，当血浆样本到达定量管4上的第一刻线13时，停止向定量管4内注入血浆样本，同时，定量柱塞5沿定量管4轴向向下移动并将血浆样本向下推动，当定量管4内的血浆样本到达定量管4上位于第一刻线13之下的第二刻线14时，即为血浆样本达到定量管4底部。

利用控制器9计算将一定量血浆样本推出定量管4时定量柱塞5的行程，同时控制器9通过驱动机构11驱动定量柱塞5按照计算的行程移动。

如图15和图16所示，本实用新型的具体微量定量取样方法如下：

第一，将全血样本通过进样口15注入至第一腔体101中。

第二，生物芯片送检后，由控制器9通过驱动机构11驱动柱塞3向下移动。

第三，全血样本经过过滤膜2的过滤作用后，血浆样本通过第二腔体102、样本注入口401进入定量管4内腔。

第四，血浆样本到达定量管4上的第一刻线13，摄像单元8摄取到血浆样本图像并发送至控制器9，控制器9识别后，控制柱塞3停止下压，过滤环节结束。

第五，控制器9通过驱动机构11驱动定量柱塞5向下移动，对血浆样本进行预压。

第六，血浆样本到达定量管4上的第二刻线14，摄像单元8摄取到血浆样本图像并发送至控制器9，控制器9识别后，控制定量柱塞5停止下压，过滤环节结束。

第七，控制器9计算取一定量血浆样本还需要定量柱塞5下压的行程，并发出指令通过驱动机构11驱动定量柱塞5按照计算出的行程值向下移动，推出需要的样本量。在本实施例中，驱动定量柱塞5的行程是根据取样量处以定量管4内腔截面积来计算的。

第八，定量血浆样本从定量管4内定量排出后，定量管4的样本出口402处粘附形成微量定量（小于50微升）的样本液滴，液滴悬挂在样本出口402处。控制气泵出气口吹出空气，吹出的空气经过吹气通孔106后，向下方流动的空气经过过气通道7的收拢作用后，集中吹向液滴上部，从而使得液滴垂直向下落入反应器10内，液滴不会被吹散飞溅出反应器10或吹向反应器10侧壁，保证样本定量精度。其中，气泵的输出量由控制器9根据摄像单元8采集的液滴图像计算出的液滴体积控制。

如图20-22所示，所述反应器10包括用于容置反应液体杯体；在芯片基座12内开设有一个容置所述反应器的安装腔，该反应器悬挂安装在所述安装腔内。所述杯体的内壁涂覆有疏水材料层25，最好是微纳米复合材料层或聚四氟乙烯层。在杯体的杯口外侧设有吸水材料24，吸水材料最好是高分子复合吸水纸。所述吸水材料24与杯体的杯口边沿接触。

如图20所示，所述杯体一侧设有驱动所述反应器相对所述芯片基座12振动的振动机构。所述反应器的外壁面通过转动件悬挂安装在所述安装腔的壁面上，这样杯体可以相对芯片基座12摆动。如图20所示，作为一种实施例，所述杯体的侧壁上设有两根转轴，两根转轴共轴心线，所述安装腔内壁上开设有与所述转轴配合的转孔，该杯体通过所述转轴枢接悬挂在所述安装腔内。作为另一个等同的实施例，所述杯体的侧壁上设有两个转孔，两个转孔共轴心线，所述安装腔内壁上设有与所述转孔配合的转轴，该杯体通过所述转孔枢接悬挂在所述安装腔内。

倾倒废液时，由于反应器10装配到芯片基座12上，而在芯片基座12内放置有与反应器10的出口边沿接触的吸水材料24。吸水材料24最好是高分子复合吸水纸。

本实施例的整个芯片放置在检测仪器的一个托盘上，当需要排除废液的时候，整个芯片绕着反应池底部的圆心为转动中心逆时针旋转。通过将反应池设计成易脱水的结构，反应池的池内壁上采用疏水材料，例如微纳米复合材料或聚四氟乙烯设计后，这样在倾倒的时候，同时在振动机构的振动下，反应器相对芯片基座振动，从而使得残余液体更容易流出，反应池里面的液体在自身重力下流出反应池，在液体到了反应池的出口边沿时，吸水材料就能快速地将相应的液体吸收干净，从而将倾倒出杯体外的液体通过吸水材料捆绑住，不会以流动液态存在。

为了方便观测杯内液体反应情况，所述杯体由透明的高分子聚合物材料材质制成。同时，为了实现轻量化和降低杯体壁厚的目的，所述杯体由聚丙烯材料、聚碳酸酯材料或亚克力材料一体成型而成。这种一体成型结构避免了现有键合设计带来的不良影响。本实施例的杯体采用轻量化设计，产品壁厚比较薄，使杯体透明度提高，便于对颜色较浅的试剂进行识别，从而扩大使用范围。

本实施例的反应器采用独立结构设计，反应器质量小，所以振动混匀需要的激振力小，小功率的振动电机就可以将反应液进行充分的振动混匀，而且不会对芯片中其它的部分产生影响，同时方便对微反应中的反应及实际试剂量做出相应的检测。

为了保证反应液在反应时充分混匀，如图21和22所示，所述芯片基座12设置在一个芯片放置托盘29上，所述振动机构安装在所述芯片放置托盘29上。所述振动机构包括安装在芯片放置托盘上的振动片26，以及安装在振动片26侧壁面上的微型扁平振动电机27。

如图20所示，所述反应器的底部具有向下延伸的片状凸起28；所述振动片26的顶部具有U型叉状结构，所述片状凸起28位于U型叉状结构的U形区域内，即使反应器下部的片状凸起28正好插入到U型叉状结构中。这样，反应器下方底部为一个片状凸起28，振动片26头部为U型叉状结构，振动片26的侧面固定一个市售的微型扁平振动电机27的金属振动片。

当扁平振动电机接通合适的直流电压后，电机产生的偏心振动使得金属振动片产生类似音叉的往复振动。振动产生的振幅通过U型叉状结构作用于反应器的下部片状凸起上，最终使反应器绕自身旋转轴实现往复振动，从而达到使反应器内部液体的振动混匀效果。

本实施例的反应器是一种杯体本身独立于基体的独立悬浮部件，在材料的选择和运动模式等不受承载主体影响限制运动的特殊杯体，便于相关试剂在悬浮反应器的反应池中进行化学发光反应、检测、校准。

本实施例的反应器采用独立设计，可以容易设计加工出一些有特殊要求，特殊结构的微反应器，同时采用独立设计，因为不需要再键合，消除了键合带来的影响。现在有技术中需要两个零件键合在一起才可以形成密闭的空间，键合过程中胶水可能会溢出污染试剂，键合面平整度不高键合有间隙，反应试剂可能流出，出现上述问题会直接影响分析结果的准确性。

实例：不需要外部复杂结构的前提下，本实用新型能够实现芯片干净的排除废液，现有芯片排液的残余量是1%，以下数据为试验过程中随机连续20组取样的实验数据。试验条件：反应器10中加入400ul清洗液后，再倾倒，测残余量。0.001g=1ul。

如图23所示，芯片基座12外侧设有激光光源23，该激光光源23用于融化或气化所述常闭微阀18的阀芯30而使所述常闭微阀18打开。如图22所示，所述微流管路17内设有阀芯30，该阀芯30将微流管路17分隔成第一管路171和第二管路172，且当阀芯30打开时第一管路171和第二管路172连通；所述阀芯30与微流管路17的管壁材质相同，所述基体6的外壁面与阀芯30之间具有透明材质，设置透明材质的目的是便于激光通过，以便定点熔化或气化所述阀芯。在本实施例中，常闭微阀18打开的方式最好是采用激光定点加热常闭微阀18的阀芯，这样常闭微阀18的阀芯熔化，从而使得第一管路171与第二管路172形成通路。

为了方便制造，一种实施例是所述常闭微阀18包括阀芯30和由芯片盖板31和芯片底座32形成的阀体，所述芯片盖板31和芯片底座32之间形成微流管路17，所述阀芯30封堵在所述微流管路17中。所述芯片盖板31和芯片底座32由深色材料制成，最好是黑色材料制成，所述阀芯30的熔点高于常温且阀芯30的熔点均低于盖板31和底座32的熔点。所述阀芯30的熔点为40℃-170℃，最好是100℃-120℃。所述阀芯30的沸点是80℃-300℃。所述阀芯为高分子聚合物制成。所述阀芯的直径为0.5mm。所述微流管路17的内径为0.5mm。所述第一管路171和第二管路172的内径为0.5mm。

对激光吸收率不强的材料，难以产生热效应而融化或气化，可以在其表层涂抹深色涂料，最好是黑色涂层，或所述阀芯为黑色材料制成，利用深色对激光的强吸收性，提高其表面对激光光子的吸收效率，使其受热变形，开启微流管路。

所述激光光源23为蓝紫激光光源。所述激光的波长范围为400nm-980nm。

制造时，直接在基体上开设第一管路171和第二管路172，第一管路171和第二管路172共轴线设置且通过所述阀芯隔开。第一管路171和第二管路172的开孔端通过柱塞封堵即可。

如图23所示，所述阀芯的上游侧设有位于第一管路171上的溢流池33或所述阀芯的下游侧设有位于第二管路172上的溢流池33，最好第一管路171上和第二管路172上均设有溢流池33。这样，阀芯熔化时，可以自动流向溢流池内，从而避免影响第一管路171和第二管路172的管径，影响流量。所述溢流池的深度为相对第一管路171或第二管路172内壁面下凹0.5mm-1mm。所述溢流池沿着第一管路171或第二管路172长度方向的尺寸为0.5mm-1mm。

本实用新型利用激光的穿透性和聚焦定位，将特定波长、功率、功率强度的激光穿透表面透光材料，聚焦于预定微阀位置，再利用激光能量的热效应，使阀芯2吸收激光光子并转化为热能。阀芯30受热经过变形、融化、气化等过程，使原本堵塞的管道畅通，实现微流控管路由闭合状态到开启状态。

微阀不仅是可以将阀芯30堵塞于微流控管道，来实现管路闭合，还可以直接利用芯片材质来制作微阀，此时，所述阀芯30、芯片盖板31和芯片底座32为一体化结构。可直接在芯片设计时将微阀结构置于芯片结构上，与芯片一起加工成型。这样的微阀结构不存在微阀与芯片的集成问题，能大幅度降低加工成本和工艺难度，且具有更好密闭性。

微阀启动过程如下：先利用激光的穿透性，使激光穿透上层的透明盖板，将激光焦距对准微阀阀芯位置。由于激光的高能量，阀芯在吸收激光光子能量后，阀芯30会迅速受热变形融化或气化，沿着管壁平摊开，原本堵塞的管路就被打通，实现了微阀的开启，激光照射时间最快2s左右即可，激光的波长范围为400nm-980nm。根据本实用新型的设计溢流池的实施例，当阀芯相变成液体，在重力及表面张力的作用下，变成液体的阀芯流向溢流池位置，从而实现微流管路17的畅通。

作为致动力的激光光源位于芯片外部，不需与芯片集成安装，性能稳定，可多次重复使用，有利于微流控芯片的商业化应用。本实用新型的微阀相比于普通微阀，拥有结构简单、加工简便，不需集成，成本低廉，容易大批量生产等优点。

对于不易吸光的阀芯，可以在其表面涂抹深色颜料，以提高其吸光效率，从而实现微阀的控制功能。

本实施例的常闭微阀18具有如下优点：1、微阀的致动力来源稳定，不占用微流控芯片资源，阀芯结构简单，微阀与芯片易于集成，加工设备和原材料要求不高，生产成本大幅度降低，适于批量化生产和商业化使用。2、微阀开启速度快，2s左右就能击穿阀芯，实现微阀的开启。激光能量高，扩大了微阀的材质范围，不局限于低融点相变材料。激光束能量集中，控制激光焦点和击穿时间，可实现只击微阀阀芯，不对微流控系统的其他部分结构和材质造成损坏，具有广泛的应用前景。3、常闭微阀18和致动力源分离开来，简化了微阀整体的制作工艺，使微流控系统上更容易集成微阀，大幅度降低了微流控系统的生成成本，适用于需要大规模产业化的微流控系统的生成和使用。

Claims (20)

1.一种生物芯片，其特征在于，包括芯片基体（12），设置在芯片基体（12）上的定量取样装置（20）、多个试剂腔（16）、以及反应器（10）；

每个所述试剂腔（16）设有与所述反应器（10）连通的管道（17），在每根管道（17）中设有常闭微阀（18）；

所述定量取样装置具有样本出口（402），所述样本出口（402）与所述反应器（10）连通。

2.根据权利要求1所述的生物芯片，其特征在于，所述管道（17）的出液端均位于所述反应器（10）的上方；所述样本出口（402）位于所述反应器（10）的上方。

3.根据权利要求1所述的生物芯片，其特征在于，所述定量取样装置（20）和试剂腔（16）均设置在芯片基体（12）的上部，所述反应器（10）设置在芯片基体（12）的下部。

4.根据权利要求1所述的生物芯片，其特征在于，所述定量取样装置（20）包括定量管（4），所述样本出口（402）设置在定量管（4）的下部。

5.根据权利要求1所述的生物芯片，其特征在于，所述定量管（4）的底部为圆锥状，样本出口（402）设于定量管（4）底部最低点。

6.根据权利要求1所述的生物芯片，其特征在于，所述定量管（4）顶部设有密封所述定量管（4）内腔的柱塞（5）。

7.根据权利要求1-6中任一项所述的生物芯片，其特征在于，所述定量取样装置（20）通过侧向过滤结构与进样口（15）连通。

8.根据权利要求7所述的生物芯片，其特征在于，所述侧向过滤结构包括竖向布置的过滤膜（2），设置在过滤膜（2）与进样口（15）之间的第一腔体（101），设置在过滤膜（2）与定量取样装置（20）之间的第二腔体（102）。

9.根据权利要求8所述的生物芯片，其特征在于，所述第一腔体（101）的底部设有压积腔（103），所述第一腔体（101）、压积腔（103）和第二腔体（102）依次连通。

10.根据权利要求9所述的生物芯片，其特征在于，所述压积腔（103）的体积小于第一腔体（101）的体积，所述压积腔（103）的体积大于或等于待过滤全血中红细胞的总体积。

11.根据权利要求1-6中任一项所述的生物芯片，其特征在于，所述定量取样装置（20）一侧设有位于芯片基体（12）外的吹气单元（6），该芯片基体（12）上开有吹气通孔（106），所述吹气通孔（106）的一端朝向所述吹气单元（6）的吹气口，该吹气通孔（106）的一端朝向所述样本出口（402）。

12.根据权利要求1-6中任一项所述的生物芯片，其特征在于，所述反应器（10）的内壁涂覆有疏水材料层（25）；所述反应器（10）具有倾倒口，该倾倒口外侧设有吸水材料（24），该吸水材料（24）与倾倒口边沿接触。

13.根据权利要求1-6中任一项所述的生物芯片，其特征在于，所述芯片基体（12）内设有用于安装反应器（10）的第一安装腔，所述反应器（10）悬挂安装在所述第一安装腔内。

14.根据权利要求1-6中任一项所述的生物芯片，其特征在于，所述反应器（10）的一侧设有驱动所述反应器（10）相对所述芯片基体（12）振动的振动机构；所述芯片基体（12）设置在一个托盘（29）上，所述振动机构安装在所述托盘（29）上。

15.根据权利要求1-6中任一项所述的生物芯片，其特征在于，所述管道（17）包括第一管路（171）和第二管路（172）；所述试剂腔（16）的出液端与第一管路（171）的一端连通，该第一管路（171）的另一端与第二管路（172）的一端通过常闭微阀（18）隔开，该第二管路（172）的另一端与所述反应器（10）连通；所述第一管路（171）内具有空气柱（19），该空气柱（19）的一端接触常闭微阀（18），该空气柱（19）的另一端接触试剂腔（16）内的液体，所述第一管路（171）与第二管路（172）在常闭微阀（18）打开时连通。

16.根据权利要求15所述的生物芯片，其特征在于，所述空气柱（19）的长度大于5mm。

17.根据权利要求15所述的生物芯片，其特征在于，所述第一管路（171）和第二管路（172）管径为100μm-1000μm，所述常闭微阀（18）的阀芯（30）直径为100μm-1000μm；和/或所述常闭微阀（18）的阀芯（30）沿着第一管路（171）或第二管路（172）长度方向的尺寸为100μm-1000μm。

18.根据权利要求15所述的生物芯片，其特征在于，所述常闭微阀（18）的阀芯（30）、第一管路（171）的管壁和第二管路（172）的管壁均为同种材质制成；所述芯片基体（12）的一侧设有激光光源（23）。

19.根据权利要求15所述的生物芯片，其特征在于，所述常闭微阀（18）的上游侧设有位于第一管路（171）上的溢流池（33）和/或所述常闭微阀（18）的阀芯（30）的下游侧设有位于第二管路（172）上的溢流池（33）。

20.根据权利要求1-6中任一项所述的生物芯片，其特征在于，所述常闭微阀（18）的熔点为40℃-170℃，该常闭微阀（18）的气化温度是80℃-300℃。